DE10132274A1

DE10132274A1 - Trennung von Fett- und Wasserbildern durch das Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung einer integrierten 3D-Feld-Messung zur Aufnahme einer Karte der Grundfeldinhomogenität

Info

Publication number: DE10132274A1
Application number: DE10132274A
Authority: DE
Inventors: Berthold Kiefer; Ralf Loeffler
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2001-07-04
Filing date: 2001-07-04
Publication date: 2003-01-23
Anticipated expiration: 2021-07-05
Also published as: JP2003052668A; US6750650B2; US20030062900A1; DE10132274B4

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Kernspintomographiegerät und ein Verfahren zum Betreiben eines solchen, durch welches auf einfache Weise die Akquirierung reiner Fett- und Wasserbildner unter Berücksichtigung der Grundfeldinhomogenitäten ermöglicht wird. DOLLAR A Der zentrale Gedanke dabei ist, die Daten, die durch eine konventionelle 3-D-Feld-Messung über das relevante Meßvolumen erhalten werden, zur Korrektur der Störphase der Bildgebungsdaten heranzuziehen. DOLLAR A Die Bildgebungsdaten werden dabei vorzugsweise anhand der 2-Punkt-Dixon-Methode akquiriert.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Kernspintomographie (KST, Synonym: Magnetresonanztomographie), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kernspintomographiegerät sowie ein Verfahren zum Betreiben eines solchen, bei denen eine 3D-Feld- Karte zum Beispiel nach DE 198 44 420 C1 in Kombination mit dem bekannten Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren verwendet wird.

Die Kernspintomographie ist ein Schnittbildverfahren für die medizinische Diagnostik, das sich in erster Linie durch ein hohes Kontrastauflösungsvermögen auszeichnet. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die Kernspintomographie zu einem der Röntgen-Computertomographie vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die Kernspintomographie basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Meßzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.

Allerdings treten bei der Darstellung des Gewebes von Patienten an den Grenzschichten zwischen Fett und Wasser Artefakte auf, die von dem Einfluß der chemischen Verschiebung herrühren. Mit chemischer Verschiebung bezeichnet man die Eigenschaft, daß sich die Resonanzfrequenz abhängig von der Art der chemischen Bindung, in der sich der Kern befindet, proportional zur Feldstärke geringfügig verschiebt. Aufgrund ihrer Konzentration im menschlichen Körper tragen hauptsächlich Wasserstoffkerne des freien Wassers und des Fettes zum Bild bei. Deren relative Resonanzfrequenzdifferenz beträgt etwa 3 ppm (parts per million). Dadurch kommt es bei der Verwendung von Spin-Echo- sowie Gradienten-Echo-Sequenzen zu einer Modulation der Signalintensität in Abhängigkeit von der Echozeit TE.

Diese Artefakte gilt es zu vermeiden, da sie zu einer fehlerhaften Diagnose führen können. Daher ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Kernspintomographiegerät und ein Verfahren zum Betreiben eines solchen bereitzustellen, bei denen die Artefakte infolge der chemischen Verschiebung zwischen einem ersten Spinkollektiv, z. B. Wasser, und einem zweiten Spinkollektiv, z. B. Fett, verringert bzw. vermieden sind.

In der Originalveröffentlichung von W. T. Dixon wurde eine Methode vorgestellt, die mit zwei Echos (Gradienten- oder Spinechos) eine Trennung der Fett- und Wasserbilder erreicht. Diese soll im folgenden kurz beschrieben werden.

Unmittelbar nach Einstrahlen eines 90°-Anregungs-Impulses zeigen der Magnetisierungsvektor der Wasser-Protonen M_w und der Magnetisierungsvektor der Fett-Protonen M_f in dieselbe Richtung. Dieser Zustand hält jedoch nicht an, da die Wasser- Protonen im homogenen Magnetfeld 3 bis 4 ppm schneller präzessieren, wie die Fett-Protonen. Im Laborsystem (Fig. 2a) sieht man, wie die Magnetisierung der Wasser-Protonen und die der Fett-Protonen mit der Zeit dispergiert. Diese Differenz beträgt ca. 50 Hz bei 0,35 T. Wie in Fig. 2b dargestellt, ist die Gesamtmagnetisierung M_T die Vektorsumme aus Wasser- und Fettmagnetisierung. Diese Figur bezieht sich auf ein Bezugssystem, das mit der Frequenz der Wasserprotonen rotiert.

Die Fig. 2c zeigt, daß die Gesamtmagnetisierung M_T anfänglich, wenn die Wasser- und die Fettmagnetisierung in dieselbe Richtung zeigen, ein Maximum aufweist, jedoch bald, wenn die Wasser- und die Fettmagnetisierung antiparallel sind, ein Minimum durchläuft.

Das erste Minimum tritt auf, wenn:

Dabei ist t die Zeit, ν_f die Fett- und ν_w die Wasserprotonenfrequenz. Die Zeit a ist von großer Bedeutung, da die Aufnahme einer Bildgebungssequenz zur Zeit t = a ein Bild liefert, in dem die Helligkeit der Pixel von der Differenz zwischen Fett- und Wassermagnetisierung abhängt. Eine Aufnahme bei t = 0, also wenn Fett- und Wassermagnetisierung parallel ausgerichtet sind, ergibt ein Bild, in dem die Summe aus Fett- und Wassermagnetisierung dargestellt ist.

Von entscheidender Bedeutung ist nun die Summe und die Differenz der beiden Bilder: die Summe ergibt ein Wasserbild, die Differenz ein Fettbild.

Die eben vorgestellte Methode hat allerdings einen großen Nachteil: sie geht davon aus, daß das Grundfeld B0 absolut homogen ist. Dies ist in Wirklichkeit nicht der Fall. Tatsächlich vorhandene Inhomogenitäten des Grundfeldes führen dazu, daß die Komponenten nicht zweifelsfrei getrennt werden können.

Als eine mögliche Erweiterung wurde die 3-Punkt-Dixon-Methode vorgeschlagen, die heute weitverbreitet angewandt wird. Doch auch hier bleiben Probleme bestehen: Statt zwei müssen drei Bilder mit unterschiedlicher Phasenverschiebung aufgenommen werden, was die Meßzeit signifikant verlängert und die Anwendung der Sequenzen einschränkt. Außerdem muß bei jeder Messung eine Phasenkontinuisierung (Phaseunwrap) der jeweiligen Meßmatrix durchgeführt werden, die selbst wieder problembehaftet ist (Phaseunwrapping auf 2D-Daten ist nicht trivial).

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Kernspintomographiegerät und ein Verfahren zum Betreiben eines solchen bereitzustellen, welche auf einfachere Weise die Akquirierung reiner Fett- und Wasserbilder unter Berücksichtigung der Grundfeld-Inhomogenitäten ermöglichen.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes. Diese Vorrichtung enthält ein Hochfrequenzsystem, mit dem eine 3D- Feldmessung zum Erhalten von 3D-Felddaten bezüglich der Inhomogenitäten des Grundfeldes durchführt wird. Außerdem enthält diese ein Verarbeitungssystem, das aus gewonnenen Bildgebungsdaten ein Bild rekonstruiert und mit dem eine Interpolation von mittels dem Hochfrequenzsystem erhaltenen 3D- Felddaten über die entsprechend ausgewählte Schicht sowie eine Korrektur der Phase der Bildgebungsdaten auf Basis einer jeweils durch die Interpolation erhaltenen Störphase durchgeführt wird.

Des weiteren sind vorteilhafterweise Shim-Spulen vorgesehen, die durch eine Shim-Stromversorgung angesteuert werden, um über ein großes Meßvolumen, vorzugsweise über das gesamte Homogenitätsvolumen, durch entsprechende Bestromung die für die nachfolgende Bildgebungsmessung ausgewählten Schichten in niedriger, vorzugsweise in erster Ordnung, zu homogenisieren.

Das Verarbeitungssystem berechnet dabei vorteilhafterweise die entsprechende Bestromung der Shim-Spulen auf der Basis erster, mittels dem Hochfrequenzsystem erhaltener 3D-Felddaten.

Bei entsprechender Bestromung der Shim-Spulen nimmt das Hochfrequenzsystem (22) vorteilhafterweise ein neues in höherer Ordnung inhomogenes Grundfeld durch eine erneute 3D- Feldmessung auf, und das Verarbeitungssystem interpoliert die so erhaltenen, zweiten 3D-Felddaten eines in höherer Ordnung inhomogenen Grundfeldes und verwendet diese zur Phasenkorrektur der Bildgebungsdaten.

Vorteilhafterweise korrigiert das Verarbeitungssystem rechnerisch den ersten 3D-Felddatensatz auf der Basis der berechneten Bestromung und der Charakteristiken der Shim-Spulen, und verwendet die so erhaltenen, zweiten 3D-Felddaten eines in höherer Ordnung inhomogenen Grundfeldes zur Phasenkorrektur der Bildgebungsdaten.

Ferner kann das Hochfrequenzsystem durch eine Spinecho-Sequenz oder durch eine Gradientenecho-Sequenz mehrere Messungen mit unterschiedlichen, relativen Phasenlagen der Spinkollektive zueinander durchführen.

Dabei ist die relative Phase der Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs in der Regel verschieden.

Im Falle zweier Echos sind vorteilhafterweise bei der ersten Messung die Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs in Phase, bei der zweiten Messung gegenphasig.

Ferner kann das Verarbeitungssystem durch die Addition und/oder Subtraktion des ersten und zweiten Datensatzes ein reines Bild des ersten bzw. des zweiten Spinkollektivs erzeugen.

Das erste Spinkollektiv stellt vorteilhafterweise Wasser und das zweite Spinkollektiv Fett dar.

Das Verarbeitungssystem umfaßt vorteilhafterweise einen Bildrechner und einen Anlagenrechner.

Ferner betrifft die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes, welches folgende Schritte aufweist:

- 3D-Feldmessung über ein Meßvolumen, vorzugsweise über das gesamte Homogenitätsvolumen,
- Erhalten von 3D-Felddaten bezüglich der Inhomogenitäten des Grundfeldes,
- Rekonstruktion eines Bildes aus den gewonnenen Bildgebungsdaten,
- Interpolation der 3D-Felddaten über die entsprechend ausgewählte Schicht und
- Korrektur der Phase der Bildgebungsdaten auf Basis einer jeweils durch Interpolation erhaltenen Störphase.

Die Erfindung wird durch die abhängigen Unteransprüche des Verfahrens weitergebildet.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen, bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen, näher erläutert.
Fig. 1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
Fig. 2a stellt die transversalen Magnetisierungskomponenten von Fett und Wasser nach einem 90°-Impuls im Laborsystem dar,
Fig. 2b zeigt die Situation im rotierenden Bezugssystem,
Fig. 2c zeigt die gemessene Magnetisierung von Wasser, Fett sowie der Überlagerung beider Signale,
Fig. 3 zeigt eine Gradienten-Echo-Sequenz,
Fig. 4 zeigt eine Spin-Echo-Sequenz,
Fig. 5a und 5b zeigen die Phasenevolution der Fett- und Wasser-Spezies in Gegenwart eines statischen Stör-B-Feldes bei paralleler und antiparalleler Magnetisierung.
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes, starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche, hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Meßvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim- Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden. Die Shim-Stromversorgung 15 ist mit dem Anlagenrechner verbunden und wird von diesem angesteuert.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog- Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Meßdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfaßt.
Fig. 2a stellt die transversalen Magnetisierungskomponenten von Fett und Wasser nach einem 90°-Impuls im Laborsystem dar. Das Volumenelement enthält sowohl das Wasser- als auch das Fettsignal. Mw ist die Magnetisierung des Wassers; Mf ist die Magnetisierung des Fettes; ν_w und ν_f sind die Lamorfrequenzen der Wasser- und Fettprotonen (ω = 2πν).
Fig. 2b zeigt die Situation im rotierenden Bezugsystem: In der oberen Zeichnung ist die Gesamtmagnetisierung von Wasser größer als die von Fett |Mw| > |Mf|. In der unteren Zeichnung ist die Gesamtmagnetisierung von Fett größer als die von Wasser |Mf| > |Mw|.
Die in Fig. 2b dargestellte Veränderung der Gesamtmagnetisierung MT führt zu einer periodischen Änderung des gemessenen Gesamtkernresonanzsignals.
Fig. 2c zeigt die gemessene Magnetisierung von Wasser, Fett sowie das Gesamtkernresonanzsignal durch Überlagerung beider Signale.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann das Kernspintomographiegerät mit einer Gradientenechosequenz oder mit einer Spinechosequenz betrieben werden.
Wie in Fig. 3 dargestellt, findet bei der Gradientenechosequenz eine Rephasierung bezüglich eines Schichtselektionsgradienten G_S und eine Vordephasierung bezüglich eines Auslesegradienten G_R statt. Durch diese Gradientenschaltung wird die durch die Gradienten hervorgerufene Dephasierung der Quermagnetisierung kompensiert, so daß ein Echosignal entsteht, das als Gradientenecho bezeichnet wird. Die Grundidee ist also, daß die transversale Magnetisierung nach der Signalauslese restauriert wird und für den nächsten Sequenzdurchgang genutzt werden kann. Das Echosignal wird in der . Gradientenechosequenz ausschließlich durch Gradientenumkehrung des Frequenzkodiergradienten generiert.
Die Spinechosequenz ist in Fig. 4 dargestellt. Bei der Spinechosequenz folgt dem 90°-Anregungsimpuls eine dephasierende Frequenzkodier- bzw. Auslesegradientenschaltung (Gr). Nach Abschalten des Gradienten (Gr) bleibt eine Phasenverschiebung bestehen. Ein nachfolgender 180°-Hochfrequenzimpuls bewirkt eine Invertierung der Phasenverschiebung. Wird der Gradient (Gr) nochmals in gleicher Weise wie zuvor eingeschaltet, wirkt er rephasierend. So wird die Phasenverschiebung betragsmäßig wieder reduziert. Zum Zeitpunkt der vollständigen Rephasierung ist die Refokussierung der Kernspins zum Spinecho vollzogen.
In beiden Techniken ist die Repetitionszeit T_R die Zeit, nach der ein HF-Anregungsimpuls dem anderen folgt. Nach der Zeit T_E erfolgt das Echosignal und kann mittels Auslesegradient G_R akquiriert werden.
Bei der Phasencodierung wird vor der Akquisition des Signals für eine feste Zeit ein Gradientenfeld eingeschaltet, dessen Stärke bei jedem Sequenzdurchgang schrittweise um den einen Betrag ΔG_P erniedrigt (↓) bzw. erhöht (↑) wird.
An dieser Stelle ist anzumerken, daß die Systemfrequenz in der Regel auf Wasser abgestimmt ist, so daß die Wasserspins im rotierenden Bezugssystem nicht präzedieren würden, d. h. "on-resonant" wären, wenn das Grundfeld B0 absolut homogen wäre. Der Präzessionswinkel β_w von Wasser wäre Null, β_w = 0. Das andere Spinkollektiv Fett würde im rotierenden Bezugssystem des Wassers so präzedieren, daß es nach einer Zeit ΔT_E um den Winkel β_F = 180° und somit antiparallel zum Spinkollektiv des Wassers, nach der Zeit 2ΔTE um β_F = 360°, das heißt parallel zum Spinkollektiv des Wassers, ausgerichtet werden würde.
In Fig. 5a ist die Phasenevolution der Fett- und Wasser- Spezies in Gegenwart eines statischen Stör-B-Feldes bei paralleler Magnetisierung (Fett und Wasser "in-phase") dargestellt. Die Auslesezeit T_E ist so gewählt, daß Fett und Wasser in Phase sind.
In Fig. 5b ist die Phasenevolution der Fett- und Wasser- Spezies in Gegenwart eines statischen Stör-B-Feldes bei antiparalleler Magnetisierung (Fett und Wasser "opposed-phase") dargestellt. Hier wird die Auslesezeit um eine Zeit dT so verlängert, daß nach der Zeit T_E + dT Fett und Wasser relativ zueinander eine Phase von 180° aufweisen.
Tatsächlich ist das Grundfeld B0 nicht absolut homogen, sondern weist ortsabhängige Inhomogenitäten AB auf, die das Wasser-Spinkollektiv gleichermaßen wie das Fett-Spinkollektiv veranlassen, im Bezugssystem des Wassers eine zusätzliche, sogenannte Störphase Δφ zurückzulegen. Δφ ist proportional zur Störung ΔB und muß bei der Spinechosequenz nur bei der Gegenphase, bei der Gradientenechosequenz, bei beiden Phasen berücksichtigt werden.
Erfindungsgemäß erfolgt dies dadurch, daß man vor der eigentlichen Messung eine 3D-Feldmessung vorzugsweise über das ganze Homogenitätsvolumen durchführt.
Man erhält dadurch einen 3D-Felddatensatz, aus dem bei Vorhandensein von Shimspulen (2) die Shimströme berechnet werden können, um das Grundfeld in den entsprechend ausgewählten Schichten durch Bestromung der Shimspulen (2) bereits in niedriger Ordnung zu homogenisieren. Falls keine Shimspulen (2) vorgesehen sind, entfällt dieser Schritt, und der 3D-Felddatensatz kann unmittelbar zur Phasenkorrektur der Bilddaten verwendet werden.
Es wird also vorgeschlagen, über ein großes Meßvolumen (vorzugsweise über das gesamte Homogenitätsvolumen) eine 3D-Feldmessung (zum Beispiel gemäß der DE-PS 198 44 420 C1) durchzuführen.
Im Falle einer 3D-Feld-Messung gemäß der Patentschrift DE 198 44 420 C1 weist die Vorrichtung Shim-Spulen (2) auf, die durch eine Shim-Stromversorgung (15) angesteuert werden.
Aus den aus der 3D-Feldmessung erhaltenen Daten werden Shimströme berechnet und durch die Shimspulen (2) eingestellt, um das B₀-Feld in den für die nachfolgende Bildgebungsmessung relevanten Schichten zu homogenisieren, vorzugsweise in erster Ordnung. Als nächstes wird der Datensatz der 3D-Feldmessung entweder rechnerisch korrigiert (die Charakteristik der Shimspulen ist bekannt), oder der Datensatz wird durch eine weitere 3D-Feldmessung erneut aufgenommen, um die bereits erfolgte Homogenisierung des B₀-Feldes in niedrigerer Ordnung nach Bestromung der Shim-Spulen (2) zu berücksichtigen. Nun werden die korrigierten 3D-Felddaten bzw. die neu aufgenommenen 3D-Felddaten bezüglich der für die Bildgebung ausgewählten Schichten interpoliert. Danach wird eine Korrektur der Phasen der Bildgebungsdaten auf Basis der aus den 3D- Felddaten berechneten Störphasen, die aufgrund der Inhomogenität des B₀-Feldes aufgelaufen sind, durchgeführt.
Über eine Hochfrequenzantenne (4) werden dann durch eine Spinecho-Sequenz oder durch eine Gradientenecho-Sequenz mehrere Messungen mit unterschiedlichen, relativen Phasenlagen der Spinkollektive zueinander durchgeführt.
Dabei sind die relative Phase der Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs verschieden.
Im Falle zweier Echos sind bei der ersten Messung die Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs in Phase, bei der zweiten Messung gegenphasig.
Der Bild- (17) bzw. der Anlagenrechner (20) produziert durch die Addition und/oder Subtraktion des ersten und zweiten Datensatzes ein reines Bild des ersten bzw. des zweiten Spinkollektivs.
Eine Korrektur des Feldes durch die Shimspulen (2) ist nur in niedriger Ordnung mit vertretbarem Aufwand möglich (gewöhnlich wird nur die erste Ordnung korrigiert). Die Inhomogenitäten höherer Ordnung können anschließend entweder durch eine erneute 3D-Shim-Messung unter zuvor angelegten Shim-Strömen gemessen oder auf Grund der Kenntnis der Shimspulen-Charakteristik berechnet werden. Auf beiderlei Weise erhält man einen 3D-Felddatensatz über das in höherer Ordnung immer noch inhomogene Grundfeld.
Da der durch die 3D-Shim-Messung erhaltene 3D-Felddatensatz über das in höherer Ordnung inhomogene Grundfeld im allgemeinen eine gröbere Auflösung hat, wie die eigentliche Bildgebungsmessung, werden die 3D-Felddaten über die entsprechende Schichtebene interpoliert. Danach werden die auf Grund der Inhomogenitäten vorhandenen Störphasen von den Phasen der Bildgebungsdaten abgezogen.
In der vorliegenden Erfindung können also mit Hilfe der 3D- Shim-Messung die Inhomogenitäten des Grundfeldes ortsaufgelöst bestimmt und somit die Störphasen der Bildgebungsmessung korrigiert werden.
Diese Methode schließt die Verwendung von 3- oder Mehrpunkt- Dixonverfahren nicht aus, sondern kann sie im Idealfall ergänzen.

Claims

1. Vorrichtung zur Verarbeitung und Darstellung eines Kernspintomographie-Meßbildes, aufweisend:
ein Hochfrequenzsystem (22), das eine 3D-Feldmessung zum Erhalten von 3D-Felddaten bezüglich der Inhomogenitäten des Grundfeldes durchführt, und
ein Verarbeitungssystem (17, 20), das aus gewonnenen Bildgebungsdaten ein Bild rekonstruiert und eine Interpolation von mittels des Hochfrequenzsystems (22) erhaltenen 3D- Felddaten über die entsprechend ausgewählte Schicht sowie eine Korrektur der Phase der Bildgebungsdaten auf Basis einer jeweils durch die Interpolation erhaltenen Störphase durchführt.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass Shim-Spulen (2) vorgesehen sind, die durch eine Shim-Stromversorgung (15) angesteuert werden, um über ein Meßvolumen, vorzugsweise über das gesamte Homogenitätsvolumen, durch entsprechende Bestromung die für die nachfolgende Bildgebungsmessung ausgewählten Schichten in niedriger, vorzugsweise in erster Ordnung zu homogenisieren.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Verarbeitungssystem (17, 20) die entsprechende Bestromung der Shim-Spulen (2) auf der Basis erster, mittels des Hochfrequenzsystems (22) erhaltener 3D-Felddaten berechnet.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Hochfrequenzsystem (22) bei entsprechender Bestromung der Shim-Spulen (2) ein neues, in höherer Ordnung inhomogenes Grundfeld durch eine erneute 3D-Feldmessung aufnimmt und das Verarbeitungssystem (17, 20) die so erhaltenen, zweiten 3D- Felddaten eines in höherer Ordnung inhomogenen Grundfeldes interpoliert und zur Phasenkorrektur der Bildgebungsdaten verwendet.

5. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Verarbeitungssystem (17, 20) den ersten 3D-Felddatensatz auf der Basis der berechneten Bestromung und der Charakteristiken der Shim-Spulen (2) rechnerisch korrigiert und die so erhaltenen, zweiten 3D-Felddaten eines in höherer Ordnung inhomogenen Grundfeldes zur Phasenkorrektur der Bildgebungsdaten verwendet.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Hochfrequenzsystem (22) durch eine Spinecho-Sequenz oder durch eine Gradientenecho-Sequenz mehrere Messungen mit unterschiedlichen, relativen Phasenlagen der Spinkollektive zueinander durchführt.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die relative Phase der Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs verschieden sind.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass im Falle zweier Echos bei der ersten Messung die Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs in Phase, bei der zweiten Messung gegenphasig sind.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Verarbeitungssystem (17, 20) durch die Addition und/oder Subtraktion des ersten und zweiten Datensatzes ein reines Bild des ersten bzw. des zweiten Spinkollektivs erzeugt.

10. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Spinkollektiv Wasser und das zweite Spinkollektiv Fett darstellt.

11. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Verarbeitungssystem einen Bildrechner (17) und einen Anlagenrechner (20) umfaßt.

12. Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes, aufweisend folgende Schritte:

- 3D-Feldmessung über ein Meßvolumen, vorzugsweise über das gesamte Homogenitätsvolumen,

- Erhalten eines 3D-Felddatensatzes bezüglich der Inhomogenitäten des Grundfeldes,

- Rekonstruktion eines Bildes aus den gewonnenen Bildgebungsdaten,

- Interpolation der 3D-Felddaten über die entsprechend ausgewählte Schicht und

- Korrektur der Phase der Bildgebungsdaten auf Basis einer jeweils durch Interpolation erhaltenen Störphase.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass durch entsprechende Bestromung von Shim-Spulen (2) die für die nachfolgende Bildmessung ausgewählten Schichten in niedriger, vorzugsweise in erster Ordnung homogenisiert werden.

14. Verfahren nach Anspruch 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, dass die entsprechende Bestromung der Shim-Spulen (2) auf der Basis erster, mittels des Hochfrequenzsystems (22) erhaltener 3D-Felddaten berechnet wird.

15. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass bei entsprechender Bestromung der Shim-Spulen (2) ein neues, in höherer Ordnung inhomogenes Grundfeld durch eine erneute 3D-Feldmessung aufgenommen wird und die so erhaltenen, zweiten 3D-Felddaten eines in höherer Ordnung inhomogenen Grundfeldes interpoliert und zur Phasenkorrektur der Bildgebungsdaten verwendet werden.

16. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass der erste 3D-Felddatensatz auf der Basis der berechneten Bestromung und der Charakteristiken der Shim-Spulen (2) rechnerisch korrigiert und die so erhaltenen, zweiten 3D-Felddaten eines in höherer Ordnung inhomogenen Grundfeldes zur Phasenkorrektur der Bildgebungsdaten verwendet werden.

17. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass durch eine Spinecho-Sequenz oder durch eine Gradientenecho- Sequenz mehrere Messungen mit unterschiedlichen, relativen Phasenlagen der Spinkollektive zueinander durchgeführt werden.

18. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die relative Phase der Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs verschieden sind.

19. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass im Falle zweier Echos bei der ersten Messung die Spins des ersten und des zweiten Spinkollektivs in Phase, bei der zweiten Messung gegenphasig sind.

20. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Addition und/oder Subtraktion des ersten und zweiten Datensatzes ein reines Bild des ersten bzw. des zweiten Spinkollektivs erzeugt wird.

21. Verfahren nach Ansprüchen 12 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Spinkollektiv Wasser und das zweite Spinkollektiv Fett darstellt.