DE4218902A1

DE4218902A1 - Verfahren zum Einstellen des Stromes durch Shim-Spulen bei Kernspinresonanzgeräten

Info

Publication number: DE4218902A1
Application number: DE19924218902
Authority: DE
Inventors: Atsutaka Manabe; Shigefumi Kakimoto; Yasuhiro Wada
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1992-06-09
Filing date: 1992-06-09
Publication date: 1993-12-16
Anticipated expiration: 2012-06-10
Also published as: DE4218902C2

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Einstellen des Stromes durch Shim-Spulen bei Kernspinresonanzgeräten.

Bei Kernspinresonanzgeräten ist die Homogenität des Grund magnetfeldes ein entscheidender Faktor für die Abbildungs qualität. Bei der Bildgebung verursachen Feldinhomogenitä ten im Bildbereich geometrische Bildverzerrungen, die den Feldabweichungen proportional sind. Besonders wichtig ist die Feldhomogenität beim Echoplanarverfahren.

Ferner werden im Bereich der Spektroskopie extrem hohe An forderungen an die Feldhomogenität gestellt, um eine aus reichende Auflösung den Spektrallinien zu erreichen. Feld inhomogenitäten führen zur Überlappung von Spektrallinien.

Wie in dem Artikel Aspects of shimming a superconductive whole body MRI magnet, G. Frese et al, Proceedings of the 9th Int. Conf. on Mag. Techn. Zürich, 9.-13.9.1985, Seiten 249-251, beschrieben, läßt sich ein Magnetfeld mit den Ent wicklungskoeffizienten von sphärischen harmonischen Funk tionen darstellen. Aus dem genannten Artikel ist es auch bereits bekannt, daß Feldabweichungen durch elektrische Shim-Spulen kompensiert werden können. Lineare Feldabwei chungen, d. h. Feldfehler 1. Ordnung, können auch dadurch kompensiert werden, daß man Gradientenspulen mit einem Offset-Strom, d. h. einem konstanten Strom, der einer Gra dientenpulssequenz überlagert wird, beaufschlagt.

Bei höheren Anforderungen an die Feldhomogenität müssen nicht nur lineare Feldabweichungen, sondern auch Feldfehler höherer Ordnung kompensiert werden. Hierfür werden zusätz lich zu den Gradientenspulen spezielle Shim-Spulen vorge sehen, die mit einem geeigneten Strom zu beaufschlagen sind. In der Bildgebung wird die Shimmung, d. h. die Ein stellung der Ströme über die einzelnen Shim-Spulen sowie ggfs. des Offset-Stromes von Gradientenspulen vorteilhaf terweise vor der Untersuchung jedes einzelnen Patienten durchgeführt, in der Spektroskopie typischerweise vor je der Messung.

Die Einstellung der Ströme für die Shim-Spulen und der Offset-Ströme für die Gradientenspulen zur Erzielung einer optimalen Feldhomogenität stellt ein komplexes Problem dar, das bisher vielfach iterativ gelöst wurde. Iterative Ver fahren sind jedoch verhältnismäßig zeitaufwendig, so daß die Verweildauer von Patienten im Kernspintomographiegerät verlängert wird. Dies ist sowohl im Hinblick auf die psychische Belastung des Patienten (insbesondere bei Nei gung zur Klaustrophobie) als auch im Hinblick auf den mög lichen Patientendurchsatz nachteilig.

Ein nicht iteratives Verfahren zur allgemeinen Shimmung von Magneten ist in dem Artikel "Fast, non-iterative shimming of spatially localized signals" in Journal of Magnetic Re sonance, S. 323 bis 334 (1992), beschrieben. Dabei wird die Phase von Kernspins in Richtung mehrerer Projektionen mit stimulierten Echosequenzen bestimmt. Aufgrund des Phasen verlaufs kann der magnetische Feldverlauf in diesen Projek tionen gemessen und damit bei Darstellung des Magnetfeldes in sphärischen harmonischen Funktionen deren Koeffizienten bestimmt werden. Jede Shim-Spule ist einer sphärischen har monischen Funktion n-ten Grades und m-ter Ordnung zugeord net. Die nach dem oben beschriebenen Verfahren ermittelten Koeffizienten werden dann als Maß für die den Shim-Spulen zuzuführenden Ströme verwendet.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Shimmung eines Magnetfeldes derart auszuführen, daß eine möglichst hohe Homogenität in kurzer Zeit erreicht wird.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des An spruches 1 und in einer alternativen Ausführungsform durch die Merkmale des Anspruches 2 gelöst. Vorteilhafte Ausge staltungen sind in den Unteransprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend an hand der Fig. 1 bis 25 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel für eine x- bzw. y-Gradien tenspule sowie für sattelförmig angeordnete Shim- Spulen, jeweils in schematischer Darstellung,

Fig. 2 ein Ausführungsbeispiel für eine z-Gradientenspule sowie für weitere Shim-Spulen,

Fig. 3 bis 5 eine Gradientenechosequenz,

Fig. 6 bis 8 eine Spinechosequenz,

Fig. 9 bis 13 den Phasenverlauf von Spins entlang einer Pro jektion,

Fig. 14 einen Satz von Pulssequenzen in verschiedenen Pro jektionen,

Fig. 15 bis 19 eine Gradientenechosequenz mit Vorsättigung und Bewegungsrefokussierung,

Fig. 20 einen angeregten Block,

Fig. 21 bis 25 eine Spinechosequenz mit selektiver Anregung eines Blocks.

Bekanntlich erfolgt eine Ortsauflösung der Kernspinreso nanzsignale in der Kernspintomographie dadurch, daß einem homogenen, statischen Grundfeld in der Größenordnung von 1 Tesla ein linearer Magnetfeldgradient überlagert wird. Die Prinzipien der Bildgebung sind beispielsweise in dem Arti kel von Bottomley "NMR-imaging techniques and applications: A review" in Review of Scientific Instrum., 53 (9), 9/82, Seiten 1319 bis 1337, erläutert.

Zur Ortsauflösung in drei Dimensionen müssen Magnetfeldgra dienten in drei, vorzugsweise senkrecht aufeinander stehen den Richtungen erzeugt werden. In den Fig. 1 und 2 ist je weils ein Koordinatenkreuz x, y, z eingezeichnet, das die Richtung der jeweiligen Gradienten darstellen soll. Fig. 1 zeigt schematisch eine herkömmliche Anordnung von Gradien tenspulen für die Erzeugen eines Magnetfeldgradienten Gy in y-Richtung. Die Gradientenspulen 2 sind als Sattelspulen ausgeführt, die auf einem Tragrohr 1 befestigt sind. Durch die Leiterabschnitte 2a wird innerhalb eines kugelförmigen Untersuchungsvolumens 11 ein weitgehend konstanter Magnet feldgradient Gy in y-Richtung erzeugt. Die Rückleiter er zeugen aufgrund ihrer größeren Entfernung vom Untersu chungsvolumen 11 dort lediglich vernachlässigbare Komponen ten.

Die Gradientenspulen für den x-Magnetfeldgradienten sind identisch zu den Gradientenspulen 2 für den y-Magnetfeld gradienten aufgebaut und lediglich auf dem Tragrohr 1 um 90° in azimutaler Richtung verdreht. Der Übersichtlichkeit wegen sind sie daher in Fig. 1 nicht dargestellt.

In Fig. 1 sind ferner Shim-Spulen 4 bis 6 dargestellt, die ebenfalls als Sattelspulen ausgeführt sind. Die Shim-Spulen 4 bis 6 sind lediglich schematisch angedeutet, Ausführungen über das Design von Shim-Spulen finden sich beispielsweise im US-Patent 3,569,823. Jeder Shim-Spule 4 bis 6 ist je weils eine Stromversorgung SH1 bis SH3 zugeordnet, die die jeweilige Shim-Spulen 4 bis 6 mit Strömen I4 bis I6 ver sorgt. Die Ströme I4 bis I6 sind über eine Recheneinheit C steuerbar.

Die Gradientenspulen 3 für den Magnetfeldgradienten in z- Richtung sind in Fig. 2 schematisch dargestellt. Die Spulen sind ringförmig ausgeführt und symmetrisch zum Mittelpunkt des Untersuchungsvolumens 11 angeordnet. Da die beiden Ein zelspulen 3a und 3b in der in Fig. 2 dargestellten Weise in entgegengesetzter Richtung stromdurchflossen sind, verursa chen sie einen Magnetfeldgradienten in z-Richtung. Ferner sind in Fig. 2 - wiederum nur schematisch - weitere, in die sem Fall ringförmige, Shim-Spulen 7 bis 9 dargestellt, die ebenfalls über Stromversorgungen SH4 bis SH6 mit Strömen I4 bis I6 beaufschlagt werden. Die Ströme I4 bis I6 sind wie der durch die Recheneinheit C steuerbar.

In den Fig. 1 und 2 ist ferner schematisch die Stromversor gung V für die Gradientenspulen 2, 3 dargestellt. Der Strom I durch die jeweilige Gradientenspule 2, 3 wird durch einen eine Meßsequenz vorgegebenen Pulsgenerator P und einem Ge ber O für einen Strom bestimmt, wobei die Ausgangssignale des Pulsgenerators P und des Gebers O addiert werden.

Wie in dem bereits erwähnten Artikel Frese et al "Aspects of shimming a superconductive whole body MRI magnet" erläu tert, lassen sich Magnetfelder aufgrund von sphärischen harmonischen Funktionen darstellen. Für die hier aus schließlich interessierende axiale Komponente Bz des Ma gnetfeldes gilt:

Dabei sind R, R und ϕ die sphärischen Koordinaten des Vek tors r, R ist der Radius des abzubildenden Volumens, P(n,m) sind die entsprechenden Legendre-Polynome vom Grad n und der Ordnung m und A(n,m) und B(n,m) sind die Koeffizienten der sphärischen harmonischen Funktionen. Der Koeffizient A(0,0) charakterisiert das homogene Grundfeld, alle anderen Koeffizienten beschreiben Homogenitätsabweichungen. Wie in dem ebenfalls bereits zitierten US-Patent 3,569,823 erläu tert, kann man Shim-Spulen derart gestalten, daß sie im we sentlichen einen dieser Koeffizienten beeinflussen, also die diesen Koeffizienten entsprechende Feldstörung kompen sieren.

In der Praxis kann natürlich nur eine begrenzte Anzahl von Shim-Spulen vorgesehen werden, so daß nur eine entspre chende Zahl der erwähnten Koeffizienten der sphärischen harmonischen Funktionen auf Null gesetzt werden können. In der Kernspintomographie und in der Spektroskopie kommt man auch bei hohen Anforderungen im allgemeinen mit neun nicht linearen Shim-Spulen aus, so daß zusammen mit den drei Gra dientenspulen zwölf sphärische Koeffizienten, die die Feld verteilung am meisten stören, auf Null gebracht werden kön nen.

Zur Shimmung ist es zunächst erforderlich, den vorhandenen Feldverlauf festzustellen.

Das erfindungsgemäße Verfahren hierzu wird nachfolgend an hand der Fig. 3 bis 10 veranschaulicht.

Fig. 3 zeigt schematisch eine herkömmlich Gradientenechose quenz, bei der nach einem Hochfrequenzanregepuls RF die an regten Spins durch einen Gradient G_RO zunächst dephasiert und dann durch Umkehr des Gradienten G_RO wieder rephasiert werden. In einem Magnetfeld, das abgesehen vom Gradienten G_RO vollständig homogen ist, erscheint zum Zeitpunkt t_o ein Gradientenechosignal S, wobei der Zeitpunkt t₀ dadurch definiert ist, daß das Zeitintegral über den gesamten wirksamen Gradienten G_RO Null wird:

Fig. 4 zeigt dieselbe Pulsfolge, wobei jedoch hier dem Grundmagnetfeld eine - in diesem Fall als linear angenom mene - Feldinhomogenität BI in Richtung des Gradienten G_RO überlagert ist. Diese lineare Feldinhomogenität BI in Rich tung des Gradienten G_RO kann zu diesem addiert werden und führt dazu, daß jetzt die Echobedingung früher erreicht wird, d. h. das Signal S um die Zeitspanne t1 vor dem nor malen Echozeitpunkt t₀.

Fig. 5 zeigt schließlich die Gradientenechosequenz nach Fig. 3, wobei hier eine negative lineare Feldabweichung in Richtung des Gradienten G_RO vorliegt. Dies führt dazu, daß der Echozeitpunkt nun um die Zeitspanne Δt2 nach dem nor malen Echozeitpunkt t0 liegt.

Die Zeitverschiebung Δt stellt also ein Maß für lineare Feldabweichungen in Richtung des Gradienten G_RO dar.

Eine Information über Feldinhomogenität kann man nicht nur mit Gradientenechos, sondern in einer alternativen Ausfüh rungsform nach den Fig. 6 bis 8 auch mit Spinechos erhalten. Zur Erklärung ist in Fig. 6 zunächst eine herkömmliche Spin echosequenz dargestellt. Dabei folgt auf einem Hochfre quenzpuls RF* zunächst ein Gradient G, dann ein 180°-Hoch frequenzpuls RF* und schließlich ein Gradient G*, unter dem ein Spinechosignal S ausgelesen wird. Während der ganzen Zeit ist in Richtung des Gradienten G eine lineare Feldin homogenität BI, also eine Feldinhomogenität erster Ordnung, wirksam. Diese entspricht einem zusätzlichen Gradient in Richtung des Gradienten G.

Im Normalfall ist der 180°-Hochfrequenzpuls RF* zentrisch zwischen dem Hochfrequenzpuls RF und dem Spinechosignal S angeordnet. Dies führt dazu, daß eine konstante Feldinhomo genität BI die Position des Spinechosignals S nicht beein flußt, da die Gradientenfläche links und rechts vom 180°- Hochfrequenzpuls RF* gleich ist.

Um die Feldinhomogenität BI zu ermitteln, wird in einer er sten Sequenz nach Fig. 7 der 180°-Hochfrequenzpuls RF1* ge genüber der zentrischen Position nach links verschoben. Oh ne Feldinhomogenität hätte dies keinen Einfluß auf die Po sition des Spinechos S1, da für die Echobedingung nur die Gradientenflächen der Gradienten G1 und G1* maßgeblich wä ren. Die lineare Feldinhomogenität BI führt jedoch dazu, daß das Echosignal S1 nach links verschoben wird (also frü her auftritt). Dies wird anschaulich durch einen Vergleich der gesamten Gradientenfläche zwischen erstem Hochfrequenz puls RF1 und 180°-Hochfrequenzpuls RF1* und der Gradienten fläche zwischen 180°-Hochfrequenzpuls RF1* und dem Echosi gnal S1.

In einer zweiten Sequenz mit einem zweiten Hochfrequenzpuls RF2 und einem zweiten Gradientenpuls G2 wird der 180°-Hoch frequenzpuls RF2* gegenüber der zentralen Position nach rechts verschoben. Damit wird durch die Wirkung der Feldin homogenität BJ auf das zugehörige Spinechosignal S2 nach rechts verschoben, was wiederum durch einen Vergleich der wirksamen Gradientenflächen anschaulich wird.

Durch-Vergleich der Echoposition in den beiden Sequenzen nach Fig. 7 und 8 kann man damit ebenfalls eine Zeitdiffe renz Δt ermitteln, die wiederum ein Maß für die lineare Feldinhomogenität BI darstellt.

Aufgrund der Verschiebung der Echozeitpunkte könnte man al so lineare Feldinhomogenitäten in einer bestimmten Richtung durch Gradientenechosequenzen oder Spinechosequenzen mit einem Gradienten in dieser Richtung erfassen. Die direkte Messung der Zeitdifferenzen hat jedoch den Nachteil, daß hiermit nur lineare Magnetfeldabweichungen erkannt werden und daß die erforderliche Ermittlung der Echozentren nicht ganz einfach ist. Feldinhomogenitäten allgemeiner Art kön nen jedoch aus der Analyse der nach Fourier-Transformation des Echosignals gewonnenen Phasenkurven ermittelt werden, wie dies im folgenden beschrieben wird.

Bei einem vollständig homogenen Magnetfeld haben alle Spins eines Gradientenechos dieselbe Phasenlage. Wenn man also das Echosignal fourier-transformiert und bezüglich der Phase auswertet, erhält man einen konstanten Wert der Pha senlage über der Spinposition. In Fig. 9 sind die Echoposi tion und die Phasenkurve für den Fall eines völlig homoge nen Feldes dargestellt: Das Gradientenecho tritt genau an der normalen Echoposition t₀ auf, die schematisch über der Spinposition SP aufgetragenen Phase Ph weist unabhängig von der Spinposition SP einen konstanten Wert auf.

In Fig. 10 ist entsprechend Fig. 5 eine negative lineare Feldabweichung, nämlich eine Feldabweichung erster Ordnung in Richtung des Gradienten G_RO dargestellt. In diesem Fall ist der Echozeitpunkt nach rechts verschoben und die Pha senkurve weist eine Steigung auf, die exakt der Echo-Zeit verschiebung entspricht und die Information über die Feld inhomogenität erster Ordnung in Richtung des Gradient G_RO repräsentiert. Der analoge Fall ist in Fig. 11 für eine po sitive lineare Feldabweichungen (also wiederum für Feld inhomogenität erster Ordnung) dargestellt.

Mit Hilfe der Fourier-Transformation können jedoch nicht nur Feldabweichungen erster Ordnung, sondern auch solche höherer Ordnung erfaßt werden. Fig. 12 zeigt links ein Si gnal in der Zeitdomäne, bei dem das Magnetfeld keine Feld inhomogenitäten erster Ordnung, jedoch Feldinhomogenitäten zweiter Ordnung aufweist. Dabei wird der Echozeitpunkt zwar nicht verschoben, aber das Echo verbreitert. Die zugeord nete Phasenkurve mit den schematisch dargestellten Phasen lagen einzelner Spins charakterisiert Feldinhomogenitäten zweiter Ordnung.

Fig. 13 betrifft Feldinhomogenitäten höherer Ordnung. Hier ist das Zeitsignal bezüglich der Feldinhomogenität unmit telbar überhaupt nicht mehr aussagekräftig. Die Phasenkurve repräsentiert jedoch deutlich auch die Feldinhomogenität höherer Ordnung.

Allgemein gesagt kann also durch Erzeugung eines Gradien tenechos oder eines Spinechos, Fourier-Transformation des erhaltenen Kernresonanzsignals und Auswertung der damit er haltenen Phaseninformation der Feldverlauf in Richtung des angewandten Gradienten ermittelt werden. Feldinhomogenitä ten der n-ten Ordnung wirken sich in einer Phasenkurve der selben Ordnung aus. Um eine hinreichende Information über Feldinhomogenitäten zu erhalten, muß ein derartiges Ver fahren für mehrere Gradientenrichtungen, im folgenden als Projektionen bezeichnet, durchgeführt werden. Die Zahl der notwendigen Projektionen hängt davon ab, wieviele der die Feldinhomogenität beschreibenden Terme in der Darstellung des Magnetfeldes mit sphärischen harmonischen Funktionen kompensiert werden sollen. Jeder Koeffizient der zu elimi nierenden sphärischen harmonischen Funktion muß also durch Projektionen ermittelt werden. Um die Anzahl der benötigten Projektionen gering zu halten, werden die Projektionsachsen so gewählt, daß die Auswirkung auf die einzelnen Koef fizienten so einfach wie möglich separiert werden kann. In der Tabelle 1 sind die zwölf sphärischen Koeffizienten A(n,m) und B(n,m) dargestellt, die üblicherweise den höch sten Beitrag zu Feldinhomogenitäten liefern. Diese Koeffi zienten beziehen sich auf eine Darstellung des Grundmagnet feldes entsprechend Gleichung 1. In der derselben Spalte ist ferner die Kurzbezeichnung für diese Komponenten karte sischen Notation dargestellt.

Zur Ermittlung der Koeffizienten nach Tab. 1 hat es sich als günstig erwiesen, den Feldverlauf in folgenden Projek tionen zu bestimmen: x-Achse, y-Achse, z-Achse, Achse x=y, Achse x=-y, Achse x=z, Achse x=-z, Achse y=z und Achse y=-z. Die Tab. 1 zeigt, wie sich Feldinhomogenitäten, die durch die sphärischen Koeffizienten A(n,m), B(n,m) be schrieben werden, auf diese Projektionen auswirken. Dabei ist mit r der Abstand vom Ursprung bezeichnet und α stellt einen Koeffizienten dar. Beispielsweise erkennt man fol gende Zusammenhänge:

Durch den Koeffizienten A2.0 charakterisierte Feldinhomoge nitäten wirken sich auf alle Projektionen aus.

Durch den Koeffizienten A2.2 charakterisierte Feldinhomoge nitäten wirken sich auf die x, y, x=z, x=-z, y=z, y=-z Pro jektionen aus.

Durch den Koeffizienten B2.2 charakterisierte Feldinhomoge nitäten erscheinen in den Projektionen x = y und x = -y, also auf Achsen, die innerhalb der x/y-Ebene einen Winkel von 45° oder 135° aufweisen.

Aufgrund dieser Tabelle können alle zwölf sphärischen Koef fizienten ermittelt werden.

In der Praxis wird die mit der Fourier-Transformation er haltene Phasenkurve in der Weise ausgewertet, daß man nach der Fourier-Transformation zunächst eine Glättung und dann ein Fit-Verfahren durchführt, mit dem man Polynomial-Koef fizienten erhält, die man zu den Polynomial-Koeffizienten der Gleichung 1 in Beziehung setzt. Damit kann man schritt weise alle Polynomial-Koeffizienten aus der Tab. 1 ermit teln und erhält somit die sphärischen Koeffizienten. Die Genauigkeit des Verfahrens kann verbessert werden, indem man je Projektion nicht nur eine Messung durchführt, son dern mehrere Messungen mittelt. In der Praxis kommt man ferner nicht allein mit den neun Messungen gemäß der Tab. 1 aus, da man Offset-Effekte eliminieren muß. Dies kann an hand der Fig. 4 und 5 anschaulich gemacht werden: Um die Zeitverschiebung -Δt1 frei von Offsets zu ermitteln, kann man dieselbe Sequenz mit umgekehrtem Vorzeichen des Gra dienten G_RO ablaufen lassen. Damit wird aus der negativen Zeitverschiebung -Δt1 (Fig. 4) eine positive Zeitverschie bung +Δt1 (Fig. 5) und aus der Differenz beider Zeiten kann dann Offset-frei die tatsächliche Zeitverschiebung ermit telt werden. Dies gilt entsprechend auch für das Fourier- Transformations-Verfahren und für Terme höherer Ordnung.

In Fig. 14 sind die Pulssequenzen dargestellt, die man zweckmäßigerweise zur Ermittlung der zwölf sphärischen Koeffizienten nach der Tabelle verwendet. Dabei ist mit ADC jeweils das Abtastintervall für das Kernspinresonanzsignal bezeichnet. Die x-, y- und z-Projektionen werden jeweils zweifach durchgeführt mit unterschiedlichem Vorzeichen des Gradienten, die restlichen Projektionen (x = y, x = -y, x = z, x = -z, y = z und y = -z) werden jeweils nur einfach durchgeführt. Die zweiten Messungen für die x-, y- und z- Projektionen ergeben jeweils Bezugsgrößen für die Eliminie rung von Offset-Effekten.

Es kann auch vorteilhaft sein, das Shim-Verfahren nicht auf das gesamte Untersuchungsvolumen zu beziehen, sondern für jede Projektionsrichtung auf einen Block, der sich in Rich tung der Projektion erstreckt. Dies kann durch eine Vorsät tigung mittels einer Pulssequenz erreicht werden, wie sie in den Fig. 15 bis 19 dargestellt ist. Dabei wird ein erster frequenzselektiver Hochfrequenzpuls RF1 zusammen mit einem Gradienten Gy eingestrahlt, so daß eine senkrecht zur y- Richtung liegende Schicht angeregt wird. Anschließend fol gen drei Spoilergradienten Gx, Gy, Gz, dann ein weiterer Hochfrequenzpuls RF2, der ein anderes Frequenzspektrum als der erste Hochfrequenzpuls RF1 aufweist und ebenfalls unter einem Gradienten Gy eingestrahlt wird. Schließlich folgen wieder drei Spoilergradienten Gx, Gy, Gz. Mit der soweit beschriebenen Pulssequenz werden alle Spins, die außerhalb einer zentrischen, senkrecht zur y-Achse liegenden Schicht liegen, gesättigt. Mit den weiteren Hochfrequenzpulsen RF3 und RF4, die jeweils unter der Wirkung eines Gradienten Gz eingestrahlt werden, und die auf jeden Hochfrequenzpuls RF3, RF4 folgenden Spoilergradienten Gx, Gy, Gz werden fer ner alle Spins gesättigt, die außerhalb einer zentrischen, senkrecht zur z-Achse liegenden Schicht liegen. Damit blei ben nur die Spins eines sich in x-Richtung erstreckenden Blocks ungesättigt, der in Fig. 20 dargestellt ist. Nach dieser Vorsättigung werden die noch ungesättigten Spins mit einem weiteren Hochfrequenzpuls RF5 angeregt und wie in den vorausgehenden Beispielen ein Gradientenechosignal S ausge lesen. Diese Pulssequenz muß - wie beschrieben - für mehre re Richtungen durchgeführt werden.

Das Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz nach den Fig. 15 bis 19 enthält im Unterschied zu den vorher bespro chenen Pulssequenzen noch einen bewegungsrefokussierenden Gradientenpuls in x-Richtung, der mit GMR (gradient motion refocussing) bezeichnet ist. Mit diesem bipolaren Gradien ten können Bewegungsartefakte vermieden werden. Die Wirkung von bewegungsrefokussierenden Pulsen ist beispielsweise in dem US-Patent 4,616,180 beschrieben.

Ferner ist am Ende der Sequenz noch ein Spoilergradient GS in x-Richtung dargestellt, der die noch vorhandene Phasen kohärenz zerstört, so daß eine weitere Pulssequenz für eine andere Projektion unmittelbar im Anschluß durchgeführt wer den kann.

Die Selektion eines Untersuchungsvolumens in Blockform, die in dem vorangehend beschriebenen Beispiel durch Vorsätti gung erreicht wurde, kann auch durch selektive Anregung er zielt werden. Ein entsprechendes Ausführungsbeispiel wird nachfolgend anhand der Fig. 21 bis 25 erläutert.

Fig. 21 zeigt einen frequenzselektiven 90°-Hochfrequenzpuls RF1, der unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgra dienten G_SL1 gemäß Fig. 22 eingestrahlt wird. Damit wird er reicht, daß nur eine zum ersten Schichtselektionsgradienten G_SL1 senkrecht stehende Schicht angeregt wird. Anschließend wird durch Umkehr des ersten Schichtselektionsgradienten G_SL1 die mit dem positiven Teilpuls verursachte Dephasie rung wieder rückgängig gemacht. Mit einem nachfolgenden, ebenfalls frequenzselektiven 180°-Hochfrequenzpuls RF2 wird die Spinpopulation invertiert. Der 180°-Hochfrequenzpuls wird unter einem zweiten Schichtselektionsgradienten G_SL2 eingestrahlt, wobei der zweite Schichtselektionsgradient G_SL2 zum ersten Schichtselektionsgradienten G_SL1 senkrecht ist. Mit dem 180°-Hochfrequenzpuls RF2 werden somit selek tiv nur diejenigen Kernspins invertiert, die in einer Schicht senkrecht zur Richtung des zweiten Schichtselek tionsgradienten G_SL2 liegen.

Schließlich wird ein Auslesegradient G_RO in negativer Rich tung eingeschaltet und dann invertiert. Unter dem positiven Teil des Auslesegradient G_RO werden die Kernresonanzsignale ausgelesen, was in Fig. 25 mit einzelnen Abtastzeitpunkten AD gekennzeichnet ist.

Sämtliche Kernresonanzsignale stammen aus einem Bereich, der zum einen in der durch den 90°-Hochfrequenzpuls ange regten Schicht liegen muß und der ferner in der durch den 180°-Hochfrequenzpuls RF2 invertierten Schicht liegt. Nicht invertierte Kernspins erzeugen nämlich kein Spinecho und tragen somit nicht zu dem unter dem Auslesegradienten G_RO entstehenden Kernresonanzsignal bei. Mit der dargestellten Pulssequenz wird somit ein Volumen untersucht, das der Schnittmenge der beiden selektierten Schichten entspricht. Dies ist in ein Block entsprechend Fig. 20, wobei die Längs richtung des Blocks durch die Richtung der Schichtselek tionsgradienten G_SL1 und G_SL2 gewählt werden kann. Die Dicke des Blocks wird durch des Frequenzspektrum der Hoch frequenzpulse RF1 und RF2 bestimmt.

Wie bereits oben anhand der Fig. 6 und 8 erläutert, erhält man eine Information über Inhomogenitäten bei einer Spin echosequenz nur dann, wenn der 180°-Hochfrequenzpuls RF2 nicht zentrisch zwischen dem Hochfrequenzanregepuls RF1 und dem Echozeitpunkt T_e liegt. In der Pulssequenz nach den Fig. 21 bis 25 ist der Abstand des tatsächlichen Echozeitpunktes T_e von einem Echozeitpunkt T_e*, bezüglich dem der 180°-Hochfrequenzpuls RF2 zentrisch liegen würde, mit ΔT_e bezeichnet.

Claims

1. Verfahren zur Shimmung eines Magnetfeldes in einem Unter suchungsraum eines Kernspinresonanzgerätes, wobei das Ma gnetfeld (Bz) mathematisch in Form von sphärischen harmoni schen Funktionen dargestellt wird, wobei Shim-Spulen (4 bis 9) vorgesehen sind, die so gestaltet sind, daß sie im Un tersuchungsraum im wesentlichen eine Feldverteilung hervor rufen, die einem bestimmten Koeffizienten der sphärischen harmonischen Funktionen entspricht, gekenn zeichnet durch folgende Verfahrens schritte:

a) eine Gradientenechosequenz bestehend aus einem Hochfre quenzpuls (RF) und einem bipolaren Gradientenpuls (G_RO) in einer vorgegebenen Richtung wird angewandt und das dabei entstehende Kernspinresonanzsignal (S) erfaßt;
b) das so gewonnene Kernspinresonanzsignal (S) wird fou rier-transformiert und daraus die Phasenkurve der Kern spins in der vorgegebenen Richtung ermittelt;
c) die Schritte a) und b) werden mehrfach mit unterschied lichen Richtungen des bipolaren Gradientenpulses (G_RO) wiederholt;
d) die erhaltenen Phasenkurven werden mit einer Fit-Metho de analysiert;
e) aus den mit der Fit-Methode gewonnenen Polynomial- Koeffizienten i-ter Ordnung werden jeweils die Koeffi zienten der die Feldverteilung beschreibenden sphäri schen harmonischen Funktionen i-ter Ordnung ermittelt und damit der der zugeordneten Shim-Spule zuzuführende Strom bestimmt.

2. Verfahren zur Shimmung eines Magnetfeldes in einem Un tersuchungsraum eines Kernspinresonanzgerätes, wobei das Magnetfeld (Bz) mathematisch in Form von sphärischen har monischen Funktionen dargestellt wird, wobei Shim-Spulen (4 bis 9) vorgesehen sind, die so gestaltet sind, daß sie im Untersuchungsraum im wesentlichen eine Feldverteilung hervorrufen, die einem bestimmten Koeffizienten der sphä rischen harmonischen Funktionen entspricht, ge kennzeichnet zeichnet durch folgende Verfah rensschritte:

a) eine Spinechosequenz wird angewandt, in zeitlicher Rei henfolge bestehend aus: einem ersten Hochfrequenzpuls (RF1), einem ersten Gradientenpuls G1 in einer vorgege benen Richtung, einem zweiten Hochfrequenzpuls (RF1*) mit einem Flipwinkel von 180° und mit einem zweiten Gradientenpuls (G1*) in der vorgegebenen Richtung, un ter dem ein Kernspinresonanzsignal (S) ausgelesen wird, wobei der zweite Hochfrequenzpuls (RF1*) nicht zen trisch bezüglich erstem Hochfrequenzpuls (RF1) und Kernresonanzsignal (S) ist;
b) das so gewonnene Kernspinresonanzsignal (S) wird fou rier-transformiert und daraus die Phasenkurve der Kern spins in der vorgegebenen Richtung ermittelt;
c) die Schritte a) und b) werden mehrfach mit unterschied lichen Richtungen der Gradientenpulse (G1, G1*) wieder holt.
d) die erhaltenen Phasenkurven werden mit einer Fit-Metho de analysiert;
e) aus den mit der Fit-Methode gewonnenen Polynomial- Koeffizienten i-ter Ordnung werden jeweils die Koeffi zienten der die Feldverteilung beschreibenden sphäri schen harmonischen Funktionen i-ter Ordnung und damit der der zugeordneten Shim-Spule zuzuführende Strom be stimmt.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß es für mehrere Gra dientenrichtungen unmittelbar nacheinander durchgeführt wird, wobei vor jedem Hochfrequenzpuls ein Spoilergradient (GS) eingeschaltet wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da durch gekennzeichnet, daß eine Vorsättigungssequenz durchgeführt wird, mit der für jede Pulssequenz Spins außerhalb eines sich in Richtung der je weiligen Gradientenpulse erstreckenden Blocks gesättigt werden.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da durch gekennzeichnet, daß die Hochfrequenzpulse (RF) frequenzselektiv sind und unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten eingestrahlt wer den, so daß nur eine Schicht des Untersuchungsvolumens an geregt wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß zur Kompensation linearer Feldabweichungen Gradientenspulen (2, 3) mit einem nach dem Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 5 ermittelten Offset-Strom beaufschlagt werden.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da durch gekennzeichnet, daß es vor jeder Untersuchungsphase durchgeführt wird.