DE4428503C2

DE4428503C2 - Diffusionsgewichtete Bildgebung mit magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE4428503C2
Application number: DE4428503A
Authority: DE
Inventors: Robert R Edelman
Original assignee: Beth Israel Deaconess Medical Center Inc; Siemens Medical Systems Inc
Current assignee: Siemens Medical Solutions USA Inc
Priority date: 1993-08-13
Filing date: 1994-08-11
Publication date: 2001-12-13
Anticipated expiration: 2014-08-12
Also published as: US5492123A; DE4428503A1

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur diffusionsgewich teten Bildgebung mit magnetischer Resonanz.

Bildgebung mit magnetischer Resonanz (MR) mit stimulierten Echos wurde bereits vor längerer Zeit beschrieben. Die Grund idee besteht darin, die Protonenmagnetisierung in die longi tudinale (-z)-Richtung auszurichten, eine Zeitspanne zu war ten und dann die Magnetisierung zurück in die transversale Ebene (x, y) auszulenken. Damit entsteht ein stimuliertes MR- Echosignal. Solche Verfahren sind jedoch von vorneherein langsam, weil eine Zeit zur longitudinalen (T1) Relaxation zwischen aufeinanderfolgenden Akquisitionen mehrerer Phasen codierschritte zur Erzeugung eines MR-Bildes vorgesehen wer den muß. Bilder mit niedriger räumlicher Auflösung wurden mit Hilfe eines Verfahrens erhalten, das aus Hochfrequenzpulsen, einem dephasierenden magnetischen Feldgradienten, einer soge nannten "single shot"-Gradientenechosequenz und einem Depha siergradienten nach jedem Hochfrequenzpuls besteht. Dieses Verfahren ist jedoch nicht für alle klinischen Applikationen nützlich, da Artefakte auftreten und da die räumliche Auflö sung unzureichend ist.

Unter Diffusion versteht man einen Prozeß der ungeordneten translationalen Bewegung von Molekülen.

Verfahren zur Verwendung der nuklearmagnetischen Resonanz für das Studium von Diffusionsprozessen wurden vorgeschlagen ein schließlich eines Verfahrens, bei dem die Signalintensität in Relation zu den Diffusionsprozessen steht. Bei Tierversuchen mit Gehirnischämie wurde z. B. gezeigt, daß die Messung der Diffusion ein empfindlicher Indikator für Ischämie ist.

Es existiert jedoch eine anhaltende Notwendigkeit zu weiteren Geräte- und Verfahrensfortschritten zur Verwendung bei der MR-Bildgebung für diagnostische Zwecke und insbesondere zur Messungen und Bilddarstellung der Diffusion in biologischen Geweben.

In dem Artikel von Frahm, Mehrboldt, Bruhn, Gyngell, Hänicke und Chien: "Communications, 0.3-Second FLASH MRI of the Human Heart", erschienen in Magnetic Resonance in Medicine, Band 13, Seiten 150-157, 1990, ist die Erstellung von flussunter drückten MRI-Bildern des menschlichen Herzens beschrieben. Die Bilddaten wurden mit einer FLASH-Sequenz während einer Herzschlagperiode gewonnen. Die Unterscheidbarkeit von strö mendem Blut und festen Strukturen wurde durch eine räumliche Vorsättigung von angrenzenden Schichten mit zwei schichtse lektiven 90°-HF-Pulsen erreicht, die der gesamten Sequenz vorausging.

Kammler, Kimmich beschreiben in dem Artikel "An NMR method for volume-selective determination of velocities by frequency encoding", erschienen in J. Phys. E: Sci. Instrum., Band 22, Seiten 74-78, 1989, eine Messung von Geschwindigkeiten im Bereich von 0,5 mm/s bis 0,5 mm/s in einem Volumenelement mittels Magnetresonanz. Nach Anregung des Volumenelements mit drei Hochfrequenzpulsen, die jeweils unter einem Schicht selektionsgradienten eingestrahlt werden, wird ein Magnetre sonanzsignal aus dem Volumenelement unter einem Schichtse lektionsgradienten empfangen. Aus der Frequenzverschiebung des Magnetresonanzsignals wird die mittlere Geschwindigkeits komponente der bewegten Teilchen in Richtung des Auslese gradienten bestimmt.

Die DE 41 39 509 A1 offenbart ein Kernspintomographiegerät mit einer Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren. Mit der Puls sequenz wird je Hochfrequenz-Anregepuls nur ein Teil des k- Raums in Phasencodierrichtung abgetastet. Damit kann durch Erhöhung der Gesamtzahl der für die Erstellung der Rohdaten matrix verwendeten Echos eine Verbesserung der Auflösung in Phasencodierrichtung oder durch eine Verlängerung der Dauer der Teilimpulse des Auslesegradienten eine Verbesserung der Auflosung in Ausleserichtung erzielt werden.

In der EP 0 124 016 A1 ist eine Magnetresonanz-Blutflussbild gebung unter Anwendung von zwei 90°-Anregepulsen beschrieben. Der Abstand der beiden Pulse zueinander bestimmt den Blut flusskontrast. Zur Bildgebung werden auch Multi-Spinecho- Sequenzen verwendet.

Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung mit magnetischer Reso nanz auszugeben, bei dem Bewegungsartefakte in der bildlichen Darstellung reduziert sind.

Die Aufgabe wird gelost durch ein Verfahren mit den folgenden Schritten:

a) Einstrahlung eines ersten Hochfrequenzpulses auf ein abzubildendes Volumen,
b) Anwendung eines ersten Magnetfeldgradienten (G1) auf das abzubildende Volumen, wobei der erste Magnetfeldgradient diffusionssensibilisierend ist,
c) Einstrahlung eines zweiten Hochfrequenzpulses (RF2),
d) Abwarten einer vorgegebenen Verzögerungszeit (t_d) und Einstrahlen eines dritten Hochfrequenzpulses (RF3), der in bezug auf den ersten Hochfrequenzpuls (RF1) mit einem Herzzyklus synchronisiert ist,
e) Einschalten eines zweiten diffusionssensibilisierenden magnetischen Feldgradienten (G2) im abzubildenden Volu men und
f) Akquisition von Daten während mindestens einer Datenak quisitionsperiode, die weniger als etwa 200 ms dauert unter Anwendung einer schnellen Pulssequenz zur Signal erzeugung und Erstellen eines Bildes des abzubildenden Volumens mit den akquirierten Daten.

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf MR-Bildgebungs techniken, bei der eine vorausgehende Präparation der Proto nenmagnetisierung durch zwei oder mehr Hochfrequenzpulse durchgeführt wird. Durch diese wird die gesamte oder ein Teil der Protonenmagnetisierung im Bildvolumen eines Patienten longitudinal (d. h. in der -z-Achse) ausgerichtet. Nach einer Zeitspanne, die hier als Wartezeit oder "Verzögerungszeit" bezeichnet wird, wird eine schnelle Bildgebungssequenz ange wandt. In dieser schnellen Bildgebungssequenz werden die Da ten erfaßt, die zur Erzeugung des gewünschten Bildes oder der Messung der Diffusion in einer ausreichend kurzen Zeitperiode notwendig sind. Diese Zeitperiode wird hierbei als "Datenak quisitionszeit" bezeichnet. Durch die kurze Datenakquisi tionszeit werden im wesentlichen Artefakte reduziert oder eliminiert, die durch die Bewegung des Patienten erzeugt wer den. Durch die Durchführung einer Datenakquisition über eine Zeitspanne von weniger als 200 ms, vorzugsweise im Bereich zwischen 50 und 100 ms, wird eine erhebliche Reduktion von Bewegungsartefakten erreicht. Diese Sequenzen werden verwen det, um Diffusionsprozesse in Menschen und Tieren zur Erzie lung einer diagnostischen Information abzubilden und zu mes sen.

Als Beispiel für eine schnelle Pulssequenz sei Echo Planar Imaging genannt, wo alle Daten nach einer einzigen Hochfre quenzanregung gewonnen werden können sowie segmentierte Puls sequenzen, wobei die Daten über mehrere Zeitintervalle als Gruppen von zwei oder mehreren schnell akquirierten Phasenco dierschritten gesammelt werden. Das Echoplanar-Verfahren, wie es in einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Er findung durchgeführt wird, liefert eine Auflösung von 3 mm oder besser. Aufgrund einer "single shot"-Technik mit einem Flipwinkel von vorzugsweise 90° vor der Datenakquisitionsperiode wird eine erhebliche Verbesserung des Signal-Rausch- Verhältnisses realisiert. Systeme, die zur Durchführung des Echoplanar-Verfahrens geeignet sind, sind eingehender in den US-Patentschriften 5 084 675, 5 079 503 und 5 162 730 be schrieben, deren Inhalt in die Offenbarung miteinbezogen wer den soll. Dies gilt auch für das deutsche Patent 4 139 509. Segmentierte Pulssequenzen, die entsprechend der vorliegenden Erfindung verwendet werden, umfassen unter anderem segmen tiertes Turbo-FLASH (Fast Low Angle Shot) und andere segmen tierte Gradientenecho-Verfahren, Turbospinecho und Spiralab tastung. Bei Verwendung einer segmentierten Sequenz läuft je de Datenakquisitionsperiode in weniger als 200 ms ab, wobei jedes Segment in Bezug zum nächsten Segment in einer Sequenz physiologisch getriggert werden kann, wie es eine spezielle Anwendung erfordert.

Anwendungen für diese Technik beinhalten die Unterdrückung von Signalen von Protonen, die einer Bewegung, wie z. B. einer makroskopischen Bewegung oder einer Diffusion unterliegen. Die klinische Anwendung dieser Verfahren beinhaltet die Mes sung und Abtastung einer molekularen Diffusion und die Erzeu gung von MR-Bildern, in denen fließendes Blut, das einer makroskopischen Zirkulation oder einer mikroskopischen Zirku lation innerhalb einer biologischen Gewebes unterliegt, dun kel dargestellt wird.

Die Anwendung von Diffusionsbildgebung auf Organe, insbeson dere auf das Herz, aber auch die Leber, die Nieren und andere Organe im Abdomen und in der Pilvis ist von großer klinischer Bedeutung. Leider sind bisher beschriebene Diffusionsbildge bungsmethoden auf makroskopische Bewegung jeder Art, wie z. B. den Herzpuls und die Atmungsbewegung empfindlich. Dieses Pro blem hat eine wirksame diffusionsgewichtete Bildgebung des Herzens ausgeschlossen. Außerdem beeinträchtigt die Atmungs bewegung die diffusionsgewichtete Bildgebung von Organen im Abdomen und in der Pelvis.

Durch Anwendung der oben beschriebenen schnellen Bildgebungs methoden mit stimuliertem Echo wurde ein diffusionsgewichte tes MR-Bildgebungsverfahren entwickelt und implementiert, das gegen Bewegung unempfindlich ist und diese Probleme löst. Durch Verwendung von diffusionsgewichteten Gradientenpulsen werden Moleküle innerhalb des abzubildenden Gewebevolumens magnetisch markiert und unter Verwendung wohlbekannter Dif fusionsmeßmethoden überwacht. Durch dieses Verfahren kann molekulare Bewegung im Mikro- und Submikrobereich gemessen werden. Insbesondere beinhalten bevorzugte Ausführungsbei spiele die Messung von bewegten Molekülen im Herzmuskel und im umgebenden Gewebe, Entzündungsprozesse, Ischämie, postope rative und traumatische Verletzungen, Organabstoßung und die allgemeine Wirkung von Medikamenten sowie die Organisation von Zellen oder speziellen molekularen Pfaden.

Diffusionsgewichtete Bilder von Patienten mit Schlaganfällen, mit denen Gehirnischämie in einem wesentlich früheren Stadium als mit konventionellen MR-Bildgebungsmethoden entdeckt wer den kann, wurden erzeugt. Es wird z. B. auf den Artikel von S. Warach et al., "Fast Magnetic Resonance Diffusion-weighted Imaging of Acute Human Stroke", Neurology, Vol. 42, No. 9, 1717-1723, September 1992, verwiesen, die in die vorliegende Offenbarung einbezogen werden soll. Bei diesem Verfahren wur de jedoch eine Datenakquisitionsperiode verwendet, die zu lang und damit zu empfindlich auf Bewegungs-Artefakte war.

Gating-Verfahren, die auf der Elektrocardiographie oder auf der Lungenüberwachung basieren oder andere Verfahren zur Detektion von Bewegung können verwendet werden, um akqui rierte Daten zu kalibrieren und damit den Effekt von Bewegung zu reduzieren oder zu eliminieren.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt schematisch ein bevorzugtes Ausführungsbei spiel eines MR-Bildgebungssystems zur Verwendung entsprechend der Erfindung

Fig. 2 zeigt schematisch eine Pulssequenz zur Verwendung entsprechend einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 3 zeigt schematisch ein Blockdiagramm eines bevorzug ten Ausführungsbeispiels der Erfindung,

Fig. 4 zeigt schematisch ein weiteres bevorzugtes Ausfüh rungsbeispiel einer segmentierten Pulssequenz zur Verwendung entsprechend der Erfindung.

Detaillierte Beschreibung

Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel des Diffusions- Bildgebungsverfahrens entsprechend der vorliegenden Erfindung wird eine Modifikation einer stimulierten Echopulssequenz verwendet, um Bilder von Organen zu erzeugen oder in diesen Diffusionsprozesse zu messen, wobei diese Organe einer Bewe gung unterliegen. Diese Sequenz kann zwei oder mehr einlei tende Hochfrequenzpulse enthalten, die durch einen magneti schen ersten Feldgradienten getrennt sind, der eine Empfind lichkeit auf Diffusion bewirkt. Nach einer Warteperiode wird ein dritter Hochfrequenzpuls angewandt, der von einem weite ren Magnetfeldgradienten gefolgt wird, der in der Amplitude identisch mit dem ersten Feldgradienten ist, der eine Emp findlichkeit auf Diffusion bewirkt. Die Diffusions-Empfind lichkeit der Sequenz hängt von der Stärke des Diffusionsgra dienten, der Dauer des Gradienten und der Diffusionszeit ab. Diese Gradienten-Zeit-Faktoren werden zusammengefaßt und als "b-Wert" bezeichnet. Wenn man die Diffusionszeit verwendet, die dem zentralen Phasencodierschritt entspricht, kann der b- Wert wie folgt angenähert werden: b = γ²δ²G²(Δ - δ/3), wobei γ das gyromagnetische Verhältnis, δ die Gradientendauer, G die Gra dientenstärke und Δ die Diffusionszeit ist. Der wirksame Dif fusionskoeffizient (ADC) kann aufgrund folgender Gleichung berechnet werden: ADC = -ln(SI₂/SI₁)/b, wobei SI₁ die örtliche Signalintensität des ohne Diffusionsgradienten erhaltenen Bildes und SI₂ die regionale Signalintensität mit Diffusions gradient ist. In einer bevorzugten Ausführungsform, in der die Anatomie mit dunklem Blut abgebildet werden soll, liegt der b-Wert bei 50 oder kleiner. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform zur Abbildung von Diffusion innerhalb biolo gischen Gewebes sind die b-Werte größer als 50.

Ein System zur Akquisition von Daten und Erzeugung eines Bildes ist in Fig. 1 dargestellt. Dieses System kann z. B. ein 1,5 T-Kernspintomographiesystem sein, wie es von der Siemens Aktiengesellschaft unter der Bezeichnung "Magnetom" erhältlich ist. Ein Ganzkörper-MR-System, wie es zur Durch führung der Erfindung geeignet ist, enthält einen Hauptma gneten 10, in dem während der Datenakquisition ein Patient 20 liegt. Der Computer 50 ist zur Steuerung der gewünschten Pulssequenz und zur Aufnahme von Daten programmiert. Er kann zur quantitativen Messung der Diffusion innerhalb eines inte ressierenden Bereichs verwendet werden.

Die Grundkomponenten eines herkömmlichen Kernspintomographie systems sind in Fig. 1 dargestellt. Die Spulen 12, 14, 16 und 18 erzeugen ein statisches Grundmagnetfeld, in dem, wenn das Gerät für medizinische Diagnostik verwendet wird, der zu untersuchende Körper des Patienten 20 angeordnet ist. Gra dientenspulen zur Erzeugung von unabhängigen orthogonalen Magnetfeldkomponenten in x-, y-und z-Richtung entsprechend dem Koordinatensystem 26 sind vorgesehen. Der Übersichtlich keit wegen sind in Fig. 1 nur Gradientenspulen 22 und 24 dargestellt, die zusammen mit einem Paar identischer Gradien tenspulen auf der anderen Seite des Patienten 20 einen x-Gra dienten erzeugen. Nicht dargestellte Sätze von y-Gradienten spulen sind am Kopf- und am Fußende des Körpers 20 vorgesehen und erstrecken sich transversal relativ zur longitudinalen Achse des Körpers 20. Für jede Gradientenspule ist ein Ver stärker vorgesehen, der zum Beispiel mit einer Spannung von 300 V und einem Strom von 250 A betrieben wird. Dieses System erzeugt Gradientenamplituden bis zu 38 mT pro Meter. Die Gra dienten-Anstiegszeit im bevorzugten Ausführungsbeispiel liegt bei 250 bis 500 ms. Um entsprechend der vorliegenden Erfin dung einen Gradienten zu erzeugen, der eine Sensitivität auf Diffusion verursacht, sollten die Gradientenamplituden vor zugsweise über 15 mT pro Meter liegen.

Das Gerät enthält ferner eine Hochfrequenzspule 30, mit der im Körper 20 ausgewählte Kerne angeregt werden, so daß Kern resonanzsignale erzeugt werden. Er dient ferner zur Akquisi tion der entstehenden Kernresonanzsignale. Der mit einer strichpunktierten Linie 10 umfaßte Anlagenteil repräsentiert die eigentliche Untersuchungseinheit. Diese wird betrieben durch eine Einheit, die eine Energieversorgung 22 für die Grundfeldspulen zum Betrieb der Spulen 12, 14, 16 und 18 so wie eine Gradienten-Stromquelle 34 zum Betrieb der Gradien tenspulen 22 und 24 sowie weiterer Gradientenspulen umfaßt.

Mittels eines Schalters 36 können die Hochfrequenzspulen 30 bei der Anregung mit dem Hochfrequenzsender 40 oder im Emp fangszustand mit einer Verstärker 42 verbunden werden. Der Verstärker 42 und der Sender 40 sind Teil einer Hochfrequenz einheit 44, die mit einem Prozeßsteuercomputer 50 verbunden ist. Der Computer 50 ist ferner mit der Stromversorgungsein heit 34 für die Gradientenspulen verbunden. Der Computer 50 erzeugt aus den Kernresonanzsignalen ein Bild, das auf einem Display 52 dargestellt wird.

Zum Betrieb der Hochfrequenzeinheit 44 und der Gradientenspu len ist eine Vielzahl von Pulssequenzen bekannt. Dabei haben sich Methoden durchgesetzt, bei denen die Bilderzeugung auf einer zwei- oder dreidimensionalen Fouriertransformation be ruht. Ein derartiges Verfahren ist das obengenannte Echopla nar-Bildgebungsverfahren.

Um Bewegungartefakte zu eliminieren, können drei Verfahren eingesetzt werden. Die Bilder können beispielsweise während einer Atemanhalteperiode oder mit sehr flacher Atmung aufge nommen werden, um Artefakte aufgrund der Atembewegung zu ver meiden. Ferner können zur Vermeidung von Artefakten aufgrund der Herzbewegung die ersten und die dritten Frequenzsignale zu gleichen Zeitpunkten in verschiedenen Herzzyklen synchro nisiert werden. Zum Beispiel kann in einem bevorzugten Aus führungsbeispiel der erste Hochfrequenzpuls auf eine Zeitver zögerung von 250 ms nach einer R-Zacke und der dritte Hoch frequenzpuls ebenfalls auf eine Zeitverzögerung von 250 ms nach einer anderen R-Zacke synchronisiert werden. Die Dauer des R-R-Intervalls oder ein Vielfaches davon bestimmt z. T. die Empfindlichkeit der Pulssequenz auf Diffusionsprozesse. Synchronisation auf den Herzzyklus kann aufgrund bekannter Verfahren erreicht werden, z. B. durch EKG-Gating oder durch Gating aufgrund des peripheren Pulses. Eine dritte Möglich keit zur Vermeidung von Bewegungsartefakten besteht in der Verwendung von Bildgebungsverfahren, bei der die Akquisition in weniger als einer Sekunde abläuft. Im bevorzugten Ausfüh rungsbeispiel wird dafür das Echoplanar-Verfahren herangezo gen, man kann aber auch segmentierte Pulssequenzen verwenden, die weiter unten im Detail beschrieben werden.

Eine bevorzugte Pulssequenz ist die Echoplanarsequenz, wie sie in Fig. 2 dargestellt ist. Dabei wird zu einem Zeitpunkt t₀ ein erster 90°-Hochfrequenzpuls eingestrahlt. Zu einem Zeitpunkt t₁ wird ein erster Gradient, der eine Sensitivität auf Diffusion verursacht, eingeschaltet und zu einem Zeit punkt t₂ wird ein zweiter 90°-Hochfrequenzpuls angewandt. Nach einer vorgegebenen Zeitverzögerung t_d wird zu einem Zeitpunkt t₃ ein dritter 90°-Hochfrequenzpuls eingestrahlt, auf den zu einem Zeitpunkt t₄ ein zweiter Gradientenpuls folgt. Nach Ende des zweiten Hochfrequenzsignals zum Zeit punkt t₂ wird ein Teil der transversalen Magnetisierung als longitudinale Magnetisierung gespeichert, die insensitiv auf Feldinhomogenitäten wird und die mit der Relaxationszeit T1 abfällt. Phasencodier- und Frequenzcodiergradienten PC, RO können zu einer vorgegebenen Zeit während oder nach dem zwei ten Gradientenpuls zum Zeitpunkt t4 angewandt werden. Der Phasencodiergradient PC kann, wie dargestellt, durchgehend oder in Form von einzelnen "blips" geschaltet sein. Der Fre quenzcodiergradient RO kann trapezförmig oder sinusförmig sein. Die diffusionsempfindlichen Gradienten G1, G2 zu den Zeitpunkten t1 und t4 können aus einzelnen Pulsen oder einer bzw. beide von ihnen als Mehrzahl von Pulsen ausgeführt sein. Das Integral des/der diffusionssensitiven Gradienten, die während der Periode T_i angewandt werden, sollte etwa gleich dem Integral des/der Gradienten zum Zeitpunkt t4 sein.

Die totale Datenakquisitionszeit t_a beträgt etwa 200 ms oder weniger und ist vorzugsweise im Bereich zwischen 50 und 100 ms. Die Verzögerungszeit t₄ ist im allgemeinen im Bereich zwischen 100 und 2000 ms, vorzugsweise im Bereich zwischen 400 und 1000 ms. In Applikationen mit Herz-Gating ist die Pe riode t_d durch das R-R-Intervall minus t_i definiert.

Fig. 3 zeigt ein Flußdiagramm, das bevorzugte Ausführungs formen von Verfahren entsprechend der vorliegenden Erfindung darstellt. Nach der Positionierung des Patienten wird ein Sensor, der die Bewegung des Patienten überwacht, verwendet, um ein Gating-Signal zur Steuerung des Ablaufs der Pulsse quenz zu erzeugen. Wie in Fig. 2 im Detail dargestellt wird, wird eine Pulssequenz einschließlich einer Verzögerungsperi ode vor der Datenakquisitionsperiode durchgeführt. Abhängig vom jeweiligen interessierenden Bereich, in dem die Untersu chung durchgeführt wird, kann die Lungenbewegung des Patien ten beeinflußt werden, indem man den Patienten während der Datenakquisition gar nicht oder nur langsam atmen läßt. Wenn eine segmentierte Sequenz verwendet wird, kann jedes Segment entsprechend den Erfordernissen gegated werden.

Ein diffusionsgewichtetes Bild kann in lediglich zwei Herz schlägen gewonnen werden. Es können aber auch längere Akqui sitionen verwendet werden, wobei diffusionsgewichtete Bilder über viele Herzschläge summiert werden, indem man Techniken wie segmentierte k-Raum-Akquisitionen verwendet.

Andere bevorzugte Ausführungsbeispiele dieser Technik bein halten Verfahren, die bewegungsbezogene Phasen- oder Amplitudenverschiebungen korrigieren, z. B. die Akquisition zusätz licher, nicht phasencodierter Echos.

Es gibt eine Anzahl von diffusionsgewichteten Bildgebungs techniken, die eines der hier beschriebenen Verfahren bein halten. Zum Beispiel kann die vorliegende Erfindung in Ver bindung mit einem MR-Kontrastmittel, z. B. mit Gd-GTPA oder Eisenoxiden durchgeführt werden.

Außer dem Echoplanar-Verfahren können auch segmentierte Puls sequenzen verwendet werden, z. B. die in Fig. 4 dargestellte Sequenz. Dabei erfolgt die Datensammlung über mehrere Zeitin tervalle. Die sogenannte Turboflash-Sequenz ist dadurch ge kennzeichnet, daß ein Gradientenecho-Zug für Bildgebungs zwecke erzeugt wird, wobei die Akquisitionszeit für jedes Echo weniger als 200 ms und vorzugsweise im Bereich von 50 ms bis 100 ms ist. Die Empfindlichkeit auf Diffusion kann durch eine vor dem Gradientenecho-Zug angewandte Präparationsse quenz erreicht werden. In diesem Beispiel folgt auf einen er sten 90°-Puls ein Paar von diffusionssensitiven Gradienten pulsen G_d. Auf einen zweiten 90°-Puls folgt eine Verzöge rungsperiode t₄ und ein dritter 90°-Puls im Abstand eines R- R-Intervalls in bezug auf den ersten 90°-Puls. Anschließend wird ein dritter diffusionssensitiver Puls G_d oder alternativ eine Vielzahl solcher Pulse geschaltet, gefolgt von einer Serie von segmentierten Pulsen. Jedes Segment hat eine Akqui sitionszeit t_a1, t_a2, t_a3, t_a4 usw., wobei jede Periode weni ger als 200 ms lang ist. Mit diesen Segmenten kann ein Bild erzeugt werden, wobei einige oder alle gemittelt oder sum miert werden können, um ein verbessertes Bild des zu untersu chenden Diffusionsprozesses zu erhalten. Andere Verfahren be inhalten Turbospinecho- oder Spiralabtastung. Dieses Verfah ren, wenn sie für die Diffusionsmessung entsprechend der vor liegenden Erfindung angewandt werden, beinhalten eine Daten akquisition innerhalb der oben beschriebenen Akquisitions perioden, um bewegungsinduzierte Artefakte zu beherrschen.

Claims

1. Verfahren zur diffusionsgewichteten MR-Bildgebung mit folgenden Schritten:

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein Echoplanar-Ver fahren angewandt wird.

3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 2, wobei während der Anwendung der ersten, zweiten und dritten Hochfrequenz pulse die Atembewegung kontrolliert wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der erste und der dritte Hochfrequenzpuls mit EKG-Gating oder Gating aufgrund des peripheren Pulses synchronisiert werden.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei eine Mehrzahl von diffusionssensibilisierenden Gradienten zwischen dem ersten und dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF1, RF2) ange wandt wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei wäh rend einer Mehrzahl von Herzzyklen ein Bild akquiriert wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da durch gekennzeichnet, daß in das abzubildende Volumen ein Kontrastmittel eingeführt wird.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, da durch gekennzeichnet, daß aus den ermittelten Daten ein Diffusionskoeffizient bestimmt wird.