DE68927107T2

DE68927107T2 - Verminderung von bewegungsartefakten bei der bilderzeugung mittels magnetischer kernresonanz

Info

Publication number: DE68927107T2
Application number: DE68927107T
Authority: DE
Inventors: Richard Ehman; Joel Felmlee
Original assignee: Mayo Foundation for Medical Education and Research
Current assignee: Mayo Foundation for Medical Education and Research
Priority date: 1988-11-23
Filing date: 1989-11-14
Publication date: 1997-04-03
Anticipated expiration: 2009-11-15
Also published as: EP0445151B1; DE68927107D1; WO1990005920A1; JP2974759B2; US4937526A; EP0445151A1; JPH04503314A; EP0445151A4

Description

Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung findet Anwendung bei Verfahren und Systemen zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz. Die Erfindung betrifft insbesondere ein Verfahren zur Verminderung von Bildartefakten, die durch Strömung und Bewegung verursacht sind.
Jeder Kern, der ein magnetisches Moment besitzt, unternimmt den Versuch, sich selbst mit der Richtung des Magnetfeldes auszurichten, in welchem er sich befindet. Dabei präzediert der Kern allerdings rund um diese Richtung mit einer charakteristischen Winkelfrequenz (Larmorfrequenz), die von der Stärke des Magnetfeldes und den Eigenschaften der spezifischen Kernart (gyromagnetische Konstante γ des Kerns) abhängt. Kerne, die dieses Phänomen zeigen, werden hier "Spins" genannt.
Wird eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe, einem gleichförmigen Magnetfeld (polarisierendes Feld Bz) ausgesetzt, unternehmen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe den Versuch, sich mit diesem polarisierenden Feld auszurichten, wobei sie mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz in ungeordneter Weise um das Feld präzedieren. In der Richtung des polarisierenden Feldes wird ein magnetisches Gesamtmoment Mz erzeugt, wohingegen die beliebig orientierten magnetischen Komponenten in der dazu senkrecht oder quer verlaufenden Ebene (x-y-Ebene) einander auslöschen. Wird allerdings andererseits die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Erregerfeld B&sub1;) ausgesetzt, das in der x-y-Ebene liegt und in der Nähe der Larmorfrequenz ist, kann das ausgerichtete Gesamtmoment M in die z-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, wobei ein magnetisches Gesamtquermoment M&sub1; erzeugt wird, das sich in der x-y-Ebene bei der Larmorfrequenz dreht oder eine Spinbewegung ausführt. Das Ausmaß, um welches das magnetische Gesamtmoment Mz gekippt wird, und damit der Betrag des magnetischen Gesamtquermoments M&sub1; hängt in erster Linie von der Länge der Zeit und dem Betrag des angelegten Erregerfeldes B&sub1; ab.
Der praktische Wert dieser Eigenschaft wird in dem Signal gesehen, das von den erregten Spins im Anschluß an die Beendigung des Erregungssignals B&sub1; abgegeben wird. In einfachen Systemen induziert der angeregte Spin in einer Empfangsspule ein sinusförmiges Schwingungssignal. Die Frequenz dieses Signals ist gleich der Larmorfrequenz, und seine Anfangsamplitude A&sub0; ist durch den Betrag des magnetischen Quermoments M&sub1; festgelegt. Die Amplitude A des Emissionssignals nimmt in Abhängigkeit von der Zeit t exponentiell ab:
A = A&sub0;e-t/T*2
Die Verzögerungskonstante 1/T*2 hängt von der Homogenität des Magnetfeldes und von T&sub2; ab, die "Spin-Spin-Relaxations"- Konstante oder "Querrelaxations"-Konstante genannt wird. Die T&sub2;-Konstante ist der Exponentialrate umgekehrt proportional, mit der die ausgerichtete Präzesion der Spins im Anschluß an die Entfernung des Erregungssignals B&sub1; in einem vollkommen homogenen Feld dephasiert.
Ein weiterer wichtiger Faktor, der zur Amplitude A des NMR-Signals beiträgt, ist der Spin-Gitter-Relaxationsprozeß, der durch die Zeitkonstante T&sub1; gekennzeichnet ist. Dieser Prozeß wird auch Längsrelaxationsprozeß genannt, da er die Wiedergewinnung des magnetischen Gesamtmoments M auf seinen Gleichgewichtswert längs der Achse der magnetischen Polarisation (z) beschreibt. Die T&sub1;-Zeitkonstante ist länger als T&sub2;, und zwar viel länger in den meisten Substanzen, die von medizinischem Interesse sind.
Die NMR-Messungen, die in Bezug auf die Erfindung von besonderer Relevanz sind, werden "gepulste NMR-Messungen" genannt. Solche NMR-Messungen werden unterteilt in einen Anreregungszeitraum und einen Signalemissionszeitraum. Die Messungen werden in einer zyklischen Weise ausgeführt, wobei die NMR-Messung vielmals wiederholt wird, um während jedes Zyklus unterschiedliche Daten zu akkumulieren und dieselbe Messung an verschiedenen Stellen im Objekt vorzunehmen. Eine große Vielzahl präparativer Anregungsverfahren ist bekannt, die die Anwendung eines oder mehrerer Anregungsimpulse (B&sub1;) unterschiedlicher Größe und Dauer umfassen. Solche Anregungsimpulse können ein schmales Frequenzspektrum (selektiver Anregungsimpuls) haben, oder sie können ein breites Frequenzspektrum (nicht selektiver Anregungsimpuls) haben, wobei über einen Bereich von Resonanzfrequenzen eine Quermagnetisierung M&sub1; erzeugt wird. Im Stand der Technik findet man reichlich viele Anregungsverfahren, die so ausgelegt sind, daß sie Vorteile besonderer NMR-Eigenschaften ausnutzen und besondere Probleme bei dem NMR-Meßprozeß überwinden. Die Erfindung kann in Verbindung mit irgendwelchen dieser Impulssequenzen angewendet werden.
Bei der Verwendung von NMR zur Erzeugung von Bildern wird eine Technik ausgenutzt, die es gestattet, von spezifischen Stellen im Objekt NMR-Signale zu erhalten. Typischerweise wird der abzubildende Bereich (interessierende Bereich) von einer Sequenz von NMR-Meßzyklen abgetastet, die in Abhängigkeit von dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren unterschiedlich sind. Der resultierende Satz empfangener NMR- Signale wird digitalisiert und verarbeitet, um unter Verwendung von vielen an sich bekannten Rekonstruktionsverfahren das Bild zu erzeugen. Um eine solche Abtastung auszuführen ist es selbstverständlich erforderlich, von spezifischen Stellen des Objekts NMR-Signale zu erhalten. Dies wird durch die Anwendung von Magnetfeldern (Gx, Gy und Gz) erreicht, die dieselbe Richtung wie das polarisierende Feld (B&sub0;) haben, die aber einen Gradienten längs der jeweiligen x-, y- bzw. z-Achse aufweisen. Durch Einstellen oder Steuern der Stärke dieser Gradienten während jedes NMR-Zyklus kann die räumliche Verteilung der Spinanregung gesteuert und der Ort der resultierenden NMR-Signale identifiziert werden.
NMR-Daten zum Erzeugen von Bildern können unter Verwendung zahlreicher verfügbarer Techniken gesammtelt werden, wie beispielsweise Mehrfachwinkelprojektionserzeugung und Bildgebung mittels Fourier-Transformation (FT). Typischerweise enthalten solche Techniken eine Impulssequenz aus einer Vielzahl sequentiell implementierter Ansichten. Jede Ansicht kann ein oder mehrere NMR-Experimente enthalten, von denen jedes wenigstens einen HF-Anregungsimpuls und einen Magnetfeldgradientenimpuls enthält, um die räumliche Information in dem resultierenden NMR-Signal zu codieren. Es ist bekannt, daß das NMR-Signal ein freier Induktionsabfall (FID) oder vorzugsweise ein Spin-Echo-Signal sein kann.
Die bevorzugten Ausführungsbeispiele der Erfindung werden noch im einzelnen unter Bezugnahme auf eine Variante der bekannten FT-Technik beschrieben, die auch häufig "Spin-Warp- Bildgebung" genannt wird. Die Spin-Warp-Technik ist in der nachstehenden Druckschrift beschrieben: "Spin Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging" von W.A. Edelstein und anderen, Physics in Medicine and Biology, Band 25, Seiten 751 bis 756 (1980).
Die Spin-Warp-Technik verwendet einen phasencodierenden Magnetfeldgradientenimpuls variabler Amplitude vor der Erfassung der NMR-Spin-Echo-Signale, um die Rauminformation in der Richtung dieses Grandienten phasenmäßig zu codieren. Bei einer zweidimensionalen Implementation (2DFT) wird beispielsweise die räumliche Information in einer Richtung durch Anlegen eines phasencodierenden Gradienten (Gy) längs dieser Richtung codiert, und eine Spin-Echo-Signal wird dann in Gegenwart eines Auslesemagnetfeldgradienten (Gx) in einer Richtung senkrecht zur Phasencodierrichtung erfaßt. Der während der Spin-Echo-Erfassung vorhandene Auslesegradient codiert räumliche Informationen in der senkrechten Richtung. Bei einer typischen 2DFT-Impulssequenz wird der Betrag des phasencodierenden Gradientenimpulses (Gx) inkrementiert (ΔGy), und zwar in der Sequenz von Profilen oder Sichten, die während der Abtastung erfaßt werden, um einen Satz NMR-Daten zu erzeugen, aus denen dann ein Gesamtbild rekonstruiert werden kann.
Eine Objektbewegung während der Erfassung von NMR-Bilddaten erzeugt sowohl Unschärfen als auch "Geisterbilder" in der phasencodierenden Richtung. Geisterbilder treten insbesondere dann auf, wenn die Bewegung periodisch oder nahezu in einer solchen Weise verläuft. Für die meisten physiologischen Bewegungen wird jede Sicht des NMR-Signals in einem Zeitraum erfaßt, der hinreichend kurz ist, so daß man das Objekt während der Dauer des Erfassungsfensters als stationär betrachten kann. In einem solchen Fall beruhen die Unschärfen und Geisterbilder auf der nicht konsistenten Erscheinung des Objekts von Sicht zu Sicht. Bewegungen, die das Erscheinungsbild zwischen Sichten verändern, wie beispielsweise Bewegungen, die durch Unruhe des Patienten, durch die Atmung oder den Herzrhythmus oder durch die Peristaltik verursacht werden, werden hier "Sicht-zu-Sicht-Bewegung" genannt. Bewegungen können auch die Amplitude und Phase des NMR-Signals bei seiner Entwicklung während der Impulssequenz ändern, und eine solche Bewegung wird hier "Intern-Sicht-Bewegung" genannt.
Durch Synchronisation der Datenerfassung oder Datenakquisition mit dem Funktionszyklus des Objekts kann man Unschärfen und Geisterbilder und damit die Sicht-zu-Sicht-Bewegung vermindern. Dieses Verfahren ist als torgesteuerte NMR-Abtastung bekannt, und das Ziel dieser Abtastung besteht darin, NMR-Daten während aufeinanderfolgender Funktionszyklen an jeweils derselben Stelle zu erfassen, so daß das Objekt bei jeder Sicht gleich "aussieht". Der Nachteil der Torsteuerung besteht darin, daß man NMR-Daten lediglich während eines kurzen Bruchteils des Funktionszyklus des Objekts erfassen kann, und selbst wenn man die kürzeste annehmbare Impulssequenz einsetzt, kann die Torsteuerungstechnik die Datenakquisitionszeit beträchtlich verlängern. Einige dieser Verfahren sind offenbart in den US-Patentnummern 4 751 462, 4 567 893 und 4 663 591. Keines dieser Verfahren hat sich als vollständig ausreichend erwiesen, weil sie entweder von einer perfektperiodischen Bewegung abhängen oder die Abtastzeit beträchtlich erhöhen oder Bilder mit einem niedrigen Rauschabstand erzeugen.
Einige NMR-Impulssequenzen sind vorgeschlagen worden, um entweder eine Desensibilisierung der NMR-Messung gegenüber Phasenstörungen vorzusehen, die durch strömende oder fließende Spins verursacht werden, wie es im US-Patent Nr. 4 728 890 beschrieben ist, oder um eine Sensibilisierung der Messung in bezug auf Strömen oder Fließen in einer solchen Weise vorzusehen, daß die Strömungseffekte von den rekonstruierten Bildem in geeigneter Weise getrennt werden können, wie es im US-Patent Nr. RE 32 701 beschrieben ist. Keine dieser Methoden hat sich als vollkommen ausreichend erwiesen, und zwar entweder bezogen auf den Standpunkt des Leistungsvermögens oder weil diese Methoden eine nachteilige Auswirkung auf die Abtastzeit oder die Art der auszuführenden NMR-Messungen hatten.
Das US-Patent Nr. 4 715 383 offenbart ein Verfahren zum Vermindern von Bewegungs- und Strömungsartefakten in NMR-Bildem. Obgleich dieses Verfahren NMR-Bilder durch unterdrücken von Artefakten, die durch Spins außerhalb des interessierenden Bereiches verursacht werden, verbessert, führt es keine Korrektur gegenüber den Bewegungsartefakten aus, die durch Spins innerhalb des interessierenden Bereiches erzeugt werden.
Alle herkömmlichen Verfahren zum Vermindern von Bewegungs- und Strömungsartefakten konzentrieren sich auf die Datenakquisitionsprozedur. Sie verändern die NMR-Impulssequenz selbst, sie verändern die Reihenfolge, in der die Pulssequenzen in einer Abtastung ausgeführt werden, oder sie synchronisieren die Ausführung der Impulssequenz mit der Bewegung des untersuchten Objekts. Ihr Ziel ist die Erzeugung eines Satzes NMR-Daten, die möglichst wenig von Strömungen und Bewegungen beeinträchtigt sind und die deshalb zum Konstruieren von klaren, geisterfreien Bildern benutzt werden können.
In der EP-A-0 184 249 ist ein Verfahren zum Analysieren der erfaßten NMR-Signale während einer Abtastung zur Feststellung von Bewegungen des Objekts von Sicht-zu-Sicht längs einer Achse offenbart. Die NMR-Signale werden in Abhängigkeit von der Position des Objekts während ihrer Akquisition sortiert, und aus jeder Gruppe sortierter NMR-Signale werden separate Bilder rekonstruiert. Diese Bilder werden in bezug auf eine gemeinsame Referenzposition geometrisch geändert und dann in ein einziges Bild kombiniert. Dieses Verfahren ermöglicht lediglich die Korrektur von Bewegung längs einer Achse und es berücksichtigt nicht sichtinterne Bewegungsartefakte.

Kurze Darlegung der Erfindung

Die Erfindung betrifft ein im Anspruch 1 definiertes Verfahren zum Vermindern von Bewegungsartefakten in einem NMR- Bild, das aus einer NMR-Datenmenge rekonstruiert wird, die durch Ausführen einer Abtastung mittels eines NMR-Systems gewonnen worden ist. Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in Unteransprüchen definiert. Die beanspruchte Erfindung beabsichtigt, die oben erwähnten Nachteile und Unzulänglichkeiten zu überwinden.
Ein spezielles Ausführungsbeispiel der Erfindung ist auf ein Verfahren zum Vermindern von Bewegungs- und Strömungsartefakten in einem NMR-Bild gerichtet, und zwar durch Korrektur einer NMR-Datenmenge, die während einer Abtastung gewonnen worden ist, um die Bewegungs- und Strömungsauswirkungen zu vermeiden, bevor das Bild rekonstruiert wird. Das Verfahren umfaßt das Transformieren der NMR-Datenmenge zum Erzeugen eines Hybridraumdatenfeldes; das Erzeugen eines Korrekturdatenfeldes unter Verwendung der Daten in dem Hybridraumdatenfeld; das Anwenden der Daten in dem Korrekturdatenfeld auf die vom NMR-System erzeugte NMR-Datenmenge zum Vermindern von Strömungs- und Bewegungsartefakten in dem Bild, das aus der NMR-Datenmenge rekonstruiert wird. Das Korrekturdatenfeld, das gemäß einem Aspekt der Erfindung erzeugt wird, korrigiert Sicht-zu-Sicht-Bewegungsartefakte, und das Korrekturdatenfeld, das gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung erzeugt wird, korrigiert sichtinterne Bewegungs- und Strömungsartefakte.
Ein allgemeines Ziel der Erfindung ist die Schaffung eines Verfahrens zum Korrigieren von Bewegungs- und Strömungsartefakten, wobei dieses Verfahren angewendet werden kann, nachdem die NMR-Daten erfaßt worden sind. Die Erfindung ermoglicht die Korrektur der NMR-Datenmenge im Anschluß an ihre Akquisition, und deshalb kann die Erfindung zusätzlich zu irgendwelchen bisher benutzten Verfahren zum Unterdrücken von Bewegungs- oder Strömungsartefakten eingesetzt werden. Das auf die NMR-Daten durch Bewegung oder Strömung einwirkende Ausmaß wird von der Erfindung erfaßt, und es erfolgt eine automatische Korrektur der NMR-Daten in einer solchen Weise, daß die Auswirkung vermindert oder eliminiert wird.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung ist die Erfassung von "Navigator"-NMR-Daten zusammen mit den üblichen Bild-NMR- Daten innerhalb derselben Impulssequenz. Die Navigator-NMR- Daten ermöglichen es, daß die Sicht-zu-Sicht- und sichtinternen Bewegungsartefakte genauer korrigiert werden können. Ein Navigator-NMR-Signal wird in jeder Impulssequenz zusammen mit dem Bild-NMR-Signal erzeugt, und für beide wird eine Datenmenge erfaßt. Die Korrekturwerte werden festgelegt unter Verwendung der Navigatordatenmenge, und die Korrekturen werden an der Bilddatenmenge vorgenommen.
Ein spezielleres Ziel der Erfindung ist die Korrektur der NMR-Datenmenge hinsichtlich Sicht-zu-Sicht-Artefakte, die durch Bewegung oder Strömung in irgendeiner Richtung verursacht werden. Das Navigatorsignal kann in der Gegenwart eines Auslesemagnetfeldgradienten erfaßt werden, der in einer beliebigen Richtung orientiert ist. Die nach der Erfindung erzeugten Verschiebekorrekturen sehen eine Korrektur für Fehler vor, die durch Sicht-zu-Sicht-Bewegung oder -Strömung in der Richtung des Navigatorsignalauslesegradienten verursacht werden. Durch Erfassen von mehr als einem Navigatorsignal in der Impulssequenz in Gegenwart von Auslesegradienten, die in jeweils unterschiedlichen Richtungen orientiert sind, werden Verschiebekorrekturen erzeugt, die bezüglich Sicht-zu-Sicht- Bewegung in den entsprechenden Richtungen korrigieren. So können beispielsweise Verschiebekorrekturen für eine Bewegung sowohl längs der x-Achse als auch der y-Achse des NMR-Systems gemacht werden.
Ein weiteres spezifisches Ziel der Erfindung ist die Korrektur der NMR-Datenmenge bezüglich sichtinterner Artefakte, die durch Bewegung oder Strömung in irgendeiner Richtung verursacht werden. Die Phasenkorrekturen P, die nach der Erfindung erzeugt werden, versetzen Artefakte verursachendes systematisches Rauschen, das durch sichtinterne Bewegung oder Strömung verursacht wird, und zwar unabhängig von seiner Richtung.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung ist schließlich, daß sowohl sichtinterne als auch sichtweise Bewegungs- und Strömungsartefaktkorrektur auf dieselbe NMR-Datenmenge angewendet werden kann. Sowohl ein Datenfeld für sichtinterne Korrektur als auch ein Datenfeld für sichtweise Korrektur können auf die NMR-Datenmenge angewendet werden.
Die vorstehenden und andere Ziele und Vorteile der Erfindung gehen aus der nachstehenden Beschreibung hervor. In der Beschreibung wird auf beigefügte Zeichnungen Bezug genommen, die ein Teil der Beschreibung darstellen und in denen im Wege der Erläuterung ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt ist. Dieses Ausführungsbeispiel repräsentiert notwendigerweise nicht den gesamten Schutzumfang der Erfindung, und es wird deshalb auf die Ansprüche Bezug genommen, die das Schutzausmaß der Erfindung interpretieren.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild eines NMR-Systems, das von der Erfindung Gebrauch macht;
Fig. 2 ist ein elektrisches Blockschaltbild des Sendeempfängers, der ein Teil des NMR-Systems von Fig. 1 bildet;
Fig. 3 ist eine graphische Darstellung einer herkömmlichen NMR-Impulssequenz, die zur Akquisition von Daten dient, welche zum Erzeugen eines Bildes verwendet werden;
Fig. 4 ist eine bildliche Darstellung, die aufzeigt, wie ein Bild aus den NMR-Daten rekonstruiert wird, welche unter Verwendung der Impulssequenz von Fig. 3 erfaßt worden sind;
Fig. 5 ist eine bildliche Darstellung, die aufzeigt, wie gemäß der Erfindung Korrekturwerte berechnet werden;
Fig. 6 ist eine graphische Darstellung von Daten in dem Modulus-Feld von Fig. 5;
Fig. 7 ist eine graphische Darstellung des Korrelationsprozesses, der zum Erzeugen des Verschiebekorrekturfeldes von Fig. 5 verwendet wird;
Fig. 8a und 8b sind graphische Darstellungen von Daten im Phasenfeld von Fig. 5 und des zum Erzeugen des Phasenkorrekturfeldes von Fig. 5 benutzten Prozesses;
Fig. 9 ist eine graphische Darstellung einer Impulssequenz, die zur Akquisition sowohl von Bild-NMR-Daten als auch von Navigator-NMR-Daten verwendet wird; und
Fig. 10 ist eine Darstellung von Hybridraumdaten und illustriert die Auswirkungen von stationären als auch von sich bewegenden Spins auf die Hybridraumphase.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild der Hauptkomponenten eines bevorzugten NMR-Systems, auf das die Erfindung angewendet wird und das von der General Electric Company unter dem Markennamen "SIGNA" vertrieben wird. Der Gesamtbetrieb des Systems erfolgt unter der Leitung und Steuerung eines Hostcomputersystems, das in der Figur generell mit 100 gekennzeichnet ist und das einen Hauptcomputer 101 (Data General MV4000) aufweist. Der Computer 100 enthält eine Schnittstelle 102, über die zahlreiche periphere Computergeräte und andere NMR-Systemkomponenten an den Hauptcomputer 101 angeschlossen werden können. Zu den peripheren Computergeräten zählt ein Magnetbandantrieb 104, der unter der Leitung des Hauptcomputers 101 verwendet wird, um Patientendaten und Bilddaten auf einem Band zu archivieren. Verarbeitete Patientendaten können auch auf einem Bildplattenspeichergerät 110 abgespeichert werden. Ein Datenfeldprozessor 106 wird zum Vorverarbeiten erfaßter NMR-Daten und zur Bildrekonstruktion verwendet. Die Funktion eines Bildprozessors 108 sieht eine interaktive Bildanzeigemanipulation vor, wie beispielsweise Vergrößerung, Bildvergleich, Grautoneinstellung und Echtzeit-Datensichtanzeige. Das Computersystem 100 enthält auch eine Einrichtung zum Speichern roher NMR-Daten (also vor der Bildkonstruktion), die von einem Plattendatenspeichersystem 112 Gebrauch macht. Ein Bedienerplatz oder Bedienerpult 116 ist ebenfalls über die Schnittstelle 102 an den Hauptcomputer 101 angeschlossen und setzt den Bediener in die Lage, Daten einzugeben, die für die Untersuchung eines Patienten relevant sind, als auch zusätzliche Daten einzugeben, die für einen geeigneten Betrieb des NMR-Systems notwendig sind, wie beispielsweise Daten, die die Kalibrierung, Initialisierung und Beendigung von Abtastungen betreffen. Das Bedienerpult dient auch zur Sichtanzeige von Bildern, die auf einer Platte oder einem Magnetband gespeichert sind.
Das Computersystem 100 übt die Leitung und Steuerung über das NMR-System mit Hilfe einer Systemsteuerung 118 und einem Gradientenverstärkersystem 128 aus. Unter der Leitung eines gespeicherten Programms kommuniziert der Computer 100 mit der Systemsteuerung 118 über ein serielles Kommunikationsnetzwerk 103 (beispielsweise das Ethernet-Netzwerk), und zwar in einer an sich bekannten Weise. Die Systemsteuerung 118 enthält einige Untersysteme, wie beispielsweise ein Impulssteuermodul (PCM) 120, einen Hochfrequenz-Sendeempfänger 122, ein Statussteuermodul (SCM) 124 und generell mit 126 bezeichnete Energieversorgungen. Das PCM 120 verwendet Steuersignale, die vom Hauptcomputer 101 unter dem Steuerprogramm erzeugt werden, um digitale Schwingungsformen zu gewinnen, die die Gradientenspulenerregung steuern, als auch HF-Hüllkurvenschwingungsformen, die im Sendeempfänger 122 zum Modulieren der HF-Anregungsimpulse verwendet werden. Die Gradientenschwingungsformen werden an das Gradientenverstärkersystem 128 gelegt, das einen Gx-, Gy- und Gz-Verstärker 130, 132 bzw. 134 enthält. Jeder der Verstärker 130, 132 und 134 wird zum Erregen einer entsprechenden Gradientenspule in einer mit 136 bezeichneten Anordnung verwendet, die Teil einer Magnetanordnung 146 ist. Im erregten Zustand erzeugen die Gradientenspulen Magnetfeldgradienten Gx, Gy und Gz.
Die Gradientenmagnetfelder werden verwendet in Kombination mit Hochfrequenz-Impulsen, die von dem Sendeempfänger 122, dem HF-Verstärker 123 und der HF-Spule 138 erzeugt werden, um räumliche Information in den NMR-Signalen zu codieren, welche von dem Bereich des zu untersuchenden Patienten ausgehen. Schwingungsformen und Steuersignale, die vom Impulssteuermodul 120 bereitgestellt werden, benutzt das Sendeempfängeruntersystem 122 zur HF-Trägermodulation und Modussteuerung. Im Sendemodus liefert der Sender ein Hochfrequenzsignal an den HF-Leistungsverstärker 123, der dann die HF- Spulen 138 erregt, die innerhalb der Hauptmagnetanordnung 146 vorgesehen sind. Die NMR-Signale, die von dem angeregten Spin im Patienten ausgestrahlt werden, werden von derselben oder einer anderen, nichü zum Aussenden benutzten HF-Spule erfaßt. Die Signale werden detektiert, verstärkt, demoduliert, gefiltert und digitalisiert, und zwar in dem Empfängerabschnitt des Sendeempfängers 122. Die verarbeiteten Signale werden zum Hauptcomputer 101 über eine zugeordnete, unidirektionale digitale Hochgeschwindigkeitsverbindung 105 übertragen, die die Schnittstelle 102 und den Sendeempfänger 122 miteinander verbindet.
Das PCM 120 und SCM 124 sind unabhängige Untersysteme, die beide mit dem Hauptcomputer 101, peripheren Systemen, wie beispielsweise einem Patientenpositionierungssystem 152, als auch miteinander kommunizieren, und zwar über eine serielle Kommunikationsverbindung 103. Das PCM 120 und SCM 124 enthalten jeweils einen 16-Bit-Mikroprozessor (beispielsweise Intel 8086) zum Verarbeiten von Befehlen des Hauptcomputers 101. Das SCM 124 enthält Mittel zur Akquisition von Information bezüglich der Position der Patientenliege und der Position eines bewegbaren Patientenausricht-Lichtfächerstrahls (nicht gezeigt). Diese Information wird vom Hauptcomputer 101 benutzt, um die Bildsichtanzeige- und -rekonstruktionsparameter zu modifizieren. Das SCM 124 initiiert auch Funktionen, wie beispielsweise die Betätigung der Patiententransport- und -ausrichtsysteme.
Die Gradientenspulenanordnung 136 und die HF-Sende- und -Empfangsspulen 138 sind in der Bohrung des Magneten angeordnet, der zum Erzeugen des polarisierenden Magnetfeldes dient. Der Magnet bildet einen Teil der Hauptmagnetanordnung, die das Patientenausrichtsystem 148, eine Zusatzspulen-Energieversorgung 140 und eine Hauptmagnet-Energieversorgung 142 enthält. Die Hauptenergieversorgung 142 dient dazu, das von dem Magneten erzeugte polarisierende Feld auf die geeignete Betriebsstärke von 1,5 Tesla zu bringen und wird dann getrennt.
Um Störungen von externen Quellen so gering wie möglich zu halten, sind die NMR-Systemkomponenten, die die Hauptmagnetanordnung, die Gradientenspulenanordnung und die HF-Sende- und -Empfangsspulen sowie die Patientenhandhabungsvorrichtungen umfassen, in einem HF-abgeschirmten Raum enthalten, der generell mit 144 bezeichnet ist. Diese Abschirmung sieht generell ein Kupfer- oder Aluminiumschirmnetzwerk vor, das den gesamten Raum umschließt. Das Schirmnetzwerk dient dazu, die vom System erzeugten HF-Signale zurückzuhalten, wobei gleichzeitig das System gegenüber HF-Signalen abgeschirmt wird, die außerhalb des Raumes erzeugt werden.
Es wird jetzt insbesondere auf Fig. 1 und 2 Bezug genommen. Der Sendeempfänger 122 enthält Komponenten, die das HF- Anregungsfeld B&sub1; über einen Leistungsverstärker 123 bei einer Spule 138A erzeugen, und Komponenten, die das in einer Spule 138B induzierte resultierende NMR-Signal empfangen. Die Grund- oder Trägerfrequenz des HF-Anregungsfeldes wird von einem Frequenzsyntheziser 200 erzeugt, der über die Kommunikationsverbindung 103 vom Hauptcomputer 101 eine Gruppe digitaler Signale empfängt. Diese digitalen Signale geben die Frequenz an, die an einem Ausgang 201 mit einer Auflösung von einemhertz erzeugt werden soll. Dieser befohlene HF-Träger wird an einen Modulator 202 gelegt, in welchem er in Abhängigkeit von Signalen, die über eine Leitung 203 empfangen werden, einer Frequenz- und Amplitudenmodulation unterzogen wird. Das resultierende HF-Anregungssignal wird in Abhängigkeit von einem Steuersignal ein- und ausgeschaltet, das über die Leitung 204 vom PCM 120 empfangen wird. Der Betrag des an einer Leitung 205 ausgangsseitig auftretenden HF-Anregungsimpulses wird von einer Sendedämpfungsschaltung 206 gedämpft, die über die Kommunikationsverbindung 103 ein digitales Signal vom Hauptcomputer 101 erhalt. Die gedämpften HF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker 123 zugeführt, der die HF-Sendespule 138A ansteuert.
Es wird weiterhin auf Fig. 1 und 2 Bezug genommen. Das von dem angeregten Spin im Objekt erzeugte NMR-Signal wird von der Empfangsspule 138B aufgenommen und dem Eingang eines Empfängers 207 zugeführt. Der Empfänger 207 verstärkt das NMR-Signal, und es wird um einen Betrag gedämpft, der durch ein digitales Dampfungssignal festgelegt wird, das vom Hauptcomputer 101 über die Verbindung 103 empfangen wird. Der Empfänger 207 wird ebenfalls ein- und ausgeschaltet, und zwar durch ein Signal an einer Leitung 208 vom PCM 120, und zwar in einer solchen Weise, daß das NMR-Signal nur während Zeitspannen erfaßt wird, die für die besondere auszuführende Akquisition erforderlich sind.
Das empfangene NMR-Signal wird in einem Quadraturdetektor 209 demoduliert, um zwei Signale I und Q zu erzeugen, die über Anti-Aliasing-Filter 216 und 217 einem Paar Analog/Digital-Umsetzer zugeführt werden, die gemeinsam mit 218 bezeichnet sind. Der Quadraturdetektor 209 empfängt auch von einem zweiten Frequenz-Syntheziser 210 ein HF-Referenzsignal, das vom Quadraturdetektor 209 verwendet wird, um von derjenigen Komponente des NMR-Signals die Amplitude abzufühlen, die in Phase mit dem Sender-HF-Träger (I-Signal) ist, und die Amplitude derjenigen Komponente des NMR-Signals, die in Quadratur (um 90º phasenverschoben) damit ist (Q-Signal).
Die I- und Q-Komponenten des empfangenen NMR-Signals werden kontinuierlich abgetastet und digitalisiert, und zwar von dem Analog/Digital-Umsetzer 218 mit einer Abtastrate von 64 kHz durchgehend über die Akquisitionsperiode. Eine Menge aus 256 digitaler Zahlen wird für jede Komponente I und Q des NMR-Signals erfaßt, und diese digitalen Zahlen werden über die Serienverbindung 105 zum Hauptcomputer 101 übertragen.
Das in Fig. 1 dargestellte NMR-System führt eine Reihe Impulssequenzen aus, um zur Rekonstruktion eines Bildes hinreichend viele NMR-Daten zu sammeln. Eine solche Impulssequenz ist in Fig. 3 dargestellt. Diese Sequenz nimmt eine Schichtauswahl dadurch vor, daß in Gegenwart eines z-Achse- Gradientenimpulses 301 und seines zugeordneten rephasierenden Impulses 302 ein Auswahl-90º-HF-Anregungsimpuls 300 angelegt wird. Nach einem Intervall TE&sub1;/2 wird in Gegenwart eines anderen z-Achse-Gradientenimpulses 304 ein Auswahl-180º-HF- Anregungsimpuls 303 angelegt, um zur Zeit TE&sub1; die Quermagnetisierung zu refokussieren und ein Echo-NMR-Signal 305 zu erzeugen.
Um das Echo-NMR-Signal 305 positionsmäßig zu codieren, wird ein x-Achse-Auslesegradientenimpuls 306 während der Akquisition des NMR-Signals 305 angelegt. Die Auslesegradientenfrequenz codiert das NMR-Signal 305 in an sich bekannter Weise. Zusätzlich ist das Echo-NMR-Signal 305 positionsmäßig längs der y-Achse durch einen phasencodierenden Gradientenimpuls 307 positionsmäßig codiert. Der phasencodierende Gradientenimpuls 307 hat während jeder Echoimpulssequenz und dem zugeordneten NMR-Echosignal 305 eine Stärke, und er wird typischerweise in Schritten über 256 einzelne Stärken (-128 bis +128) während der gesamten Abtastung inkrementiert. Das Ergebnis davon ist, daß jedes der 256 NMR-Echosignale 305, die während der Abtastung erfaßt werden, eindeutig phasencodiert ist.
Es ist natürlich üblich, die Impulssequenz für jeden phasencodierenden Gradientenwert ein- oder mehrmals zu wiederholen und die erfaßten NMR-Signale in einer solchen Weise zu kombinieren, daß der Signal-Rausch-Abstand vergrößert und Unregelmäßigkeiten in den Magnetfeldern ausgeglichen werden. In den nachstehenden Erläuterungen wird unterstellt, daß derartige Techniken angewendet werden, um die zu korrigierende NMR-Datenmenge zu erfassen bzw. zu akquirieren.
Es wird jetzt insbesondere auf Fig. 4 Bezug genommen. Die erfaßten NMR-Daten werden auf einer Datenplatte 112 (Fig. 1) in Form von zwei 256x256-Element-Feldern 310 und 311 gespeichert. Das Feld 310 enthält die Inphase-Betragswerte 1, und das Feld 311 enhält die Quadratur-Werte Q. Zusammen bilden diese Felder 310 und 311 eine NMR-Bilddatenmenge, die das akquirierte Bild in einem an sich bekannten "k-Raum" definiert.
Um diese k-Raum-NMR-Datenmenge in Daten umzusetzen, die das Bild im realen Raum (d.h. in kartesischen Koordinaten) definieren, wird auf die I- und Q-Felder 310 und 311 eine Zwei-Schritt-Fourier-Transformation angewendet. Diese Transformation wird zuerst in der Ausleserichtung vorgenommen, wobei es sich um die Richtung der horizontalen Zeilen der Felder 310 und 311 handelt, um zwei 256x256-Element-Felder 312 und 313 zu erzeugen. Das Feld 312 enthält die Inphase-Daten und ist mit I' gekennzeichnet, wohingegen das Feld 313 die Quadratur-Däten enthält und mit Q' gekennzeichnet ist. Die I'- und Q'-Felder 312 und 313 definieren das akquirierte Bild in einem an sich bekannten, sogenannten "Hybrid-Raum". Diese erste Transformation der akquirierten NMR-Datenmenge wird mathematisch wie folgt ausgedrückt:
Die zweite Transformation wird in der phasencodierenden Richtung ausgeführt, d.h. in Richtung der vertikalen Spalten der Felder 312 und 313, um zwei 256x256-Element-Felder 314 und 315 zu erzeugen. Das Feld 314 enthält die transformierten Inphase-Werte und ist mit 1'' gekennzeichnet, wohingegen das Feld 315 die Quadratur-Werte enthält und mit Q'' gekennzeichnet ist. Diese zweite Transformation kann man mathematisch wie folgt ausdrücken:
Bei den Felder 314 und 315 handelt es sich um eine Datenmenge, die das akquirierte Bild im realen Raum definiert und ihre Elemente werden benutzt, um die Intensitätswerte in einem 256x256-Element-Bildfeld 316 in übereinstimmung mit dem folgenden Ausdruck zu berechnen:
Die 256x256-Elemente des Bildfeldes 316 werden zur Sichtanzeige auf einem Kathodenstrahlschirm auf den Hauptbedienungsplatz 116 (Fig. 1) abgebildet.
Das oben beschriebene NMR-System und die Impulssequenz sind repräsentativ für den derzeitigen Stand der Technik. Die Diagnosequalität des erhaltenen Bildes wird bestimmt durch das Ausmaß, mit welchem die akquirierten NMR-Signale durch überlagertes thermisches (statistisches) Rauschen und systematisches Rauschen (Artefakte, einschließlich Unschärfen) überlagert werden. Die Quellen thermischen Rauschens werden gut verstanden. Das Verhältnis von NMR-Signalintensität zu thermischem Rauschen wird durch Umstände festgelegt, wie beispielsweise Stärke des polarisierenden Magnetfeldes, HF-Empfänger-Spulenanordnung, besondere verwendete Impulssequenz und Ausmaß der verwendeten Signalmittelung. Systematisches Rauschen, das hauptsächlich von physiologischer Bewegung herrührt, kann das NMR-Bild weit über die fundamentale Grenze hinaus verschlechtern, die durch das thermische Rauschen gegeben ist. In der Tat wird die Diagnosequalität vieler NMR- Bilder weit mehr durch Bewegungsartefakte und andere Formen systematischen Rauschens begrenzt als durch eigentliches oder tatsächliches thermisches Rauschen. Im Gegensatz zum thermischen Rauschen gibt es allerdings keine Eigengrenze hinsichtlich des Ausmaßes, auf welches systematisches Rauschen vermindert werden kann.
Es ist die Verminderung des systematischen Rauschens und der Unschärfe, auf die die Erfindung abstellt. Wohingegen die bisherige Technik dieses Problem dadurch angeht, daß die NMR- System-Hardware verbessert wird (beispielsweise Herz- und Atmungs-Torsteuerschaltungen) oder die Impulssequenz verbessert wird (beispielsweise bewegungsunempfindlich machende Gradientenimpulse), befaßt sich die Erfindung typischerweise retrospektiv mit diesem Problem. Insbesondere ist es eine mit der Erfindung einhergehende Entdeckung, daß man systematisches Rauschen durch Überprüfen der NMR-Datenmenge im Hybrid- Raum leicht detektieren kann. So kann man systematisches Rauschen, das durch Sicht-zu-Sicht-Bewegung verursacht ist, als auch systematisches Rauschen, das durch sichtinterne Bewegung verursacht ist, detektieren. Man kann dann Korrekturoperatoren berechnen und dazu verwenden, um das systematische Rauschen aus der NMR-Bild-Datenmenge zu eliminieren. Der übliche Bildrekonstruktionsprozeß kann dann unter Verwendung der korrigierten NMR-Bild-Datenmenge vorgenommen werden, um ein Bild zu erzeugen, das im wesentlichen frei von durch Bewegung verursachten Artefakten ist.
Unter Bezugnahme auf Fig. 5 besteht der erste Schritt darin, die Hybrid-Raum-I'- und Q'-Felder 312 und 313 in der oben beschriebenen Weise (Gleichung 1) zu erzeugen. Die Bilddatenmenge selbst kann man verwenden, um die Hybrid-Raum-Felder 312 und 313 zu erzeugen, oder wie es weiter unten im einzelnen noch beschrieben wird, kann man separate NMR-Daten, die von einem Navigator-NMR-Signal innerhalb derselben Impulssequenz erzeugt werden, benutzen. In beiden Fällen kann man aus den Hybrid-Raum-Feldern Korrekturwerte für systematisches Rauschen berechnen, das sowohl sichtweise (von Sichtzu-Sicht) als auch sichtintern auftritt.
Unter Bezugnahme auf Fig. 5 und 6 hat man entdeckt, daß systematisches Sicht-zu-Sicht-Rauschen in der Betragsinformation detektiert werden kann, die in den Hybrid-Raum-Feldern 312 und 313 enthalten ist. Folglich besteht der nächste Schritt im Prozeß darin, ein 256x256-Modulus-Feld (M) 320 zu erzeugen. Dies wird dadurch erreicht, daß jedes Element Mxy des Modulus-Feldes 320 aus den entsprechenden Elementen I'xy und Q'xy der Hybrid-Raum-Felder 312 und 313 berechnet wird.
darin gilt: x = Feldspaltennummer, 1-256; und
Y = Feldzeilennummer, 1-256.
Die Erfindung umfaßt die Entdeckung, daß eine Sicht-zu- Sicht-Bewegung in der Richtung des zugeordneten Auslesegradienten als eine Verschiebung der Modulus-Daten in jeder Zeile des Modulus-Feldes 320 nach links oder nach rechts gesehen werden kann. Dies ist in Fig. 6 veranschaulicht, worin jede graphische Darstellung die Modulus-Werte in einer horizontalen Zeile des Modulus-Feldes 320 zeigt, und zwar aufgetragen als Funktion der Spaltennummer im Feld 320. Obgleich jede graphische Darstellung wegen der Unterschiede im Betrag der Phasencodierung geringfügig unterschiedlich ist, zeigen die graphischen Darstellungen signifikante Spitzen, die in derselben Spaltennummer des Feldes 320 auftreten sollten. Dies ist durch gestrichelte Linien 325 und 326 veranschaulicht, die durch die Spitzen 327 und 328 in der graphischen Darstellung der ersten Zeile (y = 1) gehen. Die entsprechenden Spitzen 327' und 328' in der Graphik der zweiten Zeile (y = 2) sind in bezug auf die gestrichelten Linien 325 und 326 nach links verschoben, und die entsprechenden Spitzen 327'' und 328'' in der letzten Datenzeile (y = 256) sind nach rechts verschoben. Eine Überprüfung der restlichen 509 Zeilen des Modulusfeldes 320 würde ähnliche Verschiebungen um variierende Beträge zeigen, die durch die Sicht-zu-Sicht-Bewegung des Objekts verursacht werden.
Der nächste Schritt in dem Prozeß besteht darin, den Betrag S zu bestimmen, um welchen jede Zeile der Modulus-Daten verschoben werden muß, um sie in Korrelation mit einer Referenzzeile zu bringen. Diese Kreuzkorrelation kann in mehrfacher Weise ausgeführt werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird eine Referenzzeile (Mr) in dem Modulus-Feld 320 ausgewählt, und sie wird dann mit jeder der anderen 255 Zeilen My kreuzkorreliert. Dies wird in der Weise ausgeführt, daß festgestellt wird, um wieviel jede Zeile My nach links oder nach rechts verschoben werden muß, um die Summe aus dem Produkt ihrer Elemente und die entsprechenden Elemente in der Referenzzeile Mr zu maximieren.
Mit anderen Worten heißt dies, daß der folgende Ausdruck berechnet und gespeichert wird:
Die Daten auf der Zeile My werden dann um eine Position verschoben, und der Prozeß wird wiederholt. Diese Berechnungen werden ausgeführt für My, das zwischen -32 und +32 Positionen verschoben wird, obgleich diese Verschiebungen im Bedarfsfall auf größere Versetzungen ausgedehnt werden können. Eine Darstellung einer beispielshaften Korrelationskurve, die sich aus vierundsechzig Berechnungen ergibt, ist in Fig. 7 dargestellt. Man kann erkennen, daß die Spitze in dieser beispielshaften Kurve auftritt, wenn die Zeile der Modulus-Daten My um einige Positionen nach links verschoben wird. Ein Korrekturwert 5 wird dadurch festgelegt, daß die Anzahl der Verschiebungen bestimmt wird, die benötigt werden, um die Spitze in der Korrelationskurve zu erzeugen. Für jede Zeile (y = 1 bis 256) des Modulus-Feldes 320 wird ein Verschiebekorrekturwert Sy berechnet und in einem 1x256-Element-Verschiebekorrekturfeld 330 gespeichert. Es gibt viele andere Möglichkeiten, um jede Zeile im Modulusfeld 320 zu korrelieren.
Eine sehr signifikante Verminderung der Sicht-zu-Sicht- Bewegung in der x-Achse kann dadurch erreicht werden, daß die Korrekturwerte 5 direkt auf das Modulus-Feld 320 angewendet werden und ein Bild aus diesen korrigierten NMR-Daten rekonstruiert wird. Dies wird durch Verschieben der Daten in jeder Zeile des Modulus-Feldes 320 um einen Betrag erreicht, der durch das entsprechende Element des Verschiebekorrekturfeldes 330 angegeben wird. Dann werden die Werte in den I'- und Q'- Hybrid-Raum-Feldern 312 und 313 berechnet, wozu die korrigierten Modulus-Werte und der bekannte Phasenwinkel jedes Elementes verwendet werden. Es kann dann in der ublichen Weise aus den korrigierten I'- und Q'-Hybrid-Raum-Feldern 312 und 313, wie oben beschrieben, ein Bild rekonstruiert werden.
Obgleich die oben beschriebene Korrekturprozedur signifikante Verbesserungen in der Bildqualität liefert, können weitere Verbesserungen gemacht werden. Wenn die Schiebekorrektur S gemacht wird, wird in die NMR-Datenmenge ein betragsmäßig kleiner Phasenfehler eingeführt. Dies beruht auf dem phasenmäßigen Überrollen (Phasen-Rollover), das in jedem NMR-System als Ergebnis einer Asymmetrie des Echosignals in seinem Akquisitionsfenster auftritt. Das Signal, das durch die Elemente in jeder Spalte der I'- und Q"-Hybrid-Felder 312 und 313 dargestellt ist, enthält denselben Betrag der Überrollphase, und der Betrag der Überrollphase ändert sich linear mit der Überrollrate KR, wenn die Felder von links nach rechts über ihre Spalten (x = 1 bis 256) überquert werden. Wenn somit Daten in einer Zeile nach links oder rechts verschoben werden, um die oben erläuterte S-Korrektur vorzunehmen, bewegen sich die Daten in einer Spalte mit einem anderen Phasenwert als in der ursprünglichen Spalte. Diese Überrollphase kann korrigiert werden und ist eine Funktion des Betrages, um den die Daten verschoben wurden:
ΦR = KR * S.
Die Rückrollkorrekturwerte für jede Zeile im Hybrid-Raum werden berechnet, um ein 1x256-Element-Rückroll-Korrekturfeld 331 zu erzeugen. Jedes Element im Feld 331 gibt die Phasenkorrektur an, die bei allen Elementen in der entsprechenden Zeile der I'- und Q'-Hybrid-Raum-Felder 312 und 313 gemacht werden muß. Wie diese Phasenkorrekturen tatsächlich ausgeführt werden, wird nachstehend im einzelnen erläutert.
Die so weit ausgeführte Korrektur betrifft Sicht-zu- Sicht-Bewegungen längs der Auslese-x-Achse. Wie später noch erläutert wird, können ähnliche Korrekturen längs der phasencodierenden y-Achse dadurch vorgenommen werden, daß ein spezielles Navigatorsignal in derselben Impulssequenz als Bildsignal verwendet, das in Gegenwart eines y-Achse-Auslese-Gradientenimpulses akquiriert wird.
Die oben beschriebenen Korrekturen ziehen Phasenfehler in den NMR-Daten aufgrund sichtinterner Bewegung oder Strömung nicht in Betracht. Diese Fehler treten auf, weil sich die Spins während der Impulssequenz bewegen. Es ist eine weitere Entdeckung der Erfindung, daß diese Phasenfehler im k-Raum oder in der Hybrid-Raum-NMR-Datenmenge detektiert werden können.
Unter Bezugnahme auf Fig. 5 und 8 beginnt die Prozedur wiederum mit den I'- und Q'-Hybrid-Raum-Feldern 312 und 313. Diese Datenmenge wird zur Berechnung der Phase Φ des akquirierten NMR-Signals bei jeder der 256 Abtastzeiten und jeder der 256 Sichten verwendet. Es wird ein 256x256-Element-Phasenfeld 335 erzeugt, wobei jedes Element dieses Feldes einen Wert hat, der wie folgt berechnet wird:
Φxy = TAN&supmin;¹ (Q'xy/I'xy)
Es ist eine Entdeckung der Erfindung, daß die berechnete Phase Φ längs jeder Spalte (y = 1 bis 256) des Phasenfeldes 335 denselben Wert haben sollte. Dies ist graphisch in Fig. 8a dargestellt, wo die berechnete Phase Φ für drei Datenzeilen als Funktion der Spaltennummer (x = 1 bis 256) dargestellt ist. Für irgendeine gegebene NMR-Datenmenge, die ohne phasencodierende Gradienten erzeugt wird (d.h. ein Navigatorsignal), sind diese Darstellungen im wesentlichen gleich, wenn keine Phasenfehler vorhanden sind. Der Unterschied, um welchen sich die berechnete Phase Φ in irgendeiner Spalte unterscheidet, stellt einen Phasenfehler dar, der zu korrigieren ist. Dies ist graphisch in Fig. 8b dargestellt, in welcher zwei Phasenzeichnungen von Fig. 8a einander überlagert sind, um im Mittenbereich Unterschiede in ihren Werten aufzuzeigen. Diese Unterschiede sind bei Pfeilen Φ&sub1; und Φ&sub2; veranschaulicht.
Um den Phasenfehler zu korrigieren, wird deshalb ein 256x256-Element-Phasenkorrekturfeld 337 erzeugt. Dies wird dadurch bewerkstelligt, daß eine Zeile (y = 1) der Phasendaten in dem Φ-Feld 335 als Referenz verwendet wird und dann die Differenz zwischen dem Wert von einem seiner Elemente und dem Wert desselben Elements in jeder der anderen Zeilen (y = 2 bis 256) des Φ-Feldes 335 aufgefunden wird. Dies wird für jedes Element (x = 1 bis 256) der Referenzzeile (y = 1) wiederholt, und die berechneten Differenzwerte (ΔΦp) werden in dem entsprechenden Platz des Phasenkorrekturfeldes 337 gespeichert. Jeder Wert des Phasenkorrekturfeldes 337 zeigt somit den Betrag an, um welchen die Phase jedes Elements der NMR-Datenmenge korrigiert werden sollte. Dies ist eine Korrektur fur eine sichtinterne Bewegung in irgendeiner Richtung (x, y oder z). Wie diese Korrektur tatsächlich gemacht wird, wird später noch im einzelnen beschrieben.
Obgleich bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel separate Phasenkorrekturwerte ΔΦp für jedes der 256x256 Elemente des Feldes 337 berechnet werden, kann man auch eine weniger strenge Problemlösung in Betracht ziehen. Wenn es bekannt ist, daß die sichtinterne Bewegung nur über einem schmalen Segment des x-Achse-Sichtfeldes auftritt, kann man die Berechnung der Korrekturwerte ΔΦp auf dieses Segment begrenzen. Ist ferner die sichtinterne Bewegung über dieses x-Achse-Segment gleichförmig, genügt möglicherweise ein einziger Wert ΔΦp als Korrektur über das gesamte Segment. Da diese Korrekturen retrospektiv auf die akquirierte NMR-Datenmenge angewendet werden, wird in Betracht gezogen, daß über die Bedienersteuerung Korrekturvariable bereitgestellt werden und der Radiologe die Korrekturen manipulieren kann, um in minimaler Zeit das von ihm benötigte Bild zu erhalten.
Bei der Berechnung der auszuführenden Phasenkorrekturen muß man in Betracht ziehen, ob sowohl sich bewegende als auch stationäre Spins zu den gemessenen Phasenwerten einen Beitrag liefern. Wenn sich alle Spins bewegen, ist eine weitere Korrektur nicht erforderlich. Wenn jedoch stationäre Spins einen beachtlichen Beitrag zum Signal liefern, kann man die Phasenkorrekturwerte weiter verfeinern.
Die Auswirkungen von NMR-Signalkomponenten, die sowohl von stationären als auch sich bewegenden Spins erzeugt werden, sind in Fig. 10 dargestellt. Die Punkte dieser Zeichnung repräsentieren die I'- und Q'-Werte der 256 Datenproben in einer einzigen Spalte der Hybrid-Raum-Datenmengen 312 und 313. Diese Punkte definieren einen Kreis, der durch eine gestrichelte Linie 401 mit einem Mittelpunkt 402 dargestellt ist. Ohne irgendeine Bewegung würden sich alle Punkte auf dem Ring an einer Stelle zusammenballen. Wären andererseits alle Spins in Bewegung, dann würde sich der Ring 401 ausbilden, aber sein Mittelpunkt 402 würde mit dem Ursprung (Q'=0, I'=0) zusammenfallen. Bei dem dargestellten Beispiel sind die Signalkomponenten, die auf stationären Spins beruhen, durch einen Vektor A dargestellt, der den Mittelpunkt 402 gegenüber dem Ursprung versetzt. Die auf sich bewegenden Spins beruhende Signalkomponente ist durch einen Vektor B dargestellt, dessen Betrag die Größe des Kreises 401 festlegt. Die Werte (Φ) im oben beschriebenen Phasenfeld 335 geben den Phasenwinkel der kombinierten stationären und sich bewegenden Spins an. Um eine genauere Korrektur für die sichtinterne Bewegung vorzusehen, sollten die Werte im Phasenfeld 335 so geändert werden, daß lediglich die Phase Φ' der sich bewegenden Spins angezeigt wird.
Diese Änderung der Phasenfeldwerte wird an einer Spalte zu einer Zeit vorgenommen. Zuerst werden die 256 Datenpunkte in der Spalte der Hybrid-Raum-Felder 312 und 313 einem Kurvenanpassungsprogramm unterzogen, das den Mittelpunkt 402 des Kreises 401 festlegt. Die Koordinatenwerte des Mittelpunktes 402 werden dann von den Werten in dieser Spalte der jeweiligen Hybrid-Raum-Felder 312 und 313 subtrahiert. Die so geanderten Werte werden zum Erzeugen des geänderten Phasenfeldes 335 verwendet, das wiederum benutzt wird, um ein genaueres Phasenkorrekturfeld 337 zu erzeugen, wie es oben beschrieben ist.
Während die oben erläuterte Phasenfehlerdetektionsmethode bei Anwendung auf ein Hybrid-Raum-Phasenfeld, das von Daten abgeleitet ist, die von Navigator-NMR-Signalen akquiriert sind, hinreichend gut arbeitet, können auch weniger strenge Phasenfehlerdetektionsmethoden angewendet werden, und zwar unter Verwendung der NMR-Bild-Datenmenge selbst. Die I- und Q-Felder 310 und 311 können beispielsweise herangezogen werden, um ein 256x256-Phasenfeld im k-Raum zu berechnen. Während die Phasenwerte in diesem Feld an seinen äußeren Grenzen nicht nützlich sein mögen, ist die Phaseninformation bei der Mittenspalte (x=128), wo die Spitze des NMR-Echo-Signals 305 abgetastet wird, im allgemeinen unzweideutig. Ein Element in dieser Spalte wird als Referenz ausgewählt, und all die anderen Werte werden damit verglichen, um ein 1x256-Element-Phasenkorrekturfeld zu erzeugen. Diese Korrekturwerte ΔΦp können auf die NMR-Datenmenge angewendet werden, wie es jetzt beschrieben wird.
Alle nach der Erfindung berechneten Korrekturen können an der NMR-Rohbild-Datenmenge I und Q im k-Raum vorgenommen werden. Im k-Raum werden alle Korrekturen als eine Drehung der Phase jeder NMR-Signalprobe (Sxy = Ixy + jQxy) implementiert. Die korrigierte NMR-Datenmenge S'xy kann somit wie folgt berechnet werden:
S'xy = eiΔΦTSxy (6)
Diese Drehung wird in den I- und Q-Feldern 310 und 311 gemäß den folgenden Ausdrücken implementiert:
Ixy (korrigiert) = IxycosΔΦT - QxysinΔΦT
Qxy (korrigiert) = IxysinΔΦT + QxycosΔΦT
Die Phasenänderung ΔΦT ist die arithmetische Summe der Phasenänderungen, die benötigt werden, um alle oben beschriebenen Korrekturen vorzunehmen. Speziell wird die Gesamtphasenkorrektur ΔΦT wie folgt berechnet:
ΔΦT = -(ΔΦR + k * ΔΦp + ΔΦx + ΔΦy) (7)
Dieser Ausdruck enthält die Rückrollkorrektur ΔΦR vom Feld 331 (Fig. 5) und die Phaenkorrektur ΔΦp vom Feld 337 (Fig. 5). Die Phasenkorrektur ΔΦp wird allerdings mit einem Umwandlungsfaktor K multipliziert, um für irgendwelche Unterschiede in den Phasenverschiebungen zwischen dem Bild-NMR- Signal und einem Navigator-NMR-Signal Rechnung zu tragen, das benutzt werden kann, um die Phasenverschiebekorrektur festzulegen. Falls die Bild-NMR-Datenmenge verwendet wird, um die Phasenkorrekturen zu berechnen, ist dieser Umwandlungsfaktor gleich "eins". Andernfalls wird der Wert von K dadurch gemessen, daß die in den Bilddaten (mit angewendetem phasencodierenden Gradienten) erzeugte Phasenverschiebung verglichen wird mit der Phasenverschiebung, die in den Navigatordaten erzeugt wird. Alternativ kann man den Wert von K berechnen.
Die Phasendrehungen ΔΦx und ΔΦy werden ausgeführt, um gegenüber Sicht-zu-Sicht-Bewegung und Strömungsauswirkungen längs der jeweiligen X- und Y-Achse Korrekturen vorzunehmen. Diese Phasenkorrekturen werden aus den Verschiebewerten S im Verschiebekorrekturfeld 330 (Fig. 5) wie folgt berechnet:
ΔΦx = Sx * (x-Nx-1)/2) * 2π/Nx (9)
darin ist: Sx = Verschiebekorrektur vom Feld 330
x = Probennummer (d.h. 0 bis 255)
Nx = Gesamtanzahl an Proben während des Auslesens (256).
ΔΦy = Sy * (y-Ny-1)/2) * 2π/Ny (10)
darin ist: Sy = Verschiebekorrektur berechnet aus dem Navigatorsignal, das in Gegenwart eines y-Achse-Magnetfeldgradienten erfaßt worden ist
y = phasencodierende Sichtnummer (0 bis 255)
Ny = Gesamtzahl phasencodierender Sichten (256).
Es ist augenscheinlich, daß die Korrektur für jedes Element der NMR-Bild-Datenfelder I und Q unterschiedlich ist, weil die Gesamtphasenkorrektur ΔΦT für jeden x- und y-Platz in diesen Feldern verschieden ist.
Wie bereits oben erläutert, werden die Korrekturverfahren der Erfindung auf die NMR-Datenmenge angewendet, die zum Zwecke der Erzeugung des gewünschten Bildes durch Akquisition erfaßt worden ist. Während dieselbe Datenmenge auch herangezogen werden kann, um die Korrekturwerte abzuleiten, die auf sie anzuwenden ist, sieht eine alternative Prozedur vor, eine separate NMR-Datenmenge während derselben Akquisitionsabtastung zu erzeugen, aus der dann die Korrekturwerte genauer abgeleitet werden können. Diese separate NMR-Datenmenge wird erzeugt durch Akquisition eines oder mehrerer "Navigator"- NMR-Signale während jeder Impulssequenz. Der Hauptunterschied dieser Navigator-NMR-Signale besteht darin, daß sie nicht der Anwendung inkrementierter phasencodierender Gradienten unterliegen. In einigen Fällen kann man einen konstanten phasencodierenden Gradienten verwenden, um eine zweidimensionale Untersuchungs information hervorzuholen.
Eine Navigatorimpulssequenz ist in Fig. 9 dargestellt. Wie bei der herkömmlichen Impulssequenz von Fig. 3 werden die Spins in Gegenwart von Scheibenauswahlgradientenimpulsen 301 und 302 durch einen selektiven 90º-HF-Anregungsimpuls 300 angeregt, und ein Zeitintervall TE&sub1;/2 später werden die Spins in Gegenwart eines Scheibenauswahlgradientenimpulses 304 einem selektiven 180º-HF-Anregungsimpuls 303 ausgesetzt. Phasencodierende Gradienten werden allerdings nicht angelegt. Zur Zeit TE&sub1; wird ein NMR-Echosignal 340 in Gegenwart eines x-Achse-Auslese-Gradientenimpulses 306 akquiriert. Ein zweiter 180º-HF-Anregungsimpuls 341 wird dann in Gegenwart eines Scheibenauswahlgradientenimpulses 342 erzeugt, und es wird dann der phasencodierende y-Achse-Impuls 307 angelegt. Das zur Zeit TE erzeugte resultierende NMR-Echosignal 305 wird dann in Gegenwart eines Auslesegradientenimpulses 306' akquiriert, um die NMR-Bilddatenmenge aufzubauen, wie es oben beschrieben ist.
Die NMR-Datenmenge, die durch Akquisition des NMR-Navigatorsignals 340 erzeugt wird, unterliegt im wesentlichen denselben Bewegungseffekten wie die NMR-Bilddatenmenge, die zur selben Zeit akquiriert wird. Da aber die Navigatorsignale 340 nicht phasencodiert sind, werden die Beträge der Navigator- NMR-Signale 340 an den Außenseiten des Sichtfeldes nicht in einer signifikanten Weise beeinträchtigt. Unter Verwendung der Navigator-NMR-Signaldatenmenge können deshalb die Korrekturwerte besser berechnet werden, als im Falle der Verwendung der NMR-Bilddatenmenge. Die oben beschriebenen Korrekturwerte werden somit bestimmt, unter Verwendung der akquirierten Navigator-NMR-Signaldatenmenge, und diese Korrekturwerte werden dann auf die NMR-Bilddatenmenge angewendet. Die korrigierte NMR-Bilddatenmenge wird dann zur Rekonstruktion eines Bildes benutzt.
Es wird jetzt wieder auf Fig. 5 Bezug genommen. Die Navigator-NMR-Signaldatenmenge wird zunächst längs der Auslesegradientenrichtung transformiert, um die Hybrid-Raum-I'- und Q'-Felder 312 und 313 zu erzeugen. Diese Daten werden dann in der oben beschriebenen Weise herangezogen, um ein Verschiebekorrekturfeld 330, ein Rückrollkorrekturfeld 331 und ein Phasenkorrekturfeld 337 zu erzeugen. Diese korrigierten Werte werden in der oben beschriebenen Weise auf die NMR-Bilddatenmenge 310 und 311 (Fig. 4) angewendet, und die korrigierte NMR-Bilddatenmenge wird dann in der üblichen Weise verarbeitet, um das korrigierte Bildfeld 316 (Fig. 4) zu erzeugen.
Die Verschiebekorrekturen 5 korrigieren die von Sicht-zu- Sicht auftretende Bewegung in der Richtung des Auslesegradienten. Das NMR-Navigatorsignal 340 nach Fig. 9 wird deshalb in Gegenwart des Auslesegradientenimpulses 306 akquiriert, der entlang der x-Achse gerichtet ist, und die Verschiebekorrekturen sehen eine Kompensation bezüglich Bewegung längs der x-Achse vor. Abweichend davon kann man das NMR-Navigatorsignal 340 auch in Gegenwart eines Auslesegradientenimpulses akquirieren, der längs der phasencodierenden oder y-Achse gerichtet ist, wie es durch gestrichelte Linien 343 in der Zeichnung angedeutet ist. Eine weitere Alternative besteht darin, die Impulssequenz so zu modifizieren, daß zwei NMR- Navigatorsignale erzeugt werden, wobei das eine während eines x-Achse-Auslese-Gradientenimpulses und das andere in Gegenwart eines y-Achse-Auslese-Gradientenimpulses akquiriert wird. Irgendeine der Navigatorsignal-NMR-Datenmengen kann dann zum Erzeugen des Phasenkorrekturfeldes 337 (Fig. 5) benutzt werden, während beide Navigatorsignal-NMR-Datenmengen zum Erzeugen der korrespondierenden Verschiebekorrekturfelder 330 verwendet werden. Ein Rückrollkorrekturfeld 331 ist für Verschiebekorrekturen in der phasencodierenden Richtung y nicht immer erforderlich. Sowohl die x- als auch die y-Verschiebekorrekturen können im Hybrid-Raum gemacht werden, oder sie können in Phasenwinkelkorrekturen umgesetzt werden, die auf die NMR-Bilddatenmenge im k-Raum angewendet werden, wie es oben beschrieben ist.
Die zweidimensionalen Verschiebekorrekturdaten können auch unter Verwendung eines einzigen Navigator-NMR-Signals abgeleitet werden, das während der Anwendung eines Auslesegradienten durch Akquisition erfaßt wird. Wie zuvor beschrieben liefert der Betrag des Navigator-NMR-Signals die Korrekturwerte S längs der frequenzcodierenden Richtung (x). Zusätzlich kann man allerdings die Phase dieses Navigator-NMR- Signals auch zum Berechnen der Korrekturwerte längs der phasencodierenden Richtung (y) wie folgt benutzen:
ΔΦy / Ny = ΔΦpy / Ay (11)
darin ist: ΔΦpy die gemessene Phasenverschiebung, Ay die Amplitude des angelegten phasencodierenden Gradienten und N die Nummer der phasencodierenden Inkremente (d.h. der Sichten).
Die Korrekturwerte zur Verwendung in der obigen Gleichung (10) für die y-Richtung sind deshalb durch die nachstehende Gleichung gegeben, wenn Ny gleich 256 ist:
ΔΦy = ΔΦpy(256) / 2π(j-128.5) (12)
darin ist: j die Sichtnummer.
Während das Navigator-NMR-Signal in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ein Echosignal ist, stellt dies keine notwendige Anforderung dar. Das Navigator-NMR-Signal kann auch erzeugt werden als ein Gradientenrückrufsignal oder als Ergebnis einer dreidimensionalen Datenakquisitionsimpulssequenz.
Das bevorzugte Ausführungsbeispiel der Erfindung wird implementiert durch ein Fortran-Programm, das vom Hauptcomputer 101 ausgeführt wird, um sichtinterne Bewegung und von- Sicht-zu-Sicht auftretende Bewegung in der Richtung des x-Achse-Auslesegradienten zu korrigieren. Eine Auflistung dieses Programms findet man im Appendix A.
Während die Korrekturwerte, die nach der Erfindung abgeleitet werden, zur Verbesserung der Bildqualität retrospektiv verwendet werden, kann man sie auch dazu benutzen, um die Abtastung zu ändern. Dies trifft insbesondere auf die Verschiebewerte S zu, die zum Korrigieren von Sicht-zu-Sicht- Bewegungen dienen. Während jede Impulssequenz ausgeführt wird und eine Zeile roher NMR-Daten für die Bildfelder 310 und 311 akquiriert wird, kann man die Datenzeile zum Hybrid-Raum (Gleichung (1)) transformieren, die Modulus-Werte berechnen (Gleichung (4)) und eine Korrelation mit der vorher akquirierten Zeile von NMR-Daten durchführen (Gleichung (5)). Die resultierenden Verschiebewerte 5 kann man dann benutzen, um die Betriebsbedingungen des NMR-Systems zu ändern, bevor die nächste Impulssequenz ausgeführt wird. Wenn beispielsweise der Verschiebewert eine Korrektur bezüglich der Bewegung in der y-Achsenrichtung ausführt, wird die Phase des HF-Trägersignals, das vom Senderfrequenzsynthesizer 200 (Fig. 2) erzeugt wird, um den Betrag -ΔΦy (Gleichung (9)) geändert. Eine Verschiebekorrektur hinsichtlich einer Bewegung längs der Scheibenauswahlrichtung (z-Achse) kann dadurch vorgenommen werden, daß die Frequenz des HF-Trägers verändert wird, der vom Senderfrequenzsynthesizer 200 erzeugt wird. Verschiebekorrekturen bezüglich einer Bewegung längs der Ausleserichtung (x-Achse) kann man dadurch vornehmen, daß man die Stelle des Gesichtsfeldes längs der x-Achse ändert.
Die Erfindung befaßt sich mit den Problemen, die in Verbindung mit der derzeitigen Magnetresonanzangiographie auftreten. Ferner befaßt sich die Erfindung mit der quantitativen Gewebecharakterisierung unter Verwendung magnetischer Resonanz. Die Erfindung ist nicht auf Fourier-Bildrekonstruktionen (d.h. 2DFT oder 3DFT) beschränkt und kann verwendet werden mit Linienabtastung und anderen Projektionsrekonstruktionen.

APPENDIX A

Dies ist das Haupt-MARCO-Programm. Es erhält Eingaben vom Anwender, und zwar Dinge, wie beispielsweise, mit welcher Datei zu arbeiten ist. Es ruft dann die Routine DO_MARCO, die die tatsächliche Arbeit des Herbeiholens von Werten aus der Rohdatendatei ausführt. Diese Werte enthalten solche, die sowohl die x-Richtung und sichtinterne Bewegungskorrektur beinhalten. Diese Werte werden dann in eine Textdatei geschrieben, aus der sie vom POLO-Programm ausgelesen werden.

Claims

1. Verfahren zum Vermindern von Bewegungsartefakten in einem NMR-Bild, das aus einer NMR-Datenmenge rekonstruiert wird, die durch Ausführen einer Abtastung mittels eines NMR-Systems gewonnen worden ist (NMR magnetische Kernresonanz), welches Verfahren die Schritte enthält:

Anwenden einer Fourier-Transformation auf die von dem NMR-System erzeugte NMR-Datenmenge (310, 311) längs einer ihrer Ausmaße oder Dimensionen zum Erzeugen von Datenfeldern im Hybridraum (312, 313);

Erzeugen von Korrekturdaten (337, 330, 331) durch Verwenden der Hybridraumdatenfelder (312, 313);

Anwenden der Korrekturdaten auf eine von dem NMR-System erzeugte NMR-Datenmenge (310, 311) zum Korrigieren von Bewegungsartefakten in dieser NMR-Datenmenge;

Fourier-Transformieren der korrigierten NMR-Datenmenge zum Erzeugen eines dafür repräsentativen Bildes.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Erzeugens der Korrekturdaten enthält:

Berechnen der Größe der Elemente in den Hybridraumdatenfeldern (312, 313) zum Erzeugen eines entsprechenden Modulus-Feldes (320);

Korrelieren jeder Zeile des Modulus-Feldes (320) mit einer Referenzzeile in diesem Feld zum Erzeugen von Verschiebewerten für ein entsprechendes Verschiebekorrekturdatenfeld (330).

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem eine Korrektur für phasenmäßiges Überrollen aufgrund asymmetrischer Akquisition von NMR- Signalen ausgeführt wird und enthält:

Ermitteln aus den Verschiebewerten in dem Verschiebekorrekturdatenfeld und einer Überrollratenkonstanten KR eine Menge (331) von Rückrollkorrekturen; und

Korrigieren der NMR-Datenmenge unter Verwendung der Menge von Rückrollkorrekturen.

4. Verfahren nach irgendeinem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem ein zweites Korrekturdatenfeld (337) erzeugt wird durch:

Berechnen der Phase jedes Elements in den Hybridraumdatenfeldern (312, 313) zum Erzeugen der entsprechenden Elemente eines zweidimensionalen Phasendatenfeldes (335) mit Zeilen und Spalten;

Ermitteln der Phasendifferenz zwischen Elementen in einer Referenzzeile des Phasendatenfeldes (335) und Elementen in derselben Spalte des Phasendatenfeldes (335), und

Weiterkorrigieren der korrigierten NMR-Datenmenge durch Anwenden der Daten in dem zweiten Korrekturdatenfeld (337) zum Vermindern von durch Bewegung verursachten Artefakten.

5. Verfahren nach irgendeinem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem der Schritt des Erzeugens der Korrekturdaten enthält:

Berechnen der Phase der Elemente der Hybridraumdatenfelder (312, 313) zum Erzeugen entsprechender Elemente eines Phasendatenfeldes (335); und

Ermitteln der Phasendifferenz zwischen Elementen in einer Referenzzeile des Phasendatenfeldes (335) und Elementen einer darin befindlichen zu korrigierenden anderen Zeile zum Erzeugen eines phasenkorrekturdatenfeldes (337).

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, bei dem die Elemente des Phasendatenfeldes (335) vor der Verwendung zum Erzeugen des phasenkorrekturdatenfeldes dadurch verändert werden, daß von jedem darin befindlichen Element durch stationäre Spins erzeugte Phasenkomponenten subtrahiert werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die von den stationären Spins erzeugten Phasenkomponenten dadurch berechnet werden, daß das Zentrum (402) eines Kreises (401) ermittelt wird, der zu den Werten in jeder Spalte des Phasendatenfeldes am besten paßt.

8. Verfahren nach irgendeinem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem die zum Erzeugen der Hybridraumdatenfelder benutzte NMR- Datenmenge von einem Navigator-NMR-Signal (340) gewonnen wird, das während jeder Impulssequenz einer Abtastung erzeugt wird, jedoch während der Abtastung einem sich ändernden Magnetfeldgradienten nicht ausgesetzt ist, und bei dem die zum Erzeugen des Bildes benutzte NMR-Datenmenge aus einem NMR-Signal (305) gewonnen wird, das während jeder Impulssequenz der Abtastung erzeugt wird und das einem phasencodierenden Magnetfeldgradienten ausgesetzt ist, der sich während der Abtastung andert.

9. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die NMR-Datenmenge erste NMR-Daten (340) enthält, die während der Abtastung ohne die Anwendung phasencodierender Magnetfeldgradienten gewonnen werden, und zweite NMR-Daten (305) enthält, die während der Abtastung mit der Anwendung phasencodierender Magnetfeldgradienten gewonnen werden; bei dem der Schritt des Erzeugens der Korrekturdaten (330) dadurch ausgeführt wird, daß unter Verwendung von Hybridraumdatenfeldern (312, 313) , die durch Fourier-Transformation aus den ersten NMR-Daten (340) hervorgegangen sind, der Betrag jedes Elements in den Hybridraumdatenfeldern (312, 313) berechnet wird, um ein entsprechendes Modulus-Feld (320) zu erzeugen, und daß jede Zeile des Modulus-Feldes (320) mit einer Referenzzeile korreliert wird, um einen entsprechenden Verschiebewert für die Korrekturdaten (330) zu erzeugen; und bei dem der Schritt des Anwendens der Korrekturdaten auf die zweiten NMR- Daten (305) ausgeübt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die NMR-Datenmenge erste NMR-Daten (340) enthält, die während des Abtastens ohne das Anwenden phasencodierender Magnetfeldgradienten gewonnen werden, und zweite NMR-Daten (305) enthält, die während des Abtastens bei dem Anwenden phasencodierender Magnetfeldgradienten gewonnen werden; bei dem der Schritt des Erzeugens der Korrekturdaten (330) dadurch ausgeführt wird, daß unter Verwendung von Hybridraumdatenfeldern (312, 313), die durch Fourier-Transformation aus den ersten NMR-Daten (340) hervorgegangen sind, die Phase jedes darin befindlichen Elements berechnet wird, um die entsprechenden Elemente eines zweidimensionalen phasendatenfeldes (335) zu erzeugen, und daß die Phasendifferenz zwischen Elementen in einer Referenzzeile des phasendatenfeldes (335) und Elementen einer darin befindlichen zu korrigierenden Zeile ermittelt wird, um die Korrekturdaten (337) zu erzeugen; und bei dem der Schritt des Anwendens der Korrekturdaten (337) auf die zweiten NMR-Daten (305) ausgeübt wird.