DE10330926A1

DE10330926A1 - Verfahren zur absoluten Korrektur von B0-Feld-Abweichungen in der Magnetresonanz-Tomographie-Bildgebung

Info

Publication number: DE10330926A1
Application number: DE10330926A
Authority: DE
Inventors: Gunnar Dr. Krüger; Stefan Dr. Thesen
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2003-07-08
Filing date: 2003-07-08
Publication date: 2005-02-17
Anticipated expiration: 2023-07-09
Also published as: DE10330926B4; US20050033156A1; US7689262B2

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Berechnung einer eindimensionalen Karte des Grundmagnetfeldes B0 und anschließender Korrektur von Bildartefakten bedingt durch B0-Feldänderungen auf Basis dieser Karte bei der Untersuchung eines Objektes mittels einem Magnet-Resonanz-Tomographie-Gerät, DOLLAR A gekennzeichnet durch folgende Schritte: DOLLAR A - Messen einer Schicht des zu untersuchenden Objektes mit einer Sequenz eines schnellen MRT-Bildgebungsverfahrens, die zumindest drei Phasenkorrektur-Scans aufweist, und Erhalten von Messsignalen der jeweiligen Phasenkorrektur-Scans sowie der Schicht, DOLLAR A - punktweises Berechnen der Phasendifferenz der jeweils zueinander gehörigen Datenpunkte von zwei Phasenkorrektur-Scans in Form der erhaltenen Messsignale der jeweiligen Phasenkorrektur-Scans, DOLLAR A - Auswerten der mittleren Phasendifferenz zwischen den Phasenkorrektur-Scans, DOLLAR A - Berechnen des Frequenz-Offsets zwischen der tatsächlichen gegenüber der eingestellten Resonanzfrequenz auf Basis der mittleren Phasendifferenz und der Echozeitdifferenz zwischen den verwendeten Phasenkorrektur-Scans, DOLLAR A - Berechnen einer B0-Feldkarte, DOLLAR A - Korrektur der Messdaten für die Schicht mithilfe der berechneten B0-Feldkarte.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein verfahren zur absoluten Bestimmung des B0-Feldes insbesondere bei Verwendung schneller MRT-Bildgebungsverfahren wie z.B. TSE, EPI, SSEPI in der Magnetresonanz-Tomographie. Eine dadurch erhaltene Projektion des B0-Feldes (B0-Feld-Karte) der jeweils aufgenommenen Schicht ermöglicht die Korrektur von Bildartefakten.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden was im Allgemeinen als "Ortskodierung" bezeichnet wird.
Die Aufnahme der Daten in der MRT erfolgt im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, erfolgt mittels orthogonaler Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die Z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse).
Es wird also zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z-Richtung angeregt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels dieser beiden bereits erwähnten orthogonalen Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die ebenfalls bereits genannten Gradientenspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden.
Eine mögliche Form die Daten in einem MRT-Experiment aufzunehmen ist das Verfahren der "Echo-planaren-Bildgebung" ("Echo planar imaging" EPI). Die Grundidee dieses Verfahrens ist es, nach einer einzelnen (selektiven) HF-Anregung in sehr kurzer Zeit eine Serie von Echos im Auslesegradienten (G^x) zu generieren, die durch eine geeignete Gradientenschaltung (Modulation des Phasenkodiergradienten G^y) verschiedenen Zeilen in der k-Matrix zugeordnet werden. Auf diese Weise können alle Zeilen der k-Matrix mit einem einzigen Sequenzdurchgang (Einzel-Schuss, engl.: Single-Shot SS) akquiriert werden.
Ein solches Single-Shot-Verfahren (SSEPI) stellt – aufgrund der Schnelligkeit der Akquisition einer Schicht – derzeit die dominierende klinisch angewandte Methode in der MRT-Bildgebung dar, mit der eine funktionelle MRT-Bildgebung (fMRT), eine Perfusions-Bildgebung sowie eine Diffusions-Bildgebung realisiert werden kann.
Verschiedene Varianten der Echoplanartechnik unterscheiden sich letztlich nur darin, wie die Phasenkodiergradienten geschaltet werden, d.h. wie die Datenpunkte der k-Matrix abgetastet werden.
In 5a ist eine EPI-Pulssequenz mit sinusförmig oszillierendem Auslesegradient und konstantem Phasenkodiergradient dargestellt. Ein konstanter Phasenkodiergradient führt bei sinusförmig oszillierendem Auslesegradient zu einer ebenso sinusförmigen Abtastung des k-Raums wie in 5b veranschaulicht ist. Das Auslesen der Echofolge muss in einer Zeit abgeschlossen sein, die in ihrer Größenordnung dem Zerfall der Quermagnetisierung entspricht. Ansonsten wären die verschiedenen Zeilen der k-Matrix entsprechend der Reihenfolge ihrer Erfassung zu stark unterschiedlich gewichtet. Zudem nehmen Störungen lokaler Feldinhomgenitäten mit steigender Auslesezeit zu. Bei derart hohen erforderlichen Messgeschwindigkeiten stellt die Echoplanartechnik sehr hohe Anforderungen an das Gradientensystem (in der Praxis werden z.B. Gradientenamplituden von etwa 25mT/m verwendet; insbesondere zum Umpolen des Gradientenfeldes müssen erhebliche Energien in kürzester Zeit umgesetzt werden, die Schaltzeiten liegen beispielsweise im Bereich ≤ 0,3ms). Aufgrund der im Vergleich zu vielen anderen MR-Bildgebungstechniken großen Länge des Auslesezuges von typ. 20–150ms ist das EPI Verfahren sensitiv auf B0-Feld-Störungen. Zeitlich konstante, statische Effekte beeinflussen die Qualität der Bilddaten. Über die Länge des Auslesezuges hinweg kann das B0 Feld für die folgenden Betrachtungen mit guter Näherung als konstant angenommen werden. Typischerweise werden aber bei der Anwendung der EPI Technik über einen längeren Zeitraum von mehreren Minuten bis hin zu einer Stunde und mehr Daten akquiriert. Über diese Zeiträume hinweg können aufgrund von externen Störungen (z.B. Aufzüge, Straßenverkehr, etc. in der Nähe des Grundfeldmagneten eines MRT-Gerätes) sowie aufgrund von apparativen Instabilitäten (eine B0-Feld-Drift des Scanners ist im Prinzip immer gegeben) Fluktuationen des B0-Feldes auftreten. Bei den langen Zeitreihen von Datensätzen, die mit EPI gemessen werden, verursachen beispielsweise Fluktuationen des absoluten Wertes des ansonsten homogenen B0-Feldes scheinbare Objektverschiebungen in Phasenkodierrichtung (typische Werte: bei einer 128×128-Pixel-Matrix entsprechen ca. 10Hz einem Voxel – ca. 1,5mm – Verschiebung). Im Fall der funktionellen Bildgebung können solche scheinbaren Objektbewegungen zuverlässig mit Hilfe einer sogenannten Bewegungskorrektur (Friston et al., Hum. Brain Map. 2: 165–189, 1995) aus den Messdaten entfernt werden. Bei der Kombination von EPI mit Kontrastmittelgestützten Verfahren (Perfusions-Bildgebung) sind diese Effekte jedoch nur schwer korrigierbar weil die aufeinanderfolgenden Bilder aufgrund des durchfließenden Kontrastmittelbolus sehr unterschiedlich sind. Dies kann zu Fehlern bzw. bei wenig verbleibendem Signal in den Bildern zur gänzlichen Unmöglichkeit der Bild-Analyse führen. Eine ähnliche Problematik tritt bei der Diffusionsbildgebung auf. Die einzelnen Bilder sind dabei typischerweise aufgrund der Stärke der Diffusionskodierung sowie der Kodierrichtung deutlich unterschiedlich. Weiterhin muss insbesondere bei stärkerer Diffusionskodierung die Information mehrfach gemessen werden, um überhaupt ein annehmbares Verhältnis von Signal zu Rauschen zu erhalten. Die Daten einer einzelnen Akquisition sind für eine Korrektur aufgrund des hohen Rauschanteils nicht verwendbar. Verändert sich nun beispielsweise während der Diffusionsmessung das B0-Feld, so sind die einzelnen Akquisitionen gegeneinander verschoben, wodurch die resultierende Bildqualität beeinträchtigt werden kann.

Darüber hinaus sind nicht nur zeitliche Änderungen des B0-Feldes problematisch sondern auch die Variation des Absolutwertes von B0 über die Probe bzw. den zu untersuchenden Patienten hinweg. Normalerweise können nur B0-Feld-Abweichungen erster und zweiter Ordnung durch aktive und/oder passive Shimmung kompensiert werden. B0-Feld-Abweichungen höherer Ordnung hinterlassen einen residualen Verlauf des B0-Feldes um einige 10 bis 100 Hz im Homogenitätsvolumen der nicht korrigiert werden kann. Dadurch werden Signale innerhalb der ausgewählten Schicht gegebenenfalls. offresonant akquiriert. Wiederum führt dies im Falle echoplanarer Bildgebung zu einer scheinbaren Verschiebung des Messobjektes, d.h. die geplante bzw. berechnete Bild-Position (Schicht-Position) ist typi scherweise um einige Millimeter (bis Zentimeter) nicht korrekt. Hieraus können sich Probleme bei der Interpretation und weiteren Verwendung der erhaltenen Bilder – beispielsweise bei Überlagerung mit anderen Messergebnissen zur weiteren Planung der Untersuchung und/oder Therapie – ergeben.

Nach dem Stand der Technik können im Falle der echoplanaren Bildgebung Artefakte aufgrund zeitlicher Änderungen des B0-Feldes nur bedingt kompensiert werden. Ein gängiges Verfahren dazu ist beispielsweise eine gewöhnliche Bewegungskorrektur durch sogenanntes "Bild-Matching": Eine Verschiebung bzw. ein Weglaufen des Objektes in aufeinanderfolgenden Bildern wird durch einen Algorithmus rückgerechnet indem die Rotation und/oder Translation ermittelt wird bei welcher beispielsweise die Differenz beider Bilder auf Pixelebene minimal ist. Dieses Verfahren ist jedoch im Falle von Bildgebungsverfahren mit starken Kontraständerungen (wie beispielsweise Diffusions-Bildgebung, Perfusions-Bildgebung) häufig nicht erfolgreich anwendbar (bei Kontrastveränderungen ist ein Vergleich der akquirierten Daten zunehmend schwieriger). Zudem müssen die Bilddaten aller einzelnen Akquisitionen ein ausreichend hohes Verhältnis von Signal zu Rauschen aufweisen.

Ein weiteres Verfahren zur Kompensation der durch zeitliche Änderungen des B0-Feldes auftretenden Effekte wurde von Durand vorgeschlagen (Durand et al., Journal of Magnetic Resonance in Medicine 46: 198–201, 2001): Bei jeder Messung (Abtastung der k-Matrix) wird die Phase der mittleren (zentralen) k-Raumzeile über die Zeile gemittelt und dieser Wert mit der gemittelten Phase der vorangegangenen Messung (gleiche Schicht) derselben Zeile verglichen. Bei B0-Feld-Fluktuationen werden gemittelte aufeinanderfolgende Phasen unterschiedlich sein. Durch Vergleich der Phasen jedoch können die B0-Feld-Änderungen detektiert und die Bilder entsprechend korrigiert und rückgerechnet werden.

Auch das von Durand vorgeschlagene Verfahren zur Korrektur erweist sich in der Praxis als nur eingeschränkt tauglich. Wie schon erläutert, wird bei Kontrastmittel-gestützten Verfahren (Perfusions-Bildgebung) die Phaseninformation durch das (paramagnetische) Kontrastmittel so stark verändert, dass ein Vergleich der gemittelten Phasen über mehrere Akquisitionen hinweg scheitert. Bei der Diffusionsbildgebung kommt es aufgrund von Bewegungen (z.B. Hirnpulsation) zu a priori unbekannten Verschiebungen der k-Raum Daten, so dass ein Vergleich identischer k-Raum Zeilen problematisch ist. Darüber hinaus können bei der Diffusionskodierung zusätzliche Phasendifferenzen zwischen den einzelnen Akquisitionen den von Durand vorgeschlagenen Vergleich des zentralen k-Raumes erschweren oder gar komplett unmöglich gestalten. Schließlich ist das empfangene Signal einzelner Akquisitionen insbesondere bei höherer Diffusionskodierstärke zunehmend stark verrauscht, so dass keine ausreichend genaue Phaseninformation zur Verfügung steht.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren bereitzustellen durch das auf einfache Weise und für jedes MRT-Gerät insbesondere für funktionelle, Kontrastmittelgestützte und DiffusionsMessverfahren das B0-Feld während der Messung für jede Schicht absolut oder relativ zum Messbeginn quantifiziert werden und auf dieser Basis eine Korrektur auf Bildebene oder im k-Raum vorgenommen werden kann.

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.

Es wird also ein Verfahren beansprucht zur Berechnung einer eindimensionalen Karte des Grundmagnetfeldes B0 und anschließender Korrektur von Bildartefakten bedingt durch B0-Feldänderungen auf Basis dieser Karte bei der Untersuchung eines Objektes mittels einem Magnet-Resonanz-Tomographie-Gerät gekennzeichnet durch folgende Schritte:

– Messen einer Schicht des zu untersuchenden Objektes mit einer Sequenz eines schnellen MRT-Bildgebungsverfahrens die zumindest drei Phasenkorrektur-Scans aufweist, und Erhalten von Messsignalen der jeweiligen Phasenkorrektur-Scans sowie der Schicht,
– Punktweises Berechnen der Phasendifferenz der jeweils zueinander gehörigen Datenpunkte von zwei Phasenkorrektur-Scans in Form der erhaltenen Messsignale der jeweiligen Phasenkorrektur-Scans,
– Auswerten der mittleren Phasendifferenz zwischen den Phasenkorrektur-Scans,
– Berechnen des Frequenz-Offsets zwischen der tatsächlichen gegenüber der eingestellten Resonanzfrequenz auf Basis der mittleren Phasendifferenz und der Echozeitdifferenz zwischen den verwendeten Phasenkorrektur-Scans,
– Berechnen einer B0-Feldkarte,
– Korrektur der Messdaten für die Schicht mit Hilfe der berechneten B0-Feldkarte.

Vorteilhaft werden zum punktweisen Berechnen der Phasendifferenz nur solche Phasenkorrektur-Scans herangezogenen die in derselben Ausleserichtung aufgenommen worden sind.

Das Auswerten der mittleren Phasendifferenz erfolgt in einer ersten möglichen Ausführungsform der Erfindung auf Basis einer Mittelwert-Bildung bzw. in einer zweiten möglichen Ausführungsform durch Anpassung einer geeigneten Funktion an die Messwerte.

Im Falle einer Anpassung durch eine geeignete Funktion ist es womöglich vorteilhaft auf Basis dieser Funktion den Shim des Grundfeldes in Ausleserichtung für die aktuell akquirierte Schicht zu korrigieren wird sowie eine Korrektur der Messdaten durchzuführen.

Darüber hinaus wird ein Verfahren beansprucht zur Berechnung einer eindimensionalen Karte des Grundmagnetfeldes B0 und anschließender Korrektur von Bildartefakten bedingt durch B0-Feldänderungen auf Basis dieser Karte bei der Untersuchung eines Objektes mittels einem Magnet-Resonanz-Tomographie-Gerät gekennzeichnet durch folgende Schritte:

– Messen einer Schicht des zu untersuchenden Objektes mit einer Sequenz eines schnellen MRT-Bildgebungsverfahrens die einen Phasenkorrektur-Scan aufweist, und Erhalten von Messsignalen des Phasenkorrektur-Scans sowie der Schicht,
– Punktweises Berechnen eines Mittelwertes der jeweils zueinander gehörigen Datenpunkte des Phasenkorrektur-Scans sowie der mittleren k-Raum-Zeile der Schicht in Form der erhaltenen Messsignale,
– Berechnen der mittleren Phasendifferenz zwischen Phasenkorrektur-Scan und mittlerer k-Raum-Zeile auf Basis des Mittelwertes,
– Berechnen des Frequenz-Offsets zwischen der tatsächlichen gegenüber der eingestellten Resonanzfrequenz auf Basis der mittleren Phasendifferenz und der Zeitdifferenz zwischen Phasenkorrektur-Scan und Durchlaufen der mittleren k-Raum-Zeile,
– Berechnen einer B0-Feldkarte,
– Korrektur der Messdaten für die Schicht mit Hilfe der berechneten B0-Feldkarte.

In beiden erfindungsgemäß vorgeschlagenen Verfahren kann das Berechnen der B0-Feldkarte entweder durch Berechnen des Absolutwertes des B0-Feldes über das gyromagnetische Verhältnis oder aber durch Berechnen der Änderung des B0-Feldes gegenüber dem Messbeginn erfolgen.

Vorteilhafterweise werden dabei die Phasenkorrektur-Scans in einem eigenen Sequenzdurchgang unabhängig von der Schichtmes sung vorzugsweise mit kleinem Flipwinkel des Anregungspulses gemessen.

Erfindungsgemäß werden die auf Basis der B0-Feld-Karte korrigierten MRT-Bilder mit anatomisch hochaufgelösten Bildern korrekt überlagert.

Das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht es eine scheinbare Translation im Bild von einer echten Translation zu unterscheiden und entsprechend zu korrigieren.

Im Falle spektroskopischer Messungen können die Phasenkorrektur-Scans mit den eigentlichen spektroskopischen Messungen vorteilhafterweise beliebig verschachtelt sein.

Um zuverlässigere Resultate zu erzielen ist es vorteilhaft die Auswertung der Phasendifferenz über mehrere, zeitlich in naher Folge gemessener Anregungen hinweg durchzuführen.

Ferner wird erfindungsgemäß ein Magnetresonanztomographie-Gerät das zur Durchführung der Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen 1 bis 13 geeignet ist.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.

1 zeigt schematisch ein Kernspin-Tomographiegerät zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens,
2 zeigt schematisch das Sequenz-Schema einer erfindungsgemäßen EPI-Sequenz,
3a zeigt den zeitlichen Verlauf der ermittelten Phase des B0-Feldes entlang einer k-Raumzeile während der Messung,
3b zeigt die Position des Objektes durch Auftragen der Signal-Magnitude in Abhängigkeit der Pixelnummer,
4 zeigt schematisch die Bestimmung der Position einer Schicht im Verlauf der Messung.
5a zeigt schematisch eine konventionelle EPI-Sequenz mit sinusförmigen Auslesegradienten,
5b zeigt die Abtast-Trajektorie einer konventionellen EPI-Sequenz nach 5a.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung von Gradientenpulsen 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.
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 er zeugt 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.
Mit dem oben beschriebenen Gerät können beispielsweise SSEPI-Messungen vorgenommen werden, welche üblicherweise in die SSEPI-Sequenz integrierte sogenannte Phasenkorrektur-Messungen (engl.: Phase-Correcting-Scans, PC-Scans) aufweisen.
Derartige Phasenkorrektur- bzw. PC-Messungen dienen bei konventionellen SSEPI-Messungen der Korrektur von Laufzeitunterschieden der Gradienten sowie zur Kompensierung von Wirbelstrom-Effekten die aufgrund analoger Schaltungstechnik in einem MRT-Gerät entstehen. Beispielsweise wird eine derartige Gradientenschaltung technisch durch elektronische Schwingkreise realisiert mit integriertem Stromverstärker, der die ohmschen Verluste ausgleicht. Bei einer sinus- oder mäanderförmigen k-Raumabtastung macht sich eine elektronische Verzögerung im Abtastverhalten jedoch durch einen Verlust der Pha senkohärenz zwischen geradzahligen und ungeradzahligen k-Raumzeilen bemerkbar. Diese Phaseninkohärenz, die im wesentlichen also durch die Umkehrung des Auslesezuges bei der Abtastung jeder zweiten k-Raum-Zeile entsteht, kann durch Messung der Phasendivergenz zweier oder mehrerer (üblicherweise drei) PC-Messungen ermittelt und korrigiert werden. Im Falle der echoplanaren Bildgebung werden derartige PC-Messungen normalerweise mit jeder Akquisition bzw. Anregung einer Schicht gemessen.
Die der vorliegenden Erfindung zu Grunde liegende Idee besteht nun darin, derartige PC-Messungen einer zweiten Analyse zu unterziehen um weitere Informationen bezüglich des B0-Feldes daraus zu gewinnen – beispielsweise eine eindimensionale B0-Feld-Karte zu erstellen. Erfindungsgemäß wird vorgeschlagen drei PC-Messungen zu verwenden die gemäß dem EPI-Sequenz-Schema in 2 unmittelbar nach dem HF-Anregungspuls und vor einer Phasenkodierung drei mal die zentrale k-Raumzeile messen. Die erste Zeile zeigt die durch den ADC akquirierten Signale (ADC-Signal). Die zweite Zeile zeigt das sinusförmige Verhalten des Auslesegradienten (x-Gradient) sowohl bei den drei PC-Messungen als auch bei dem nachfolgenden Auslesezug. Zeile drei zeigt das Signal des Phasenkodier-Gradienten (y-Gradient) unmittelbar nach dem dritten PC-Scan, Zeile vier zeigt den Schichtselektionsgradient (z-Gradient) unmittelbar nach dem HF-Anregungspuls in Zeile fünf. Signale vor dem HF-Anregungspuls dienen der Re- und Dephasierung sowie der Fettsättigung und werden im Weiteren nicht betrachtet.
Betrachtet werden im folgenden der erste und der dritte PC-Scan. Diese beiden Scans sind in derselben k-Raum-Richtung aufgenommen worden und unterscheiden sich im wesentlichen dadurch, dass sie zu unterschiedlichen Echozeiten (typischerweise ΔTE~1–2ms) akquiriert worden sind. Die Signale (Echos) dieser beiden PC-Scans sind ebenso hinsichtlich oben erwähnter Effekte (wie Wirbelstrom und Gradientenlaufzeit- Unterschiede) aufgrund der Abtastung in identischer k-Raum-Richtung vergleichbar.
Im Folgenden soll nun gezeigt werden, wie die Phasendifferenz zwischen den beiden Echos der betrachteten PC-Scans zur Quantifizierung des B0-Feldes genutzt werden kann:
Seien A(k) und B(k) die Datenpunkte des ersten und dritten Phasenkorrekturscans (A(K) der Punkt des ersten PC-Echos, B(k) der Datenpunkt des dritten PC-Echos), so liegen nach der Fouriertransformation die Werte im Ortsraum (A(x), B(x)) mit Betrag (A_M(x), B_M(x)) und Phase (φ_A(x), φ_B(x)) vor:
Beide Echos werden nun punktweise komplex konjugiert miteinander multipliziert (die Auswertung könnte im Prinzip auch vor der Fouriertransformation erfolgen) und somit das Ergebnis C(x) errechnet:
Δφ(x) ist dabei die Phasendifferenz an jedem Punkt x. Die Echos des ersten und dritten PC-Scans unterscheiden sich im wesentlichen durch die Fortentwicklung der Phase während der erwähnten Echozeitdifferenz. Eine zusätzlich auftretende Relaxation beeinflusst nur die Signal-Magnitude und kann deshalb hier vernachlässigt werden. Ein möglicher Verlauf der Phase (beispielsweise bei einem Kugel- oder Zylinderförmigen Phantom) ist in 3a, der Verlauf der Magnitude ist in 3b dargestellt. Der Verlauf der Magnitude wird als Indiz für die Validität der Phaseninformation benutzt. Die Phaseninformation wird somit nur in dem Bereich berücksichtigt in dem auch eine entsprechend signifikante Magnitude vor liegt. Außerhalb des signifikanten Bereiches ist die Phase willkürlich und wird nicht bewertet.
Im weiteren Verfahren wird nun ein mit dem Quadrat der Magnitude (C_M(x)²) gewichteter Mittelwert (φ) der Phasendifferenz (Δφ(x)) berechnet:
Es kann auch ein linearer Fit durchgeführt werden; auch andere Gewichtungen sind denkbar, wobei C_M(x) beispielsweise nicht quadratisch ist; Ziel jedoch bleibt stets die Ermittlung der mittleren Phase.
Aus der Echozeitdifferenz ΔTE der verwendeten PC-Scans kann nun der Frequenz-Offset Δv der tatsächlichen Resonanzfrequenz gegenüber der eingestellten Resonanzfrequenz v_eingestellt bestimmt werden:
Aus dem Frequenz-Offset und der eingestellten Resonanzfrequenz v_eingestellt kann schließlich die tatsächliche Resonanzfrequenz bestimmt werden. Über das gyromagnetische Verhältnis γ ist somit auch der absolute Wert des lokalen B0-Feldes schichtweise bestimmbar:
Das Verfahren ermöglicht Effekte eines B0-Offsets sowie zeitlicher B0-Feld-Fluktuationen gleichzeitig zu korrigieren. Beispielsweise kann ein B0-Offset in eine Translationsphase umgerechnet werden, die zur Korrektur der gemessenen Daten verwendet werden kann.
Die Vorteile des vorgestellten Verfahrens gegenüber dem Stand der Technik sind:

– Es sind keine zusätzlichen Messungen erforderlich.
– Es handelt sich um ein Single-Shot-Verfahren, d.h. sämtliche notwendigen Informationen werden nach einer einzigen HF-Anregung gewonnen. Somit findet kein Vergleich von Informationen bzw. keine Berechnung von Informationen (siehe Durand et al.) über mehrere Anregungen hinweg statt. Damit ist eine B0-Korrektur auch bei Applikationen möglich, bei denen eine Phasenkohärenz zwischen den einzelnen Anregungen nicht gegeben ist (beispielsweise Perfusions-Messung und Diffusions-Messung).
– Es ist ein ausreichend großes Verhältnis von Signal zu Rauschen gegeben, da die Phasenkorrektur-Scans mit kurzer Echozeit direkt nach der Anregung aufgenommen werden.
– Der Rechenaufwand des erfindungsgemäßen Verfahrens ist sehr gering weshalb die Korrektur ohne weiteres in Echtzeit in das Messverfahren integriert werden kann.
– Im Gegensatz zu gängigen Bewegungskorrekturverfahren, bei welchen scheinbare (durch B0-Fluktuationen induzierte) und reale Objektbewegung vermischt werden und damit nicht mehr separierbar sind, werden in dem erfindungsgemäßen Verfahren ausschließlich die B0-Feld-Effekte erfasst (für bestimmte Auswertungen ist die reale Bewegungsinformation bzw. der Erhalt realer Objektbewegung erforderlich).

Das vorgestellte Verfahren wurde als Prototyp implementiert. Die Funktionsweise wurde anhand zweier Tests bestätigt.
In einem ersten Test wurde ein eine definierte Struktur aufweisendes Messphantom verwendet, welches über mehrere Schichten hinweg vermessen wurde. Vor der Messung wurde eine drei dimensionale Shimprozedur ausgeführt. Es wurden insgesamt drei Messungen durchgeführt:

1. eine EPI-Messung unkorrigiert,
2. eine EPI-Messung mit oben genannter Korrektur, sowie
3. eine Gradienten-Echo-Messung (GRE).

Da eine GRE-Sequenz gegen B0-Feld-Störungen generell um mindestens ein bis zwei Größenordnungen intensiver bzw. anfälliger ist als eine EPI-Sequenz, kann die GRE-Messung hier als Referenz angesehen werden. An den Ergebnisdaten war klar erkennbar, dass die Position der Struktur des Messphantoms bei der korrigierten EPI-Messung mit der der GRE-Messung vollkommen übereinstimmt. Die Struktur-Position bei der unkorrigierten EPI-Messung jedoch weicht signifikant ab. Die korrekte Funktion der absoluten Quantifizierung des B0-Feldes ist somit bestätigt.
In einem zweiten Test wurde das erfindungsgemäße Verfahren hinsichtlich seiner Genauigkeit insbesondere bei einer Zeitreihen-Analyse, wie sie beispielsweise im Rahmen einer fMRT-Anwendung durchgeführt wird, überprüft. Dazu wurde eine Zeitreihe von 100 EPI-Datensätzen von einem Mess-Phantom aufgenommen. 4 zeigt die Position einer Schicht im Verlauf einer Messung in Voxel-Einheiten. Als Startwert ist ein Offset von ca. 0,4 Voxeln (1,2mm) erkennbar, der durch den initialen B0-Offset für diese Schicht gegeben ist, d.h. das Bild der gemessenen Schicht ist aufgrund eines durch B0-Abweichung verursachten Frequenz-Offsets um 1,2mm in Richtung des Phasenkodiergradienten verschoben. Durch eine Drift des B0-Feldes ändert sich die Bildposition – wie anhand des Diagramms ersichtlich ist – im Verlauf der Messung um insgesamt 0,25 Voxel (0,75mm). Das bedeutet, dass das hundertste Bild der Schicht gegenüber dem ersten Bild der Schicht um ein viertel Voxel verschoben ist und daher durchaus beide bzw. sämtliche Bilder dieser Zeitreihe verglichen werden können. Geht man davon aus, dass sich das B0-Feld von Messung zu Messung nicht wesentlich ändert, kann der Fehler dieser Methode in diesem Beispiel anhand der relativen Streuung der benach barten Schichtpositionen mit ca. ±0,03 Voxel (±0,09mm) grob abgeschätzt werden. Insgesamt ist die Methode damit genau genug, um scheinbare Bewegungen durch B0-Fluktuationen – speziell bei einer fMRT-Anwendung – zu korrigieren. Rechnet man den Fehler der Schichtpositionsbestimmung in einen Fehler der Frequenzbestimmung um (die Bandbreite einer EPI-Sequenz in Phasenkodierrichtung für dieses Beispiel sei 28,8Hz/Pixel) so ergibt sich eine Frequenzverschiebung von Δv = ±1Hz.
Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens ist eine gleichzeitige durch das Verfahren implizit gegebene Korrektur weiterer durch die angelegten Gradienten verursachte Magnetfeld-Inhomogenitäten die sich dem Grundfeld zusätzlich zu den statischen Feldinhomogenitäten in Form sogenannter "Maxwell-Terme" überlagern. Betrachtet man das Grundmagnetfeld B₀ welchem ein streng linearer Gradient in x-Richtung G_x überlagert wird, so erhält man ein resultierendes Magnetfeld B → der Form B → = (0, 0, B0 + Gxx)
Berücksichtigt man die Tatsache, dass ein durch Gradientenspulen (Maxwell- oder Helmholtz-Spulen) erzeugtes Magnetfeld B → die Maxwell-Gleichungen für Vakuum zu erfüllen hat div B → = 0 sowie rot B → = 0 → so lässt sich zeigen, dass dem resultierenden Magnetfeld eine Komponente in x-Richtung überlagert wird: B → = (Gxz, 0, B0 + Gxx)
Die Magnitude |B →| lässt sich darstellen als
In dem im allgemeinen gültigen Fall dass B₀ > (G_xx), (G_xz) lässt sich |B →| in Form einer Taylor-Reihe bis zur ersten Ordnung entwickeln: |B →| = B0 + Gxx + (Gzz)2/(2B0)
Wie daraus zu sehen ist enthält die Magnitude nicht nur die homogene Komponente des Grundfeldes B0 sowie die lineare Komponente des Gradienten in x-Richtung G_xx, sondern zusätzlich einen sogenannten "Maxwell-Term" (G_zz)²/(2B₀), der proportional zum Quadrat von z und zum Quadrat der Gradientenamplitude sowie indirekt proportional zu B₀ ist. Effektiv führt dieser Term zu einer neuen Resonanzfrequenz mit einer Frequenzverschiebung ω_eff (Frequenz-Offset) von ωeff(Gx) = γ G2x z2/(2B0)
Das gleiche Ergebnis für einen Gradienten in y-Richtung lautet ωeff(Gy) = G2γ z2/(2B0) und für einen Gradienten in z-Richtung ωeff(Gz) = γG2z r →2/(8B0) wobei r → den Abstand von der z-Achse bezeichnet mit r² = x² + y². Zusammengefasst gilt für alle drei Gradienten, dass der Maxwell-Term

– proportional zu Quadrat der Gradientenamplitude ist und daher unabhängig von deren Vorzeichen,
– umso einflussreicher ist je geringer das Grundfeld B₀ ist und
– mit dem Quadrat der jeweiligen Dimension variiert.

Der Maxwell-Term kann – im Gegensatz zu konventionellen langsamen Akquisitionstechniken wie z.B. GRE – bei schnellen Bildgebungsverfahren wie z.B. Single-Shot-EPI-Messungen, wie sie hier diskutiert werden, nicht vernachlässigt werden. Schnelle Bildgebungsverfahren weisen zum einen sehr hohe Auslese-Gradienten auf, zum andern ist die Auslesezeit sehr lang. Beides führt zusätzlich zu der oben erörterten statischen Frequenzverschiebungen (beispielsweise durch nicht ausreichenden Shim) im Laufe der Messung durch den Auslesezug zu einer beachtlichen Frequenzverschiebung der Resonanzfrequenz und damit zu einer deutlichen Bildverzerrung bzw. – verschiebung in der jeweiligen Dimension. Durch messen zweier Phasenkorrektur-Scans wird die jeweils mittlere Maxwell-Phase als Teil des mittleren Frequenz-Offsets mit akquiriert und durch den Vergleich beider PC-Scans die mittlere Frequenzverschiebung aufgrund des Maxwell-Terms mit kompensiert.
Folgende Ausführungsformen bzw. Anwendungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind denkbar:

A) Während eines MRT-Bildgebungsverfahrens (z.B. EPI) werden während der Messung B0-Feld-Offsets permanent durch die erfindungsgemäße Auswertung korrigiert. Damit bleibt die Bildposition in Phasenkodierrichtung während der Messung stabil und entspricht damit auch der berechneten Bildposition.
B) Den durch das erfindungsgemäße Bildgebungsverfahren (z.B. EPI) gewonnenen Bildern (fMRT-, Perfusion-, Diffusions-Karten etc.) werden anatomisch hochaufgelöste Daten (z.B. Bilder einer Spin-Echo-Sequenz) überlagert. Durch das erfindungsgemäße Verfahren stimmen die Bildpositionen des erfindungsgemäßen Verfahrens mit der anatomisch hochaufgelösten Messung überein. Fehlzuordnungen werden somit reduziert bzw. ausgeschlossen.
C) Die Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist im Zusammenhang mit einer Bewegungskorrektur (z.B. bei fMRT-, Perfusion-, Diffusions-Bildgebung) sinnvoll. So verändert sich beispielsweise bei einer Kopfpositionsänderung der lokale Shim. In diesem Fall treten schichtweise unterschiedliche Verschiebungen auf. Durch die Verwendung einer Korrektur mit dem erfindungsgemäßen Verfahren werden diese scheinbaren Bewegungen aufgrund der Shim-Änderung korrigiert, so dass das Ergebnis der Bewegungskorrektur nicht durch schichtweise unterschiedliche Bildpositionen beeinträchtigt wird.
D) Anstatt die B0-Feldkarte ausschließlich aus PC-Scans zu berechnen kann diese auch aus einem PC-Scan und der Bemittelten Phase der mittleren k-Raum-Zeile ermittelt werden. Zu Beachten ist dabei, dass beide in derselben Richtung aufgenommen werden. Der Vorteil ist die größere Zeitdifferenz beider Akquisitionen während der sich eine größere Phase aufbauen kann und das so modifizierte Verfahren daher sensibler ist.
E) Bei segmentierten Messungen, bei denen die k-Matrix Block- bzw. Segment-weise gemessen wird (üblicherweise mit TSE, EPI oder SSEPI) können Bildartefakte aufgrund von unterschiedlichen B0-Magnetfeldern bei der Akquisition der unterschiedlichen Blöcke bzw. Segmente vermieden werden.
F) Bei spektroskopischen Messungen, bei denen üblicherweise ein Spektrum über mehrere Minuten hinweg gemessen wird, kann mit dem beschriebenen Verfahren (also Verschachtelung bzw. Einbau von PC-Scans in die spektroskopische Messung) aktuelle B0-Feld-Bestimmungen durchgeführt werden. Störungen durch B0-Feld-Fluktuationen, die beispielsweise eine Peakverbreiterung verursachen würden, fallen hierdurch weg. Bei einer Verschachtelung (PC-Scans zwischen den 90°- und 180°-Pulsen) und damit einer gleichzeitigen Verwendung der Anregungspulse würde vorteilhaft auch keine Messzeitverlängerung auftreten.
G) Falls eine Verschachtelung der PC-Scans bzw. die Durchführung der PC-Scan-Messung in der eigentlichen Mess-Sequenz (beispielsweise aus Zeitgründen) nicht erwünscht ist, können die PC-Scans auch durch zusätzliche Anregungspulse zwischen den eigentlichen Mess-Sequenzen akquiriert und somit der aktuelle B0-Feld-Wert erhalten werden. Um eine Sättigung der Magnetresonanz zu vermeiden sollten dann allerdings für die jeweilige PC-Scan-Messung vorzugsweise kleine Flipwinkel verwendet werden. In diesem Fall muss das Anregungsvolumen der PC-Scan-Messung nicht mit dem Anregungsvolumen der zu messenden Schicht identisch sein (denkbar wäre z.B. eine Anregung des gesamten Messvolumens).
H) Nach Berechnung der Phasendifferenz der PC-Scans wird z.B. eine lineare Ausgleichsgerade oder eine Funktion höherer Ordnung berechnet, wobei die Magnitude ein Indiz für die Validität der Phaseninformation darstellt. Mit Hilfe dieser Information kann der Shim des Grundfeldes in Ausleserichtung für die aktuell akquirierte Schicht korrigiert werden. Ebenso kann eine Korrektur der Messdaten mit Hilfe dieser Information erfolgen. Hierdurch können statische und dynamische Effekte, die zu einem imperfekten Verlauf des B0-Feldes führen, für jede Schicht korrigiert werden.
I) Zur Erhöhung der Genauigkeit des Verfahrens kann bei der Messung mehrerer, z.B. über ein Volumen hinweg verteilter, zeitlich in naher Folge akquirierter Schichten/Anregungen die Auswertung der Phasendifferenz gemeinsam erfolgen, um so zuverlässigere Ergebnisse beispielsweise für den gewichteten Mittelwert oder die unter H) erläuterte Funktion zu erzielen.

Claims

Verfahren zur Berechnung einer eindimensionalen Karte des Grundmagnetfeldes B0 und anschließender Korrektur von Bildartefakten bedingt durch B0-Feldänderungen auf Basis dieser Karte bei der Untersuchung eines Objektes mittels einem Magnet-Resonanz-Tomographie-Gerät gekennzeichnet durch folgende Schritte: – Messen einer Schicht des zu untersuchenden Objektes mit einer Sequenz eines schnellen MRT-Bildgebungsverfahrens die zumindest drei Phasenkorrektur-Scans aufweist, und Erhalten von Messsignalen der jeweiligen Phasenkorrektur-Scans sowie der Schicht, – Punktweises Berechnen der Phasendifferenz der jeweils zueinander gehörigen Datenpunkte von zwei Phasenkorrektur-Scans in Form der erhaltenen Messsignale der jeweiligen Phasenkorrektur-Scans, – Auswerten der mittleren Phasendifferenz zwischen den Phasenkorrektur-Scans, – Berechnen des Frequenz-Offsets zwischen der tatsächlichen gegenüber der eingestellten Resonanzfrequenz auf Basis der mittleren Phasendifferenz und der Echozeitdifferenz zwischen den verwendeten Phasenkorrektur-Scans, – Berechnen einer B0-Feldkarte, – Korrektur der Messdaten für die Schicht mit Hilfe der berechneten B0-Feldkarte.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die zum punktweisen Berechnen der Phasendifferenz herangezogenen Phasenkorrektur-Scans in derselben Ausleserichtung aufgenommen worden sind.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Auswerten der mittleren Phasendifferenz auf Basis einer Mittelwert-Bildung erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Auswerten der mittleren Phasendifferenz durch Anpassung einer geeigneten Funktion erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass auf Basis der geeigneten Funktion der Shim des Grundfeldes in Ausleserichtung für die aktuell akquirierte Schicht korrigiert wird sowie eine Korrektur der Messdaten erfolgt.
verfahren zur Berechnung einer eindimensionalen Karte des Grundmagnetfeldes B0 und anschließender Korrektur von Bildartefakten bedingt durch B0-Feldänderungen auf Basis dieser Karte bei der Untersuchung eines Objektes mittels einem Magnet-Resonanz-Tomographie-Gerät gekennzeichnet durch folgende Schritte: – Messen einer Schicht des zu untersuchenden Objektes mit einer Sequenz eines schnellen MRT-Bildgebungsverfahrens die einen Phasenkorrektur-Scan aufweist, und Erhalten von Messsignalen des Phasenkorrektur-Scans sowie der Schicht, – Punktweises Berechnen eines Mittelwertes der jeweils zueinander gehörigen Datenpunkte des Phasenkorrektur-Scans sowie der mittleren k-Raum-Zeile der Schicht in Form der erhaltenen Messsignale, – Berechnen der mittleren Phasendifferenz zwischen Phasenkorrektur-Scan und mittlerer k-Raum-Zeile auf Basis des Mittelwertes, – Berechnen des Frequenz-Offsets zwischen der tatsächlichen gegenüber der eingestellten Resonanzfrequenz auf Basis der mittleren Phasendifferenz und der Zeitdifferenz zwischen Phasenkorrektur-Scan und Durchlaufen der mittleren k-Raum-Zeile, – Berechnen einer B0-Feldkarte, – Korrektur der Messdaten für die Schicht mit Hilfe der berechneten B0-Feldkarte.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Berechnen der B0-Feldkarte durch Berechnen des Absolutwertes des B0-Feldes über das gyromagnetische Verhältnis erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Berechnen der B0-Feldkarte durch Berechnen der Änderung des B0-Feldes gegenüber dem Messbeginn erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Phasenkorrektur-Scans in einem eigenen Sequenzdurchgang unabhängig von der Schichtmessung vorzugsweise mit kleinem Flipwinkel des Anregungspulses gemessen werden.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die auf Basis der B0-Feld-Karte korrigierten MRT-Bilder mit anatomisch hochaufgelösten Bildern korrekt überlagert werden.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine scheinbare Translation im Bild von einer echten Translation unterschieden und entsprechend korrigiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass im Falle spektroskopischer Messungen die Phasenkorrektur-Scans mit den eigentlichen spektroskopischen Messungen beliebig verschachtelt sind.
Verfahren nach Anspruch 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertung der Phasendifferenz über mehrere, zeitlich in naher Folge gemessener Anregungen hinweg erfolgt.
Magnetresonanztomographie-Gerät das zur Durchführung der Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen 1 bis 13 geeignet ist.