DE112017005801T5

DE112017005801T5 - Planungsunterstützung für mr-bildgebungsverfahren mit selektiver arterieller spinmarkierung

Info

Publication number: DE112017005801T5
Application number: DE112017005801.5T
Authority: DE
Inventors: Michael Günter Helle; Peter Boernert; Cornelia Carolina Van de Ven Kim
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2016-11-17
Filing date: 2017-11-16
Publication date: 2019-09-12
Also published as: CN110023777A; CN110023777B; US10871538B2; US20190346524A1; WO2018091612A1; JP2019535385A; JP7092759B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgebung mindestens eines Teils eines in einem Hauptmagnetfeld im Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) platzierten Körpers (10). Eine Aufgabe der Erfindung ist es, die Planung einer arteriellen Spinmarkierungs(ASL)-MR-Bilduntersuchung zu erleichtern und die Bildqualität bei perfusionsgewichteter MR-Bildgebung zu verbessern. Das Verfahren der Erfindung umfasst die folgenden Schritte:
- Erfassen von angiographischen MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des untersuchten Körpers (10) einer oder mehrerer MR-Angiographie-Scans;
- Ableiten von quantitativen Blutflussparametern aus den angiographischen MR-Signaldaten;
- Berechnen einer Markierungseffizienz einer ASL-Sequenz aus den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und aus den quantitativen Blutflussparametern;
- Optimieren der Sequenzparameter durch Maximieren der Markierungseffizienz;
- Erfassen von perfusionsgewichteten MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des Körpers der ASL-Sequenz; und
- Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine MR-Vorrichtung (1) und ein Computerprogramm für eine MR-Vorrichtung (1).

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Magnetresonanz (MR). Es findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit MR-Bildgebungsverfahren und MR-Vorrichtungen für diagnostische Zwecke und wird unter besonderer Bezugnahme hierauf beschrieben.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
MR-Bildgestaltungsverfahren, die die Wechselwirkung zwischen Magnetfeldern und Kernspins nutzen, um zweidimensionale oder dreidimensionale Bilder zu erzeugen, werden heutzutage verbreitet verwendet, insbesondere im Bereich der medizinischen Diagnostik, da sie für die Bildgebung von Weichgewebe gegenüber anderen Bildgebungsverfahren in vielerlei Hinsicht besser sind, keine ionisierende Strahlung benötigen und in der Regel nicht invasiv sind.
Gemäß dem MR-Verfahren ist im Allgemeinen der Körper des zu untersuchenden Patienten in einem starken, gleichmäßigen Magnetfeld B₀ angeordnet, dessen Richtung gleichzeitig eine Achse (normalerweise die z-Achse) des Koordinatensystems definiert, auf das die Messung bezogen ist. Das Magnetfeld B₀ erzeugt unterschiedliche Energiestufen für die einzelnen Kernspins in Abhängigkeit von der Magnetfeldstärke, die durch Anlegen eines elektromagnetischen Wechselfeldes (HF-Feld) mit definierter Frequenz (sogenannte Larmorfrequenz oder MR-Frequenz) angeregt werden kann (Spinresonanz). Aus makroskopischer Sicht erzeugt die Verteilung der einzelnen Kernspins eine gesamte Magnetisierung, die aus dem Gleichgewichtszustand abgelenkt werden kann, indem ein elektromagnetischer Impuls mit geeigneter Frequenz (HF-Impuls) angelegt wird, während sich das entsprechende Magnetfeld B₁ dieses HF-Impulses senkrecht zur z-Achse erstreckt, sodass die Magnetisierung eine Kreiselbewegung um die z-Achse ausführt. Die Kreiselbewegung beschreibt eine Oberfläche eines Kegels, dessen Öffnungswinkel als Flipwinkel bezeichnet wird. Die Größe des Flipwinkels hängt von der Stärke und der Dauer des angelegten elektromagnetischen Impulses ab. Bei einem so genannten 90°-Impuls wird die Magnetisierung von der z-Achse in die Querebene (Flipwinkel 90°) abgelenkt.
Nach Beendigung des HF-Impulses relaxiert die Magnetisierung wieder in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand zurück, in dem die Magnetisierung in der z-Richtung mit einer ersten Zeitkonstante T₁ (Spin-Gitter- oder longitudinalen Relaxationszeit) erneut aufgebaut wird, und die Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Richtung relaxiert mit einer zweiten und kürzeren Relaxationszeitkonstante T₂ (Spin-Spin- oder transversale Relaxationszeit). Die transversale Magnetisierung und ihre Variation können mittels HF-Empfangsspulen ermittelt werden, die im Untersuchungsvolumen der MR-Vorrichtung derart angeordnet und ausgerichtet sind, dass die Variation der Magnetisierung in der Richtung senkrecht zur z-Achse gemessen wird. Das Abklingen der transversalen Magnetisierung geht mit einer Dephasierung einher, die nach einer durch lokale Magnetfeld-Inhomogenitäten verursachten HF-Anregung auftritt, die einen Übergang von einem geordneten Zustand mit derselben Signalphase zu einem Zustand ermöglicht, in dem alle Phasenwinkeln gleichmäßig verteilt sind. Die Dephasierung kann mittels eines refokussierenden HF-Impulses (z. B. eines 180°-Impulses) kompensiert werden. Dadurch entsteht in den Empfangsspulen ein Echosignal (Spinecho).
Um eine räumliche Auflösung im Körper zu realisieren, werden dem einheitlichen Magnetfeld B₀ zeitveränderliche Magnetfeld-Gradienten überlagert, die sich entlang der drei Hauptachsen erstrecken, was zu einer linearen räumlichen Abhängigkeit der Spinresonanzfrequenz führt. Das in den Empfangsspulen aufgenommene Signal enthält dann Komponenten unterschiedlicher Frequenzen, die mit verschiedenen Stellen im Körper verbunden werden können. Die über die Empfangsspulen erhaltenen Signaldaten entsprechen den räumlichen Frequenzbereich und werden k-Raumdaten genannt. Die k-Raumdaten schließen in der Regel mehrere von unterschiedlicher Phasenkodierung erfasste Linien ein. Jede Linie wird digitalisiert, indem eine Anzahl von Abtastungen gesammelt wird. Ein Satz k-Raumdaten wird mittels Fourier-Transformation in ein MR-Bild umgewandelt.
Perfusion bezeichnet die Zufuhr von Sauerstoff und Nährstoffen zu Geweben eines Patienten mittels Blutfluss und ist einer der grundlegendsten physiologischen Parameter. Störungen der Perfusion sind der Grund für eine Anzahl der wichtigsten Ursachen für medizinisch bedingte Behinderung und Mortalität. Mehrere MR-Bildgebungsverfahren für die Messung von Gewebeperfusion sind in der Technik bekannt. Beispielsweise können diffusionsfähige Tracer angewendet werden, die mit MR-Bildgebung überwacht werden können. Solche Tracer schließen zum Beispiel fluorierte Halogenkohlenwasserstoffe, deuteriertes Wasser, ¹⁷O-Wasser und ¹³C-markierte Kohlenwasserstoffe ein. Jedoch kann auch magnetisch markiertes endogenes Blutwasser als ein Tracer für Perfusions-MR-Bildgebung verwendet werden. Um dies zu erreichen, kann die longitudinale Magnetisierung von arteriellem Blutwasser derart manipuliert werden, dass es sich von der Gewebemagnetisierung unterscheidet. Solche Verfahren werden in der Regel als arterielle Perfusions-MR-Bildgebung mit arterieller Spinmarkierung (ASL) bezeichnet (siehe zum Beispiel US 6,564,080 B1 ).
Bei der ASL-Bildgebung wird eine räumlich selektive Inversion oder Sättigung von Wasserprotonen in einströmendem, arteriellem Blut verwendet, um den Blutfluss zu markieren. Die vom markierten Blut ausgehende MR-Signalamplitude wird gegenüber dem unmarkierten Blut reduziert oder negativ gemacht. Wenn das markierte Blut das Gewebe im Bildgebungsbereich erreicht, dämpft es das MR-Signal, das vom perfundierten Gewebe ausgeht. Voxelweise-Subtraktion eines markierten Bildes von einem Steuer- (d.h. unmarkierten) Bild liefert ein Maß für die Menge an markiertem Blut, die in das abgebildete Gewebe geflossen ist. Diese Menge steht in engem Zusammenhang mit der Gewebeperfusion. Der Unterschied in der MR-Signalintensität für markierte und Steuerbilder beträgt typischerweise wenige Prozent des Gewebe-MR-Signals, und daher leiden ASL-Differenz-MR-Bilder in einem gewissen Ausmaß am Einfluss von Bildrauschen. Typischerweise werden mehrere Wiederholungen (10-50) der ASL-Erfassungen gemittelt, um das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) zu erhöhen.
ASL-Techniken können angewendet werden, um die Perfusion durch eine einzelne Versorgungsarterie (als „selektive“ ASL bezeichnet) zu messen. In diesem Fall regt die zum Markieren der Blutwasserprotonen verwendete räumlich selektive Vorbereitungssequenz eine Kernmagnetisierung in einem Markierungsbereich an, der derart eingeschränkt ist, dass nur das Blut in einem einzelnen Gefäß oder in einer Anzahl von ausgewählten Gefäßen markiert wird.
Ein gezieltes Planen ist bei selektiven ASL-Techniken erforderlich, um die Arterien von Interesse optimal zu markieren und keine anderen benachbarten Gefäße. Üblicherweise wird ein vorerfasstes MR-Angiogramm, z. B. durch Flugzeit-MR-Angiographie (TOF), verwendet, um die vaskuläre Architektur zu visualisieren. Dies dient als vaskuläre Zuordnung, um die Position der selektiven Markierung räumlich zu definieren, z. B. indem der Markierungsbereich über eine Arterie von Interesse platziert wird (siehe Helle et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2010, Vol. 64, S. 777-786). Abgesehen von der optimierten Lokalisierung der selektive Markierung gibt es eine Anzahl von anderen beeinflussenden Faktoren, die die Effizienz der selektiven Markierung, insbesondere Blutflussparameter, einschließlich anatomische und hämodynamische Parameter des zum Markieren verwendeten Gefäßsystems, steuern, wie die Blutflussgeschwindigkeit und den Gefäßdurchmesser. Diese Parameter können sich aufgrund von Gefäßort, lokalem Gefäßlumen usw. ändern. Solche Einflüsse können eine Auswirkung auf unterschiedliche Sequenzparameter der verwendeten ASL-Sequenz und die endgültige Bildqualität haben. In der klinischen Praxis macht die Berücksichtigung der oben erwähnten Parameter die Planung in selektiver ASL zu einem zeitaufwendigen Prozess. Dies liegt auch daran, dass der Markierungsbereich in der grafischen Benutzeroberfläche des verwendeten MR-Geräts in der Regel unzureichend visualisiert ist. Darüber hinaus sind die oben erwähnten Blutflussparameter für den Bediener während der Planung einer ASL-Sequenz nicht verfügbar. Daher wird die Positionierung eines Markierungsbereichs basierend auf vorheriger Kenntnis des Benutzers und Erfahrung mit ASL-Techniken ausgeführt, was sich auf den gesamten Planungsprozess sowie die endgültige Bildqualität auswirkt.
Die Veröffentlichung „Cerebral blood flow quantification in swine using pseudocontinuous arterial spin labeling" von M. E. Johnston et al. in JMRI 38 (2013), S. 1111-1118, führt an, dass PCASL-Parameter in Bezug auf die Geschwindigkeit des zu markierenden Bluts abgestimmt sind.
KURZFASSUNG DER ERFINDUNG
Aus dem Vorstehenden ist leicht ersichtlich, dass ein Bedarf an einem verbesserten ASL-MR-Bildgebungsverfahren besteht. Es ist folglich eine Aufgabe der Erfindung, die Planung einer ASL-MR-Bilduntersuchung zu erleichtern und die Bildqualität bei perfusionsgewichteter MR-Bildgebung zu verbessern.
Gemäß der Erfindung wird ein Verfahren zur MR-Bildgebung mindestens eines Teils eines in einem Hauptmagnetfeld im Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung platzierten Körpers offenbart. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte:

- Erfassen von angiographischen MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des untersuchten Körpers einer oder mehrerer MR-Angiographie-Scans;
- Ableiten von quantitativen Blutflussparametern aus den angiographischen MR-Signaldaten;
- Berechnen einer Markierungseffizienz einer ASL-Sequenz aus den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und aus den quantitativen Blutflussparametern;
- Optimieren der Sequenzparameter durch Maximieren der Markierungseffizienz;
- Erfassen von perfusionsgewichteten MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des Körpers der ASL-Sequenz; und
- Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten.

Gemäß der Erfindung (wie in konventioneller ASL-MR-Bildgebung) wird der Teil des Körpers einer ASL-Sequenz, einschließlich einer (gepulsten, kontinuierlichen oder pseudo-kontinuierlichen) Vorbereitung zum Markieren von Blut, unterworfen, indem die Blutwasserprotonen außerhalb des eigentlichen Bildgebungsbereichs angeregt werden. Die ASL-Sequenz schließt ferner das Erfassen der MR-Signale vom Bildgebungsbereich ein, wobei der Zufluss des markierten Bluts in den Bildgebungsbereich den Bildkontrast des schließlich aus den erfassten MR-Signaldaten rekonstruierten MR-Bildes ändert. Die Vorbereitung erfolgt durch Erzeugen von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeld-Gradienten, die derart gesteuert werden, dass sie die Kernmagnetisierung von Blutwasserprotonen in einem vorgelagerten Bereich (Markierungsbereich) anregen (d.h. invertieren oder sättigen), von wo aus das Blut in den Bildgebungsbereich fließt. MR-Signale werden vom Bildgebungsbereich nach einer Transitzeit zu einem Zeitpunkt erfasst, an dem das markierte Blut den Bildgebungsbereich erreicht. Vorzugsweise werden die MR-Signaldaten nach einer vorhergehenden Vorbereitung außerhalb des Bildgebungsbereichs in einem Markierungsmodus erfasst, wobei weitere MR-Signaldaten ohne vorhergehende Vorbereitung in einem Steuermodus erfasst werden. Dies entspricht dem konventionellen ASL-Ansatz, bei dem, wie oben erwähnt, die Subtraktion eines im Markierungsmodus erfassten MR-Bildes von einem im Steuermodus erfassten MR-Bild ein Maß für Gewebeperfusion im Bildgebungsbereich ergibt.
Die Erfindung basiert auf der Erkenntnis, dass es für eine erfolgreiche Markierung von einzelnen Arterien bei selektiven ASL-Techniken wichtig ist, die quantitative Blutflussparameter zu berücksichtigen, die die Markierungseffizienz und somit die endgültige Bildqualität beeinflussen. Beispielsweise können quantitative Informationen über den Gefäßdurchmesser verwendet werden, um die Größe des Markierungsbereichs entsprechend anzupassen. Quantitative Informationen über die Blutflussgeschwindigkeit in einem Gefäßsegment können verwendet werden, um spezifische Markierungsparameter der ASL-Sequenz anzupassen, wie z. B. die Gradientenfestigkeit in der Richtung des Blutflusses, das Markierungsimpulsintervall, die Markierungsdauer, usw. Außerdem können Informationen über den pathologischen Zustand eines Gefäßsegments von Interesse (wie z. B. Stenose, Okklusion, Plaques, Dissektion usw.) berücksichtigt werden, um eine suboptimale Markierungseffizienz aufgrund von pathologischen Veränderungen des Gefäßes zu verhindern. Informationen über Objekte innerhalb des Gefäßes (wie z. B. ein Stent nach Gefäßdilatation) können verwendet werden, um bestimmte Teile eines Gefäßes zum Markieren auszuschließen.
Gemäß der Erfindung werden zunächst angiographische MR-Signaldaten zum Planen des selektiven Markierungsablaufs erfasst. Der Erfindung liegt das Prinzip zugrunde, aus den angiographischen MR-Signaldaten automatisch quantitative Blutflussparameter abzuleiten und diese Parameter zum Berechnen der Markierungseffizienz der ASL-Sequenz aus den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und aus den abgeleiteten quantitativen Blutflussparametern zu verwenden. Die Markierungseffizienz kann als der markierte (gesättigte oder invertierte) Anteil der Gesamtmagnetisierung der Blutwasserspins definiert werden, die den Markierungsbereich passieren. Die Erfindung basiert auf der Erkenntnis, dass die Markierungseffizienz von den Parametern der ASL-Sequenz (einschließlich der Magnetfeld-Gradientenfestigkeit, des Timings von Magnetfeldgradientenschaltung, der Dauer/Amplituden von HF-Impulsen) sowie von den Blutflussparametern (einschließlich der Blutflussgeschwindigkeit, der Flussrichtung, des Gefäßdurchmessers) abhängt. Die berechnete Markierungseffizienz wird gemäß der Erfindung als ein Indikator verwendet, ob die Parameter der ASL-Sequenz geeignet sind.
Die Erfindung kann dem Bediener der MR-Vorrichtung während des Planungsprozesses der ASL-Sequenz eine effiziente Unterstützung bieten, z. B. durch Präsentieren der Blutflussparameter entsprechend einem spezifischen Ort in einem Blutgefäß, der vom Bediener zum Markieren über die grafische Benutzerschnittstelle des MR-Geräts ausgewählt wird. Eine automatische Korrelation der Blutflussparameter mit den Schlüsselmarkierungsparametern der ASL-Sequenz stellt die tatsächliche Markierungseffizienz bereit. Die Sequenzparameter werden durch Maximieren der Markierungseffizienz optimiert, z. B. durch Visualisierung der quantitativen Informationen (Blutflussparameter und/oder resultierende Markierungseffizienz) und (interaktives) Anpassen des Markierungsbereichs (z. B. die Größe des Markierungsbereichs, der mit den Markierungs-Magnetfeld-Gradientenfestigkeiten skaliert ist). Dies macht den Planungsprozess bei ASL-MR-Bildgebung gegenüber dem Stand der Technik einfacher und intuitiver. Gleichzeitig stellt die Technik der Erfindung dem Bediener genügend Freiheit beim Wählen des bevorzugten ASL-Verfahrens oder Selektivitätsansatzes bereit und passt die selektive Markierung spezifischen Bedingungen an (z. B. veränderte Gefäßarchitektur, pädiatrische Hämodynamik usw.). Als eine Folge vereinfacht die Erfindung die Verwendung von selektiven ASL-Techniken in klinischen Routine-Messungen und führt zu einer optimalen Bildqualität für verschiedene Patientengruppen.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die quantitativen Blutflussparameter und die Markierungseffizienz für Blutgefäßsegmente, die vom durch die Sequenzparameter der ASL-Sequenz definierten Markierungsbereich abgedeckt sind, berechnet. Die quantitativen Blutflussparameter der Blutgefäßsegmente, in denen die Markierung erfolgt, sind relevant, um die Markierungseffizienz als Basis zum Optimieren der Sequenzparameter zu bewerten.
Vorzugsweise wird zur interaktiven Optimierung der Sequenzparameter eine Visualisierung der Blutgefäße aus den angiographischen MR-Signaldaten erzeugt und die Visualisierung dem Bediener der MR-Vorrichtung angezeigt. Der interaktive Planungs- und Optimierungsprozess kann dann vereinfacht werden, indem der Markierungsbereich der Visualisierung der Blutgefäße überlagert grafisch dargestellt wird, wobei die quantitativen Blutflussparameter und/oder die Markierungseffizienz dem Bediener in räumlicher Verbindung mit dem Markierungsbereich intuitiv angezeigt werden. Die Markierungseffizienz kann dann maximiert werden, z. B. indem der Bediener eine schrittweise interaktive Anpassung der Sequenzparameter der ASL-Sequenz ausführt, wobei die Markierungseffizienz nach jedem Anpassungsschritt neu berechnet wird.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform können die abgeleiteten quantitativen Blutflussparameter als Eingangsparameter für eine automatisierte Planung des ASL-Scans verwendet werden. Aus den angiographischen MR-Signaldaten wird ein MR-Angiogramm rekonstruiert und Blutgefäße werden durch Segmentierung des MR-Angiogramms automatisch identifiziert. In einem nächsten Schritt kann ein gerades Segment von mindestens einem der identifizierten Blutgefäße mit ausreichender Länge lokalisiert werden kann, die quantitative Blutflussparameter werden für das lokalisierte gerade Segment abgeleitet, und die Sequenzparameter der ASL-Sequenz werden dann derart bestimmt, dass der Markierungsbereich das lokalisierte gerade Segment abdeckt und die Markierungseffizienz optimal ist. Gleichzeitig wird die Transitzeit von Blut vom Markierungsbereich zum Bildgebungsbereich aus den angiographischen MR-Signaldaten geschätzt, und die Sequenzparameter der ASL-Sequenz werden basierend auf der geschätzten Transitzeit bestimmt, um zu ermöglichen, dass das markierte Blut vom Markierungsbereich zum Bildgebungsbereich fließt, aus dem die perfusionsgewichteten MR-Signaldaten erfasst werden.
Das Verfahren der bisher beschriebenen Erfindung kann mittels einer MR-Vorrichtung ausgeführt werden, die mindestens eine Hauptmagnetspule zum Erzeugen eines Hauptmagnetfeldes in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeld-Gradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen im Untersuchungsvolumen, mindestens eine HF-Spule zum Erzeugen von HF-Impulsen im Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Körper eines Patienten, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeld-Gradienten und eine Rekonstruktionseinheit zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen einschließt. Das Verfahren der Erfindung wird vorzugsweise durch ein entsprechendes Programmieren der Rekonstruktionseinheit und/oder der Steuereinheit der MR-Vorrichtung realisiert.
Das Verfahren der Erfindung kann in den meisten MR-Vorrichtungen, die derzeit in klinischer Verwendung sind, vorteilhaft durchgeführt werden. Zu diesem Zweck ist es lediglich erforderlich, ein Computerprogramm zu verwenden, mit dem die MR-Vorrichtung derart gesteuert wird, dass sie die oben erläuterten Verfahrensschritte der Erfindung ausführt. Das Computerprogramm kann entweder auf einem Datenträger vorhanden sein oder in einem Datennetz vorhanden sein, derart, dass es zur Installation in der Steuereinheit der MR-Vorrichtung heruntergeladen werden kann.
Figurenliste
Die beigefügten Zeichnungen offenbaren bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Es versteht sich jedoch, dass die Zeichnungen nur zu Darstellungszwecken und nicht als Definition der Grenzen der Erfindung ausgelegt sind. In den Zeichnungen wird Folgendes gezeigt:

1 zeigt eine MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens der Erfindung;
2 zeigt ein MR-Angiogramm mit Blutgefäßen und einen überlagerten Markierungsbereich zum interaktiven Planen eines ASL-Scans gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung;
3 zeigt ein MR-Angiogramm mit Blutgefäßen und einen überlagerten Markierungsbereich zum interaktiven Planen eines ASL-Scans gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung;
4 zeigt ein MR-Angiogramm mit Blutgefäßen und ein lokalisiertes gerades Gefäßsegment zum automatischen Planen eines ASL-Scans gemäß einer dritten Ausführungsform der Erfindung.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Unter Bezugnahme auf 1 wird eine MR-Vorrichtung 1 gezeigt. Die Vorrichtung umfasst supraleitende oder resistive Hauptmagnetspulen 2, derart, dass ein im Wesentlichen einheitliches, zeitlich konstantes Magnetfeld B₀ entlang einer z-Achse durch ein Untersuchungsvolumen erzeugt wird. Die Vorrichtung umfasst ferner einen Satz Trimmspulen 2' (1., 2. und sofern anwendbar 3. Ordnung), wobei der Stromfluss durch die einzelnen Trimmspulen des Satzes 2' zum Zweck der Minimierung von B₀-Abweichungen im Untersuchungsvolumen steuerbar ist.
Ein Magnetresonanz-Erzeugungs- und Manipulationssystem wendet eine Reihe von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeld-Gradienten an, um Kernmagnetspins zu invertieren oder anzuregen, Magnetresonanz zu induzieren, Magnetresonanz neu zu fokussieren, Magnetresonanz zu manipulieren, die Magnetresonanz räumlich und auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und dergleichen, um eine MR-Bildgebung auszuführen.
Insbesondere wendet ein Gradientenimpulsverstärker 3 Stromimpulse auf ausgewählte Ganzkörper-Gradientenspulen 4, 5 und 6 entlang x-, y- und z-Achsen des Untersuchungsvolumens an. Ein digitaler HF-Frequenzsender 7 sendet HF-Impulse oder -Impulspakete über einen Sende-/Empfangsschalter 8 zu einer Körper-HF-Spule 9, um die HF-Impulse auf das Untersuchungsvolumen zu übertragen. Eine typische MR-Bildgebungssequenz besteht aus einem Paket von HF-Impulssegmenten mit kurzer Dauer, die jeweils zusammengenommen und mit allen angelegten Magnetfeld-Gradienten eine ausgewählte Manipulation von Kernmagnetresonanz erzielen. Die HF-Impulse werden verwendet, um zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren, Resonanz neu zu fokussieren oder Resonanz zu manipulieren und einen Teil eines Körpers 10 auszuwählen, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist. Die MR-Signale werden auch von der Körper-HF-Spule 9 aufgenommen.
Zur Erzeugung von MR-Bildern mit begrenzten Bereichen des Körpers 10 mittels paralleler Bildgebung wird ein Satz von lokalen Array-HF-Spulen 11, 12, 13 angrenzend an den zur Bildgebung ausgewählten Bereich platziert. Die Array-Spulen 11, 12, 13 können verwendet werden, um durch Körper-Spulen-HF-Übertragungen induzierte MR-Signale zu empfangen.
Die resultierenden MR-Signale werden durch die Körper-HF-Spule 9 und/oder durch die Array-HF-Spulen 11, 12, 13 aufgenommen und durch einen Empfänger 14 vorzugsweise einschließlich einem Vorverstärker (nicht dargestellt) demoduliert. Der Empfänger 14 ist mit den HF-Spulen 9, 11, 12 und 13 über Sende-/Empfangsschalter 8 verbunden.
Ein Host-Computer 15 steuert den Stromfluss durch die Trimmspulen 2' sowie den Gradientenimpulsverstärker 3 und den Sender 7, um eine beliebige Vielzahl von MR-Sequenzen zu erzeugen, wie z. B. eine Echoplanar-Bildgebung (EPI), eine Echo-Volumen-Bildgebung, Gradienten- und Spin-Echo-Bildgebung, schnelle Spin-Echo-Bildgebung, und dergleichen. Für die ausgewählte Sequenz empfängt der Empfänger 14 eine einzige oder eine Vielzahl von MR-Datenleitungen in schneller Folge nach jedem HF-Anregungsimpuls. Ein Datenerfassungssystem 16 führt eine Analog-Digital-Wandlung der empfangenen Signale durch und wandelt jede MR-Datenleitung in ein digitales Format um, das für die weitere Verarbeitung geeignet ist. Bei modernen MR-Geräten ist das Datenerfassungssystem 16 ein separater Computer, der auf die Erfassung von Rohbilddaten spezialisiert ist.
Letztlich werden die digitalen Rohbilddaten durch einen Rekonstruktionsprozessor 17 in eine Bilddarstellung rekonstruiert, welcher eine Fourier-Transformation oder andere geeignete Rekonstruktionsalgorithmen wie beispielsweise SENSE oder SMASH anwendet. Das MR-Bild kann eine planare Schicht durch den Patienten, eine Anordnung von parallelen planaren Schichten, ein dreidimensionales Volumen oder dergleichen darstellen. Das Bild wird dann in einem Bildspeicher gespeichert, wo es zugänglich ist, um Schichten, Projektionen oder andere Teile der Bilddarstellung in ein geeignetes Format zur Visualisierung umzuwandeln, beispielsweise über einen Videomonitor 18, der eine menschenlesbare Anzeige des resultierenden MR-Bildes bereitstellt.
Gemäß der Erfindung wird ASL-Perfusionsbildgebung angewendet, z. B. um die Durchblutung im Gehirn des Patienten zu untersuchen. Der Host-Computer 15 und der Rekonstruktionsprozessor 17 sind typischerweise durch Software angeordnet, um das oben und im Folgenden beschriebene Verfahren der Erfindung auszuführen.
Der Workflow zum Planen und Ausführen einer selektiven ASL-MR-Untersuchung des Gehirns gemäß der Erfindung wird im Folgenden unter Bezugnahme auf 2-4 beschrieben.
Die in 2 dargestellte Ausführungsform betrifft selektive arterielle Spinmarkierung basierend auf ,superselektiver' ASL' (siehe Helle et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2010, Vol. 64, S. 777-786), die einen einzigen scheibenförmigen Punkt als einen Markierungsbereich einsetzt, um die Blutspins in einem individuell ausgewählten Gefäß zu sättigen oder zu invertieren. Anfänglich wird ein MR-Angiographie-Scan des Halses ausgeführt, um angiographische MR-Signaldaten zu erfassen. Eine herkömmliche Flugzeit(TOF)-Angiographie wird zum Abbilden des Gefäßsystems des Patienten verwendet. Die Visualisierung des entsprechenden Angiogramms wird in 2a und 2b als zweidimensionale Projektionsbilder mit maximaler Intensität dargestellt. Der effektive Markierungsbereich der selektiven ASL-Sequenz wird dem Bediener dargestellt, indem eine grafische Darstellung des Markierungsbereichs 21 dem Angiogramm überlagert wird. Der Durchmesser, die Dicke und die Orientierung des Markierungsbereichs werden gemäß den Momenten der zum Markieren angewendeten Magnetfeld-Gradienten visualisiert. Diese Parameter der ASL-Sequenz können durch den Bediener interaktiv eingestellt werden. Der Bediener positioniert die Visualisierung des Markierungsbereichs interaktiv unter Verwendung der grafischen Benutzerschnittstelle des MR-Geräts 1 auf ein Gefäß von Interesse im Angiogramm. Ein Gefäß-Segmentierungsalgorithmus wird verwendet, um das Segment des Gefäßes zu analysieren, das durch den Markierungsbereich abgedeckt ist, und quantitative Blutflussparameter (Blutflussgeschwindigkeit, Gefäßdurchmesser) werden von den Voxeln des Angiogramms abgeleitet, die sich im Markierungsbereich befinden. Anschließend wird die Markierungseffizienz im jeweiligen Gefäßsegment entsprechend den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und entsprechend den abgeleiteten quantitativen Blutflussparametern berechnet. Die quantitativen Blutflussparameter und die Markierungseffizienz werden in einem Textfeld 22 in räumlicher Verbindung mit der Visualisierung des Markierungsbereichs 21 angezeigt. Alle Änderungen der Sequenzparameter durch den Bediener oder eine Neupositionierung des Markierungsbereichs 21 führen zu einer erneuten Berechnung der Markierungseffizienz, derart, dass es für den Bediener leicht gemacht wird, die beste Position für den Markierungsbereich 21 zu finden. Der Bediener bewegt den Markierungsbereich 21 interaktiv und modifiziert die Parameter der ASL-Sequenz, bis eine optimale (im Sinne einer adäquaten) Markierungseffizienz erreicht ist. Dies ist insbesondere bei Patienten mit einem veränderten arteriellen Gefäßsystem (Plaques usw.) wichtig. In der in 2a gezeigten Ausführungsform ist der Markierungsbereich über einem Segment der rechten Wirbelarterie im Hals positioniert. Der Gefäßdurchmesser und die Blutflussgeschwindigkeit im ausgewählten Segment werden dem Benutzer im Textfeld 22 sowie die resultierende Markierungseffizienz unter Berücksichtigung der Parametereinstellungen der angewandten ASL-Sequenz dargestellt. Wie in 2b zu sehen ist, führt das Kippen des Markierungsbereichs zu einer verbesserten Markierungseffizienz, da das Gefäßsegment nun senkrecht zum scheibenförmigen Markierungsbereich ist. Schließlich wird die ASL-Sequenz mit den interaktiv optimierten Sequenzparametern gestartet. Perfusionsgewichtete MR-Signaldaten werden erfasst und ein MR-Bild wird aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten rekonstruiert.
Die in 3 dargestellte Ausführungsform bezieht sich auf selektive ASL unter Verwendung von „gefäßcodierter“ ASL, die eine Modulation der Markierungseffizienz durch eine Markierungsebene einsetzt (siehe Wong et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2007, Vol. 58, S. 1086-1091). Wie in der in 2 gezeigten Ausführungsform beginnt das Verfahren mit einem MR-Angiographie-Scan des Halses. Eine Visualisierung des Markierungsbereichs 31 wird dem Bediener in der grafischen Benutzeroberfläche des MR-Geräts 1 dargestellt. Wie 3 zu entnehmen ist, schließt die Markierungsebene 31 der gefäßcodierten ASL mehr als eine Arterie ein. Die Dicke der Markierungsebene 31 wird entsprechend den Markierungsgradientenmomenten, die durch Sequenzparameter der ASL-Sequenz definiert sind, welche vom Bediener interaktiv eingestellt werden können, visualisiert. Ein Gefäß-Segmentierungsalgorithmus wird verwendet, um die Segmente des Gefäßsystems zu analysieren, die durch die Markierungsebene 31 abgedeckt sind, und die quantitative Blutflussparameter (Blutflussgeschwindigkeit, Gefäßdurchmesser) werden jeweils von den Voxeln des Angiogramms abgeleitet, die sich im Markierungsbereich 31 befinden. Anschließend wird die Markierungseffizienz im jeweiligen Gefäßsegment entsprechend den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und entsprechend den abgeleiteten quantitativen Blutflussparametern berechnet. Die quantitativen Blutflussparameter und die Markierungseffizienz werden in Textfeldern 32 in räumlicher Verbindung mit den entsprechenden Gefäßen angezeigt, die die Markierungsebene 31 passieren. Der Bediener kann die Position und Orientierung der Markierungsebene 31 und die weiteren Parameter der ASL-Sequenz interaktiv einstellen, bis eine optimierte durchschnittliche Markierungseffizienz für die die Markierungsebene 31 passierenden Gefäße erreicht ist. Dies kann eine Modulation der Markierungseffizienz über die gesamte Markierungsebene 31 durch Anpassen der Gradientenfestigkeiten der Magnetfeld-Gradienten der ASL-Sequenz einschließen, die in die Richtung senkrecht zur jeweiligen Blutflussrichtung während des Markierungsablaufs geschaltet sind. Schließlich wird die ASL-Sequenz mit den interaktiv optimierten Sequenzparametern gestartet. Perfusionsgewichtete MR-Signaldaten werden erfasst und ein MR-Bild wird aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten rekonstruiert.
Die in 4 dargestellte Ausführungsform betrifft die vollautomatisierte Planung von selektiver ASL basierend auf „superselektiver“ ASL (siehe Helle et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2010, Vol. 64, S. 777-786). Wie in den in 2 und 3 gezeigten Ausführungsformen beginnt das Verfahren mit einem MR-Angiographie-Scan des Halses. Ein Gefäß-Segmentierungsalgorithmus wird angewendet, der die Arterien im Hals automatisch identifiziert, die im Angiogramm visualisiert sind. Die Segmentierung kann auf Bereichswachstumsalgorithmen basieren, und die Identifizierung einzelner Gefäße kann z. B. unter Verwendung anatomischer Atlanten und unter Einsatz spezifischer anatomischer Modelle ausgeführt werden. Die identifizierten Arterien können die großen Himversorgungsgefäße, wie jeweils die beiden ICAs (innere Halsschlagadern), die VAs (Wirbelarterien) und die BA (Basilararterie) sein. Andere Gefäße von Interesse können die äußeren Halsschlagadern (ECAs), die Augenarterien (OAs) usw. sein. Für jede der identifizierten Arterien sind gerade Segmente des jeweiligen Gefäßlumens segmentiert, z. B. durch Bestimmen der Abweichung der identifizierten Gefäße von einem anatomischen Modell der idealen vaskulären Architektur oder unter Verwendung von direktionalen Blutflussinformationen, die aus den angiographischen MR-Signaldaten abgeleitet sind. 4 zeigt ein gerades Segment 41, das in der linken ICA 42 angeordnet ist. Der pathologischen Zustand, wie das Vorhandensein von steno-okklusiven Veränderungen, kann für jedes der identifizierten Gefäße untersucht werden, z. B. durch Vergleichen der segmentierten Gefäße und der jeweiligen Blutflussgeschwindigkeit mit einem anatomischen Modell, das ideale vaskuläre Bedingungen darstellt. Außerdem können patientenspezifische Informationen, die in einer Krankenhausdatenbank gespeichert sind, verwendet werden. Sobald ein gerades Gefäßsegment 41 für jedes der identifizierten Gefäße lokalisiert ist, werden die individuellen Durchmesser des Gefäßlumens geschätzt, z. B. basierend auf Intensitätsinformationen im Angiogramm. Als ein nächster Schritt wird die Größe des Markierungsbereichs in superselektiver ASL automatisch angepasst, indem die Festigkeiten der entsprechenden Magnetfeld-Gradienten der Sequenz entsprechend den geschätzten Gefäßdurchmessern derart eingestellt werden, dass der jeweilige Markierungsbereich das lokalisierte gerade Segment 41 abdeckt. Quantitative Blutflussparameter (Blutflussrichtung, Blutflussgeschwindigkeit, Blutflussrichtung) werden aus den angiographischen MR-Signaldaten für die Voxel des Angiogramms in den lokalisierten Segmenten 41 abgeleitet. Die Festigkeiten der Markierungs-Magnetfeld-Gradienten (in der Richtung des Blutflusses) sowie die Festigkeiten und zeitlichen Abstände der HF-Impulse der ASL-Sequenz werden entsprechend der individuellen Blutflussgeschwindigkeit in jedem der identifizierten Gefäßabschnitte 41 automatisch angepasst, um eine optimale Markierungseffizienz für die den jeweiligen Markierungsbereich kreuzenden Blutwasserspins zu erreichen. Die verfügbaren Daten (einschließlich der pathologische Zustand) der identifizierten Gefäße ermöglichen eine grobe Abschätzung der durchschnittlichen Transitzeit von Blut vom Markierungsbereich zu einem Bildgebungsbereich. Die Sequenzparameter (Markierungsdauer und Nach-Markierungsverzögerung) der ASL-Sequenz werden basierend auf der geschätzten Transitzeit bestimmt, damit das markierte Blut vom Markierungsbereich zum Bildgebungsbereich fließen kann, aus dem schließlich perfusionsgewichtete MR-Signaldaten erfasst werden. Die ASL-Sequenz wird dann mit vollautomatischen, optimierten Sequenzparametern gestartet. Perfusionsgewichtete MR-Signaldaten werden erfasst und ein MR-Bild wird aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten rekonstruiert.
Der Ansatz der Erfindung eignet sich besonders gut für selektive MR-Perfusionsuntersuchungen des Gehirns basierend auf der ASL-Technik. Jedoch kann der Ansatz der Erfindung auch für Perfusionsmessungen bei anderen Organen Anwendung finden, beispielsweise in der abdominalen oder kardialen MR-Bildgebung.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

US 6564080 B1 [0006]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

Helle et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2010, Vol. 64, S. 777-786 [0009, 0032, 0034]
„Cerebral blood flow quantification in swine using pseudocontinuous arterial spin labeling" von M. E. Johnston et al. in JMRI 38 (2013), S. 1111-1118 [0010]
Wong et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2007, Vol. 58, S. 1086-1091 [0033]

Claims

Verfahren zur MR-Bildgebung mindestens eines Teils eines in einem Hauptmagnetfeld im Untersuchungsvolumen einer MR-Vorrichtung (1) platzierten Körpers (10), wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: - Erfassen von angiographischen MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des Körpers (10) einer oder mehrerer MR-Angiographie-Scans; - Ableiten von quantitativen Blutflussparametern aus den angiographischen MR-Signaldaten, wobei die quantitativen Blutflussparameter mindestens umfassen: den Gefäßdurchmesser eines einzelnen Blutgefäßes und die Flussgeschwindigkeit von Blut durch das Blutgefäß, - Berechnen einer Markierungseffizienz einer arteriellen Spinmarkierungs(ASL)-Sequenz aus den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und aus den quantitativen Blutflussparametern; - Optimieren der Sequenzparameter durch Maximieren der Markierungseffizienz; wobei die Größe des Markierungsbereichs basierend auf quantitativen Informationen über den Gefäßdurchmesser angepasst wird, - Erfassen von perfusionsgewichteten MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des Körpers (10) der ASL-Sequenz; und - Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die quantitativen Blutflussparameter und die Markierungseffizienz für Blutgefäßsegmente berechnet werden, die von einem durch die Sequenzparameter der ASL-Sequenz definierten Markierungsbereich (21, 31, 41) abgedeckt sind.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, ferner umfassend: - Erzeugen einer Visualisierung von Blutgefäßen aus den angiographischen MR-Signaldaten; und - Anzeigen der Visualisierung für einen Bediener der MR-Vorrichtung (1)
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 und 3, wobei eine grafische Darstellung des Markierungsbereichs (21, 31, 41) der Visualisierung der Blutgefäße überlagert wird.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die quantitativen Blutflussparameter und/oder die Markierungseffizienz dem Bediener in räumlicher Verbindung mit dem Markierungsbereich (21, 31, 41) angezeigt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-5, wobei die Markierungseffizienz dadurch maximiert wird, dass der Bediener eine schrittweise interaktive Einstellung der Sequenzparameter der ASL-Sequenz ausführt, wobei die Markierungseffizienz nach jedem Anpassungsschritt neu berechnet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-6,
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-7, ferner umfassend: - Rekonstruieren eines MR-Angiogramms aus den angiographischen MR-Signaldaten; und - automatisches Identifizieren von Blutgefäßen (42) durch Segmentierung des MR-Angiogramms.
Verfahren nach Anspruch 8, ferner umfassend: - Lokalisieren eines geraden Segments von mindestens einem der identifizierten Blutgefäße; und - Bestimmen der Sequenzparameter der ASL-Sequenz derart, dass der Markierungsbereich das lokalisierte gerade Segment abdeckt.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die quantitativen Blutflussparameter für das lokalisierte gerade Segment abgeleitet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8-10, wobei ein pathologischer Zustand eines identifizierten Blutgefäßes berücksichtigt wird, wenn die quantitativen Blutflussparameter abgeleitet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1-11, wobei eine Transitzeit von Blut vom Markierungsbereich zu einem Bildgebungsbereich aus den angiographischen MR-Signaldaten geschätzt wird und wobei die Sequenzparameter der ASL-Sequenz basierend auf der geschätzten Transitzeit bestimmt werden, um zu ermöglichen, dass das markierte Blut vom Markierungsbereich zum Bildgebungsbereich fließt, aus dem die perfusionsgewichteten MR-Signaldaten erfasst werden.
MR-Vorrichtung umfassend mindestens eine Hauptmagnetspule (2) zum Erzeugen eines Hauptmagnetfeldes in einem Untersuchungsvolumen, eine Anzahl von Gradientenspulen (4, 5, 6) zum Erzeugen von geschalteten Magnetfeld-Gradienten in verschiedenen räumlichen Richtungen im Untersuchungsvolumen, mindestens eine HF-Spule (9) zum Erzeugen von HF-Impulsen im Untersuchungsvolumen und/oder zum Empfangen von MR-Signalen von einem Körper (10) eines Patienten, der im Untersuchungsvolumen positioniert ist, eine Steuereinheit (15) zum Steuern der zeitlichen Abfolge von HF-Impulsen und geschalteten Magnetfeld-Gradienten und eine Rekonstruktionseinheit (17) zum Rekonstruieren von MR-Bildern aus den empfangenen MR-Signalen, wobei die MR-Vorrichtung (1) angeordnet ist, um die folgenden Schritte auszuführen: - Erfassen von angiographischen MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des Körpers (10) einer oder mehrerer MR-Angiographie-Scans; - Ableiten von quantitativen Blutflussparametern aus den angiographischen MR-Signaldaten; - Berechnen einer Markierungseffizienz einer arteriellen Spinmarkierungs(ASL)-Sequenz aus den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und aus den quantitativen Blutflussparametem, wobei die quantitativen Blutflussparameter mindestens umfassen: den Gefäßdurchmesser eines einzelnen Blutgefäßes und die Flussgeschwindigkeit von Blut durch das Blutgefäß; - Optimieren der Sequenzparameter durch Maximieren der Markierungseffizienz, wobei die Größe des Markierungsbereichs basierend auf quantitativen Informationen über den Gefäßdurchmesser angepasst wird; - Erfassen von perfusionsgewichteten MR-Signaldaten durch Unterwerfen des Teils des Körpers (10) der ASL-Sequenz; und - Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten.
Computerprogramm zum Durchführen auf einer MR-Vorrichtung (1), wobei das Computerprogramm Anweisungen umfasst zum: - Erfassen von angiographischen MR-Signaldaten durch Ausführen eines MR-Angiographie-Scans; - Ableiten von quantitativen Blutflussparametern aus den angiographischen MR-Signaldaten, wobei die quantitativen Blutflussparameter mindestens umfassen: den Gefäßdurchmesser eines einzelnen Blutgefäßes und die Flussgeschwindigkeit von Blut durch das Blutgefäß; - Berechnen einer Markierungseffizienz einer arteriellen Spinmarkierungs(ASL)-Sequenz aus den Sequenzparametern der ASL-Sequenz und aus den quantitativen Blutflussparametern; - Optimieren der Sequenzparameter durch Maximieren der Markierungseffizienz, wobei die Größe des Markierungsbereichs basierend auf quantitativen Informationen über den Gefäßdurchmesser angepasst wird, - Erfassen von perfusionsgewichteten MR-Signaldaten durch Ausführen der ASL-Sequenz; und - Rekonstruieren eines MR-Bildes aus den perfusionsgewichteten MR-Signaldaten.