Ein diffusionsgewichtetes MRT-Bild
ergibt sich aus dem die Diffusion charakterisierenden pixelweise
bestimmten DADC-Wert (engl.: Apparent-Diffusion-Coefficient,
ADC-Koeffizient) der sich aus den Meßsignalen der jeweiligen verwendeten
Sequenz sowie aus dem das Experiment charakterisierenden b-Wert
berechnen läßt. Hierzu
müssen
bei einer diffusionsgewichteten PSIF-Sequenz mit unipolarem Diffusions-Gradientenpuls
bei der Integration aller Echopfade die jeweiligen T1-
und T2-Werte sowie die Flipwinkelverteilung α(z) des verwendeten
realen HF-Puls über
die selektierte Schicht exakt bekannt sein [R.Buxton, J.of Magnetic
Resonance in Medicine 29, 235–243
(1993)]. Dies ist bei den bisher verwendeten (Steady-State-) Sequenzen
nicht der Fall weshalb eine genaue Berechnung des DADC-Wertes unter
Berücksichtigung
einer exakten T2-Gewichtung nicht möglich ist.
Die Folge sind diffusionsgewichtete Bilder die starke Artefakte
aufweisen.
Aus diesem Grunde schlagen Y.Zur, E.Bosak,
N.Kaplan im Journal of Magnetic Resonance in Medicine 37, 716–722 (1997)
vor anstelle eines monopolaren Diffusionsgradienten einen bipolaren
Diffusionsgradienten einzusetzen. Hierdurch wird das durch den Diffusionsgradienten
bewirkte Auffächern
der Phasenverläufe
kompensiert. Die Diffusionszeit Δ ist
dadurch wohldefiniert und eine ADC-Berechnung aus zwei Diffusionsmessungen
mit hinsichtlich der Amplitude unterschiedlichen Diffusionsgradienten
näherungsweise
möglich.
Allerdings war bereits bekannt, dass
bei Verwendung bipolarer Diffusionsgradienten die berechneten Diffusionskoeffizienten
immer noch stark vom jeweiligen T2-Wert
abhängen,
was ebenfalls zu erheblichen Artefakten führt [S.Ding, H.Trillaud et
al. J.Of Magnetic Resonance in Medicine 34, 586–595 (1995)].
M.H.Cho und C.H.Cho haben bereits
in dem Konferenzband Society of Magnetic Resonance in Medicine,
p. 911 Amsterdam (1989) theoretisch gezeigt, dass diese T2-Wichtung bei Verwendung eines bipolaren
Diffusionskoeffizienten eliminiert werden kann, wenn zu dem gemessenen
PSIF-Signal (S–) ein entsprechendes
FISP-Signal (S+) bekannt ist und eine entsprechende
Formel angegeben.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung
ist es, die für
diese Formel benötigten
Messgrößen besonders
vorteilhaft zu messen um eine artefaktfreie Berechnung des DADC-Wertes zu ermöglichen.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale der unabhängigen
Ansprüche gelöst. Die
abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
Erfindungsgemäß wird ein Verfahren zur Ermittlung
eines diffusionsgewichteten Bildes in der diffusionsgewichteten
MRT-Bildgebung vorgeschlagen welches
die folgenden Schritte aufweist:
- a) Messen
und Speichern eines nichtdiffusionsgewichteten und eines diffusionsgewichteten
Datensatzes mittels einer DESS-Sequenz (Double Echo Steady State
Sequenz), wobei für
den nichtdiffusionsgewichteten Datensatz zwei Auslesegradienten
nacheinander geschaltet werden und für den diffusionsgewichteten
Datensatz zwischen zwei Auslesegradienten ein bipolarer Diffusionsgradientenpulszug
geschaltet wird,
- b) Berechnen eines diffusionsgewichteten MRT-Bildes auf Basis
des nichtdiffusionsgewichteten und des diffusionsgewichteten Datensatzes sowie
auf Basis eines die diffusionsgewichtete Messung charakterisierenden
Wertes.
Der bipolare Diffusionsgradientenpulszug besteht
vorteilhafterweise aus einem positiven und einem negativen Diffusions gradientenpuls
mit der jeweiligen Amplitude G0 bzw. –G0 sowie der gleichen Pulsbreite δ. Beide Diffusionsgradientenpulse
folgen erfindungsgemäß unmittelbar
hintereinander. Diese Art der Gradientenschaltung kompensiert auftretende
Dephasierungseffekte.
Die Berechnung des diffusionsgewichteten MRT-Bildes
erfolgt schließlich
durch Bilden des Quotienten einer Kombination des diffusionsgewichteten und
des nichtdiffusionsgewichteten Datensatzes, anschließender Logarithmierung
des Quotienten sowie Gewichtung mit dem der diffusionsgewichteten
Messung entsprechenden b-Wertes.
Erfindungsgemäß erfolgt die Bildgebung des diffusionsgewichteten
MRT-Bildes durch pixelweise Darstellung eines ADC-Koeffizienten D
ADC der aus den akquirierten Datensätzen gemäß der Formel
ebenfalls pixelweise ermittelt
wird, wobei
S
0
+ und
S
0
– den Datensatz der nichtdiffusionsgewichteten
Messung in Form von FISP-Echo-Signalen und von PSIF-Echo-Signalen darstellen
sowie
S
Diff
+ und
S
Diff
– den Datensatz der diffusionsgewichteten
Messung in Form von FISP-Echo-Signalen und von PSIF-Echo-Signalen
darstellen, und wobei
b
bip den die
diffusionsgewichtete Messung charakterisierenden Wert darstellt
der nach der Formel
durch
die Beschaffenheit des bipolaren Diffusionsgradienten und dem gyromagnetischen
Verhältnis γ der betrachteten
kernresonanten Spinspezies gegeben ist.
Die Gesamtmesszeit kann vorteilhaft
dadurch wesentlich reduziert werden wenn das S+-Signal
im Vergleich zum S–-Signal erfindungsgemäß mit höherer Bandbreite
gemessen wird.
Um eventuell auftretende Artefakte
zu vermeiden ist es vorteilhaft, beide Signale S+ und
S– mit gleicher
großer
Bandbreite zu messen, wobei das S–-Signal
durch einen Multigradientenechozug mehrmals gemessen wird und über die
gemessenen S–-Signale
gemittelt wird.
Vorteilhafterweise bietet es sich
an die Mittelung mit dem Quadratsummenverfahren durchzuführen.
Die Akquirierung der Datensätze SDiff
–, SDiff
+, S0
–,
S0
+ kann erfindungsgemäß ebenso
durch ein Projektions-Rekonstruktions-Verfahren erfolgen.
Ferner wird erfindungsgemäß ein Kernspintomographiegerät zur Durchführung der
erfindungsgemäßen Verfahrenschritte
beansprucht.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften
der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt
schematisch ein Kernspintomographiegerät,
2a zeigt
schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientenpulsstromfunktionen
einer Spin-Echo-Sequenz,
2b zeigt
schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer Spin-Echo-Sequenz,
3 zeigt
schematisch den Phasenverlauf ϕ der Quermagnetisierung
sowie die Signalentstehung in einem Spin-Echo-Experiment unter Einfluß eines
konstant anliegenden Diffusionsgradienten,
4 zeigt
schematisch den Phasenverlauf ϕ der sich aus Magnetisierungsanteilen
zusammensetzenden Quermagnetisierung bei Rephasierung und diffusionsbedingter
Dephasierung in einem Spin-Echo-Experiment,.
5 zeigt
schematisch eine Stejskal-Tanner-diffusionsgewichtete Spin-Echo-Sequenz,
6 zeigt
schematisch die Struktur einer DESS-Sequenz sowie die jeweiligen
Phasenentwicklung der Magnetisierungsvektoren bei FISP und PSIF.
7 zeigt
eine erste Ausführungsform
der erfindungsgemäßen MRT-Mess-Sequenz
mit bipolarem Diffusionsgradient und FISP- und PSIF-Messung,
8 zeigt
eine zweite Ausführungsform
der erfindungsgemäßen MRT-Mess-Sequenz
mit bipolarem Diffusionsgradient, FISP-Messung sowie n-facher Multigradientenecho-Messung
einer PSIF-Messung,
9 zeigt
eine dritte Ausführungsform
der erfindungsgemäßen MRT-Mess-Sequenz
mit bipolarem Diffusionsgradient und FISP- und PSIF-Messung unter
Verwendung des Projektions-Rekonstruktions-Verfahrens.
1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur
Erzeugung von Gradientenpulsen gemäß der vorliegenden Erfindung.
Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau
eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein
Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes
Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich
eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschli chen
Körpers.
Die für
die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes
ist in einem kugelförmigen
Meßvolumen
M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht
werden. Zur Unterstützung
der Homogenitätsanforderungen
und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden
an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem
Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert,
die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist
ein zylinderförmiges
Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen
besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom
zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung
des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung
des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten
Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung
einen Gradienten Gy in y-Richtung und die
dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in
z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen
Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet
sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen
Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der
Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw.
des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird
auch das von den präzedierenden
Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer
Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem
oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale,
in eine Spannung umgesetzt, die über
einen Verstärker
7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird.
Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9,
in dem die Hochfrequenzpulse für
die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden
die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer
Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils
einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und
von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden
die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen
Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen
entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb
erfolgt über
eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen
M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend
gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des
Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen
jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des
Meßsignals
umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen
Meßdaten
ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme
erfolgt über
den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert
die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten
Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere
steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige
Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit
definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale.
Die Zeitbasis für
das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird
von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl
entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes
sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfaßt.
Die vorliegende Erfindung besteht
in der Entwicklung bzw. im Design neuer Steady-State-Sequenzen durch
die eine diffusionsgewichtete MRT-Bildgebung hinsichtlich der komplizierten T2-Einwirkung, sowie der Artefakte die durch
Bewegung entstehen, wesentlich verbessert wird. Die erfindungsgemäßen Sequenzen
werden im Synthesizer 19 gespeichert und von der Sequenzsteuerung 18 durchgeführt.
Zum besseren Verständnis wird
im Folgenden anhand von schematischen Zeichnungen, insbesondere
im Zusammenhang mit einem Spin-Echo-Experiment, die Theorie und
Vorgehensweise der diffusionsgewichteten Bildgebung erläutert.
Die Aufnahme der Daten in der MRT
erfolgt im sogenannten k-Raum
(Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist
mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die
Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt
mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet
dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt
fest, üblicherweise
die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht
fest, üblicherweise
die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension
innerhalb der Schicht, üblicherweise
die y-Achse).
Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise
in z-Richtung angeregt. Die Kodierung der Ortsinformation in der
Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels
dieser beiden bereits erwähnten
orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung
angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen
in x- und y-Richtung erzeugt werden.
Ein Beispiel für die Aufnahme von Daten in einem
MRT-Experiment ist in den 2a und 2b dargestellt. Die verwendete
Sequenz ist eine Spin-Echo-Sequenz..Bei dieser wird durch ei nen 90°Anregungsimpuls
die Magnetisierung der Spins in die x-y-Ebene geklappt. Im Laufe der Zeit
(1/2 TE; TE ist
die Echozeit) kommt es zu einer Dephasierung Δϕ der Magnetisierungsanteile,
die gemeinsam die Quermagnetisierung in der x-y-Ebene Mxy bilden. Nach
einer gewissen Zeit (z.B. 1/2 TE) wird ein 180°-Impuls in
der x-y-Ebene so eingestrahlt, dass die dephasierten Magnetisierungskomponenten
gespiegelt werden ohne dass Präzessionsrichtung
und Präzessionsgeschwindigkeit
der einzelnen Magnetisierungsanteile verändert werden. Nach einer weiteren
Zeitdauer 1/2 TE zeigen die Magnetisierungskomponenten
wieder in die gleiche Richtung, d.h. es kommt zu einer als „Rephasierung" bezeichneten Regeneration
der Quermagnetisierung. Die vollständige Regeneration der Quermagnetisierung
wird als Spin-Echo bezeichnet.
Um eine ganze Schicht des zu untersuchenden
Objektes zu messen, wird die Bildgebungssequenz N-mal für verschiedene
Werte des Phasenkodiergradienten z.B. Gy wiederholt,
wobei die Frequenz des Kernresonanzsignals (Spin-Echo-Signals) bei
jedem Sequenzdurchgang durch den Δt-getakteten
Analog-Digital-Wandler
ADC (engl.: Analog Digital Converter) N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit
des Auslesegradienten Gx abgetastet, digitalisiert
und abgespeichert wird. Auf diese Weise erhält man gemäß 2b eine Zeile für Zeile erstellte Zahlenmatrix
(Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N×N Datenpunkten. Eine symmetrische
Matrix mit N×N
Punkten ist nur ein Beispiel, es können auch asymmetrische Matrizen
bzw. andere k-Raum-Belegungen erzeugt werden. Aus derartigen Datensätzen im
k-Raum können
durch Fouriertransformation unmittelbar MR-Bilder der betrachteten Schicht
mit einer Auflösung
von N×N
Pixeln rekonstruiert werden.
Das Auslesen muß in einer Zeit abgeschlossen
sein, die klein ist gegenüber
dem Zerfall der Quermagnetisierung T2. Ansonsten
wären nämlich die
verschiedenen Zeilen der k-Matrix entsprechend der Reihenfolge ihrer
Erfassung unterschiedlich ge wichtet: bestimmte Ortsfrequenzen würden über-, andere
dagegen würden
unterbetont werden.
In einem möglichen Beispiel eines diffusionsgewichteten
Spin-Echo-Experimentes
wird gemäß 3 ein konstanter starker
Diffusionsgradient 25 angelegt. Wird der Spin durch den
90°-Puls in die x-y-Ebene
gekippt, so kommt er anfangs auf genau einer Achse (z.B. der x-Achse)
zu liegen. Der Spin beginnt nun in dem starken Zusatzfeld des Diffusions-Gradienten 25 zu
Dephasieren, d.h. nach einer gewissen Zeit hat er einen gewissen
Winkel ϕ eingenommen. Dieser zeitliche Winkelverlauf ϕ – auch als Phase ϕ bezeichnet – ist gemäß 3 abhängig von der Dauer (im Falle
eines zeitlich begrenzten Diffusions-Gradient-Pulses) und der Stärke des
anliegenden Diffusions-Gradienten 25.
Nach einer gewissen Zeit (TE/2) wird der 180°-Puls eingestrahlt. Zu diesem Zeitpunkt
hat die Magnetisierung eine Dephasierung von ϕ1 erreicht.
Durch den 180°-Puls
wird die Magnetisierung in der x-y-Ebene invertiert (–ϕ1) und beginnt zu Rephasieren bis nach der
Zeit TE ein maximal mögliches
Echo 23 zustande kommt.
Anders verhält es sich bei einer diffusionsbedingten
Ortsänderung
Kernspin-resonanter Materie (z.B. Wasser-Moleküle) zwischen Einstrahlung des 90°-Pulses und
des 180°-Pulses
zu einem beliebigen Zeitpunkt r. Bewegen sich die Moleküle beispielsweise
an einen Ort höherer
Diffusionsgradientenstärke, so
erfahren sie in dem höheren
lokalen Feld eine stärkere
Dephasierung im Vergleich zu der nichtbewegten Materie (Phase ϕ1). Verbleibt im vereinfachten Fall die bewegte
diffundierte Materie an dem neuen Ort, so erfährt deren Magnetisierung durch
den 180°-Puls
eine Invertierung bei einer größeren Phase ϕ2. Aufgrund des höheren lokalen Feldes hat die Phase
auch nach der Invertierung einen zeitlich gesehen steileren Verlauf,
was dazu führt,
dass die Magnetisierung der diffundierten Materie zu dem Auslesezeitpunkt
TE eine Zusatzphase Δϕ aufweist.
Diese hat zur Folge, dass die Quermagnetisierung der bewegten Materie
im Ganzen ein geringeres Echosignal 24 liefert als die
nicht-bewegte Marterie.
Dies kann anhand der 4 weiter veranschaulicht werden:
Auf
der linken Seite ist die sich aus Magnetisierungsanteilen zusammensetzende
Quermagnetisierung der nicht-bewegten Kernresonanten Marterie zum Echo-Zeitpunkt
(TE) vektoriell dargestellt. Wie man sieht erreicht die Magnetisierung
wieder ihren Maximalwert, der dem Ausgangswert zum Zeitpunkt des 90°-Pulses entspricht
(Σ↑ = Imax). Auf der rechten Seite sieht man, dass
die Magnetisierungsanteile der bewegten (diffundierten) kernresonanten
Materie zum Echozeitpunkt unterschiedliche Phasen Δϕ besitzen und
die Vektorsumme daher eine geringere Magnetisierung ergibt als sie
theoretisch möglich
wäre Σ↑ < I – max).
Zusammenfassend kann gesagt werden:
Je größer die
Diffusion, d.h. die Ortsveränderung
der kernresonanten Materie im Gradientenfeld, desto geringer ist
das Kernresonanzsignal in diesem Bereich. Bereiche starker Diffusion
machen sich daher in einer Signalabschwächung bemerkbar.
Die diffusionsgewichtete Bildgebung
in der MRT erfordert ausgesprochen hohe Diffusionsgradientenfeldstärken, da
der oben beschriebene Effekt sehr klein ist. Bei einem zwar starken
aber konstanten Diffusions-Gradienten – wie er in
3 abgebildet ist – hat man den Nachteil, dass
auch das Auslesen des Echos unter einem starken Gradienten erfolgt
und somit gemäß der Beziehung
durch
eine kurze Auslesezeit – bedingt
durch den starken Gradienten – das
Signal mit hoher Bandbreite gemessen wird. Eine hohe Bandbreite
bedeutet, dass das eigentliche Kernresonanz signal auf einem sehr
breitem Frequenzband gemessen und damit sehr viel Rauschen mitgemessen
wird.
Aus diesem Grund sind Diffusionskodierung und
Auslesen des kodierten Kernresonanzsignals zu trennen.
Eine diffusionsgewichtete Spin-Echo-Sequenz-Messung
mit gepulsten Diffusionsgradienten wurde erstmals von Stejskal und
Tanner veröffentlicht (Stejskal
and Tanner, Journal of Chemical Physics, 42, 288 (1965)) und ist
in 5 schematisch dargestellt:
Die
pulsförmigen
Diffusionsgradienten GDiff haben eine relativ
zu den anderen Feldgradienten (GS, GP, GR) um ein vielfaches
höhere
Amplitude (GDiff ≈ 10×GR), weisen eine definierte
zeitliche Breite δ auf und
haben zueinander einen definierten zeitlichen Abstand Δ der auch
als Diffusionszeit bezeichnet wird.
Die dargestellte Sequenz hat zum
einen den Vorteil, dass man das Echo mit sehr kleiner Bandbreite
auslesen kann, indem ein sehr kleiner Auslesegradient verwendet
wird. Zum andern legen die definierten Größen G
Diff, δ und Δ insbesondere
die zeitliche Charakteristik der Diffusions-Messung fest, so dass der
Einfluß der
Gradientenpulse bzw. deren Abfolge in einem Diffusions-gewichteten
MRT-Experiment mathematisch durch den sogenannten b-Wert beschrieben
werden kann:
Dabei stellt γ das gyromagnetische Verhältnis der
betrachteten Spinspezies (im allgemeinen Wasserstoff) dar. Der die
Diffusion beschreibende physikalische Wert, der mit b gewichtet
wird, wird allgemein als "Diffusions-Koeffizient
D" bezeichnet und stellt
gemäß der Beziehung
eine Naturkonstante dar,
wobei T die Temperatur, n die Viskosität und a der Molekülradius
der zu messenden diffundierenden Materie ist. Die genaue Einheit
ergibt sich unter Berücksichtigung
eines Proportionalitätsfaktors
der hier nicht angegeben ist. In der Realität ist eine Diffusionsmessung
durch weitere Flusseffekte wie Maschineninstabilitäten, Flussbewegungsartefakte,
usw. kontaminiert, die in dem zu messenden Diffusionskoeffizienten
D berücksichtigt werden
müssen.
Aus diesem Grund hat sich die Bezeichnung "Scheinbarer Diffusions Koeffizient" (engl.: Apparent
Diffusion Coefficient, ADC) D
ADC durchgesetzt,
der – um
ein diffusionsgewichtetes MRT-Bild zu erhalten – in diffusionsgewichteten MRT-Experimenten
zu messen ist.
In der sogenannten Zweipunkt-Methode
erhält
man ein diffusionsgewichtetes MRT-Bild einer Schicht dadurch, dass
man zunächst
zwei diffusionsgewichtete Bilder der gleichen Schicht mit unterschiedlichen
b-Werten (b1 und b2)
misst, aus diesen beiden Bildern pixelweise den DADC-Wert
berechnet und diesen in einer Bild-Matrix dieser Schicht darstellt.
Das Kernresonanzsignal einer diffusionsgewichteten
Messung läßt sich
mathematisch darstellen als
Der Faktor e
(–bD) wird
allgemein als "Diffusionswichtung" bezeichnet und charakterisiert
die durch Diffusion bedingte Signaldämpfung. Durch den zweiten Dämpfungsfaktor
wird der durch T2 beschriebene
Zerfall der Quermagnetisierung während der
Echozeit TE berücksichtigt.
S
0 beschreibt Meß- und Gewebeparameter wie
beispielsweise Spindichte, Repetitionszeit, Flipwinkel, usw.
Durch Quotientenbildung lässt sich
der D
ADC-Wert jedes Pixels allein durch
die beiden Meßwerte
S
1 und S
2 jedes
Pixels sowie durch die beiden unterschiedlichen b-Werte b
1 und b
2 wie folgt
berechnen:
Füllt
man die Schichtmatrix mit den so berechneten DADC-Werten, so erhält man ein
diffusionsgewichtetes Bild dieser Schicht. Unterschiedliche b-Werte
gewinnt man üblicherweise
durch Variation der Diffusionsgradienten-Parameter G, Δ und δ. Die Werte
S1 und S2 werden
aufgrund der Schnelligkeit des Messverfahrens vorteilshafterweise
mit Einzel-Schuß-Echo-Planarer-Bildgebung
(engt.: Single-Shot-Echo-Planar-Imaging, SSEPI) gewonnen. Dadurch
lassen sich bewegungsbedingte Bildartefakte vermeiden. Allerdings
besitzt die SSEPI-Sequenz – wie
eingangs erwähnt – eine durch
die Art der Phasenkodierung bedingte starke T2-
bzw. Phasen-Empfindlichkeit die in extrem starken Bildauslöschungs-
bzw. Verzerrungsartefakten resultiert. Dies muß mangels Alternative derzeit
in Kauf genommen werden.
1989 haben M.H.Cho and C.H.Cho in
dem Konferenzband "Society
of Magnetic Resonance in Medicine p.911 Amsterdam 1989" theoretisch gezeigt,
dass in der Diffusionsgewichteten MRT-Bildgebung bei Verwendung eines bipolaren
Diffusionsgradientenpuls und der Kenntnis zweier diffusionsgewichteter
SSFP (engl.: Steady-State-Free-Precession) Signale S
+ und
S
– – jeweils
gemessen mit und ohne Diffusionsgradient – eine einfache Formel zur Berechnung
des Diffusionskoeffizienten D
ADA angegeben
werden kann:
das Signal einer FISF-Sequenz
ohne Diffusionsgradienten,
das Signal einer FISP-Sequenz
ohne Diffusionsgradienten,
das Signal einer PSIF-Sequenz
mit bipolaren Diffusionsgradienten G
Diff das Signal einer FISP-Sequenz
mit bipolaren Diffusionsgradienten G
Diff und
b
bip der b-Wert der obigen diffusionsgewichteten
bipolaren PSIF- bzw. FISP-Messung ist.
Anschaulich wird also der Quotient
aus unterschiedlich erzeugten Bildern gebildet, logarithmiert und
mit dem entsprechenden b-Wert bbip gewichtet.
Oben genannte Formel zur Bestimmung
des DADC-Koeffizienten hat den erheblichen
Vorteil, dass die Verwendung von Steady-State-Signalen (diese werden mittels
der herkömmlichen
Spin-Warp-Phasenkodiertechnik
erzeugt) bezüglich
der Artefakte, unter der eine Diffusionsgewichtete MRT-Messung mit
EPI-Sequenzen leidet,
unempfindlich ist.
Die Verwendung eines bipolaren Diffusionsgradienten
stellt technisch kein Problem dar; der entsprechende b-Wert bb
i
p der
jeweiligen Gerätekonfiguration
für eine
bipolare diffusionsgewichtete MRT-Messung kann ohne weiteres angegeben
werden.
Die experimentelle Ermittlung der
jeweiligen SSFP-Werte
ist theoretisch durch
die zeitliche Aufeinanderfolge einer FISP-Sequenz und einer PSIF-Sequenz
bzw. umgekehrt zu Realisieren. Eine solche Vorgehensweise der Ankopplung
beider Meßsequenzen
bedeutet im wesentlichen eine Verdoppelung der Meßzeit mit dem
damit verbundenen schwerwiegenden Nachteil, dass aufgrund der außerordentlichen
Empfindlichkeit von FISP- und PSIF-Sequenzen gegenüber Fluß- und Pulsstörungen Artefakte
mitgemessen werden die das diffusionsgewichtete Bild in seiner Qualität erheblich
beeinträchtigen.
In der vorliegenden Erfindung wird
vorgeschlagen, zur Messung der für
die obige Formel erforderlichen SSFP-Signale, beide Signale S+ und S– simultan zu akquirieren.
Eine derartige Sequenz wird als DESS-Sequenz (engt.: Double Echo
Steady State) bezeichnet. DESS verknüpft die FISP-Sequenz mit dem
zusätzlichen
Signalgewinn der PSIF-Sequenz und liefert insbesondere für Gewebe
mit langer Relaxationszeit T2 – wie es
bei Flüssigkeitsansammlungen
(beispielsweise bei Gelenksverletzungen) der Fall ist – einen
guten T2-Kontrast. Dazu werden üblicherweise
in derselben Sequenz FISP- und PSIF-Signale erzeugt, die anschließend addiert
werden.
Eine DESS-Sequenz ist in 6 dargestellt. Das FISP-Echo
wird nach jedem Anregungspuls α durch
den ersten rephasierenden Puls des Auslesegradienten erzeugt. Insofern
stellt FISP eine Gradientenechosequenz dar. Der dephasierende und
rephasierende Phasenverlauf des Quermagnetisierungsvektors der FISP-Anregung
ist im unteren Teil der 6 hellschraffiert
dargestellt.
PSIF ist eine rückwärts ablaufende FISP-Sequenz
(daher das Akronym "PSIF"). Bei der PSIF-Technik
wird ausgenützt,
dass jeder HF-Puls nicht nur eine anregende, sondern auch eine refokussierende
Komponente besitzt. Betrachtet man mehrere Anregungen einer PSIF-Pulsfolge,
so wirkt die Anregung einer Messung refokussierend auf die Transversalkomponente
(Quermagnetisierung) der vorhergehenden Messung: Der dephasierende
und rephasierende Phasenverlauf des Quermagnetisierungsvektors der
PSIF-Anregung ist in der 6 dunkel-schraffiert
dargestellt. Es wird ein Echo erzeugt, das mit dem zweiten rephasierenden
Puls des Auslesegradienten ausgelesen wird. Da das PSIF-Signal,
das mit der ersten Anregung erzeugt wird, erst am Ende des Zyklus
zur zweiten Anregung ausgelesen wird, ist die Echozeit gleich der
doppelten Repetitionszeit. Die resultierenden PSIF-Echos besitzen daher
eine ausgesprochen hohe T2-Wichtung. Streng genommen
fällt PSIF
nicht in die Klasse der Gradientenechosequenzen; es handelt sich
hier vielmehr um eine Spinechosequenz. PSIF ist demnach unempfindlich
gegenüber
existierenden Suszeptibilitäten.
Die vorliegende Erfindung besteht
darin, die DESS-Sequenz in der diffusionsgewichteten MRT-Bildgebung
einzusetzen. Dazu wird die DESS-Sequenz erfindungsgemäß einmal
mit bipolarem Diffusionsgradienten ein zweites mal ohne Diffusionsgradienten
gemessen, wobei erfindungsgemäß der bipolare
Diffusionsgradient unmittelbar zwischen dem Auslesen des FISP-Signales
und dem Auslesen des PSIF-Signales geschaltet wird. Die in der jeweiligen
Sequenz gemessenen FISP- und PSIF-Signale (S+ und
S–)
werden erfindungsgemäß nicht
addiert sondern separiert gespeichert (beispielsweise in dem Anlagenrechner
18) und in die obige Formel eingesetzt. Der ebenfalls in der Formel
benötigte
b-Wert bbip ist durch die Amplitude und Pulsbreite des bipolaren
Diffusionsgradienten gegeben. Hierdurch kann für jedes Pixel der gemessenen
Schicht der DADC-Wert berechnet werden.
Die Matrix-Darstellung aller DADC-Werte
der Schicht ergibt letztendlich ein artefaktfreies diffusionsgewichtetes
Bild.
Eine erste Ausführungsform der erfindungsgemäßen Sequenz,
in der ein FISP- und ein PSIF-Signal vor bzw. nach einem bipolaren
Diffusionsgradientenpuls gemessen wird, ist in 7 dargestellt. Während des HF-Anregungspulses α wird der Schichtselektionsgradient
GS geschaltet. Unmittelbar daran schließt sich nach einem dephasierenden Puls
des Auslesegradienten GA – bei gleichzeitiger Phasenkodierung
durch den Phasenkodiergradienten GP – ein rephasierender
Auslesepuls an, der ein FISP-Echosignal erzeugt. Die Zeit zwischen
HF-Puls und FISP-Echo
wird als Echozeit TE+ bezeichnet. Nach der Akquirierung des FISP-Echos
wird der Diffusionsgradienten-Puls
mit der Gradientenamplitude G0 und der Pulsbreite δ bipolar
geschaltet und daran anschließend
durch einen weiteren Gradientenpuls des Auslesegradienten das PSIF-Echo
S– ausgelesen.
Noch vor dem nächsten
HF-Anregungspuls wird der PSIF-Auslesegradient
rephasierend geschaltet, während
die Phasen kodierung des Phasenkodiergradienten durch einen entsprechend
invertierten Phasenkodiergradientenpuls aufgehoben wird. Die Zeit
zwischen Akquirierung des PSIF-Echos und dem nächsten HF-Puls wird als te-
bezeichnet, so dass die Echozeit des PSIF-Echos TE- durch TE-=2*TR-te
angegeben werden kann. Dabei ist TR wie üblich die Repetitionszeit,
d.h. die Zeit zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungspulsen.
Streng genommen setzt sich ein PSIF-Echo aus
der Refokussierung mehrerer nicht unbedingt aufeinanderfolgender
HF-Pulse zusammen, was hinsichtlich des Phasenverlaufes sowohl der
Quer- als auch der Längs-Magnetisierung
zu einer komplizierten Auffächerung
(engl.: Splitting) führt.
Diese Auffächerung
kann vereinfacht durch sogenannte Echopfade dargestellt werden,
deren jeder einen anderen Zeitverlauf, insbesondere eine andere
Diffusionszeit Δi
aufweist. i indiziert die Anzahl der HF-Pulse die bis zur Entstehen
des jeweiligen PSIF-Echos eines bestimmten Echopfades erfolgt sind.
Durch die Bipolarität
des Diffusionsgradientenpulses sowie durch das simultane Auslesen
beider Echos FISP und PSIF durch mehr oder weniger inverse Auslesegradientenpulse
wird die Komplexität
insbesondere der PSIF-Signalgenerierung kompensiert. Dieser Sachverhalt
spiegelt sich wider in der Einfachheit der Formel nach Cho.
Vergleicht man die erfindungsgemäße Sequenz
von 7 mit der herkömmlichen
DESS-Sequenz in 6, so
fällt auf,
dass die Totalsymmetrie der Pulse der DESS-Sequenz in 7 nicht gegeben ist. Dies
muß nicht
so sein, ist aber ein vorteilhafter Aspekt der vorliegenden Erfindung
und hat folgenden Grund: Das FISP-Echo S+ hat von Natur aus ein
höheres
Signal-zu-Rausch-Verhältnis
(engl.: Signal-to-Noise-Ratio, SNR) als das PSIF-Echo S-, welches
aufgrund des relativ geringen Refokussieranteils eines HF-Anregepuls
verhältnismäßig klein
ist. Das Auslesen des PSIF-Echos S- erfordert deshalb einen zeitlich
gesehen langen Auslesepuls (langer ADC-, wobei hier mit ADC wieder
der auslesende Analog-Digital-Converter gemeint ist). Das Auslesen des
FISP-Echos S+ kann in einer um ein Vielfaches kürzeren Zeit erfolgen, wobei
der Auslesegradient dafür
eine entsprechend höhere
Amplitude aufweisen muß.
In anderen Worten bedeutet dies, dass das FISP-Echo mit hoher Bandbreite
gemessen werden kann – ohne
SNR-Verlust, wodurch insgesamt, über den
gesamten Zeitraum der Messung gesehen, die Messzeit erheblich reduziert
wird.
Werden FISP-Echo und PSIF-Echo gemäß der ersten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung mit verschiedenen Bandbreiten gemessen,
so kann dies (beispielsweise aufgrund der chemischen Verschiebung)
dazu führen,
dass das FISP-Bild gegenüber
dem erzeugten PSIF-Bild örtlich
verschoben akquiriert wird. Bei der Quotientenbildung nach der Formel
von Cho führt
dies zu deutlichen und daher störenden
Artefakten. Um dies zu vermeiden besteht eine zweite Ausführungsform
der Erfindung darin, das PSIF-Echo mit einer sogenannten n-Multi-Echofolge
(n-Multigradientenechozug)
auszulesen, wie es in 8 für n = 3
dargestellt ist. Eine solche n-Multi-Echofolge besteht aus einer
Anzahl (typischerweise aus 2n) alternierender Gradientenpulse der
gleichen Pulsbreite wie der des FISP-Echo-Auslesepulses. Dies liefert n PSIF-Echo-Signale
die mit der gleichen Bandbreite wie das FISP-Echo gemessen werden.
Durch Addition und anschließende
Mittelung (z.B. Quadratsummenbildung) der einzeln akquirierten PSIF-Echo-Signale
ist dennoch die gleiche Empfindlichkeit (SNR) gegeben wie bei einem
längeren Auslesen
(ADC-) gemäß 7.
Ferner ist es möglich, die eben beschriebene erfindungsgemäße simultane
bipolar-diffusionsgewichtete Akquisitions-Technik gemäß
9 auf das bekannte MRT-Projektions-Rekonstruktionsverfahren
anzuwenden. Das Projektions-Rekonstruktionsverfahren (Lauterbur,
New York 1973) ist eines der ältesten
bildgebenden Verfahren in der Magnetresonanztomographie und erfährt derzeit
aus unterschiedlichen Gründen
eine Renaissance. Es ist ein Verfahren, welches die Berechnung eines
digitalen Bildes aus einer Serie von Projektionen ermöglicht. Dazu
wird (wie bei allen anderen bildgebenden Verfahren in der MRT, insbesondere
in der 2- bzw. 3-dimensionalen Fourier-Transformations-Tomographie) gemäß
9 durch einen Schichtselektionsgradienten
GS eine axiale Schicht in dem zu untersuchenden Volumen angeregt
bzw. selektiert. Unmittelbar danach wird ein gleichbleibender Gradient
G
Bild um kleine Winkelinkremente Δϕ gedreht,
wobei jedes Mal eine Projektion erzeugt wird. Die Rekonstruktion
eines aus N×N-Pixeln
bestehenden Bildes erfordert demnach N unabhängige Projektionen, die ihrerseits durch
N Punkte definiert sind. Die so in Polarkoordinaten gewonnenen Projektionen
können
kartesisch durch zwei orthogonale Gradienten G
x und
G
y beschrieben werden, wobei ohne Beschränkung der Allgemeinheit
gilt:
Die Kombination der erfindungsgemäßen Sequenz
mit dem Projektions-Rekonstruktions-Verfahren bewirkt eine deutliche
Reduktion von Bewegungsartefakten.
Zum Schluß soll durch eine grobe Abschätzung die
bipolare Diffusionsgewichtete MRT mit der monopolaren verglichen
werden. Der b-Wert der klassischen Stejskal-Tanner-Diffusionssequenz
mit monopolaren Gradientenpulsen (wie sie in
5 dargestellt ist) wird gemäß der bereits
weiter oben angeführten
mathematischen Beziehung
berechnet.
Wenn die Diffusionszeit Δ gleich
der Pulsdauer δ des
Diffusionsgradienten ist (Δ=δ), gilt
Wird bei der bipolaren Diffusions-Gradientenschaltung
insgesamt die gleiche Pulsdauer verwendet, so gilt ferner
Dies bedeutet für den b-Wert der erfindungsgemäßen bipolaren
Sequenz
Demnach läßt sich der in der Formel nach Cho
benötigte
b-Wert b
bip folgendermaßen berechnen:
Obige Abschätzung zeigt, dass für einen
vergleichbaren Gewebediffusionseffekt mit monopolarer Technik im
bipolaren Verfahren Diffusionsgradienten mit einer um ein Vielfaches
höheren
Amplitude angelegt werden müssen.
Die Bipolarität des Diffusions-Gradientenpulses
GDiff der erfindungsgemäßen Sequenz hat zudem den Vorteil,
dass Nichtlinearitäten
bzw. Verzerrungen des Diffusionsgradienten-Pulses – bedingt
durch Wirbelströme
die in metallischen Leitflächen
(Kälteschild,
Shimbleche, etc.) durch Auf- und Abbau des Gradientenfeldes induziert
werden – kompensiert werden.