DE4428503C2 - Diffusionsgewichtete Bildgebung mit magnetischer Resonanz - Google Patents
Diffusionsgewichtete Bildgebung mit magnetischer ResonanzInfo
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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 (td) 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.
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.
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 td 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 Ti angewandt werden, sollte etwa gleich
dem Integral des/der Gradienten zum Zeitpunkt t4 sein.
Die totale Datenakquisitionszeit ta 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 td durch das R-R-Intervall minus ti 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 Gd. 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 Gd oder alternativ
eine Vielzahl solcher Pulse geschaltet, gefolgt von einer
Serie von segmentierten Pulsen. Jedes Segment hat eine Akqui
sitionszeit ta1, ta2, ta3, ta4 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 (8)
1. Verfahren zur diffusionsgewichteten MR-Bildgebung mit
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 (td) 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.
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.
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