借助磁共振装置进行扩散成像的方法、磁共振装置、计算机程序和电子可读的数据载体与流程

1.本发明涉及一种用于借助磁共振装置对患者的检查区域进行扩散成像的方法，其中求取轨迹加权的图像数据集。除此之外，本发明涉及一种磁共振装置、一种计算机程序和一种电子可读的数据载体。


背景技术：

2.除了磁共振成像中的其他成像技术之外，近年来扩散成像明显有意义。扩散成像(扩散加权的磁共振成像，“diffusion
‑
weighted imaging
”‑
dwi)的研发基于由edward stejskal和john tanner在1960年代中期首次提出的用于测量扩散加权的回波信号的脉冲梯度自旋回波技术(pgse)。所述脉冲梯度自旋回波技术在此期间已经以各种方式和方法进一步发展。扩散成像的特征在于，利用水分子的扩散，以便在磁共振图像数据集中产生对比度。以所述方式，可以绘制分子在生物组织中的扩散过程。为了能够测量扩散过程，除了成像梯度脉冲之外，在磁共振序列中使用附加的扩散梯度脉冲，所述扩散梯度脉冲使磁共振序列对运动敏感地成形。在此，生物组织中的扩散通常应称为各向异性。其中所述各向异性是检查的目标并且测量扩散张量的个体的分量的应用是已知的，而在其他应用中可能存在的是，各向异性是强的并且遮盖局部表面扩散系数(“apparent diffusion coefficient
”‑
adc)中的所基于的变化。在所述情况和其他情况下优选的是，在扩散张量的轨迹取向无关之后，确定所述扩散张量的轨迹。对应的成像方案也被称为轨迹加权的扩散成像或示踪加权的扩散成像。
3.在临床磁共振扩散成像中，轨迹加权的图像数据集和从中导出的参数地图、例如表面扩散系数adc的参数地图尤其为用于探测组织中的微结构变化的基础，使得其例如在诊断人体中的中风或动态肿瘤过程时是有用的。
4.在经由对应的扩散梯度脉冲序列的传统的扩散编码中，借助每次记录扩散数据集，检查发出信号的核自旋沿着确定的空间方向的微观运动，借此扩散编码的所述类型也称为线性编码。然后，从至少三个记录、从而具有不同的编码方向的三个扩散数据集中，可以计算轨迹加权的图像数据集。
5.作为测量对扩散运动有多敏感的量度，通常在文献中使用所谓的b值。在空间描述中，b矩阵说明：所述敏感度在空间中如何分布。在此，在临床应用中，例如可以力求在500s/mm2至2000s/mm2的范围内的b值，其中也已知如下途径：在所述途径中，应对于多个b值确定轨迹加权的图像数据集。
6.将扩散梯度脉冲序列用于已经提及的线性扩散编码，对于所述扩散梯度脉冲序列，用于每个单测量、即扩散数据集的每个记录的b矩阵具有恰好一个非零的特征值。为了可以从中确定轨迹加权的图像数据集，至少n＝3个编码方向的b矩阵b
n
必须满足以下条件：
7.n/3 b 1＝σ
n＝1
…
n b
n
，
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(1)
8.其中1是单位矩阵，并且b是b值。然后可以从各个扩散加权的扩散数据集
9.s
n
(r)＝s0(r)exp(
‑
tr(d(r)b
n
))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(2)
10.中根据
11.s
trace
(r)＝π
n＝1
…
n s
n
(r)
1/n
12.ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
＝s0(r)exp(
‑
1/n tr(d(r)σ
n＝1
…
n b
n
))
13.ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
＝s0(r)exp(
‑
b/3 tr(d(r)))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(3)计算轨迹加权的图像数据集。
14.在此，d(r)代表在位置r处的对称的3
×
3扩散张量，tr代表轨迹形成运算(对角元素的总和)，并且s0(r)代表在不进行扩散加权的情况下接收的磁共振信号。在所述上下文中，所谓的表面扩散系数adc定义为：
15.adc＝1/3 tr(d(r))。
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(4)
16.线性扩散编码的优点是，所述线性扩散编码是极其有效率的，因此可以借助对应的扩散梯度脉冲序列的短的持续时间实现高的b值。此外，对于每个单个b值，可以实现轨迹加权的图像数据集的独立计算。然而不利的是，需要三次测量，以便可以求取轨迹加权的图像数据集。此外，轨迹加权受微观各向异性和介观取向弥散的影响，如例如在filipszczepankiewicz等人的文章“linear,planar and spherical tensor
‑
valueddiffusion mri data by free waveform encoding in healthy brain,water,oil andliquid crystals”，data in brief 25(2019)104028中示出。
17.已提出所谓的球面扩散编码作为用于在扩散成像中确定轨迹加权的图像数据集的另一方式，为此例如参见eric c.wong等人的文章“optimized isotropic diffusion weighting”，magnetic resonance in medicine34(1995)，第139
‑
143页。在此仅必须记录唯一的扩散数据集，所述扩散数据集直接对应于轨迹加权的图像数据集。在此使用如下扩散梯度脉冲序列，所述扩散梯度脉冲序列的b矩阵具有三个几乎相同的、非零的特征值b1＝b2＝b3＝b/3。因此，所述b矩阵可以表示为b＝b/3 1。因此，单个球面扩散编码的扩散数据集已经复述轨迹加权，
18.s(r)＝s0(r)exp(
‑
tr(d(r)b))＝s0(r)exp(
‑
b/3 tr(d(r)))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(5)
19.球面扩散编码有利地仅需要一次测量，允许对于每个单个b值独立地记录轨迹加权的图像数据集，并且其轨迹加权仅受微观各向异性的影响。然而，球面扩散编码不利地是非常无效率的，这意味着需要较长的时间段来达到所期望的b值。
20.作为其他替选的途径已提出，根据张量估计来计算轨迹加权或具体地计算轨迹加权的图像数据集，为此参见peter j.basser等人的文章“estimation of the effective self
‑
diffusion tensor from the nmr spin echo”，journal of magnetic resonance，series b 103(1994)，第247
‑
254页。在此，从所有记录的扩散数据集中借助已知的方法来估计完整的扩散张量d(r)和不具有扩散加权的磁共振信号s0(r)。从中可以对于给定的b值将轨迹加权的图像数据集以计算的方式求取为：
21.s0(r)exp(
‑
b/3tr(d(r)))。
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(6)
22.所述方式具有如下优点：求取可以从中确定其他参数地图的完整的扩散张量，并且得出极其有效率的编码，具体地可以使用线性扩散编码。然而不利地，所述方式需要具有至少六个不同的编码方向和至少两个不同的扩散加权、从而b值的至少七次测量。对于单个b值独立地确定轨迹加权的图像数据集是不可行的，因为考虑至少两个扩散加权。最后，张
量估计从而轨迹加权受微观各向异性和介观取向弥散的影响。


技术实现要素：

23.因此，本发明所基于的目的在于，提出一种用于求取轨迹加权的图像数据集的有效率的、需要少的测量的并且受微观各向异性和介观取向弥散影响较小的途径。
24.为了解决所述目的，一种用于借助磁共振装置对患者的检查区域进行扩散成像的方法具有以下步骤：
25.‑
规定用于借助磁共振装置记录扩散数据集的扩散梯度脉冲序列的数量，使得扩散梯度脉冲序列具有描述平面扩散编码的b矩阵，所述数量至少为二，所述b矩阵具有恰好两个非零的特征值，
26.‑
借助规定的扩散梯度序列来记录扩散数据集，
27.‑
通过对至少两个扩散数据集求几何平均值来求取轨迹加权的图像数据集，
28.‑
其中确定扩散梯度脉冲序列，使得将单位矩阵与表征扩散加权的因数、尤其预设的b值和数量除以三相乘，得出所有b矩阵的总和。
29.在此，b值通常用作为表征扩散加权的因数。因此，本发明提供如下可行性：利用平面扩散编码，从具有相同的b值的扩散数据集中的至少两个扩散加权的图像中，直接计算轨迹加权的图像数据集。这意味着，b矩阵尤其可以表达为所述相同的b值与以尤其有理数和零填充的矩阵相乘。对应地，根据本发明的方法提出，借助平面扩散编码和相同的扩散加权(b值)来记录至少两个扩散数据集，以便从中计算轨迹加权的图像数据集。以所述方式将线性扩散编码和球面扩散编码的优点组合，使得实现效率和对比度表现的良好的折衷。对应地，可以有利地对于每个单个b值感兴趣地独立地求取轨迹加权的图像数据集。与线性扩散编码相比，介观取向弥散对轨迹加权的影响减小，而与球面扩散编码相比，立即得出扩散编码的更高的效率。少的测量过程、即至少两个测量过程就足够了。
30.平面扩散编码的特征在于，b矩阵具有恰好两个非零的特征值。轨迹加权的图像可以从数量为n的借助平面编码记录的扩散数据集中作为几何平均值生成：
31.s
trace
(r)＝π
n＝1
…
n s
n
(r)
1/n
，
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(7)
32.如果b矩阵b
n
再次满足方程(1)的条件，那么得出：
33.s
trace
(r)＝π
n＝1
…
n s
n
(r)
1/n
34.ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
＝s0(r)exp(
‑
1/n tr(d(r)σ
n＝1
…
n b
n
))
35.ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
＝s0(r)exp(
‑
b/3 tr(d(r)))。
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(8)所有b矩阵通常是对称的且实值的，从而能够以对角型表示。在此与对于线性扩散编码
[0036][0037]
相比，对于球面扩散编码得出：
[0038][0039]
以及对于平面扩散编码得出：
[0040][0041]
其中对于平面扩散编码适用x>0且y>0。特殊情况x＝y称为圆形扩散编码。
[0042]
因为最终期望将测量的数量、即用于扩散数据集的记录过程的数量保持得小，所以数量可以适当地为二或三、优选为二。
[0043]
可以利用自旋回波序列和/或epi读出技术来记录扩散数据集。epi(echo planar imaging，平面回波成像)提供非常有效率的空间编码，这有利于测量大的或良好分辨的检查区域。如今，已经在扩散成像中频繁使用自旋回波技术。
[0044]
尽管如此应注意，根据本发明的方法不仅可以借助自旋回波序列来执行，而且例如也可以借助梯度回波序列来执行，这意味着，无需重聚脉冲，或者也可以借助双重聚的自旋回波序列执行(这意味着，例如在第一个扩散梯度脉冲之后和在最后一个扩散梯度脉冲之前输出的两个重聚脉冲)。此外，具有受激回波的磁共振序列也是可行的。除了epi技术、尤其单发epi技术之外，分段epi、快速自旋回波(tse)、多梯度回波等也可以用作为读出技术。
[0045]
下面示出数量n＝2和数量n＝3的两个实例。如果应借助平面扩散编码从n＝2个测量中求取轨迹加权的图像数据集，则对于第一测量可以使用如下b矩阵：
[0046][0047]
并且对于第二测量可以使用如下b矩阵：
[0048][0049]
那么满足条件(1)：
[0050][0051]
然后可以从两个平面编码的扩散数据集
[0052]
s
1,2
(r)＝s0(r)exp(
‑
tr(d(r)b
1,2
))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(15)
[0053]
中根据：
[0054]
s
trace
(r)＝(s1(r)s2(r))
1/2
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(16)
[0055]
计算轨迹加权的图像数据集。在借助平面扩散编码的n＝3个测量的情况下，例如可以使用如下b矩阵：
[0056]
[0057][0058][0059]
如明显可见的，再次满足根据方程(1)的条件，
[0060][0061]
轨迹加权的图像数据集从现在三个平面编码的扩散数据集
[0062]
s
1,2,3
(r)＝s0(r)exp(
‑
tr(d(r)b
1,2,3
))
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(21)
[0063]
中作为
[0064]
s
trace
(r)＝(s1(r)s2(r)s3(r))
1/3
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(22)得出。
[0065]
为了具体地在技术上实现这种b矩阵，在本发明的范围内可考虑不同的方式。特别优选的是，根据双扩散编码方案(dde方案)求取扩散梯度脉冲序列，同时其他示例性可考虑的变型方案提出，扩散梯度脉冲序列通过沿着两个空间方向的时间上优化的梯度变化曲线或作为相同形状和幅值的梯度脉冲的序列沿两个空间方向来求取。在此尤其也可考虑的是，在扩散梯度脉冲序列中的至少一个扩散梯度脉冲序列中，在多个空间方向上，尤其在多个物理梯度轴线、优选所有物理梯度轴线上同时输出梯度脉冲。这可以实现明显改进扩散编码的效率。
[0066]
根据本发明的优选的“双扩散编码”(dde)例如在noam shemesh等人的文章“conventions and nomenclature for double diffusion encoding nmr and mri”，magnetic resonance in medicine 75(2016)，第82至87页中描述。在此，例如可以沿着不同的编码方向、尤其两个不同的物理梯度轴线(x、y和z)施加两对扩散梯度脉冲。那么例如可考虑的是，在重新聚焦脉冲之前嵌入到具有扩散梯度脉冲对之一的平面回波读出列的单脉冲自旋回波磁共振序列中的情况下，在此之后输出另一对扩散梯度脉冲。一对扩散梯度脉冲的时间间隔和其宽度(在至少基本上矩形的扩散梯度脉冲的情况下)与梯度幅值共同地确定对应的b值。
[0067]
除了使用dde序列之外，也处于本发明的范围内的是，例如使用沿着两个编码方向的优化的时间梯度变化曲线，如这例如在开始所提及的filip szczepankiewicz等人的文章中描述。
[0068]
此外，平面扩散编码也可以通过沿着两个空间方向的具有相同形状和幅值的扩散梯度脉冲的序列来实现。例如，在x轴和y轴上的理想化的矩形梯度脉冲和相同持续时间的停顿的以下序列生成几乎圆形的编码：
[0069]
g
x
＝{ 1, 1, 1,
‑
1,
‑
1,
‑
1,
‑
1,
‑
1,
‑
1, 1, 1, 1}
[0070]
g
y
＝{
‑
1,0,
‑
1,0,0,
‑
1, 1,0,0, 1,0, 1}。
[0071]
如已经提及的，在技术实现方式中，可以通过在多个物理梯度轴线上同时使用扩散梯度脉冲来提高平面扩散编码的效率。如果在dde序列的实例中，在x轴上时间上间隔开地施加具有幅值g的第一梯度对，并且在y轴上时间上间隔开地施加具有相同幅值的第二梯
度对，则得出如下b矩阵：
[0072][0073]
其中b值借助旋磁比γ、梯度脉冲宽度δ、一对扩散梯度脉冲的梯度脉冲间隔δ、梯度幅值g并且在忽略梯度斜坡的情况下计算成
[0074]
b＝2/3γ2δ2g2(δ
‑
δ/3) 2/3γ2δ2g2(δ
‑
δ/3)＝4/3γ2δ2g2(δ
‑
δ/3)。
ꢀꢀ
(24)
[0075]
在所述上下文中，例如如果同时在x轴(幅值 g)、y轴(幅值 g)和z轴(幅值 g/2)上施加第一对扩散梯度脉冲，并且在x轴(幅值
‑
g)、y轴(幅值 g/2)和z轴(幅值 g)上施加第二对扩散梯度脉冲，则获得更有效率的编码。两个编码方向彼此正交，并且获得如下形式的平面扩散编码、在此甚至圆形扩散编码：
[0076][0077]
在对角化后
[0078][0079]
其中
[0080]
b
‘
＝4/3γ2δ2g
eff2
(δ
‑
δ/3)。
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(27)
[0081]
在此适用：
[0082]
g
eff2
＝g2(1 1 1/4)＝9/4g2，
ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(28)使得扩散编码的效率以因数2.25提高。
[0083]
如果与第二测量和第三测量组合，所述第二测量和第三测量以( g,
‑
g, g/2)和(
‑
g/2, g,
‑
g)或以(
‑
g,
‑
g/2, g)和( g/2, g, g)施加梯度对，这意味着其使用如下b矩阵：
[0084][0085]
以及
[0086][0087]
那么可以通过求几何平均值生成对应的轨迹加权的图像数据集。
[0088]
在此，在所述上下文中，dde编码方向不必强制性地彼此垂直。如果放弃所述前提，则产生新的自由度，通过所述自由度，其他效率提高是可行的。例如，可以同时以( g, g, g)施加第一对扩散梯度脉冲和以(
‑
g,
‑
g, g)施加第二对扩散梯度脉冲。现在，编码方向不再正交，并且获得如下形式的平面扩散编码：
[0089][0090]
在对角化后
[0091][0092]
其中b
′
重新根据方程(27)得出。然而，在此借助
[0093]
g
eff2
＝g2(1 1 1)＝3 g2ꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀꢀ
(33)
[0094]
将扩散编码的效率甚至以因数3提高。
[0095]
与以( g,
‑
g,
‑
g)和(
‑
g, g,
‑
g)施加梯度对的第二测量组合地，因此借助b矩阵
[0096][0097]
可以通过求几何平均值再次生成轨迹加权的图像数据集。
[0098]
在本发明的一个特别有利的改进方案中提出，在主要在第一物理梯度轴线上输出的成像梯度脉冲用于记录扩散数据集的情况下，选择扩散梯度脉冲的分布，使得所述扩散梯度脉冲对于每个扩散梯度脉冲序列主要在与第一物理梯度轴线不同的物理梯度轴线上输出。换言之，对于其中将成像梯度首先施加在特定的物理梯度轴线、即第一物理梯度轴线上的测量，可以将平面扩散编码梯度脉冲的负载有利地分布到另外的物理梯度轴线、尤其第二物理梯度轴线和第三物理梯度轴线上。以所述方式，根据所使用的梯度设备或梯度硬件，更多功率可用于成像份额。
[0099]
例如，在epi读出列中，主负载处于可以尽可能保持没有平面扩散编码梯度脉冲的负载的读出梯度轴线、例如x轴上。
[0100]
在此，在一个具体的设计方案中可以提出，在数量为二的扩散梯度脉冲序列中，在第一梯度脉冲序列中将具有预确定的幅值的扩散梯度脉冲对在第二物理梯度轴线上输出，并且将具有预确定的幅值除以二的平方根的扩散梯度脉冲对在第一梯度轴线上输出，并且在第二梯度脉冲序列中将具有预确定的幅值的扩散梯度脉冲对在第三物理梯度轴线上输出，并且将具有预确定的幅值除以二的平方根的扩散梯度脉冲对在第一梯度轴线上输出。如果第一物理梯度轴线例如涉及x轴，则可以实现两个如下dde测量，即在第一测量中，将具有幅值g/√2的第一扩散梯度脉冲对在x轴上输出，将具有幅值g的第二扩散梯度脉冲对在y轴上输出。在第二测量中，将具有幅值g/√2的第一扩散梯度脉冲对在x轴上输出，将具有幅值g的第二扩散梯度脉冲对在z轴上输出。那么，虽然x轴在两个测量中负载，但是仅以减小的幅值。
[0101]
在此，在该处还应注意，原则上也可考虑的是，从扩散数据集与线性扩散编码和平面扩散编码的组合中求取轨迹加权的图像数据集。例如，可以使用具有如下平面扩散编码的第一测量：
[0102][0103]
而使用具有如下线性扩散编码的第二测量：
[0104][0105]
其中b'＝b/2。为了实现所述第二测量，可以在dde扩散梯度脉冲序列中选择g'＝g/√2，但是也可行的是，为第二测量选择sde(单扩散编码(英文：single diffusion encoding))编码。那么在任何情况下满足方程(1)的条件。
[0106]
类似地，原则上也可考虑平面扩散编码与如下形式的椭圆扩散编码的组合：
[0107][0108]
其中x、y和z不相同。
[0109]
除了所述方法之外，本发明也涉及一种磁共振装置，所述磁共振装置具有构成用于执行根据本发明的方法的控制装置。关于根据本发明的方法的所有实施方案可以类似地转用于根据本发明的磁共振装置，使得借助所述磁共振装置也可以获得已经提到的优点。
[0110]
在此，控制装置可以具有至少一个处理器和/或存储机构。具体地，例如可以提出，控制装置包括用于规定扩散梯度脉冲序列的规定单元、用于记录扩散数据集的序列单元，以及用于从扩散数据集中计算轨迹加权的图像数据集的求取单元。
[0111]
例如，根据本发明的计算机程序可加载到磁共振装置的控制装置的存储机构中，并且具有程序机构，当在磁共振装置的控制装置中执行计算机程序时，所述程序机构执行根据本发明的方法的步骤。所述计算机程序可以存储在根据本发明的电子可读的数据载体上，所述电子可读的数据载体因此包括电子可读的控制信息，所述电子可读的控制信息包括至少一个根据本发明的计算机程序，并且设计成，使得在磁共振装置的控制装置中使用电子可读的数据载体时，所述电子可读的控制信息允许执行根据本发明的方法的步骤。电子可读的数据载体尤其涉及非瞬态数据载体、例如cd
‑
rom。
附图说明
[0112]
本发明的其他优点和细节从在下文中描述的实施例中以及根据附图得出。在此示出：
[0113]
图1示出根据本发明的方法的实施例的流程图，
[0114]
图2示出用于记录扩散数据集的序列图表，
[0115]
图3示出根据本发明的磁共振装置，以及
[0116]
图4示出磁共振装置的控制装置的功能构造。
具体实施方式
[0117]
图1以一般形式示出根据本发明的方法的一个实施例的流程图。所述方法用于扩散成像，具体地用于求取患者的检查区域的轨迹加权的图像数据集。
[0118]
在此，在步骤s1中，规定随后要使用的扩散梯度脉冲序列，使得在所有要使用的扩散梯度脉冲序列、优选两个或三个扩散梯度脉冲序列中提供平面扩散编码，这意味着，规定扩散梯度脉冲序列，使得所述扩散梯度脉冲序列的相关联的b矩阵具有非零的恰好两个特征值。在此，b矩阵必须满足在方程(1)中所描述的条件，据此，由所有b矩阵的总和得出单位矩阵与在此预设的b值和数量除以三相乘。
[0119]
在此，为了具体地在技术上实现扩散梯度序列，存在不同的可行性，例如沿着两个空间方向确定时间上优化的梯度变化曲线，在两个空间方向上确定相同形状和幅值的梯度脉冲的序列等，其中在优选的设计方案中，将扩散梯度脉冲序列确定为dde序列(双扩散编码(英文：double diffusion encoding))。在此，此外也可以已经考虑，应将哪个磁共振序列用于成像份额，其中在此，具有单发epi读出的自旋回波序列在当前的情况下是优选的。
[0120]
图2示出一个示例性的序列图表，其中dde扩散梯度脉冲序列集成到具有平面回波读出列的单发自旋回波序列中。在此，rf/adc表示高频活动，g
x
示出在第一物理梯度轴线、在此在x轴上的梯度脉冲，g
y
和g
z
对应地用于作为第二物理梯度轴线的y轴和作为第三物理梯度轴线的z轴。明显地，单发自旋回波序列包括高频激励脉冲1和高频重聚脉冲2。如原则上已知的，所述高频激励脉冲和高频重聚脉冲对应地与在此作为沿着z轴的层选择梯度的成像梯度脉冲3相关联。在读出模块中，主梯度负载处于作为读出方向的x轴的成像梯度脉冲4中，而如已知的，尤其为了变换k空间行，需要y轴上的其他成像梯度脉冲5。
[0121]
在当前情况下，平面扩散编码使用两对扩散梯度脉冲6、7，其中沿着x轴输出第一对扩散梯度脉冲6，沿着y轴输出第二对扩散梯度脉冲7。具有扩散梯度脉冲6、7的在图2中示出的扩散梯度脉冲序列实现通过方程(23)描述的形式的b矩阵，其中如上面已经阐述的，根据方程(24)得出b值。在图2中同样示出扩散梯度脉冲宽度δ和一对扩散梯度脉冲6、7的间隔δ。
[0122]
通过图2示出的测量例如适合作为在记录三个扩散数据集时的第一测量，其中在那里可以使用扩散梯度脉冲6、7的相同的幅值g。
[0123]
在另一示例中，如果数量n应仅为二，例如在实现如下形式的b矩阵时：
[0124][0125]
例如对于扩散梯度脉冲6例如此外可以使用幅值g，然而对于另一对扩散梯度脉冲7使用幅值g/√2。在所述情况下，整个扩散梯度脉冲序列的b值得出为：
[0126]
b＝2/3γ2δ2g2(δ
‑
δ/3) 1/3γ2δ2g2(δ
‑
δ/3)＝γ2δ2g2(δ
‑
δ/3)。 (39)
[0127]
为了更简单地示出，在图2中示出具有沿着不同的物理梯度轴线、在图2的实例中沿着x轴和y轴的扩散梯度脉冲对的方案。然而，可以优选地使用关于方程(26)至(34)描述的、提高扩散效率的措施，和/或在图2的序列图表中由于epi读出引起的主负载处于x轴上之后，有针对性地减小所述x轴上的梯度负载，如所描述的那样。
[0128]
一旦对应地规定扩散梯度脉冲序列，就可以在步骤s2中利用扩散梯度脉冲序列中
的各一个扩散梯度脉冲序列来记录扩散数据集，再次参见图1。然后，在步骤s3中，可以根据公式(7)将轨迹加权的图像数据集s
trace
作为扩散数据集的几何平均值求取。
[0129]
图3示出根据本发明的磁共振装置8的原理草图。如原则上已知的，所述磁共振装置具有主磁体单元9，在所述主磁体单元中构成有患者容纳部10，患者可以借助于在此未详细示出的检查床移入到所述患者容纳装置中进行检查。通常在检查床周围设有为了概览在此未详细示出的具有用于x轴、y轴和z轴的梯度线圈的梯度线圈装置。不仅成像梯度脉冲3、4、5而且扩散梯度脉冲6、7可以经由所述梯度线圈装置输出。
[0130]
磁共振装置8的运行通过仅表明的控制装置11控制，所述控制装置也构成用于执行根据本发明的方法。
[0131]
图4更准确地示出控制装置11的功能结构。如原则上已知的，控制装置11首先具有序列单元12，经由所述序列单元根据磁共振序列来操控磁共振装置8的用于记录磁共振数据的其余部件。因此，在步骤s2中借助于序列单元12也可以记录扩散数据集。为此，之前借助于规定单元13规定待使用的b矩阵以及具体地在技术上实现所述b矩阵的扩散梯度脉冲序列。在此，在该处还应注意，可在多个测量之前考虑规定一次、即尤其执行一次根据图1的步骤s1，这意味着，可以多次使用规定一次的扩散梯度脉冲序列。
[0132]
控制装置11还具有用于根据步骤s3求取轨迹加权的图像数据集的求取单元14。
[0133]
功能单元，即序列单元12、规定单元13和求取单元14可以通过控制装置11的至少一个处理器来实现。此外，所述控制装置也可以具有存储机构15，在所述存储机构中例如可以至少暂时地存储规定的扩散梯度脉冲序列和扩散数据集，然而当然也可以存储最终结果。所述最终结果、从而轨迹加权的图像数据集也可以经由控制装置11的接口16输出，其中控制装置11当然也可以具有显示单元，以便例如在磁共振装置8的显示设备上输出轨迹加权的图像数据集。
[0134]
最后还应指出，在本发明的范围内也可行的是，对于不同的b值求取多个轨迹加权的图像数据集，尤其以便从中导出其他信息和参数、例如关于扩散张量和/或表面扩散系数(adc)的其他信息和参数。
[0135]
尽管已经通过优选的实施例详细说明和描述了本发明的细节，但是本发明不通过所公开的实例限制，并且能够由本领域技术人员从中推导出其他变型方案，而不脱离本发明的保护范围。