速度补偿的扩散敏感化的扩散成像

摘要

本发明涉及速度补偿的扩散敏感化的扩散成像。描述了一种用于控制产生检查对象的磁共振图像数据的磁共振成像系统的方法，其中，采集磁共振原始数据。该方法包括激励过程，其中，产生激励HF脉冲。此外，该方法还具有用于接收HF信号的读出过程。此外，在该方法中产生扩散对比度梯度脉冲序列，其中，该扩散对比度梯度脉冲序列包括奇数2n+1个在时间上连续接通的扩散对比度梯度脉冲，其中，扩散对比度梯度脉冲的零阶梯度矩的总和具有零值，并且扩散对比度梯度脉冲的一阶梯度矩的总和具有零值，并且在扩散对比度梯度脉冲中的两个之间接通HF重聚脉冲。还描述了一种用于控制磁共振成像系统的控制序列。此外，还描述了一种控制序列确定系统。此外，还描述了一种磁共振成像系统。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于控制产生检查对象的磁共振图像数据的磁共振成像系统的方法，其中，采集磁共振原始数据。本发明还涉及一种用于控制磁共振成像系统的控制序列。此外，本发明涉及一种控制序列确定系统。最后，本发明涉及一种磁共振成像系统。

背景技术

在产生磁共振拍摄时，使待检查的身体暴露在例如1.5特斯拉、3特斯拉的相对高的基本磁场中，或者在较新的高磁场设备中，甚至暴露在7特斯拉或者更高的基本磁场中。然后，利用合适的天线装置发出高频激励信号，其使得通过该高频场在给定磁场中共振地激励的特定原子的核自旋相对于基本磁场的磁力线倾斜特定的翻转角度。然后，利用也可以与发送天线装置相同的合适的天线装置接收在核自旋弛豫时辐射的高频信号、即所谓的磁共振信号。最后，将如此采集的原始数据在解调和数字化之后用于重建希望的图像数据。为了进行位置编码，在发送和读出或接收高频信号期间，将基本磁场分别与定义的磁场梯度叠加。

磁共振拍摄通常由多个单个的部分测量组成，在这些部分测量中，记录来自检查对象的不同的层的原始数据，以便随后由此重建体积图像数据。

然而，此外，在许多检查中，还需要对检查对象执行多个磁共振拍摄，也就是说，执行完整的一系列磁共振拍摄，其中，改变特定测量参数。根据测量，观察该测量参数对检查对象的作用，以便然后稍后由此得到诊断结论。在此，一系列应当理解为至少两个、但是通常多于两个的磁共振拍摄。在此，有意义的是，改变测量参数，使得在测量中激励的特定物质类型、例如检查对象的组织类型或者对于大多数或特定组织类型重要的化学物质、例如水的对比度尽可能强烈地受测量参数的改变影响。这确保测量参数对检查对象的作用尤其清晰可见。

对于一系列磁共振拍摄而言，强烈地影响对比度的测量参数的变化的一个典型示例是所谓的扩散成像方法(英语“Diffusion weighting imaging(扩散加权成像)”(DWI))。扩散应当理解为分子在介质中的布朗运动(英语“brownian motion”)。在扩散成像中，通常拍摄具有不同扩散方向和扩散权重的多个图像并且将其彼此合成。扩散加权的强度通常由所谓的“b值”来定义。然后，具有不同的扩散方向和扩散权重的扩散图像或者由其合成的图像可以用于诊断的目的。因此，通过将拍摄的扩散加权的图像适当地合成，可以产生具有特别的诊断价值的参数图，例如反映“Apparent Diffusion Coefficient(表观扩散系数，ADC)”或者“Fractional Anisotropy(部分各向异性，FA)”的图。

扩散成像经常基于平面回波成像(Echoplarabildgebung，EPI)，原因在于每个图像的EPI序列的短采集时间和其相对于运动的鲁棒性。在利用EPI进行扩散成像时，即使患者不运动(运动可能附加地起作用)，在扩散加权的图像中由于局部的B₀不均匀和残留的涡流场，也存在伪影。后者与扩散加权的方向和强度有关。这些伪影可能在被评估的扩散图中导致错误。

在进行扩散加权的成像时，将在脉冲序列中插入附加梯度，以便使得组织的扩散特性可见或者测量组织的扩散特性。这些梯度使得快速扩散的组织(例如脑脊液，英语“cerebrospinal fluid”，CSF)比扩散慢的组织(例如大脑中的灰质，英语“grey matter”)遭受更强的信号损失。由此产生的扩散对比度在临床上总是比较重要，与此同时应用远远超出了一般的缺血性中风(英语“ischemic stroke”)的早期发现。

用于扩散成像的一般的脉冲序列是在图1中示出的Stejskal-Tanner扩散序列。然而，在将这种脉冲序列应用于对肝脏和心脏的扩散加权的成像时，产生信号损失，信号损失能够归因于心脏运动。这种信号损失随着扩散加权而增加，由此导致对表观扩散系数(ADC，英语“apparent diffusion coefficient”)的过高估计。这特别是在将ADC值用作无害和恶性病变之间的鉴别指示时是问题。

一种显著减少作为心脏运动(和其它宏观运动)的结果的伪影的可能性在于，用如在图2中示出的具有速度补偿的(英语“velocity compensated”)双极梯度的序列代替具有单极梯度的标准Stejskal-Tanner扩散序列。这种速度补偿的序列的主要缺点在于，这种序列的双极梯度方案与Stejskal-Tanner方案相比具有明显更小的扩散敏感度。因此，为了获得希望的扩散敏感度，必须将梯度持续时间延长至少1.6倍。这导致序列的回波时间的延长，由此由于组织的固有的T2衰变，导致信噪比SNR变差，其仅能够通过明显更长的测量时间来补偿。

对现有技术中的速度补偿的扩散序列和其相对于宏观运动的不敏感性的描述，在“Proceedings of the Seventh Scientific Meeting,Society of Magnetic Resonancein Medicine”，第890页，San Francisco，CA(1988)中发表的、C.Thomsen、P.Ring和O.Henriksen的标题为“In vivo measurement of water self diffusion by magneticresonance imaging(通过磁共振成像对水扩散进行体内测量)”的会议论文中找到。

这种序列稍后在大量出版物中用于减少作为宏观运动的结果的伪影。将这种序列用于对肝脏的扩散加权的成像中、用于减少作为心脏运动的结果的伪影的最新的出版物，是在杂志JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING,Heft 37,第172–178页(2013),DOI10.1002/jmri.23796中发表的、Masanori Ozaki等的文章“Motion Artifact Reductionof Diffusion-Weighted MRI of the Liver:Use of Velocity-Compensated DiffusionGradients Combined With Tetrahedral Gradients(肝脏的扩散加权的MRI的运动伪影减少：使用速度补偿的扩散梯度结合四面体梯度)”。作者还讨论了上面提及的问题，即，与Stejskal-Tanner序列相比，这种序列对于希望的b值需要延长1.6倍的梯度接通，由此作为延长的回波时间的结果，图像的SNR降低。作者通过使用在所有3个轴上同时接通梯度的、与方向无关的扩散准备来解决该问题。由此，相对于相应地仅在一个轴上接通梯度的与方向无关的准备方案，实现了TE缩短(并且由此实现了SNR增益)。

应当指出，不对能够以特别短的回波时间实现希望的扩散敏感化的受激回波准备(STEAM，英语“stimulated echo acquisition mode(受激回波采集模式)”)进行速度补偿，因此相对于宏观运动不敏感。还应当指出，在HF重聚脉冲之前和之后用于进行扩散敏感化的不同长度的时间不是特例，而是常规的。如果k空间中的回波由于扩散敏感化期间的宏观运动而被移动到不被采集区域中，则两个时间的对称化(例如由于EPI读出串的早期的行的不采集)可能与相当多的问题相关联，直至完全的信号损失。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，利用速度补偿的扩散序列对用于产生检查对象的磁共振图像数据的磁共振成像系统进行控制，利用该速度补偿的扩散序列，与在传统的速度补偿的序列的情况下相比，在给定时间内能够实现更大的扩散敏感度，或者替换地，能够在更短的时间内实现希望的扩散敏感度。

根据本发明的用于控制采集磁共振原始数据的、用于产生检查对象的磁共振图像数据的磁共振成像系统的方法具有至少一个扩散对比脉冲序列。根据本发明的方法还具有至少一个激励过程，其中产生激励HF脉冲。此外，根据本发明的方法具有用于采集磁共振原始数据的读出过程，其中采集HF信号。另外，根据本发明的方法包括使用具有奇数2n+1个扩散对比度梯度脉冲的扩散对比度梯度脉冲序列实现扩散敏感化的步骤，其中，n是自然数。在此，在时间上顺序地产生奇数2n+1个扩散对比度梯度脉冲，使得扩散对比度梯度脉冲的零阶梯度矩的总和具有值零，并且扩散对比度梯度脉冲的一阶梯度矩的总和具有值零。此外，在扩散对比度梯度脉冲中的两个之间接通HF重聚脉冲。

梯度布置G_i的n阶矩m_n(t)应当理解为积分

$>m_n\left(t\right)=\underset{0}{\overset{t}{\int }}{G}_i\left(\tau \right)·{\tau }^{n}d\tau ---\left(1\right)$>

由此，对于在时间点0(激励脉冲的中心)位于位置r₀并且以恒定的速度v₀移动通过测量体积的小样品的相位，得到：

$>\phi \left(t\right)=2\pi \gamma \underset{0}{\overset{t}{\int }}\overrightarrow{G}\left(\tau \right)\overrightarrow{r}\left(\tau \right)d\tau =2\pi \gamma \underset{0}{\overset{t}{\int }}\overrightarrow{G}\left(\tau \right)[{\overrightarrow{r}}_0+{\overrightarrow{v}}_o\left(\tau \right)]d\tau =2\pi \gamma [{\overrightarrow{m}}_0{\overrightarrow{r}}_0+{\overrightarrow{m}}_1{\overrightarrow{v}}_0]---\left(2\right)$>

也就是说，运动的自旋获得与其速度v₀并且与梯度布置G的一阶矩成比例的附加相位如果对体素或图像点(图像点可以是像素或体素)的信号有贡献的不同的自旋的速度不同，则该附加相位可能导致信号散相(Dephasierung)，由此导致在计算的图像中消失。

在根据本发明的方法中，通过使扩散对比度梯度脉冲序列的一阶和二阶梯度矩m₁(t),m₂(t)分别具有值零，避免了所描述的信号的散相。

扩散对比度梯度应当理解为已经提及的除了为了图像生成而接通的梯度之外插入脉冲序列中的梯度，其用于使得组织的扩散特性可见或者用于测量组织的扩散特性。在下文中，经常将该扩散对比度梯度简称为“梯度”或者也简称为“扩散梯度”。

通过选择奇数个扩散对比度梯度脉冲，实现了激励HF脉冲与HF重聚脉冲之间的时间段中和/或HF重聚脉冲的时间点与开始读出过程的时间点之间的时间段中的相邻梯度脉冲的至少一部分的零阶梯度矩的总和不为零值。利用该事实，以便利用所提及的相邻梯度脉冲之间的时间段来进行扩散敏感化，因此除了实现速度补偿之外，还实现改善的扩散敏感化。

扩散加权的目的是，使得扩散快速的组织(例如游离水)的信号比扩散慢的组织更强烈地衰减。如在开头提及的那样，病变组织中的扩散经常是有限的。于是，在计算的图像中，具有有限的扩散的这些区域显得明亮。通常，扩散在组织中的局限性与方向有关。在数学上作为张量、对称扩散张量D来描述组织的扩散局限性的方向依赖性：

$>D=\left(\begin{array}{ccc}{D}_{xx}& D_{xy}& D_{xz}\\ D_{xy}& D_{yy}& D_{yz}\\ D_{xz}& D_{yz}& D_{zz}\end{array}\right)---\left(3\right)$>

MR测量方法相对于扩散的敏感度由于扩散梯度的方向同样与方向有关，并且通过另一个b张量描述：

$>b=\left(\begin{array}{ccc}{b}_{xx}& b_{xy}& b_{xz}\\ b_{xy}& b_{yy}& b_{yz}\\ b_{xz}& b_{yz}& b_{zz}\end{array}\right)---\left(4\right)$>

在此，对称b张量的各分量通过序列的k空间轨迹由下式确定：

$>b_{ij}\left(TE\right)=\underset{0}{\overset{TE}{\int }}{k}_i\left(\tau \right)k_j\left(\tau \right)d\tau ---\left(5\right)$>

其中，

$>k_i\left(t\right)=2\pi \underset{0}{\overset{t}{\int }}{G}_i\left(\tau \right)d\tau ---\left(6\right)$>

在此，G_i(t)是在时间点t在方向i上接通的梯度的幅值，并且γ是磁旋比，对于质子，其是42.576MHz/T。积分面积从脉冲序列的HF激励脉冲的中心行进至回波时间点TE。实际上，所有接通的梯度对MR序列的扩散敏感度都有贡献。在计算中经常仅包含明确地为了进行扩散加权而接通的梯度、即扩散对比度梯度，因为其通常具有比为了进行图像生成而接通的梯度更大的幅值和更长的持续时间，因此支配扩散敏感度。

由此，能够如下描述MR信号的衰减：

S＝S₀e^-bD.(7)

在此，S₀是没有扩散的信号，并且bD是组织的扩散张量D与序列的b张量的张量积：

$>bD=\underset{i=\{x,y,z\}}{\Sigma }\underset{j=\{x,y,z\}}{\Sigma }{b}_{ij}{D}_{ij}---\left(8\right)$>

经常沿着单个轴接通扩散梯度或者连续执行三次测量，其中，分别沿着彼此正交的三个方向中的一个接通扩散梯度。如果在此在也定义扩散张量的坐标系中接通扩散梯度，则从方程式(7)中得到：

$>S_x=S_0{e}^{-b_{xx}{D}_{xx}}$>

$>S_y=S_0{e}^{-b_{yy}{D}_{yy}}$>

$>S_z=S_0{e}^{-b_{zzz}{D}_{zzz}}---\left(9\right)$>

也就是说，相应地仅b张量的单个元素对MR信号有贡献。在这种情境下，也将该元素称为扩散序列的b值b＝b_xx＝b_yy＝b_zz。

可以借助方程式(7)和(8)计算该b值(以及扩散张量的其它元素)。

根据方程式(5)和(6)可以看到，脉冲序列的不接通梯度的时间段仅在直到相应的时间段开始之前的梯度脉冲序列的零阶矩不具有值零时对扩散敏感度有贡献。

本发明利用如下观察：在基于自旋回波技术的扩散成像中，经常在HF重聚脉冲之前比在HF重聚脉冲之后可提供更多时间用于扩散准备。其原因与所使用的读出模块有关。在临床医学成像中迄今为止最重要的读出模块是单次激发回波平面读出串(缩写为从英语“echo-planar imaging(回波平面成像)”得到的EPI)，利用其，围绕每个自旋回波读出完整的图像。在此，回波串通常以k空间中心行的采集与自旋回波一致的方式开始。由于在回波串期间T2*衰变不可避免，因此在EPI技术中仅可以对k空间进行线性编码，也就是说，在对k空间进行对称读出时，在回波串的中心读出k空间中心。回波串的持续时间大约为64ms(采集128行，有效回波间隔0.5ms)。也就是说，HF重聚脉冲和自旋回波之间的一半回波时间TE/2中需要～32ms的读出时间TA₁来读出早期回波(参见图1)，由此该读出时间不能用于扩散准备。但是，在HF激励脉冲和HF重聚脉冲之间的同样长度的一半回波时间TE/2期间，仅发送HF脉冲的时间不能用于扩散准备。但是，HF脉冲的持续时间通常仅为即毫秒，因此与EPI读出串的持续时间相比很短。虽然理论上，k空间的非对称采集是可以的，其中，在k空间中心行之前比在k空间中心行之后采集更少的k空间行，由此图1中的时间TA₁缩短，但是这可能导致完全的信号损失，因为k空间中的实际回波由于扩散准备期间的宏观运动而经常被移动。

根据本发明，HF重聚脉冲之前和之后的不相等的时间通过选择奇数个扩散对比度梯度脉冲来实现，因为在这种情况下，与根据本发明的其它特征组合，也就是说全局零阶梯度矩和全局一阶梯度矩具有值零，扩散对比度梯度脉冲序列的时间上的中心点与RF重聚脉冲的时间点不一致。通过选择奇数个扩散对比度梯度脉冲和所述特征，进一步实现在激励HF脉冲与HF重聚脉冲开始之间的时间段中和/或在HF重聚脉冲的结束时间点与读出过程的开始时间点之间的时间段中的梯度脉冲的零阶梯度矩的总和不得到值零。以这种方式实现，不能接通扩散梯度脉冲期间、例如HF重聚脉冲期间的时间间隔也对扩散敏感化、也就是说b值有贡献。

由于更高的扩散敏感化，利用根据本发明的方法实现了回波时间的进一步减少。另外，在根据本发明的方法中，可以在所有三个轴上同时接通梯度，以使回波时间最小化。这种附加措施可以在希望减少回波时间时作为根据本发明的方法的补充或者与其组合。

根据本发明的用于控制磁共振成像系统的控制序列包括HF激励脉冲、读出模块以及具有HF重聚脉冲的扩散对比度梯度脉冲序列。扩散对比度梯度脉冲序列具有奇数个扩散对比度梯度脉冲。确定扩散对比度梯度脉冲的大小以及位置，使得扩散对比度梯度脉冲的零阶梯度矩的总和具有值零，并且扩散对比度梯度脉冲的一阶梯度矩的总和具有值零。在这种情境下，读出模块应当理解为包括特别是用于对接收到的信号进行频率编码和相位编码的梯度脉冲以及能够以回波信号的形式采集测量信号的一个或多个时间窗的子序列。此外，读出模块可以包含用于重复多个回波信号的形成以及其编码的其它HF脉冲和/或梯度脉冲。

利用根据本发明的扩散对比度梯度脉冲序列，像在传统的速度补偿的序列的情况下一样，减少了由于宏观运动、例如心脏运动而产生的伪影。但是实现希望的扩散敏感度所需的最小回波时间在根据本发明的扩散对比度梯度脉冲序列中通常明显更短。由此，计算的图像的信噪比更高，由此相对于Stjeskal-Tanner序列(参见图1)的测量时间延长比在图2中示出的传统的速度补偿的脉冲序列的情况下更小。更小的测量时间延长还源自于由于信噪比的改善而不需要经常重复用于平均成像的测量。

对根据本发明的脉冲序列进行速度补偿，由此像现有技术中的速度补偿的序列一样，根据本发明的脉冲序列与不进行速度补偿的Stjeskal-Tanner序列相比相对于宏观运动更不敏感。由此，在腹腔扩散加权成像中，特别是避免了由于心脏运动而产生的伪影，该伪影在利用Stjeskal-Tanner序列(参见图1)进行测量时总是出现。特别是当在HF重聚脉冲之前和之后提供不同长度的用于扩散敏感化的时间间隔时，实现希望的扩散敏感度所需的最小回波时间在根据本发明的控制序列中总是比在图2中示出的传统的速度补偿的序列中短。在这种情况下，与在图2中示出的传统的速度补偿的序列可以实现的情况下相比，利用根据本发明的控制序列可以利用更短的回波时间实现希望的扩散敏感度。如已经提及的，更短的回波时间使得计算的图像的信噪比更高，由此相对于Stjeskal-Tanner序列(参见图1)的测量时间延长更小。在具有短横向弛豫时间的组织(例如肝实质内，1.5T下T2～40ms)中，T2衰变也限制对于成像仍然有意义的最大回波时间。在预先给定回波时间的情况下，在给定时间内能够实现的最大扩散敏感化，在所述利用根据本发明的序列的前提下，比利用现有技术中的速度补偿的序列(在图2中示出)更高。

根据本发明的控制序列确定系统被构造用于确定能够在磁共振成像系统上执行的根据本发明的控制序列。例如，控制序列确定系统基于例如源自于测量协议的参数数据确定合适的脉冲序列或控制序列。

根据本发明的磁共振成像系统包括控制装置，所述控制装置被构造用于利用根据本发明的方法控制磁共振成像系统。在此，根据本发明的磁共振成像系统优选包括根据本发明的控制序列确定系统。

根据本发明的控制序列确定装置和根据本发明的控制装置的主要部件在很大程度上可以以软件部件的形式构造。然而，原则上这些部件部分地、特别是在涉及特别快的计算时，也可以以软件支持的硬件、例如FPGA等的形式来实现。所需的各个功能部件之间的接口，例如在仅涉及从其它软件部件接收数据时，同样可以作为软件接口来构造。但是，它们也可以作为以硬件构建的、通过合适的软件来控制的接口来构造。

尽可能以软件实现具有如下优点：还能够以简单的方式通过软件更新来改型迄今为止已经使用的控制装置或者控制序列确定装置，以便以根据本发明的方式工作。就这方面而言，上述技术问题还通过对应的具有计算机程序的计算机程序产品来解决，所述计算机程序可以直接加载到磁共振成像系统的控制装置的存储装置中，所述计算机程序具有程序段，以便当在控制装置中执行所述程序时执行根据本发明的方法的所有步骤。除了计算机程序之外，在需要时，这种计算机程序产品还可以包括附加组成部分、例如文档和/或附加部件、还有硬件部件、例如硬件密钥(软件狗等)，用于软件的使用。

为了向控制装置或控制序列确定装置输送和/或为了存储在控制装置或控制序列确定装置上或中，可以使用存储有控制装置或控制序列确定装置的运算单元可读取并且可执行的计算机程序的程序段的计算机可读介质，例如存储棒、硬盘或者其它便携式或者固定安装的数据载体。为此，运算单元例如可以具有一个或更多个协作的微处理器等。

尽可能以软件实现具有如下优点：还能够以简单的方式通过软件更新来改型迄今为止已经使用的控制装置或者控制序列确定装置，以便以根据本发明的方式工作。就这方面而言，上述技术问题还通过计算机程序来解决，所述计算机程序可以直接加载到磁共振系统的存储装置中，该计算机程序具有程序段，用于当在磁共振系统中执行所述程序时执行根据本发明的方法的所有步骤。

从属权利要求以及下面的描述相应地包含本发明的特别有利的构造和扩展。在此，一个权利要求类别的权利要求特别地也可以与另一个权利要求类别的从属权利要求类似地进行扩展。此外，在本发明的范围内，不同的实施例和权利要求的不同的特征也可以与新的实施例组合。

在根据本发明的方法的一个实施方式中，在奇数个、即2n+1个扩散对比度梯度脉冲中，第一至第n个扩散对比度梯度脉冲与第n+2至第2n+1个扩散对比度梯度脉冲分别成对地关于所述扩散对比度梯度脉冲序列在时间上的中心点呈点对称，并且第n+1个扩散对比度梯度脉冲关于沿纵坐标方向延伸的、通过所述扩散对比度梯度脉冲序列在时间上的中心点的对称轴呈轴对称，并且具有量值是第一至第n个梯度脉冲的零阶梯度矩的总和的两倍大的零阶梯度矩。扩散对比度梯度脉冲的这种具体的布置和大小确定确保，扩散对比度梯度脉冲的一阶和二阶梯度矩的总和具有零值，由此获得速度补偿的脉冲序列。此外确保，在时间上在定位在扩散对比度梯度脉冲序列的对称轴上的扩散对比度梯度脉冲之前的扩散对比度梯度脉冲的总和不为零，从而扩散对比度梯度脉冲之间的时间的至少一部分可以用于扩散敏感化，因为在这些时间内使激励的自旋散相，由此梯度之间的、不施加梯度的时间段也对b值有贡献。

在根据本发明的方法的一个优选变形方案中，扩散对比度梯度脉冲序列在时间上的中心点在时间上在HF重聚脉冲的时间点之前。如已经提及的那样，当在HF重聚脉冲之前和之后提供不同长度的时间间隔用于扩散敏感化时，在根据本发明的方法中，实现希望的扩散敏感度所需的最小回波时间总是比在如在图2中示出的传统的速度补偿的序列的情况下短。这在根据本发明的方法的该优选变形方案中，通过将扩散对比度梯度脉冲序列在时间上的中心点移动到HF重聚脉冲的时间点之前来实现。在这种情况下，在正常情况下，用于扩散稳定化的时间间隔在HF重聚脉冲之前比在HF重聚脉冲之后长。

特别有利的是，在根据本发明的方法中，两个直接相继的扩散对比度梯度脉冲的零阶梯度矩的总和具有不同于零的值。如已经提及的那样，该特征是紧随两个在时间上相邻的扩散对比度梯度脉冲的没有梯度接通的时间间隔也对扩散敏感化有贡献的前提。

在根据本发明的方法的一个特别有效的变形方案中，在第n+1个扩散对比度梯度脉冲和第n+2个扩散对比度梯度脉冲之间接通HF重聚脉冲。在此，优选第n+1个扩散对比度梯度脉冲具有与第n个扩散对比度梯度脉冲相同的符号。

在根据本发明的方法的一个替换实施方式中，在第n个扩散对比度梯度脉冲和第n+1个扩散对比度梯度脉冲之间接通HF重聚脉冲，并且第n+1个扩散对比度梯度脉冲具有与第n个扩散对比度梯度脉冲相反的符号。

在根据本发明的方法的一个非常实用的变形方案中，所有扩散对比度梯度脉冲在量值方面具有相同的幅值，并且选择各个扩散对比度梯度脉冲的持续时间，使得利用能提供用于扩散敏感化的全部时间。在这种情况下，获得最佳的结果，这与所使用的脉冲序列的需要的回波时间的最小化相关。利用能提供用于扩散敏感化的全部时间应当理解为，将除了接通HF激励脉冲和读出模块的时间间隔之外的回波时间都用于扩散敏感化。

优选读出模块具有EPI回波串。利用EPI回波串，可以在HF激励之后读出所有k空间行。

在根据本发明的方法的一个特别有效并且容易实现的实施方式中，n＝2，从而接通5个梯度脉冲。在该数量的梯度脉冲的情况下，回波时间可以保持特别短。这是因为，在梯度脉冲的数量尽可能小的情况下，梯度上升的斜坡时间的总和特别短。

在根据本发明的方法的一个特别优选的变形方案中，特别是当n＝2时，第一和第二扩散对比度梯度脉冲的符号不同。

在根据本发明的方法的一个替换实施方式中，在扩散梯度脉冲的数量为5个的情况下，第二和第四扩散对比度梯度脉冲在时间上的持续时间为零。在这种情况下，扩散对比度梯度脉冲的数量实际上为3个。正好当在HF重聚脉冲之前可用于扩散敏感化的时间，比在HF重聚脉冲之后可用于扩散敏感化的时间长得多时，该具体变形方案特别有效。

在根据本发明的方法的层选择变形方案中，在激励过程中，与HF激励脉冲同步地在层选择方向上产生至少一个层选择梯度。此外，优选在读出过程中，与HF重聚脉冲同步地产生层选择梯度。借助层选择梯度，能够针对性地激励选择的层，并且借助根据本发明的方法能够直观地再现其扩散特性。

附图说明

下面参考附图根据实施例再一次详细说明本发明。其中：

图1示出了图示Stejskal-Tanner脉冲序列的序列图，

图2示出了图示传统的流速补偿的扩散对比脉冲序列的序列图，

图3示出了图示根据本发明的实施例的方法的流程图，

图4示出了图示根据本发明的第一实施例的扩散对比脉冲序列的序列图，

图5示出了图示根据本发明的第二实施例的扩散对比脉冲序列的序列图，

图6示出了图示根据本发明的第三实施例的扩散对比脉冲序列的序列图，

图7示出了根据本发明的实施例的磁共振成像系统。

具体实施方式

在图1中示出了Stejskal-Tanner序列。其在现有技术中比其它扩散加权的脉冲序列重要得多。在该视图的用RD/ADC标示的第一行中，示出了HF激励脉冲1和HF重聚脉冲2，HF激励脉冲1在脉冲序列开始时与层选择梯度6(参见第二行GS)同时接通，HF重聚脉冲2在两个扩散对比度梯度脉冲4,5(参见第三行GDW)之间接通，并且层选择梯度7(参见第二行GS)同样与HF重聚脉冲2同时接通。梯度脉冲4,5具有相同的极性，并且通常具有相同的幅值和持续时间。HF重聚脉冲2形成自旋回波3(参见第一行)，其在示出的示例中利用包括多个读出窗口的EPI回波读出串EPIR读出。此外，在图1中的视图中，在倒数第二行中示出了读出方向(频率编码方向)上的梯度方案GR，并且在倒数第一行中示出了相位编码方向上的梯度方案GP。

回波时间TE是HF激励脉冲和回波3之间的时间。其可以通过是回波时间TE的长度的一半的HF激励脉冲和HF重聚脉冲之间的时间间隔TE/2来调节。对于在图1中示出的具有对称的、幅值G的梯形形状的扩散梯度4,5的Stejskal-Tanner方案，对于b值得到：

b_stejskal＝4π²γ²G²[δ²(Δ-δ/3)+T_r³/30-δRT²/6].>

在此，T_r是斜坡时间(英语“ramp>

在图2中示出了一阶矩等于零、由此相对于宏观运动不敏感的这种扩散梯度方案。图2示出了传统的流速补偿扩散对比序列。其由分别在时间上在HF重聚脉冲2之前和在时间上在HF重聚脉冲2之后接通的两个梯形形状的扩散对比度梯度9,10,11,12构成。这种布置的一阶梯度矩m₁在第四梯度12结束时具有值零。在计算梯度矩时应当注意，HF重聚脉冲2抵消(negiert)紧接在其等延迟点(Isodelaypunkt)(在对称脉冲的情况下为HF重聚脉冲在时间上的中心点)之前累积的相位。因此，在HF重聚脉冲2之后针对时间t借助方程式(1)计算梯度矩时，可以将在HF重聚脉冲2之前接通的这些梯度9,10的符号反转。在遵守这种符号规则的情况下，梯度布置GDW关于其在时间上的中心点(其在图2中与HF重聚脉冲2的中心点一致)对称。对于对称的梯度布置，适用：

m₁(t)＝m₀(t-t_sym)>

在此，t_sym是梯度布置对称的时间点。四个梯度9,10,11,12的零阶矩m₀累积为零。由此，从方程式(11)直接得到，这种布置的一阶矩在最后一个梯度12结束之后的所有时间都为零。替换地，自然还可以通过借助方程式(1)直接进行积分来计算该结果。

对于图2中的梯度布置的b值，借助方程式(5)、(6)得到：

b_vc＝4π²γ²G²[(4/3)δ³+2δ²T_r+T_r³/15-δT_r²/3]>

下面，对图1和2中的两个脉冲序列方案的扩散敏感度进行比较。预先给定回波时间TE、HF脉冲的持续时间TRF₁,TRF₂以及EPI读出模块EPIR开始与采集具有最小相位编码矩的k空间行之间的时间的持续时间TA₁。为了得到简单的可比较的结果，假设斜坡时间T_r可忽略，从而可以设置T_r＝0。此外，T_Diff2＝TE/2-TA1-TRF₂是在HF重聚脉冲之后可提供用于扩散敏感化的时间。

对于图1中的Stejskal-Tanner方案，在斜坡时间T_r＝0，δ＝T_Diff2的情况下，从方程式(10)得到：

b_Stejskal＝4π²γ²G²δ²(Δ-δ/3)＝4π²γ²G²T_Diff²(Δ-T_Diff2/3)>

因为两个扩散对比度梯度4,5的时间间隔Δ总是比一个扩散对比度梯度的持续时间大(Δ>δ)，因此进一步适用：

b_Stejskal>4π²γ²G²T_Diff2²(2T_Diff/3)＝(8/3)π²γ²G²T_Diff2³>

对于图2中的速度补偿的方案，在T_r＝0，δ＝T_Diff2/2的情况下，得到：

b_vc＝4π²γ²G²(4/3)δ³＝(16/3)π²γ²G²δ³＝2/3π²γ²G²T_Diff2³>

因此，图2中的方案的希望的相对于宏观运动的不敏感度伴随着大于4倍的扩散敏感度的损失。在实践中，经常预先给定希望的扩散敏感度b₀。对于实现该扩散敏感度所需的用于扩散敏感化的时间T_Diff2,fc，通过对方程式(14)、(15)进行变形得到：

$>T_{Diff2,fc}=\sqrt[3]{\frac{3}{2}\frac{1}{{\pi }^2{\gamma }^2{G}^2}}=\sqrt[3]{4\frac{3}{8}\frac{1}{{\pi }^2{\gamma }^2{G}^2}}>\sqrt[3]{4}{T}_{Diff2,Stjeskal}\approx 1,6T_{Diff2,Stejskal}---\left(16\right)$>

在此，T_{Diff2,Stejskal}是在Stejskal-Tanner方案的情况下实现相同的扩散敏感度b₀所需的、在HF重聚脉冲之后用于扩散敏感化的时间。

因此，用于扩散敏感化的时间、由此对于T2衰变重要的回波时间延长了1.6倍。由于肝实质内的T2弛豫时间相对短，在肝区域中进行对比成像时，该较长的回波时间与剧烈的信号损失相关联，该信号损失仅能够通过显著更长的采集时间来补偿。

在图3中示出了用来图示根据本发明的实施例的用于控制用于产生检查对象P的磁共振图像数据BD的磁共振成像系统的方法300的流程图，其中，采集磁共振原始数据RD。

该方法包括激励过程，其中，在步骤3.I中，产生HF激励脉冲RF₁。在时间上随后，在步骤3.II中，产生扩散对比度梯度脉冲序列GDW。根据本发明，扩散对比度梯度脉冲序列GDW包括奇数2n+1个在时间上顺序接通的扩散对比度梯度脉冲13,14,15,16,17，其中，扩散对比度梯度脉冲13,14,15,16,17的零阶梯度矩m₀的总和具有值零，并且扩散对比度梯度脉冲13,14,15,16,17的一阶梯度矩m₁的总和具有值零。此外，扩散对比度梯度脉冲序列包括在扩散对比度梯度脉冲中的两个之间入射的HF重聚脉冲2。HF重聚脉冲的目的在于，使其信号例如作为局部失谐的结果在激励脉冲和HF重聚脉冲之间散相的自旋在HF重聚脉冲之后重聚相。在位于GDW的持续时间外部的回波时间点TE，使该信号完全重聚相。

此外，该方法300在步骤3.III中具有读出过程，其中，在一个或更多个时间窗中采集磁共振原始数据。读出间隔EPIR包括这些时间窗。回波时间点位于读出间隔内。更准确地说，与磁共振原始数据的采集相关联的读出间隔EPIR比回波时间点TE提前时间TA1时已经开始，并且在时间上还延伸超过回波时间的时间点TE大约时间TA₁(参见图4)。

在图4中示出了根据本发明的第一实施例的扩散对比脉冲序列400。利用五个梯度脉冲13,14,15,16,17的序列GDW进行扩散加权。第二个梯度14的结尾和第三个梯度15的开头之间的时间间隔ΔT₂₃以及第三个梯度15的结尾和第四个梯度16的开头之间的时间间隔TRF₂同样长。在第二个时间间隔TRF₂中，在图4中示出的实施方式中，接通HF重聚脉冲2。第三个梯度15在时间上的中心与扩散对比度梯度脉冲序列GDW的对称轴18一致。第三个梯度15关于对称轴18镜像对称。第一个梯度13与第五个梯度17以及第二个梯度14与第四个梯度16分别关于对称中心19(梯度脉冲序列GDW在时间上的中心点)点对称。

也就是说，遵守结合方程式(11)提到的针对自旋回波序列的符号规则，该梯度布置是对称的。由此，如果梯度脉冲序列GDW的零阶矩m₀变为零，则第五个梯度17结束之后的所有时间内的一阶矩m₁的值都为零。梯度脉冲序列GDW的零阶矩m₀变为零是一般在HF激励脉冲1之后的时间点TE形成回波3的必要条件。当第三个梯度15的零阶矩的量值，是第一个梯度13与第二个梯度14或者第四个梯度16与第五个梯度17的零阶矩的有符号的求和的量值的两倍大时，零阶矩m₀正好为零。

如果使用具有相同的斜坡时间T_r和相同量值的幅值G的对称的梯形梯度，则适用：

δ₃＝2(δ₁-δ₂)(17)

对于图4中的梯度脉冲序列GDW的b值，根据方程3、4，并且在借助方程式(17)消除δ₃之后，得到：

b_vc5＝4π²γ²G²[(4/3)δ₁³+3δ₁²T_r+δ₂²T_r-2δ₁δ₂T_r–(1/3)δ₁T_r²+(1/20)T_r³+2(δ₁-δ₂)²T_RF2]>

为了与图2中的速度补偿的方案进行直观的比较，又假设斜坡时间T_r＝0非常短而可忽略，并且考虑两种特殊情况：

在第一种特殊情况下假设，在HF重聚脉冲2之后可用于扩散敏感化的时间T_Diff2＝TE/2-TA1-T_RF2/2，等于在HF重聚脉冲之前可使用的时间T_Diff1(在所示出的示例中适用T_Diff1＝TE/2-T_RF1/2-T_RF2/2)，即T_Diff2＝T_Diff1。

当δ₁＝δ₂并且由此根据方程式(17)：δ₃＝0时，在给定时间内得到最大扩散敏感化。

在这种极限情况下，第三个梯度15变为零，并且该方案与图2中的方案相同。对应地，通过代入δ₁＝δ₂＝T_Diff2/2,T_r＝0，得到：

b_vc5(1)＝4π²γ²G²[(4/3)δ₁³]＝4π²γ²G²[(4/3)(T_Diff2/2)³]＝(2/3)π²γ²G²T_Diff2³＝b_vc(19)

如果假设T_Diff1≥3T_Diff2+T_RF2-T_r，这对应于在图5中示出的脉冲序列，则在这种情况下，在δ₂＝0并且δ₁＝T_Diff2-T_r的情况下得到最大扩散加权。也就是说，第二个梯度14和第四个梯度16变为零，而第三个梯度15根据方程式(16)是第一个梯度13或第五个梯度17的两倍长，也就是说，δ₃＝2δ₁。通过代入方程式(18)，在δ₁＝T_Diff2的情况下，得到：

b_vc5(2)＝4π²γ²G²[(4/3)δ₁³+2δ₁²T_RF2]

＝4π²γ²G²[(4/3)T_Diff2³+2T_Diff2²T_RF2](20)

如果忽略第二项，也就是说在第一个暂停期间和在接通HF重聚脉冲2期间的扩散敏感化，则得到：

b_vc5(2)>(16/3)π²γ²G²T_Diff2³＝8(2/3)π²γ²G²T_Diff2³＝8b_vc>

也就是说，在这种极限情况下，根据本发明的方案的扩散敏感化比在使用在图2中示出的传统的速度补偿方案时的扩散敏感化高至少8倍。实现希望的扩散敏感度b₀所需的用于扩散敏感化T_Diff2，fc5的时间对应地减少至1/2：

$>T_{Diff2,fc5}=\sqrt[3]{\frac{1}{8}}{T}_{Diff2,fc}=\frac{1}{2}{T}_{Diff2,fc}---\left(22\right)$>

也就是说，与在图2中示出的脉冲序列相比，对于T2衰变重要的回波时间可以减半。

为了与Stejskal-Tanner方案进行比较，这里还引入第一个梯度13和第五个梯度17之间的时间Δ。在所考虑的极限情况下，其为

Δ＝3δ₁+2T_RF2＝3T_Diff2+2T_RF2>

从方程(23)中求出T_RF2，并且代入方程(20)得到：

b_vc5(2)＝4π²γ²G²[(4/3)T_Diff2³+2T_Diff2²T_RF2]＝4π²γ²G²T_Diff2²[Δ-(5/3)T_Diff2]<4π²γ²G²T_Diff²(Δ-T_Diff2/3)＝b_Stejskal>

也就是说，在根据本发明的速度补偿方案的情况下，扩散敏感化也确实比不进行速度补偿的Stejskal-Tanner方案的扩散敏感化小，然而其中，对根据本发明的脉冲序列全部进行了速度补偿。

下面的段落涉及根据本发明的脉冲序列的最佳设计。假设预先给定了在HF重聚脉冲2之前可用于扩散敏感化的时间T_Diff1和在HF重聚脉冲2之后可用于扩散敏感化的时间T_Diff2。此外，预先给定了最大梯度幅值G_max以及最大梯度上升速率S_max(英语：“gradientslew>Diff1和T_Diff2也可以隐式地通过希望的回波时间TE、RF脉冲的持续时间TRF₁和TRF₂及从读出模块EPIR开始直至回波时间点TE的时间段TA₁以及其它待接通的模块的持续时间预先给出。

首先计算在遵守预先给定的最大梯度上升时间S_max的情况下梯度倾斜上升至最大梯度幅值G_max的最短斜坡时间T_r。将该时间选择为所有梯度共同的斜坡时间。接下来，确定五个梯度的持续时间。在此，梯度的最佳持续时间与时间间隔T_Diff1和T_Diff2的相对长度有关：

如果在HF重聚脉冲2之前可用于扩散敏感化的时间T_Diff1和在HF重聚脉冲之后可用于扩散敏感化的时间T_Diff2同样长，则达成已经提及的极限情况，其中，根据本发明的脉冲序列转变为在图2中示出的传统脉冲序列。

对于选择时间T_Diff1、T_Diff2、T_RF2和T_r，使得T_Diff1≥3T_Diff2+T_RF2-T_r成立的情况，则如已经叙述的那样，达成具有在图5中示出的形式的根据本发明的第二实施例的脉冲序列。

在HF重聚脉冲之前可用于扩散敏感化的时间T_Diff1比在HF重聚脉冲之后可用于扩散敏感化的时间T_Diff2长得多的这种极限情况下，得到具有以下梯度持续时间的最大扩散敏感化：

δ₁＝δ₅＝T_Diff2-T_r

δ₂＝δ₄＝0

δ₃＝2δ₁＝2(T_Diff2-T_r)

ΔT₂₃＝T_RF2>

通过这种选择，图4中的具有五个梯度13,14,15,16,17的方案减少为在图5中示出的具有三个梯度13,15,17的方案500，因为第二个梯度14和第四个梯度16具有零持续时间。与在图4中的脉冲序列的情况下不同，在这里考虑的极限情况(T_Diff1≥3T_Diff2+T_RF2-T_r)下，将在HF重聚脉冲之后可使用的时间T_Diff2全部用于扩散敏感化。从在HF重聚脉冲之前可使用的时间T_Diff1中，将时间间隔

T_Diff1,eff＝δ1+δ₃+2T_r+T_RF2＝3(T_Diff2-T_r)+2T_r+T_RF2＝3T_Diff2-T_r+T_RF2≤T_Diff1>

用于扩散敏感化。

相反，如果设置T_Diff2<T_Diff1<3T_Diff2+T_RF2–T_r，则实现与在图4中示出的第一实施例对应的实际上最重要的情况。为了实现最佳扩散敏感化，在该实施方式中，应当满足以下条件：

i)δ₃＝2(δ₁-δ₂)(方程式(17))→

i')2δ₁-2δ₂-δ₃＝0

ii)δ₁+δ₂+δ₃+3T_r+T_RF2＝T_Diff1(时间T_Diff1的完整利用)

iii)δ₁+δ₂+2T_r＝T_Diff2(时间T_Diff2的完整利用)(27)

求解具有三个未知数的该方程组得到：

δ₁＝δ₅＝(T_Diff1+T_Diff2-5T_r-T_RF2)/4

δ₂＝δ₄＝(3T_Diff2-T_Diff1+3T_r+T_RF2)/4

δ₃＝(T_Diff2-T_Diff1)-4T_r-T_RF2

ΔT₂₃＝T_RF2>

也就是说，在具有根据方程(28)设置的参数的最佳极限情况下，选择各个扩散对比度梯度脉冲13,14,15,16,17的持续时间，使得利用可用于扩散敏感化的全部时间T_Diff1+T_Diff2。

在图6中示出了图示根据本发明的第三实施例的脉冲序列600的视图。在该实施例中，设置T_Diff2>T_Diff1。

如果在HF重聚脉冲2之后比在HF重聚脉冲之前可提供更多时间用于扩散敏感化，则将所有扩散对比度梯度13,14,15,16,17在时间轴上移动为使得HF重聚脉冲2落入第二个梯度14和第三个梯度15之间的空隙中。现在，在第三个梯度15和第四个梯度16之间形成新的同样长的空隙，在其期间不接通梯度。与第一个和第二个梯度13、14相比，必须将第三个梯度15的相对符号反转，因为其现在在HF重聚脉冲2之后接通。当使用非常长的HF激励脉冲1，例如用于二维或三维局部激励(西门子产品名称ZOOMIt)，或者紧接在HF激励脉冲1之后还采集附加的回波串例如用于线圈校准(参见DE 102009014461/US 8,570,034 B2和DE102009014498/US 8,461,840 B2)时，实际上重要的可能是T_Diff1>T_Diff2的情况。

在考虑极限情况时假设，预先给定例如隐式地在希望的回波时间TE上可用于扩散敏感化的时间T_Diff1和T_Diff2、HF脉冲1、2的持续时间TRF₁和TRF₂以及时间间隔TA₁，并且寻找用来在给定时间内实现最大扩散敏感化的梯度脉冲13,14,15,16,17的持续时间。实际上重要的是如下情况，即预先给定希望的扩散敏感化(作为b值)并且寻找能够实现该b值的尽可能最短的回波时间TE。但是，通过预先给定回波时间，针对其计算时间T_Diff1和T_Diff2，并且利用方程式(22)至(24)以及(17)根据其确定最大扩散敏感化，该问题可以归因于刚才解决的问题。如果该b值太小，则逐步增加预先给定的回波时间TE，直至恰好能够实现希望的b值为止。相反，如果最初计算的b值大于预先给定的b值，则对应地递减预先给定的回波时间TE。代替穷尽搜索，自然也可以利用例如快速的二分法来有效地搜索最佳回波时间。

图7示出了根据本发明的磁共振设备71的实施例，其能够按照根据本发明的方法工作。该磁共振设备71的核心部件是磁共振断层成像设备72本身，其中患者P被定位在包围测量空间75的环形基本场磁体73中的患者支承台74(也称为患者卧榻74)上。例如多个局部线圈S、也称为磁共振线圈位于患者上方、必要时也位于患者下方。

患者卧榻74在纵向方向上、即沿着断层成像设备72的纵轴可移动。在同样示出的空间坐标系中，将该方向称为z方向。可以用来发出和接收高频脉冲的未详细示出的全身线圈在断层成像设备72中位于基本场磁体内部。此外，断层成像设备72以在图中未示出的常见的方式具有梯度线圈，以便能够在空间方向x,y,z中的每一个上施加磁场梯度。

断层成像设备72由这里单独示出的控制装置76控制。终端84连接到控制装置76。该终端84具有显示器87、键盘85和用于图形用户界面的指示设备86、例如鼠标86等。终端84还用作用户接口，经由其操作者对控制装置76、由此对断层成像设备72进行操作。不仅控制装置76、而且终端84也可以是断层成像设备72的一体化组成部件。

此外，磁共振系统71还可以具有这种系统所有其它常见的部件或特征，例如用于连接通信网络、例如图像信息系统的接口等。然而，为了更清楚起见，在图7中未示出所有这些部件。

操作者可以经由终端84与控制装置76进行通信，由此通过例如由控制装置76控制断层成像设备72，使得通过高频线圈发出所需的高频脉冲序列并且以合适的方式接通梯度线圈，来保证希望的测量的执行。还经由控制装置76采集来自断层成像设备的成像所需的原始数据RD。为此，控制装置76具有原始数据采集单元77，来自断层成像设备72的测量信号在其中被转换为原始数据RD。例如，这通过对测量信号的解调和随后的数字化来实现。在例如可以是控制装置76的一个模块的信号评估单元78中，将原始数据RD重建为图像数据BD。可以将图像数据BD例如在终端84的显示器87上可视化和/或存储在存储器中或者经由网络发送。为了执行根据本发明的方法，控制装置76具有用来确定例如包括脉冲序列400的控制序列AS的控制序列确定单元79。例如，控制序列确定单元79从终端84接收具有待确定的脉冲序列400的预先确定的参数值的协议数据PR。此外，控制装置76还包括控制序列产生单元80，其被配置为在磁共振断层成像设备72上发出包括根据本发明的脉冲序列400的控制序列AS，从而执行用于控制用于产生检查对象P的磁共振图像数据BD的磁共振成像系统的根据本发明的方法300。

在磁共振系统71中实施本发明所需的部件、例如原始数据采集单元77、信号评估单元78、控制序列确定单元79或者控制序列产生单元80，可以至少部分地或者还可以完全以软件部件的形式建立。常见的磁共振系统反正具有可编程的控制装置，从而以这种方式，本发明优选可借助合适的控制软件来实现。也就是说，将对应的计算机程序直接加载到具有程序代码部件的相关磁共振系统71的可编程的控制装置76的存储器中，以执行根据本发明的方法300。以这种方式，也可以以简单并且低成本的方式改型已经存在的磁共振系统。

特别地，这些部件中的一些还可以作为已经存在于控制装置76中的部件中的子例程来实现，或者可以一起使用已有的部件用于根据本发明的目的。这例如涉及控制序列确定单元79，其例如可以在已经存在于已有的控制装置76中的控制序列产生单元中实现，其被确定为以合适的方式控制断层成像设备中的高频线圈、梯度线圈或者其它部件，以执行常见的成像测量。

根据本发明，利用如下观察：在基于自旋回波技术的扩散成像中，经常在HF重聚脉冲2之前比在HF重聚脉冲之后可提供更多时间用于扩散准备。

在传统的不进行流速补偿的Stejskal-Tanner方案(参见图1)中也可以将该时间用于扩散敏感化，只要不围绕HF重聚脉冲对称地布置两个扩散梯度，而是在时间上尽可能早地接通第一梯度脉冲4，使得磁化在第一个梯度脉冲4结束之后散相，由此不施加梯度的、第一个扩散梯度4结束和第二扩散梯度5开始之间的时间间隔也对b值有贡献。

相反，在传统的流速补偿方案(参见图2)中，两个梯度对9,10,11,12的不对称布置不使b值增加，因为磁化在第一个对9,10结束之后完全重聚相。

在根据本发明的序列400中，借助三个或五个梯度脉冲，使用HF重聚脉冲之前的较长的时间段用于扩散敏感化。

最后，应当再次指出，前面描述的方法、脉冲序列和装置仅仅是本发明的优选实施例，并且本领域技术人员可以对本发明进行变形，而不脱离由权利要求给出的本发明的范围。为了完整起见，还应当指出，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除相关特征也可能存在多个。同样，术语“单元”不排除其由需要时也可以分布在空间上的多个部件构成。