DE19834698C2 - Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz - Google Patents
Diffusionserfassung mittels magnetischer ResonanzInfo
- Publication number
- DE19834698C2 DE19834698C2 DE19834698A DE19834698A DE19834698C2 DE 19834698 C2 DE19834698 C2 DE 19834698C2 DE 19834698 A DE19834698 A DE 19834698A DE 19834698 A DE19834698 A DE 19834698A DE 19834698 C2 DE19834698 C2 DE 19834698C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- gradient
- pulse
- diffusion
- pulses
- readout
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56341—Diffusion imaging
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Diffusionserfassung
mittels magnetischer Resonanz (kurz MR).
Von Stejskal/Tanner wurde in The Journal of Chemical Physics,
Vol. 42, Nr. 1, 288-292, 1. Jan. 1965 vorgeschlagen, mit
einem Spinechoverfahren in Verbindung mit gleichpoligen Gra
dientenpulsen vor und nach einem 180° Hochfrequenzpuls eine
Diffusionsmessung durchzuführen. Solche Gradientenpulse, die
ein Kernresonanzsignal sensitiv für Diffusion machen, werden
im folgenden kurz als "Diffusionsgradienten" bezeichnet. Beim
ursprünglichen Vorschlag wurde beim MR-Experiment noch keine
Ortsauflösung durchgeführt. Später wurde das Verfahren nach
Stejskal/Tanner auch in Verbindung mit bildgebender MR ange
wandt, d. h. es wurden zusätzlich zu den Diffusionsgradienten
nach Stejskal/Tanner auch Gradienten zur Ortscodierung der
erhaltenen Kernresonanzsignale eingeschaltet. Bei den bisher
bekannten Pulssequenzen führte die Anwendung von Diffusions
gradienten jedoch häufig zu Problemen mit der Bildgebung.
Beispielsweise treten beim sogenannten Echoplanarverfahren
(EPI) Verzerrungen in der Größenordnung von 10% der Bildhöhe
auf. Die Wirkung von Fettsättigung wird stark beeinträchtigt.
Aus der Literaturstelle D. Feinberg and P. Jakob "Microcircu
lation and diffusion studies in humans using FT velocity dis
tribution, line scans and echo planar imaging" in SMR Work
shop on Future Directions in MRI, 7.-8.6.1990, Bethesda/MD, S. 160-165
ist eine Pulssequenz zur Diffusionsmessung bekannt, bei der
auf einen 90°-Anregepuls zwei 180°-Refokussierungspulse fol
gen. In einem Ausführungsbeispiel wird zwischen dem 90°-An
regepuls und dem ersten 180°-Refokussierungspuls ein erster
Gradientenpuls, zwischen den beiden 180°-Refokussierungs
pulsen ein bipolarer Gradientenpuls und zwischen dem zweiten
180°-Refokussierungspuls und dem Auslesezeitfenster ein weiterer
Gradientenpuls geschaltet. Die Gradientenpulse sind so
dimensioniert, daß sie eine Sensitivität auf Diffusion bewir
ken. Das Gradienten-Zeit-Integral über alle Gradientenpulse
betrachtet ist Null, so daß stationäre Spins nicht dephasiert
werden.
Bei dieser Pulssequenz besteht jedoch das Problem, daß durch
die 180°-Refokussierungspulse stimulierte Echos erzeugt wer
den, die sich mit anderen Echos überlagern und dabei zu Bild
artefakten führen.
In der US 4,595,879 A ist ein Verfahren zur Flussbildgebung
mittels kernmagnetischer Resonanz beschrieben. Bewegte Parti
kel oder Strömungen in einer Probe werden erfasst, indem ein
bewegungskodierender Gradient mit einem ortskodierenden Gra
dienten auf die Probe einwirken. Der bewegungskodierende Gra
dient umfasst zwei entgegengesetzte Gradientenfelder, die zu
einer bewegungsabhängigen Gesamtphase der Magnetisierung in
der Probe führen. Es werden jeweils Bilddaten mit und ohne
Bewegungskodierung erzeugt, die verglichen werden können.
Ein Verfahren und ein System zur Messung des Diffusionsten
sors ist aus der US 5,539,310 A bekannt. Eine Abschätzung des
effektiven Diffusionstensors zweiten Grades liefert die theo
retische Grundlage für eine neue Art der MR-Bildgebung.
Das in der US 5,671,741 A beschriebene Verfahren verwendet
eine diffusionsgewichtete MR-Bildgebung zur in-vivo-Unter
scheidung von normalem und krankhaftem Gewebe.
Die US 4,780,674 A beschreibt ein MR-Bildgebungsverfahren,
wobei der molekulare Diffusionskoeffizient für jeden Punkt
eines untersuchten Mediums berechnet wird. Ein Diffusionsbild
wird erzeugt, indem zunächst mit Sequenzen, die unterschied
lich stark eine Diffusion erfassen, Bilddaten ermittelt wer
den. Ein Vergleich dieser Bilddaten ergibt dann das Diffusi
onsbild.
Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine MR-Pulssequenz mit
Diffusionsmessung so auszugestalten, daß Störungen der Bild
gebung vermieden werden.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale
des Anspruchs 1. Durch diesen Unterschied der Gradienten-
Zeit-Integrale wird erreicht, daß in den Auslesezeitfenstern
die Rephasierungsbedingung für stimulierte Echos nicht mehr
erfüllt ist, so daß diese nicht in störender Weise zum MR-Si
gnal beitragen.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand
der Fig. 1-14 näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1-4 zur Erläuterung der Problemstel
lung eine Pulssequenz mit einem
herkömmlichen Diffusionsgradienten
nach Stejskal/Tanner,
Fig. 5-9 und 10-13 jeweils ein Ausführungsbeispiel
für eine Pulssequenz mit dem er
findungsgemäßen bipolaren Diffusi
onsgradienten,
Fig. 14 den Fehlerverlauf der Wirbelstrom
komponenten.
Bei dem konventionellen Diffusionsexperiment nach den Fig.
1-4 wird zunächst unter der Einwirkung eines Schichtselek
tionsgradienten GS nach Fig. 4 ein 90°-Hochfrequenzpuls RF1
eingestrahlt. Damit werden in bekannter Weise Kernspins in
einer Schicht des Untersuchungsobjekts angeregt. Anschließend
folgt ein erster positiver Teilpuls GD1 des Diffusionsgra
dienten GD, wobei dieser im Beispiel in Richtung des Auslese
gradienten GR liegt. Ferner wird durch einen negativen Teil
puls des Schichtselektionsgradienten GS die durch den positi
ven Teilpuls bewirkte Dephasierung wieder zurückgesetzt. Im
nächsten Zeitintervall folgt ein 180°-Hochfrequenzpuls RF2,
der die mit dem ersten Hochfrequenzpuls RF1 angeregten Kern
spins refokussiert und somit zu einem Spinecho in einem Ak
quisitionsfenster AQ führt. Vor dem Akquisitionsfenster AQ
wird noch ein zweiter Teilpuls GD2 des Diffusionsgradienten
GD geschaltet, der dieselbe Polarität wie der erste Teilpuls
GD1 hat. Ferner wird zur Ortsauflösung in Phasencodierrich
tung vor dem Akquisitionsfenster AQ ein Phasencodiergradient
GP geschaltet. Zur Frequenzcodierung in Ausleserichtung wird
vor dem Akquisitionsfenster AQ ein negativer Vorphasierpuls
GR- in Ausleserichtung geschaltet und während des Akquisiti
onsfensters ist ein Auslesegradient GR eingeschaltet. In be
kannter Weise wird das Kernresonanzsignal während des Akqui
sitionsfenster AQ abgetastet, digitalisiert und nach Phasen
faktoren geordnet in eine Zeile einer Rohdatenmatrix einge
tragen. Das Experiment wird N-mal mit unterschiedlichen Pha
sencodiergradienten GP wiederholt, bis der gesamte K-Raum ab
gedeckt ist. Aus der so gewonnenen Matrix wird durch zweidi
mensionale Fouriertransformation ein Bild gewonnen. Da es
sich hierbei um das in der MR-Bildgebung allgemein gebräuch
liche Rekonstruktionsverfahren handelt, wird hier nicht näher
auf dieses Verfahren eingegangen.
Das erhaltene Kernresonanzsignal trägt aufgrund des Diffusi
onsgradienten GD nicht nur eine Information über die räumli
che Verteilung der Spindichte, sondern auch über die Diffusion
der Spins. Für den Diffusionsgradienten sind folgende
Merkmale erforderlich:
- - Das Gradientenintegral für stationäre Spins muß zum Ausle sezeitpunkt des Kernresonanzsignals 0 sein, damit die Re phasierbedingung erfüllt ist.
- - Es muß eine Diffusionssensitivität vorliegen.
Die erste Bedingung wird beim Experiment nach Stejskal/Tanner
dadurch erfüllt, daß der zweite Teilpuls GD2 des Diffusions
gradienten GD aufgrund der durch den 180° Hochfrequenzpuls RF2
invertierten Spinpopulation bezüglich der Phase der Kern
spins entgegengesetzt zum ersten Teilpuls GD1 des Diffusi
onsgradienten GD wirkt. Die Flächen der Teilpulse GD1 und GD2
sind gleich.
Damit ist das Gradientenzeitintegral für stationäre Spins zum
Auslesezeitpunkt des Kernresonanzsignals 0.
Allgemein gesagt lautet die Rephasierungsbedingung zum Ausle
sezeitpunkt T des Kernresonanzsignals wie folgt:
Dabei ist v(τ) wie folgt definiert:
- - v = 1, falls das Kernresonanzsignal im jeweiligen Integra tionsintervall ein FID (Free Induction Decay) Signal ist bzw. nach der Anregung eine gerade Zahl von 180°-Pulsen er fahren hat. Diese Bedingung sagt letztlich aus, daß das Kernresonanzsignal nicht invertiert ist.
- - v = -1, falls das Kernresonanzsignal im jeweiligen Integra tionsintervall durch Einwirkung einer ungeraden Anzahl von 180°-Pulsen nach der Anregung invertiert wurde.
- - v = 0, falls das Kernresonanzsignal im jeweiligen Integra tionsintervall gerade ein stimuliertes Echo ist. In diesem Fall wird die k-Raum-Trajektorie nämlich durch den Gradien ten nicht beeinflußt.
Die obengenannte Rephasierungsbedingung muß für alle Raum
richtungen gelten, wobei dem Kernzresonanzsignal im Ausle
seintervall lediglich ein Phasengang zur Ortscodierung aufge
prägt ist.
Die obengenannte Phasenabhängigkeit gilt nur für stationäre
Spins. Bewegte Spins (wobei in diesem Sinne unter Bewegung
auch die Diffusion zu verstehen ist) unterliegen einer ande
ren Abhängigkeit zwischen Phasengang und jeweiligen Gradien
ten. Für Diffusionsmessung bzw. diffusionsgewichtete MR-Bil
der wird durch entsprechend gechaltete Gradienten (z. B. nach
Stejskal/Tanner erreicht, daß Diffusion zur Schwächung des
MR-Signals gegenüber stationären Material führt. Die diese
Signalschwächung bestimmende Diffusionssensitivität einer MR-
Sequenz ist durch ihren Diffusionswichtungstensor b gegeben:
Dabei sind die Tensorelemente wie folgt definiert:
Auch hier hängt die Phasenentwicklung wieder von der obende
finierten Größe v(τ) ab.
Bekanntermaßen wird die materialabhängige Diffusion in Form
eines Diffusionstensors D wie folgt definiert:
Dabei steht Dij für die mittlere quadratische Laufstrecke/s
in der jeweiligen Richtung.
Aufgrund des materialabhängigen Diffusionstensors D und des
von der MR-Pulssequenz abhängigen Diffusionswichtungstensors
b erhält man die Signalschwächung aufgrund von Diffusion beim
MR-Experiment wie folgt:
durch Vergleich der mit und ohne Diffusionsgewichtung erhal
tenen Signalamplituden kann man nach einer hinreichenden An
zahl von Messungen die Diffusion, genauer gesagt den Diffusi
onstensor D in der Probe bestimmen. Qualitativ kann man die
Diffusion auch durch das aufgrund der Signalschwächung erhal
tene Kontrastverhalten erfassen.
Mit der erläuterten Pulssequenz nach Stejskal/Tanner kann man
eine hohe Diffusionssensibilität erzielen, wobei allerdings
die eingangs genannten Probleme mit der Bildgebung auftreten.
Es wurde gefunden, daß diese Probleme vom Wirbelströmen her
rühren. Wirbelströme werden durch geschaltete Gradienten in
leitenden Teilen des MR-Systems induziert, die den Gradien
tenspulen benachbart sind. Bei supraleitenden Magneten werden
z. B. Wirbelströme im wesentlichen im Tank und im Kyroschild
des Magneten induziert. Insbesondere Wirbelströme mit Halb
wertszeiten in der Größenordnung der Dauer der Gradientenpul
se und darüber hinaus machen sich bei Diffusionsmessungen
durch Verschiebung der Grundkomponente B0 des Magnetfeldes
und durch Magnetfeldinhomogenitäten störend bemerkbar. Massi
ve Bildverzerrungen treten z. B. auf, wenn man als Auslesese
quenz eine Echoplanarsequenz verwendet. Besonders empfindlich
auf Störungen des Grundmagnetfeldes reagieren auch Fettsätti
gungspulse, da diese eine sehr enge Bandbreite aufweisen und
somit bezüglich Grundfeldverschiebungen besonders empfindlich
sind.
Die lokale Verschiebung des B0-Feldes läßt sich bei Annahme
eines linearen zeitinvarianten Wirbelstromverhaltens H durch
eine Faltung mit der zeitlichen Ableitung des Gradienten
G:
Der zweite Term H der Faltung wird durch ein multiexponenti
elles Modell
angenähert. Dabei steht λi für die verschiedenen logarithmi
schen Dekremente der durch den Gradienten angestoßenen Wir
belströme. Durch die Gradienten werden nämlich Wirbelströme
unterschiedlicher Stärken mit unterschiedlichen Halbwertszei
chen angestoßen.
Wirbelstromeffekte werden dann nicht sichtbar, wenn zum Aus
lesezeitpunkt T des Kernresonanzsignals die B0-Verschiebung
verschwindet oder wenn die während der k-Raum-Trajektorie des
Kernresonanzsignals aufgelaufene Phase 0 ist:
ΔBo(T) = 0 (8)
Dabei hängt es von der jeweils angewandten Pulssequenz in der
Auslesephase des Kernresonanzsignals ab, ob die Gleichung 8
oder 9 dominiert.
Die Bedingungen nach Gleichungen 8 und 9 sind bei der Pulsse
quenz nach Stejskal/Tanner nicht zu erfüllen, da der Diffusi
onsgradient nie das Vorzeichen wechselt.
Es wurde jedoch erkannt, daß die Bedingungen nach Gleichung 8
und/oder 9 und zugleich die Rephasierungsbedingung nach Glei
chung 1 dann zu erfüllen sind, wenn man bipolare Gradienten
pulse einsetzt. Dabei werden die von einem Teilpuls der Gra
dientenpulsfolge induzierten Wirbelströme jeweils vom nach
folgenden Teilpuls mit invertierter Polarität weitgehend kom
pensiert.
In den Fig. 5-9 ist als Ausführungsbeispiel der Erfin
dung eine Pulssequenz dargestellt, bei der diese Bedingung
erfüllt ist. In diesem Fall besteht der Diffusionsgradient GD
aus vier Teilpulsen GD1 bis GD4 wechselnder Polarität. Die
Pulssequenz beginnt wie üblich mit einem schichtselektiven
90°-Hochfrequenzpuls RF1, anschließend folgt der erste Teil
puls GD1 des Diffusionsgradienten GD sowie ein erster 180°-
Hochfrequenzpuls RF2, durch den die Spins invertiert werden.
Es folgen ein negativer Teilpuls GD2 und ein positiver Teil
puls GD3 des Diffusionsgradienten GD. Schließlich werden die
Spins durch einen weiteren 180°-Hochfrequenzpuls RF2 noch
mals invertiert und es folgt ein negativer Teilpuls GD4 des
Diffusionsgradienten GD. Es folgt eine Auslesesequenz wie
beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 1-4. Dabei ist zu
betonen, daß hier an sich eine beliebige Auslesesequenz, z. B.
auch eine EP1-Sequenz angewandt werden kann.
Die dargestellte Pulssequenz zeigt bezüglich der Diffusion
etwa die gleiche Sensitivität wie die Sequenz nach Stejskal/
Tanner. Das Wirbelstromverhalten ist aber wesentlich günsti
ger, da die durch einen Teilpuls GD1-GD3 des Diffusions
gradienten GD angeregten Wirbelströme durch den darauffolgen
den Teilpuls GD2-GD4 entgegengesetzter Polarität weitge
hend kompensiert werden. Dabei ist darauf hinzuweisen, daß
die 180°-Hochfrequenzpulse RF1 und RF2 zwar auf die Kern
spins invertierend wirken, bezüglich der Wirbelströme aber
keinen Einfluß haben.
Mit der Sequenz nach den Fig. 5-9 kann man nicht nur die
Bedingungen nach den Gleichungen 8 und/oder 9, sondern auch
die Rephasierungsbedingung nach Gleichung 1 erfüllen. Unter
Berücksichtigung der invertierenden Wirkung der Hochfrequenz
pulse RF1 und RF2 ist die Rephasierungsbedingung dann er
füllt, wenn die Gradientenflächen der Teilgradienten GD1 und
GD2 gleich den Gradientenflächen der Teilgradienten GD3 und
GD4 sind. Auch in dem eingangs genannten Artikel von Fein
berg und Jakob wurde bereits eine diffusionsgewichtete Puls
sequenz mit bipolaren Pulsen vorgestellt. Allerdings findet
sich dort kein Hinweis auf die Wirbelstromproblematik. Ferner
besteht bei den dort beschriebenen Sequenzen das Problem, daß
durch die Refokussierungspulse nicht nur die vorher angereg
ten Spins rephasieren, sondern auch selbst wieder als Anrege
pulse wirken und außerdem stimulierte Echos hervorrufen. Bei
Dimensionierung der Länge und Amplituden der Teilpulse GD1-GD4
zur Erfüllung der Bedingungen 1 und 8 und/oder 9 hat man
noch weitere Freiheitsgrade. Diese werden erfindungsgemäß da
zu benutzt, während des Auslesezeitfensters AQ die Überlage
rung vom FID-Signalen und stimulierten Echos zum eigentlich
gewünschten Spinecho zu vermeiden. Die Gradientenpulse GD1-GD4
lassen sich so dimensionieren, daß zum Echozeitpunkt T
die Rephasierungsbedingung lediglich für das Spinecho, nicht
jedoch für ein FID-Signal bzw. ein stimuliertes Echo erfüllt
ist. Im konkreten Ausführungsbeispiel bedeutet dies, daß die
Flächen bzw. Gradienten-Zeit-Integrale der Gradientenpulse
GD1 bis GD4 nicht gleich sein dürfen. Im Ausführungsbei
spiel weisen zum Beispiel die ersten beiden Gradientenpulse
GD1 und GD2 eine Fläche von +25% bzw. -25% auf, der dritte
Gradientenpuls GD3 eine Fläche von 30% und der vierte Gra
dientenpuls GD4 eine Fläche von -20%. Dabei steht 100% für
die gesamte für die Diffusionswichtung wirksame Fläche. Eine
Betrachtung der Fig. 5 bis 9 läßt erkennen, daß damit im
Auslesezeitfenster AQ die Rephasierungsbedingung für die vom
ersten Hochfrequenzpuls RF1 angeregten Spins erfüllt ist, so
weit es sich dabei um stationäre Spins handelt. FID-Signale
und stimulierte Echos, die von den nachfolgenden Refokussie
rungspulsen RF2 und RF3 verursacht werden, sind jedoch im
Auslesezeitfenster AQ dephasiert, da das Gradienten-Zeit-
Integral in Ausleserichtung GR für diese Signale ungleich
Null ist. Damit tragen diese Signale nicht zu dem im Auslese
zeitfenster AQ gemessenen Signal bei, so daß Bildartefakte
vermieden werden. Die Gradienten-Zeit-Integrale der einzelnen
Gradientenpulse können sich aufgrund unterschiedlicher Zeit
dauer oder unterschiedlicher Amplituden unterscheiden. Da man
jedoch für Diffusions-Gradienten typischerweise ohnehin die
höchstmögliche Gradientenamplitude einsetzt, wird bevorzugt
die Zeitdauer variiert. In Fig. 7 ist ein entsprechendes Ti
ming für die Pulssequenz angegeben, wobei die einzelnen Pha
sen z. B. 25 ms, 55 ms und 20 ms dauern. Unter der Annahme
kurzer Hochfrequenzpulse und Gradientenrampen liegt das Zen
trum das Akquisitionsfensters (das typischerweise dem kon
trastbestimmenden mittleren Teil des k-Raums entspricht) zu
einem günstigen Zeitpunkt, nämlich 10 ms bzw. 10% der Ge
samtdauer des Gradientenpulszuges nach dem Ende des letzten
Gradientenpulses GD4.
Ein typisches Wirbelstromverhalten für die in den Fig. 5-9
dargestellte Pulssequenz ist in Fig. 14 dargestellt. Dabei
ist auf der Abzisse das Verhältnis Wirbelstrom-Halbwertszeit
zur Pulslänge, auf der Ordinate der Fehlerverlauf der Wirbel
stromkomponenten in % dargestellt. 100% steht dabei für den
Fehler des letzten Einzelpulses. Man erkennt, daß Wirbelströme
mit einer Halbwertszeit von 1,414% der Gesamtdauer voll
ständig eliminiert sind. Wirbelströme mit einer kürzeren
Halbwertszeit ergeben Fehler mit gleichem Vorzeichen wie der
letzte Gradientenpuls, längere Halbwertszeiten kehren den
Wirbelstromfehler um. Bei langen Wirbelstrom-Halbwertszeiten
geht der Fehler wieder gegen Null. Man kann nun das Timing so
wählen, daß speziell die kontrastbestimmenden mittleren k-
Raumzeilen durch Wirbelströme weitgehend unbeeinflußt blei
ben. Extrem kurze Wirbelstrom-Halbwertszeiten, bei denen der
Fehler besonders groß wird, stören in der Praxis ohnehin
kaum, da die Messung nicht unmittelbar nach der letzten Flan
ke der diffusionsgewichtenden Gradientenpulse beginnt.
Mit einer Pulssequenz nach den Fig. 10-13 wird die Wir
belstromkompensation nochmals verbessert, da man hierbei eine
vollständige Kompensation für zwei Wirbelstrom-Halbwertszei
ten erreicht, wobei der Fehler für lange Wirbelstrom-Halb
wertszeiten ebenfalls wieder gegen Null geht. Diese Pulsse
quenz startet entsprechend Fig. 10 ebenfalls mit einem 90°-
Hochfrequenzpuls RF1, auf den jedoch in diesem Fall vier
180°-Refokussierungspulse RF2 bis RF5 folgen. Sämtliche Hoch
frequenzpulse RF1 bis RF5 werden unter der Wirkung von
Schichtselektionsgradienten GS nach Fig. 13 schichtselektiv.
Die die Diffusionssensitivität bewirkenden Gradientenpulse
werden wie folgt verteilt:
- - Ein positiver Gradientenpuls GD1 zwischen den Hochfrequenz pulsen RF1 und RF2,
- - ein negativer Gradientenpuls GD2 zwischen den Hochfrequenz pulsen RF2 und RF3,
- - zwei Gradientenpulse GD3 und GD4 entgegengesetzten Vorzei chens, beginnend mit einem positiven Gradientenpuls GD3 zwischen Hochfrequenzpulsen RF3 und RF4,
- - ein positiver Gradientenpuls GD5 zwischen den Hochfrequenz pulsen RF4 und RF5 und schließlich
- - ein negativer Gradientenpuls GD6 zwischen dem Hochfrequenz puls RF5 und dem Auslesezeitfenster AQ.
Wie üblich werden die Kernspins vor dem Auslesezeitfenster AQ
durch einen Phasencodierpuls Gp phasencodiert. Während des
Auslesezeitfensters AQ ist ein Auslesegradient GR geschaltet.
Wie bei der Pulssequenz nach den Fig. 5-9 muß auch hier
zum Auslesezeitpunkt die Rephasierungsbedingung für stationä
re Spins erfüllt sein, d. h., das gesamte Gradienten-Zeit-In
tegral Null sein. Ferner werden auch hier durch unterschied
liche Gradienten-Zeit-Flächen der einzelnen Gradientenpulse
GD1 bis GD6 stimulierte Echos dephasiert.
Es ist zu betonen, daß die Erfindung lediglich die Diffusi
onsgewichtung in einer Art Präparationsphase betrifft, d. h.
für die Auslesephase können beliebige bekannte Sequenzen, z. B.
die bereits genannte EPI-Sequenz eingesetzt werden. Der
Grundgedanke der Erfindung besteht darin, Gradientenpulse ab
wechselnden Vorzeichens zu verwenden, um Wirbelstromeffekte
zu kompensieren. Durch zwischen den einzelnen Gradientenpul
sen liegende 180°-Pulse wird erreicht, daß man das entstehen
de Kernresonanzsignal als Spinecho ausliest und es wird die
Diffusionssensitivität definiert. Durch unterschiedliche Gra
dienten-Zeit-Flächen der Gradientenpulse werden stimulierte
Echos dephasiert.
Claims (3)
1. Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz mit fol
genden Schritten:
- - Durch Anregung eines Kernresonanzsignals mit einem ersten Hochfrequenzpuls (RF1) und Refokussierung durch mindestens zwei weitere Hochfrequenzpulse (RF2, RF3) wird in einem Auslesezeitfenster (AQ) ein Spinechosignal gewonnen,
- - zwischen den Hochfrequenzpulsen (RF1-RF3) und vor dem Aus lesefenster (AQ) werden Gradientenpulse (GD1-GD4) geschal tet, wobei die Polarität dieser Gradientenpulse (GD1-GD4) von Gradientenpuls zu Gradientenpuls wechselt und wobei das Gradienten-Zeit-Integral von der Anregung bis zum Auslese fenster (AQ) Null ist, dadurch gekenn zeichnet, daß die Gradienten-Zeit-Integrale min destens zweier Gradientenpulse (GD1-GD4) unterschiedlich sind.
2. Diffusionserfassung nach Anspruch 1 mit folgenden Schrit
ten:
- - Zwischen dem ersten Hochfrequenzpuls (RF1) und einem zwei ten Hochfrequenzpuls (RF2) wird ein Gradientenpuls (GD1) erster Polarität geschaltet,
- - zwischen dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2) und einem drit ten Hochfrequenzpuls (RF3) werden zwei Gradientenpulse (GD2, GD3) unterschiedlicher Polarität geschaltet, begin nend mit einer zur ersten Polarität entgegengesetzten Pola rität,
- - zwischen dem dritten Hochfrequenzpuls (RF3) und dem Ausle sefenster (AQ) wird ein weiterer Gradientenpuls (GD4) er ster Polarität geschaltet.
3. Diffusionserfassung nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Spi
nechosignal durch Einschalten eines Phasencodiergradienten
(GP) vor dem Auslesezeitfenster (AQ) und eines Auslesegradienten
(GR) während des Auslesezeitfensters (AQ) ortscodiert
wird.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19834698A DE19834698C2 (de) | 1997-08-19 | 1998-07-31 | Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19735684 | 1997-08-19 | ||
DE19834698A DE19834698C2 (de) | 1997-08-19 | 1998-07-31 | Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19834698A1 DE19834698A1 (de) | 1999-02-25 |
DE19834698C2 true DE19834698C2 (de) | 2001-06-21 |
Family
ID=7839258
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19834698A Expired - Fee Related DE19834698C2 (de) | 1997-08-19 | 1998-07-31 | Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6265872B1 (de) |
JP (1) | JP4128663B2 (de) |
DE (1) | DE19834698C2 (de) |
Families Citing this family (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2001258863A (ja) * | 2000-03-10 | 2001-09-25 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Mrイメージング方法およびmri装置 |
USRE44644E1 (en) | 2000-12-21 | 2013-12-17 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
USRE45725E1 (en) | 2000-12-21 | 2015-10-06 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
DE10109511C2 (de) * | 2001-02-28 | 2003-03-27 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren und Gerät zum Gewinnen von Daten für diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Bildgebung |
US6650115B2 (en) * | 2001-10-12 | 2003-11-18 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Variable density fourier velocity encoding MR imaging |
US7078897B2 (en) * | 2002-01-16 | 2006-07-18 | Washington University | Magnetic resonance method and system for quantification of anisotropic diffusion |
US6724190B2 (en) * | 2002-05-15 | 2004-04-20 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Retrospective selection and various types of image alignment to improve DTI SNR |
US6670812B1 (en) * | 2002-09-13 | 2003-12-30 | Ge Medical Systems Global Technology, Llc | B-value calculation and correction using a linear segment gradient waveform model |
US6815952B1 (en) * | 2003-05-12 | 2004-11-09 | The University Of Queensland | Magnetic resonance diffusion imaging with eddy-current compensation |
DE102005053269B3 (de) * | 2005-11-08 | 2007-04-12 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung eines diffusionsgewichteten Bildes |
US7355407B1 (en) * | 2006-12-03 | 2008-04-08 | Toshiba Medical Systems Corp. | Methods and apparatus for single-shot magnetic resonance imaging with optimized isotropic diffusion weighting |
SE531190C2 (sv) * | 2007-05-31 | 2009-01-13 | Colloidal Resource Ab | Metod, system, datoravläsbart medium och användning för magnetisk resonanstomografi |
US9360545B2 (en) * | 2012-06-26 | 2016-06-07 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance system and operating method for flow artifact reduction in slab selective space imaging |
DE102012217992A1 (de) * | 2012-10-02 | 2014-04-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Magnetresonanzanlage zur Erfassung von MR-Daten mit Diffusionsinformation |
JP6113522B2 (ja) * | 2013-02-19 | 2017-04-12 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 |
AU2015214638B2 (en) * | 2014-02-10 | 2019-07-11 | Random Walk Imaging Ab | Method for quantifying isotropic diffusion and/or anisotropic diffusion in a sample |
CN115656900B (zh) * | 2022-11-02 | 2023-06-23 | 佛山瑞加图医疗科技有限公司 | 一种用于降低系统误差对磁共振成像影响的方法及装置 |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4595879A (en) * | 1983-11-14 | 1986-06-17 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance flow imaging |
US4780674A (en) * | 1986-01-29 | 1988-10-25 | Thomson-Cgr | Process for imaging by nuclear magnetic resonance |
US5539310A (en) * | 1993-08-06 | 1996-07-23 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for measuring the diffusion tensor and for diffusion tensor imaging |
US5671741A (en) * | 1995-08-04 | 1997-09-30 | The Regents Of The University Of California | Magnetic resonance imaging technique for tissue characterization |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0632643B2 (ja) | 1986-04-11 | 1994-05-02 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴イメ−ジング装置 |
IL86231A (en) | 1988-04-29 | 1991-07-18 | Elscint Ltd | Correction for eddy current caused phase degradation |
EP0595391B1 (de) | 1992-10-26 | 2001-01-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Kompensierung von Wirbelströmen in der Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz |
US5436562A (en) | 1993-12-29 | 1995-07-25 | General Electric Company | Methods for the simultaneous detection of multiple components of motion in moving fluids |
-
1998
- 1998-07-31 DE DE19834698A patent/DE19834698C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1998-08-18 JP JP23151198A patent/JP4128663B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1998-08-18 US US09/135,165 patent/US6265872B1/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4595879A (en) * | 1983-11-14 | 1986-06-17 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance flow imaging |
US4780674A (en) * | 1986-01-29 | 1988-10-25 | Thomson-Cgr | Process for imaging by nuclear magnetic resonance |
US5539310A (en) * | 1993-08-06 | 1996-07-23 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for measuring the diffusion tensor and for diffusion tensor imaging |
US5671741A (en) * | 1995-08-04 | 1997-09-30 | The Regents Of The University Of California | Magnetic resonance imaging technique for tissue characterization |
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
Journ.Chem.Phys., Vol. 42, Nr. 1, (1965), S. 288-292 * |
SMR Workshop on Future Directions in MRI, Bethesda/MD, 7.-8.6.1990, S. 160-165 * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH11128205A (ja) | 1999-05-18 |
JP4128663B2 (ja) | 2008-07-30 |
US6265872B1 (en) | 2001-07-24 |
DE19834698A1 (de) | 1999-02-25 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP0695947B1 (de) | MR-Verfahren zur Bestimmung der Kernmagnetisierungsverteilung mit einer Oberflächenspulen-Anordnung | |
DE3434161C2 (de) | ||
DE19834698C2 (de) | Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz | |
EP0074022B1 (de) | Kernspin-Tomograph | |
DE69732763T2 (de) | Magnetisches resonanzsystem für interventionelle verfahren | |
DE19901171A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Gewinnen von Daten für Magnetresonanz-Bildgebung | |
CH693862A5 (de) | Verfahren zum Bestimmen der Inhomogenitaten eines Magnetfelds. | |
DE19524184B4 (de) | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie | |
DE112019000927T5 (de) | Dixon-mr-bildgebung unter verwendung einer multigradienten-echo-sequenz | |
DE4313392C2 (de) | Verfahren zur Kompensation von durch Gradienten verursachten Wirbelströmen bei Kernspinresonanzgeräten | |
DE19511835C2 (de) | Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorgegebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer Raumrichtung und Vorrichtung zur Ausführung der Pulssequenz | |
DE4432575A1 (de) | Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung | |
DE10243830B4 (de) | Spektroskopisches Bildgebungsverfahren sowie Verwendung desselben zur Materialcharakterisierung | |
DE3823961A1 (de) | Kernspintomographieverfahren und kernspintomograph zur durchfuehrung des verfahrens | |
EP0158965B1 (de) | Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie | |
DE3728797A1 (de) | Verfahren zur korrektur von phasenfehlern in magnetresonanz-bilddaten | |
EP0412602A2 (de) | Kernresonanz-Spektroskopieverfahren und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens | |
DE19616387C2 (de) | Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersuchung von Gewebe mit verschiedenen T2-Zeiten, sowie Kernspintomographiegerät | |
DE2936465A1 (de) | Verfahren zur erstellung von kernresonanzbildern | |
DE4219610C1 (de) | NMR-Bildgebungsverfahren mit Einzelpunktaufnahme (SPI) | |
DE102004005005B4 (de) | Bildgebungsverfahren und -vorrichtungen basierend auf selbstähnlichen flächen- oder raumfüllenden Kurven | |
EP0496447A1 (de) | Kernresonanzspektroskopieverfahren und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens | |
DE4423806C1 (de) | Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit einer Folge von Einzelmessungen | |
DE19962847A1 (de) | Bildgebungsverfahren | |
DE19750214C2 (de) | Verfahren zur Erzeugung kernspinspektroskopischer Signale durch räumliche Modulation von z-Magnetisierung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |