DE69636397T2

DE69636397T2 - Kernresonanz-Bildgebungsvorrichtung

Info

Publication number: DE69636397T2
Application number: DE69636397T
Authority: DE
Inventors: Takao Hino-shi Goto
Original assignee: GE Yokogawa Medical System Ltd; Yokogawa Medical Systems Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1995-03-28
Filing date: 1996-03-20
Publication date: 2007-08-02
Anticipated expiration: 2016-03-21
Also published as: EP1115007A1; CN1570662A; EP1115006A2; EP1103819B1; CN1204412C; EP1115006B1; EP1103819A3; KR960033403A; US5729139A; CN1326102A; EP1103819A2; EP1115007B1; DE69637202D1; EP0735379A2; EP1115006A3; DE69630625D1; CN1136667A; DE69636397D1; CN100419450C; EP1103820A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Erfindungsgebiet
Die Erfindung betrifft eine MRI-Vorrichtung (Magnetic Resonance Imaging; Kernresonanz-Bilderzeugung), und insbesondere eine MRI-Vorrichtung, die in der Lage ist, die Verschlechterung der Qualität eines Bildes aufgrund von Remanentmagnetisierung (remanent magnetization) zu verhindern, die durch einen Phasenkodiergradienten erzeugt wird.
2. Beschreibung des Stands der Technik
1 zeigt eine bei einem herkömmlichen Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren (SE-Verfahren) verwendete Pulsfolge.
Bei der Pulsfolge Kp werden ein Anregungspuls R und ein Scheibengradient angelegt. Als nächstes wird ein erster Inversions- oder Umkehrpuls P1 und ein Scheibengradient ss wiederholt angelegt, und ein Phasenkodiergradient gy(i) wird an eine Warp-Achse angelegt. Des Weiteren wird ein NMR-Signal von einem ersten Echo SE1 erhalten, während ein Lesegradient rr an eine Leseachse angelegt wird. Anschließend wird ein Rückklappgradient (rewind gradient) gyr(i) mit entgegengesetzter Polarität an die Warp-Achse angelegt, der im Zeitintegralwert gleich dem Phasenkodiergradienten gy(i) ist. Als nächstes wird ein zweiter Inversionspuls P2 und ein Scheibengradient ss angelegt, und ein Kodiergradient gy(i + 1) wird an die Warp-Achse angelegt. Des Weiteren wird ein NMR- Signal von einem zweiten Echo SE2 empfangen, während ein Lesegradient rr angelegt wird. Darüber hinaus wird ein Rewindgradient gyr(i + 1) mit entgegengesetzter Polarität an die Warp-Achse angelegt, der im Zeitintegralwert gleich dem Kodiergradienten gy(i + 1) ist. Als nächstes wird ein dritter Inversionspuls P3 und ein Scheibengradient ss angelegt, und ein Kodiergradient gy(i + 2) wird an die Warp-Achse angelegt. Darüber hinaus wird ein NMR-Signal von einem dritten Echo SE3 empfangen, während ein Lesegradient rr angelegt wird. Anschließend wird ein Rewindgradient gyr(i + 2) mit entgegengesetzter Polarität an die Warp-Achse angelegt, der im Zeitintegralwert gleich dem Kodiergradienten gy(i + 2) ist. Dann wird ein Killergradient Kil angelegt, nachdem ein Verfahren von der Übertragung des Inversionspulses bis zum Empfang des NMR-Signals M mal wiederholt wurde. Dieses Verfahren wird danach N-fach mit einer Wiederholungszeit TR wiederholt, so dass NMR-Signal, die unterschiedlichen Phasenkodierungen an der Warp-Achse unterzogen waren, entsprechen (M × N) mal gesammelt werden.
Nebenbei bemerkt ist p = 1, 2, ..., N. Des Weiteren ist in 1 M = 3. Jedoch M ≥ 4 wird oft verwendet, um die Abtastzeit zu verkürzen. Darüber hinaus ist i = (p – 1)M + 1, und die Ausdrücke (i), (i + 1) und (i + 2) bei den Kodiergradienten gy(i), gy(i + 1) und gy(i + 2) zeigen jeweils die Phasenkodiernummern.
Der Killergradient Kil zeigt einen Gradientenpuls zur Entfernung (spoiling) von Quermagnetisierung. Die Polarität des Killergradienten Kil wird üblicherweise konstant gehalten.
2 zeigt einen Sammelort (locus of collection) der Daten im k-Raum bei der vorgenannten Pulsfolge Kp.
In dem Fall einer Echozeile bei M = 3 ist der k-Raum Ksp in drei Segmente Sg1, Sg2 und Sg3 aufgeteilt. Daten (beispielsweise tc1) bezüglich des ersten Segments Sg1 werden durch das erste Echo SE1 gesammelt, Daten (beispielsweise tc2) bezüglich des zweiten Segments Sg2 werden bei einem zweiten Echo SE2 gesammelt. Des Weiteren werden Daten (beispielsweise tc3) bezüglich des dritten Segments Sg3 durch ein drittes Echo SE3 gesammelt.
2 zeigt p = 1. Die Position der Daten an der Phasenachse werden durch die Phasenkodiergradienten gy(1), gy(2) bzw. gy(3) bestimmt. Der Betrag der Phasenkodierung wird auf "0" durch die Rewindgradienten gyr(1), gyr(2) und gry(3) zurückgebracht.
Da der Kontrast des Bildes durch Daten in der Nähe des Phasenkodierbetrages "0" bestimmt wird, wird ein Zeitintervall Teeff, das vor dem zweiten Echo SE2 abläuft, wie es in 1 gezeigt ist, eine effektive Echozeit.
3 zeigt eine Pulsfolge, die bei einem herkömmlichen dreidimensionalen Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren (three-dimensional, high-speed SE-Verfahren) verwendet wird.
In der Pulsfolge Kp' werden ein Anregungspuls R und ein Scheibengradient ss angelegt. Als nächstes wird ein Rewindgradient gzr(0) mit entgegengesetzter Polarität, der im Zeitintegralwert gleich dem Phasenkodiergradienten ist, der an die Scheibenachse unmittelbar vor dem Anlegen des Anregungspuls R und des Scheibengradienten ss angelegt wurde, an die Scheibenachse oder Scheibenachse angelegt, so dass er einem "crusher"-Gradienten überlagert ist. Des Weiteren wird ein erster Inversions- oder Umkehrpuls P1 und ein Scheibengradient angelegt, und ein Phasenkodiergradient gz(i) wird an die Scheibenachse angelegt, umso zu einem Crusher-Gradienten überlagert zu sein. Ein Phasenkodiergradient gy(1) wird an die Warp-Achse angelegt. Als nächstes wird ein NMR-Signal von einem ersten Echo SE1 empfangen, während ein Lesegradient rr angelegt wird. Anschließend wird ein Rewindgradient gyr(i) mit entgegengesetzter Polarität, der im Zeitintegralwert gleich dem Kodiergradienten gy(i) ist, der an die Warp-Achse angelegt wurde, an die Warp-Achse angelegt, und ein Rewindgradient gzr(i) mit entgegengesetzter Polarität, der im Zeitintegralwert gleich dem Phasenkodiergradienten gz(i) ist, welcher an die Scheibenachse angelegt wurde, wird an die Scheibenachse angelegt, um zu einem Crusher-Grandient überlagert zu sein. Als nächstes wird ein zweiter Inversionspuls P2 und ein Scheibengradient angelegt, und ein Phasenkodiergradient gz(i + 1) wird an die Scheibenachse angelegt, um zu einem Crusher-Gradient überlagert zu sein. Darüber hinaus wird ein Phasenkodiergradient gy(i + 1) an die Warp-Achse angelegt. Als nächstes wird ein NMR-Signal von einem zweiten Echo SE2 empfangen, während ein Lesegradient rr angelegt wird. Daraufhin wird ein Rewindgradient gyr(i + 1) mit entgegengesetzter Polarität, der im Zeitintegralwert gleich dem Phasenkodiergradient gy(i + 1) ist, welcher an die Warp-Achse angelegt wurde, an die Warp-Achse angelegt. Ein Rewindgradient gyr(i + 1) mit entgegengesetzter Polarität, der im Zeitintegralwert gleich dem Phasenkodiergradienten gz(i + 1) ist, welcher an die Scheibenachse angelegt wurde, wird an die Warp-Achse angelegt, um so zu einem Crusher-Gradienten überlagert zu sein. Als nächstes wird ein dritter Inversions- oder Umkehrpuls P3 und ein Scheibengradient angelegt, und ein Phasenkodiergradient gz(i + 2) wird an die Scheibenachse angelegt, um zu einem Crusher-Gradienten überlagert zu sein. Darüber hinaus wird ein Phasenkodiergradient gy(i + 2) an die Warp-Achse angelegt. Als nächstes wird ein NMR-Signal von einem dritten Echo SE3 empfangen, während ein Lesegradient rr angelegt wird. Daraufhin wird ein Rewindgradient gyr(i + 2) mit entgegengesetzter Polarität, der identisch im Zeitintegralwert dem Phasenkodiergradienten gy(i + 2) ist, welcher an die Warp-Achse angelegt wurde, an die Warp-Achse angelegt. Dann wird ein Killergradient Kil angelegt, nachdem ein Verfahren von der Übertragung des Inversionspulses P bis zu dem Empfang des NMR-Signals M-mal wiederholt wurde (M = 3 der gezeigten Pulsfolge). Dieses Verfahren wird mit einer Wiederholungszeit TR wiederholt, so dass phasenkodierte NMR-Signale entlang der Scheibenachse und der Warp-Achse gesammelt werden.
Entsprechend den Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren mit den in den 1 und 3 gezeigten Pulsfolgen Kp bzw. Kp' werden die Amplituden der an die Warp-Achse angelegten Phasenkodiergradienten gy(i), gy(i + 1) und gy(i + 2) so groß wie möglich eingestellt, und jede Zeitbreite tgy wird in Übereinstimmung mit der Amplitude gekürzt. Entsprechend dem dreidimensionalen Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren mit der in 3 gezeigten Pulsfolge Kp' werden die Amplituden der an die Scheibenachse angelegten Phasenkodiergradienten gz(i), gz(i + 1) und gz(i + 2) so groß wie möglich eingestellt, und jede Zeitbreite tgz wird dementsprechend gekürzt.
Jedoch werden, wenn die Amplitude des Gradientenpulses ansteigt und die Zeitbreite abnimmt, Eddy-Ströme bzw. Wirbelströme erzeugt. Darüber hinaus tritt eine Remanentmagnetisierung auf, wenn die Amplitude des Pulses ansteigt. Wenn Eddy-Ströme und Remanentmagnetisierung erzeugt werden, tritt ein Artefakt in dem Bild aufgrund ihres Einflusses auf, so dass die Qualität des Bildes verschlechtert wird.
Insbesondere hat eine MRI-Vorrichtung mit einem Permanentmagnet ein Problem dahingehend, dass die Qualität eines Bildes aufgrund der Remanentmagnetisierung verschlechtert wird, die in einer Magnet-Shunt-Platte erzeugt wird.
Andererseits wurde entsprechend der offengelegten japanischen Patentanmeldung mit der Nummer 6-245917 beispielsweise eine Technik zur Auslöschung des Einflusses der Remanent- oder Restmagnetisierung durch Anwendung eines Offset-Slopes oder eines Gradienten und eine Technik zur Korrektur einer Verschiebung der Phase aufgrund der Restmagnetisierung der Magnet-Shunt-Platte durch Berechnung vorgeschlagen.
Der Effekt oder Einfluss der Remanent- oder Restmagnetisierung verursacht durch einen Phasenkodiergradienten wird insbesondere dann ausgeprägt, wenn die angewendete Sequenz bei dem Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren von der MRI-Vorrichtung mit einem Permanentmagneten ausgeführt wird.
Dies wird unter Bezugnahme auf die 4 und 5 beschrieben.
Wie es in 4 gezeigt ist, tritt die Remanent- oder Restmagnetisierung mit einer Stärke ΔGY aufgrund eines Phasenkodiergradienten gy(i) auf, der an die Warp-Achse angelegt wird. Die Remanent- oder Restmagnetisierung verursacht, dass ein erstes Echo SE1 eine Phasenverschiebung hervorruft. Die Phasenverschiebung tritt in einem zweiten Echo SE2, einem dritten Echo SE3, ... in der oben beschriebenen Art auf.
Die Qualität der Phasenkodierung kann nicht auf "0" durch einen Rewindgradienten gyr(i) zurückgebracht werden. Somit wird dies einen Einfluss auf die Phasen der zweiten und dritten Echos SE2 und SE3 haben. Der Phasenkodierbetrag kann nicht auf "0" in einer Art ähnlich einem Rewindgradienten gyr(i + 1) einem Rewindgradienten gyr(i + 2) ... usw. zurückgebracht werden. Somit wird dies einen Einfluss auf die Phasen der darauf folgenden Echos haben.
Es ist des Weiteren nötig, dass die Phase eines angeregten Echos STE (stimulated echo), das gleichzeitig mit einem Spin-Echo erzeugt wird, mit jener des Spin-Echos übereinstimmt. Jedoch stimmen diese Phasen nicht miteinander überein. Das zweite Echo SE2, das wichtig für die Bestimmung des Kontrastes eines Bildes ist, und ein zweites stimuliertes Echo STE2, das gleichwertig mit dem zweiten Echo SE2 erzeugt wird, sind in 4 gezeigt. Jedoch ist das zweite Echo SE2 in der Phase unter dem Einfluss der Remanent- oder Restmagnetisierung der Stärke ΔGY(i) durch den Phasenkodiergradienten gy(i) verschoben. Da das zweite stimulierte Echo STE2 seinerseits nicht von der Remanent- oder Restmagnetisierung beeinflusst wird (wobei ein Intervall zwischen einem ersten Inversions- oder Umkehrpuls P1 und einem zweiten Inversionspuls P2 die Längsmagnetisierung bestimmt), stimmt die Phase des zweiten Echos SE2 nicht mit jener des zweiten stimulierten Echos STE2 überein. Im Ergebnis wird eine Interferenz zwischen den beiden erzeugt und somit tritt ein Geistartefakt (ghost artifact), ein Shading-Artefakt und ein Ringing-Artefakt im Bild auf.
Wie es in 5 gezeigt ist, wird die Remanent- oder Restmagnetisierung mit einer Stärke ΔGZ(i) durch einen Phasenkodiergradienten gz(i), der an die Scheibenachse angelegt wird, erzeugt. Die Remanent- oder Restmagnetisierung verursacht, dass ein erstes Echo SE1 eine Phasenverschiebung erzeugt. Die Phasenverschiebungen treten in einem zweiten Echo SE2, einem dritten Echo SE3, ... in der gleichen oben beschriebenen Art auf.
Darüber hinaus kann der Betrag der Phasenkodierung nicht auf "0" durch einen Rewindgradienten gzr(i) zurückgebracht werden. Dies wird einen Einfluss auf die Phasen der zweiten und dritten Echos SE2 und SE3 ausüben. Der Phasenkodierbetrag kann auch nicht auf "0" in einer Art ähnlich dem Rewindgradienten gzr(i + 1), einem Rewindgradienten gzr(i + 2) ... zurückgebracht werden. Somit wird dies einen Einfluss auf die Phasen der darauffolgenden Echos ausüben.
Darüber hinaus wird die Phase des zweiten Echos SE2, die wichtig zum Bestimmen des Kontrastes eines Bildes ist, nicht mit jener des zweiten stimulierten Echos STE2 übereinstimmen, das gleichzeitig mit dem zweiten Echo SE2 erzeugt wird, wobei ein Artefakt in dem Bild auftritt.
Jedoch hat die bekannte Technik, die in der offengelegten japanischen Patentanmeldung mit der Nummer 6-245917 vorgeschlagen wurde, auf die oben Bezug genommen wurde, ein Problem dahingehend, dass sie unzureichend ist, um die Qualität eines Bildes davor zu bewahren, durch Remanent- oder Restmagnetisierung beeinflusst zu werden, die durch einen Phasenkodiergradienten erzeugt werden.
Die EP-A-0 188 006 offenbart eine MRI-Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1. Dieses Dokument offenbart eine Multi-Echo-Spin-Sequenz, bei der die Umkehr- und Phasenkodiergradienten-Amplituden ausgewählt werden, um die transversale Magnetisierung in den Zustand zurückzuführen, in der sie sein würde, wenn überhaupt kein Phasenkodiergradient verwendet worden wäre. Bei einigen Anwendungen ist alles das, was erforderlich ist, dass die transversale Magnetisierung in dem gleichen Zustand gelassen wird, die unabhängig von der besonderen Phasenkodiergradienten-Amplitude ist, die für diese Ansicht verwendet wurde. Um dies zu tun, sollte die Summe der Amplitude des Phasenkodiergradienten und der Amplitude der Umkehramplitude gleich einer Konstanten sein. In einem Fall wurde die Konstante ausgewählt, um gleich Null zu sein. In jedem Fall verändert sich die Amplitude des Phasenkodiergradienten wie sich die Amplitude des Umkehrens verändert.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Mit dem Vorhergehenden im Blick ist es daher eine Aufgabe der Erfindung eine MRI-Vorrichtung bereitzustellen, die verhindern kann, dass sich die Qualität eines Bildes unter dem Einfluss von remanenter Magnetisierung verschlechtert, die durch einen Phasenkodiergradienten verursacht wird.
Die obige Aufgabe wird durch ein Verfahren, um zu verhindern, dass sich die Qualität eines durch MRI erzeugten Bildes aufgrund remanenter Magnetisierung verschlechtert, gemäß Anspruch 1 und durch eine MRI-Vorrichtung gemäß Anspruch 2 erreicht. Die abhängigen Ansprüche beziehen sich auf weitere vorteilhafte Aspekte der Erfindung.
Weitere Aufgaben und Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung offensichtlich, wie sie in den begleitenden Zeichnungen dargestellt werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Erfindung wird anschließend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, in denen zeigt bzw. zeigen:
1 eine Ansicht zur Beschreibung einer Pulsfolge, die beim einem Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren des Stands der Technik verwendet wird;
2 eine Ansicht zur Beschreibung eines Ortes zum Sammeln von Daten in einem k-Raum;
3 eine Ansicht zum Beschreiben einer Pulsfolge, die bei einem herkömmlichen dreidimensionalen Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren verwendet wird;
4 eine Ansicht zur Beschreibung von Problemen, die bei dem herkömmlichen Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren hervorgerufen werden;
5 eine Ansicht zum Beschreiben von Problemen, die bei dem dreidimensionalen Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Verfahren des Standes der Technik hervorgerufen werden;
6 ein Blockdiagramm, das eine MRI-Vorrichtung entsprechend einer erfindungsgemäßen Ausführungsform zeigt;
7 ein Flussdiagramm zum Beschreiben eines Prozesses zum Erhalten der Warp-Achsenkorrekturkomponente, wie es in einem Beispiel verwendet wird (nicht zur Erfindung gehörend);
8 eine Ansicht zur Erläuterung eines Beispieles der Pulsfolge, die in dem in 7 gezeigten Prozess zum Gewinnen der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
9 eine Ansicht zum Erläutern eines weiteren Beispiels der Pulsfolge, die bei dem in 7 gezeigten Prozess zur Gewinnung der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
10 ein Flussdiagramm zum Beschreiben eines Bilddatensammelprozesses, wie er bei dem ersten Beispiel verwendet wird,;
11 eine Ansicht, die ein Beispiel einer Pulsfolge zeigt, welche bei dem in 10 gezeigten Bilddatensammelprozess verwendet wird;
12 eine Ansicht, die ein Beispiel einer Pulsfolge zeigt, welche bei einem Bilddatensammelprozess verwendet wird, der in dem zweiten Beispiel angewendet wird (nicht zur Erfindung gehörend);
13 eine Ansicht, die ein Beispiel einer Pulsfolge zeigt, wie sie bei einem Bilddatensammelprozess verwendet wird, der bei einem dritten Beispiel angewendet wird;
14 eine Ansicht, die ein Beispiel einer Pulsfolge zeigt, die bei einem Bilddatensammelprozess verwendet wird, wie er in einer zweiten Ausführungsform angewendet wird;
15 ein Flussdiagramm zum Beschreiben eines weiteren Prozesses zum Erhalten von Warp-Achsenkorrekturkomponenten;
16 eine Ansicht, die ein Beispiel eines ersten Echos einer Pulsfolge zeigt, das bei dem in 15 gezeigten Prozess zum Erhalten der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
17 eine Ansicht, die ein weiteres Beispiel des ersten Echos der Pulsfolge zeigt, wie sie bei dem in 15 gezeigten Prozess zum Erhalten der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
18 eine Ansicht, die ein Beispiel eines zweiten Echos einer Pulsfolge zeigt, wie sie bei dem in 15 gezeigten Prozess zum Erhalten einer Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
19 eine Ansicht, die ein weiteres Beispiel des zweiten Echos der Pulsfolge zeigt, wie sie bei dem in 15 gezeigten Prozess zum Erhalten der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
20 eine Ansicht, die ein Beispiel eines dritten Echos der Pulsfolge zeigt, wie sie bei dem in 15 gezeigten Prozess zum Erhalten der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird;
21 eine Ansicht, die ein weiteres Beispiel des dritten Echos der Pulsfolge zeigt, wie sie bei dem in 15 gezeigten Prozess zum Erhalten der Warp-Achsenkorrekturkomponente verwendet wird.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Die Erfindung wird nachstehend ausführlich durch in den begleitenden Zeichnungen gezeigte bevorzugte Ausführungsform beschrieben.
[Erstes Beispiel, das nicht durch die Erfindung abgedeckt ist]
6 ist ein Blockdiagramm, das eine MRI-Vorrichtung zeigt.
Die MRI-Vorrichtung 100 enthält eine Magnetanordnung 1 mit einem Raumabschnitt, beispielsweise einem Loch, um darin einen zu untersuchenden Gegenstand oder eine Probe aufzunehmen, und wobei sie den Raumabschnitt umgibt, mit einem Permanentmagnet 1p zum Anlegen eines vorgegebenen Hauptmagnetfeldes an die Probe, einer Gradientenmagnetfeldspule 1g zum Generieren bzw. Erzeugen von Gradientenmagnetfeldern für eine Scheibenachse, eine Warp-Achse und eine Leseachse, einer Übertragungsspule 1t zum Anlegen eines RF-Pulses, der zum Anregen eines Spins eines Atomkerns in der Probe verwendet wird, und einer Empfangsspule 1r zum Detektieren eines NMR-Signals aus der Probe. Die Gradientenmagnetfeldspule 1g, die Übertragungsspule 1t und die Empfangsspule 1r sind jeweils elektrisch mit einer Gradientenmagnetfeld-Treiberschaltung 3, einem RF-Leistungsverstärker 4 und einem Vorverstärker 5 verbunden.
In Abhängigkeit von Anweisungen, die von einem Computer 7 veranlasst werden, betreibt eine Pulsfolgenspeicherschaltung 8 die Gradientenmagnetfeld-Treiberschaltung 3 beruhend auf einer Pulsfolge, die in dieser gespeichert ist, um ein Gradientenmagnetfeld von der Gradientenmagnetfeldspule 1g der Magnetanordnung 1 zu erzeugen. Des Weiteren betreibt die Pulsfolgespeicherschaltung 8 eine Gattermodulationsschaltung 9 zum Umwandeln eines Trägerausgabesignals, das von einer RF-Oszillatorschaltung 10 erzeugt wurde, in ein pulsförmiges Signal mit einem vorgegebenen Timing und einer vorgegebenen umhüllenden Kurve und sendet das modulierte Signal an den RF-Leistungsverstärker 4 als einen RF-Puls, wo dieses einer Leistungsverstärkung unterzogen wird. Anschließend wird das so verstärkte Signal an die Übertragungsspule 1t der Magnetanordnung 1 angelegt, um selektiv eine beabsichtigte Scheibenregion anzuregen.
Der Vorverstärker 5 verstärkt das von der Probe durch die Empfangsspule 1r der Magnetanordnung 1 detektierte NMR-Signal und gibt das verstärkte Signal an einen Phasendetektor 12. Der Phasendetektor 12 bestimmt das von der RF-Oszillatorschaltung 10 erzeugte Ausgabesignal als ein Bezugssignal. Des Weiteren führt der Phasendetektor 12 einer Phasendetektion des NMR-Signals durch, das von dem Vorverstärker 5 gesendet wurde, und führt dieses einem A/D-Wandler 11 zu. Der A/D-Wandler 11 wandelt das phasendetektierte Analogsignal in ein Digitalsignal um und gibt dieses dem Computer 7 ein.
Der Computer 7 liest Daten von dem A/D-Wandler 11 und führt eine Bildberechnung beruhend auf den Daten durch, um ein Bild der beabsichtigten Scheibenregion zu erzeugen. Das Bild wird auf einer Anzeige 6 angezeigt. Des Weiteren übernimmt bzw. führt durch der Computer 7 die Gesamtsteuerung, wie etwa den Empfang von Information, die von einer Konsole 13 eingegeben wird, oder ähnliches.
7 ist ein Flussdiagramm zum Beschreiben eines Prozesses zum Erhalten einer Warp-Achsenkorrekturkomponente, der die MRI-Vorrichtung 100 verwendet.
Beim Schritt S1 werden die Daten sy0(k) entsprechend einer Pulsfolge A0 gesammelt, wie sie in 8 gezeigt ist.
In der Pulsfolge A0 werden zunächst eine Anregungspuls R und ein Scheibengradient SS angelegt, und ein Inversionspuls P und ein Scheibengradient SS werden anschließend angelegt. Als nächstes wird ein NMR-Signal von einem Echo SE empfangen, während ein Lesegradient gxw angelegt wird, um die Daten sy0(k) zu sammeln. Nebenbei bemerkt, der Phasenkodiergradient wird nicht an eine Warp-Achse angelegt.
Im Schritt S2 werden die Daten sy0(k) eindimensional Fouriertransformiert in eine Leserichtung, und das Ergebnis der Fourier-Transformation wird als SY0(x)festgelegt.
Im Schritt S3 wird eine erste Ableitung bzw. ein Primärgradient dy0 eines Phasenausdrucks (Arctan (SY0(x))) des Ergebnisses der Fourier-Transformation SY0(x) bestimmt (es wird durch Anwenden eines Verfahrens des kleinsten Fehlerquadrates oder ähnlichem bestimmt). Des Weiteren wird der Phasenbetrag b0 = Arctan (SY0(0)) in der Mitte des Gradienten bestimmt. Der Phasenbetrag b0 entspricht einem Phasenbetrag in der Mitte des Gradienten zu der Zeit, zu der keine Restmagnetisierung besteht.
Die oben erwähnten Schritte S1 bis S3 sind äquivalent einem Prozess zum Bestimmen des Einflusses oder des Effekts (Verschiebung oder Shift des Echozentrums des Echosignals SE) von Eddy-Strömen, hauptsächlich verursacht durch die Gradientenmagnetfelder gx1 und gxw.
Bei Schritt S4 werden Daten syi(k) entsprechend einer Pulsfolge Aj gesammelt, wie sie in 9 gezeigt ist. Bei der Pulsfolge Aj werden ein Anregungspuls Rund ein Scheibengradient ss zunächst angelegt, und ein Äquivalentphasenkodiergradient gy(i), gleich im Zeitintegralwert zu einem Phasenkodiergradient gy(i) mit der Kodierzahl i, bestimmt durch ein Abtastparameter, wird als nächstes an eine Leseachse angelegt. Nachdem eine Zeit ty (die so lang wie möglich eingestellt wird, um die Genauigkeit zu verbessern) abgelaufen ist, wird ein Äquivalent-Rewind-Gradient gyr(i) mit entgegengesetzter Polarität an die Leseachse angelegt, der im Zeitintegralwert gleich dem Äquivalentphasenkodiergradienten gy(i) ist. Als nächstes wird ein Inversionspuls P und ein Scheibengradient ss angelegt und anschließend wird ein NMR-Signal von einem Echo SE empfangen, während ein Lesegradient gxw zum Sammeln von Daten syi(k) angelegt wird. Nebenbei bemerkt, wird kein Phasenkodiergradient an eine Warp-Achse angelegt. Hier kann der Schritt S4 für alle Kodierzahlen i (j = i in diesem Fall) wiederholt werden. Als eine Alternative wird jedoch der Schritt S4 für eine Kodiernummer i wiederholt, die geeignet ausgewählt ist, um die Zeit (j ≠ i) zu verkürzen, und Daten bezüglich der nicht ausgewählten Kodierzahlen werden durch Interpolation bestimmt. Um die größtmögliche Einfachheit zu gewährleisten, wird der Schritt S4 nur für eine Kodierzahl zum Bereitstellen des maximalen Phasenkodiergradienten (j = 1 in diesem Falle) ausgeführt, wohingegen Daten bezüglich der anderen Kodierzahlen proportional zu dem Kodiergradienten berechnet werden können.
Beim Schritt S5 werden die Daten syi(k) eindimensional Fouriertransformiert in eine Leserichtung, und das Ergebnis der Fourier-Transformation wird als SYi(x) festgelegt.
Im Schritt S6 wird ein Primärgradient dyi eines Phasenausdrucks Arctan (SYi(x))) des Ergebnisses der Fourier-Transformation SYi(x) bestimmt (durch Anwenden eines Verfahrens des kleinsten Fehlerquadrates oder ähnlichem). Darüber hinaus wird ein Phasenbetrag bi = Arctan (SYi(0)) in der Mitte des Gradienten bestimmt, und eine Differenz (bi–b0) zwischen den Phasenbeträgen bi und b0 wird bestimmt. Die Differenz (bi–b0) entspricht einer Phasenkomponente 0-ter Ordnung, die gleichmäßig hinzuaddiert wird, unter dem Einfluss der Restmagnetisierung, die durch den Phasenkodiergradienten gy(i) verursacht wird, ohne dass sie von der Position abhinge.
Die Schritte S4 bis S6, auf die oben Bezug genommen wird, entsprechen einem Prozess zum Bestimmen eines Einflusses oder einer Wirkung der remanenten oder Restmagnetisierung, die hauptsächlich durch den Phasenkodiergradienten gy(i) verursacht wird.
Im Schritt S7 wird ein Betrag ΔGY(i) des Einflusses oder des Effekts der Remanentmagnetisierung, die durch den Äquivalentphasenkodiergradienten gy(i) verursacht wird, aus (dyi–dy0) berechnet.
Der obige Ausdruck dy0 zeigt einen Phasenzyklus oder eine Rotation zu der Zeit an, in der kein Phasenkodiergradient existiert. Andererseits zeigt der Ausdruck dyi einen Phasenzyklus oder Rotation zu einer Zeit an, in der der Äquivalentphasenkodiergradient gy(i) existiert. Da der Äquivalentphasenkodiergradient gy(i) ursprünglich durch den Äquivalent-Rewind-Gradienten gyr(i) ausgelöscht wird, sollte (dyi–dy0) gleich 0 sein. Somit, wenn (dyi–dy0) ungleich 0 gilt, wird der Betrag der Differenz zwischen diesen den Betrag des Einflusses der Remanentmagnetisierung darstellen, die durch den Äquivalentphasenkodiergradienten gy(i) verursacht wird. Dementsprechend kann ΔGY(i), entsprechend dem Betrag des Einflusses der Remanentmagnetisierung, die durch den Äquivalentphasenkodiergradienten gy(i) verursacht wird, aus (dyi–dy0) berechnet werden.
Wenn nämlich die Amplitude des Lesegradienten gxw als a_gxw betrachtet wird, und wenn eine Verschiebungszeit des Echomittelpunktes aufgrund des Einflusses Remanentmagnetisierung, die durch den Äquivalentphasenkodiergradienten gy(i) verursacht wird, als ty0 dargestellt werden, wird die folgende Beziehung erhalten: γ·ΔGY(i)·ty = γ·a_gxw·ty0(wobei γ ein magnetisches Rotationsverhältnis ist)
Somit wird die folgende Gleichung festgelegt: ΔGY(i) = a_gxw·ty0/ty
Bei Schritt S8 wird ein Korrekturfaktor αi (entsprechend der Magnitude des Einflusses von Wirbelströmen und einer Restmagnetisierung je Einheitsphasenkodier-Größe) in Übereinstimmung mit der folgenden Gleichung bestimmt:
wobei γ ein giromagnetisches Verhältnis, ty eine Zeit von einem Phasenkodiergradienten zu einem Rewindgradienten, tgy eine Zeitbreite des Phasenkodiergradienten und gy(i, t) eine Signalverlaufsfunktion des Phasenkodiergradienten darstellt.
Bei Schritt S9 wird eine Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi aus einer fundamentalen oder Grundkomponente gy(i) des durch einen Abtastparameter bestimmten Phasenkodiergradienten und dem Korrekturfaktor αi bestimmt: qi = αi·gy(i) (wobei qi ≤ 1,0 ist).
10 ist ein Ablaufdiagramm zum Beschreiben eines bei der MRI-Vorrichtung 100 benutzten Bildgebungs-Datensammelprozesses.
Bei Schritt S10 wird ein neuer Rewindgradient gyr(i)' aus der Grundkomponente gy(i) des Phasenkodiergradienten bestimmt, der durch den Abtastparameter und die Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi bestimmt wird: gyr(i)' = 0,01·gy(i) + qi
Bei Schritt S11 werden Bildgebungsdaten in Übereinstimmung mit einer Pulsfolge Bp, die bei einem Hochgeschwindigkeits-SE-Verfahren benutzt wird, mit dem in
11 gezeigten neuen Rewindgradienten gyr(i)' gesammelt. Zu dieser Zeit wird die durch den Phasendetektor 12 erfasste Phase eingestellt, oder die entsprechenden Übertragungsphasen der Inversionspulse P1, P2 und P3 werden eingestellt, um eine Differenz (bi–b0) in der Phasengröße zu löschen.
Wenn die Bildgebung mit den auf oben beschriebene Art und Weise gesammelten Bildgebungsdaten durchgeführt wird, ist es möglich, zu verhindern, dass die Qualität eines Bildes unter dem Einfluss der durch den Phasenkodiergradienten an der Warp-Achse verursachten remanenten Magnetisierung verschlechtert wird.
[Zweites Beispiel, das nicht durch die vorliegende Erfindung abgedeckt wird]
Die zweite Ausführungsform zeigt eine Modifikation des ersten Beispiels. Eine Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi wird auf eine Art und Weise erfasst, die ähnlich dem ersten Beispiel ist. Bilddaten werden jedoch in Übereinstimmung mit einer in 12 gezeigten Pulsfolge Cp anstatt der in 11 gezeigten Pulsfolge Bp gesammelt.
Wie in 12 gezeigt ist, wird nämlich ein Rewindgradient gyr(i), der der oben erwähnten Grundkomponente gy(i) äquivalent ist, an eine Warp-Achse angelegt, und ein Hilfs-Rewindgradient gqr(i), der der oben erwähnten Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi äquivalent ist, wird an die Warp-Achse angelegt.
Sogar wenn eine Bildgebung mit den auf die oben beschriebene Art und Weise gesammelten Bilddaten durchgeführt wird, ist es möglich, zu verhindern, dass die Qualität eines Bildes unter dem Einfluss der durch einen Phasenkodiergradienten verursachten remanenten Magnetisierung verschlechtert wird.
[Erste Ausführungsform]
Die erste Ausführungsform der Erfindung zeigt eine Modifikation des ersten Beispiels. Eine Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi wird auf die gleiche Art und Weise erhalten, wie bei dem ersten Beispiel beschrieben wird. Ein neuer Phasenkodiergradient gy(i)' wird jedoch aus einer Grundkomponente gy(i) eines durch einen Abtastparameter bestimmten Phasenkodiergradienten und der Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi bestimmt. Danach werden Bilddaten in Überstimmung mit einer Pulsfolge Dp, die bei einem Hochgeschwindigkeits-SE-Verfahren benutzt wird, unter Verwendung des neuen Phasenkodiergradienten gy(i)' gesammelt, wie in 13 gezeigt ist.
Sogar wenn die Bildgebung mit den auf die oben beschriebene Art und Weise gesammelten Bildgebungsdaten durchgeführt wird, ist es möglich, zu verhindern, dass die Qualität eines Bildes unter dem Einfluss von durch den Phasenkodiergradienten verursachter remanenter Magnetisierung verschlechtert wird.
[Zweite Ausführungsform]
Die zweite Ausführungsform der Erfindung zeigt eine Modifikation des ersten Beispiels. Eine Warp-Achsen-Korrekturkomponente qi wird auf eine Art und Weise erfasst, die der dem ersten Beispiel ähnlich ist. Wie in 14 gezeigt ist, wird jedoch ein Phasenkodiergradient gy(i), der der oben erwähnten Grundkomponente gy(i) äquivalent ist, an eine Warp-Achse angelegt, und Bilddaten werden in Übereinstimmung mit einer Pulsfolge Ep gesammelt, die bei einem Hochgeschwindigkeits-SE-Verfahren benutzt wird, wobei ein der oben erwähnten Warp-Achsen-Korrekturkomponente gi äquivalenter Hilfs-Phasenkodiergradient gq(i) an die Warp-Achse angelegt wird.
Sogar wenn die Bildgebung mit den auf die oben beschriebenen Art und Weise gesammelten Bildgebungsdaten durchgeführt wird, ist es möglich, zu verhindern, dass die Qualität eines Bildes unter dem Einfluss der durch den Phasenkodiergradienten verursachten remanenten Magnetisierung verschlechtert wird.
[Beispiel eines Warp-Achsen-Korrektur-Komponentenerfassungsprozesses]
Ein in 15 gezeigte Warp-Achsen-Korrektur-Komponentenerfassungsprozess wird anstatt des in 7 gezeigten Warp-Achsen-Korrektur-Komponentenerfassungsprozesses ausgeführt.
15 ist ein Ablaufdiagramm zum Beschreiben dieses Warp-Achsen-Korrektur-Komponentenerfassungsprozesses.
Bei Schritt V1 werden Daten sBi(k) von einem ersten Echo in Übereinstimmung mit einer in 16 gezeigten Pulsfolge F1p unter Verwendung eines i-ten Phasenkodiergradienten gy(i)B gesammelt, der eine Amplitude aufweist, die zu einem solchen Ausmaß äquivalent ist, dass es möglich ist, den Einfluss von remanenter Magnetisierung aufgrund einer Phasenkodier-Größe zu vernachlässigen, die gleich einem durch einen Abtastparameter entschiedenen i-ten Phasenkodiergradienten gy(i) ist.
Bei Schritt V2 werden die Daten sBi(k) eindimensional in einer Leserichtung Fourier-transformiert, und das Ergebnis der Fourier-Transformation wird als SBi(x) definiert.
Bei Schritt V3 wird ein Wert SBi(0), der der Wert von SBi(x) bei x = 0 ist, als ideale Phaseninformation ϕi definiert. Die ideale Phaseninformation ϕi stellt eine Offset-Komponente (Phasenkomponente 0-ter Ordnung) einer Phase zur Zeit der Abwesenheit des Einflusses der Wirbelströme und der durch den Phasenkodiergradienten verursachten Restmagnetisierung dar.
Bei Schritt V4 werden Daten sBi'(k) von einem ersten Echo in Übereinstimmung mit einer in 17 gezeigten Pulsfolge Flp' unter Verwendung eines durch einen Abtastparameter bestimmten i-ten Phasenkodiergradienten gy(i) gesammelt.
Bei Schritt V5 werden die Daten sBi'(k) eindimensional in einer Leserichtung Fourier-transformiert, und das Ergebnis der Fourier-Transformation wird als SBi'(x) definiert.
Bei Schritt V6 wird ein Wert SBi'(0), der der Wert von SBi'(x) bei x = 0 ist, als die aktuell existierende Phaseninformation ϕi' definiert. Die Phaseninformation ϕi' zeigt eine Offset-Komponente (Phasenkomponente 0-ter Ordnung) einer Phase zur Zeit der Anwesenheit des Einflusses der durch den Phasenkodiergradienten verursachten remanenten Magnetisierung.
Bei Schritt V7 wird eine Warp-Achsen-Korrektur-Komponente qi, die hinzuzufügen ist, um die Phaseninformation ϕi' mit der idealen Phaseninformation ϕi abzugleichen, basierend auf Magneteigenschaften der MRI-Vorrichtung vom Permanentmagnettyp berechnet.
Bei Schritt V8 wird q(i + M – 1) aus einer Warp-Achsen-Korrektur-Komponente q(i + 1) basierend auf Echos von einem zweiten Echo zu einem M-ten Echo auf eine Art und Weise bestimmt, die ähnlich den Schritten V1 bis V7 ist, auf die oben Bezug genommen wird.
18 und 19 zeigen jeweils Pulsfolgen F2p und F2p' zur Zeit des zweiten Echos.
20 und 21 stellen jeweils Pulsfolgen F3p und F3p' zur Zeit des dritten Echos dar.
Die in 10 bis 14 gezeigten Bildgebungsdaten werden mit der somit bestimmten Warp-Achsen-Korrektur-Komponente qi gesammelt. Sogar wenn die Bildgebung mit den Bildgebungsdaten durchgeführt wird, kann verhindert werden, dass die Qualität eines Bildes unter dem Einfluss von durch den Phasenkodiergradienten verursachter remanenter Magnetisierung verschlechtert wird.
Gemäß der MRI-Vorrichtung der vorliegenden Erfindung kann verhindert werden, dass die Qualität des Bildes unter dem Einfluss der durch den Phasenkodiergradienten verursachten Remanentmagnetisierung verschlechtert wird. Die MRI-Vorrichtung mit dem Permanentmagneten ist insbesondere bei Verbesserungen in der Qualität eines Bildes nützlich.
Es sollte ersichtlich sein, dass die Erfindung nicht auf die bei den Spezifikationen beschriebenen spezifischen Ausführungsformen, ausgenommen, wie in den beigefügten Ansprüchen definiert, begrenzt ist.

Claims

Verfahren zum Verhindern, dass die Qualität eines Bildes, das durch eine Bildgebungs-MR-Impulssequenz erzeugt wird, die an eine MR-Vorrichtung angelegt wird, unter dem nachteiligen Einfluss von Restmagnetisierung verschlechtert wird, wobei der nachteilige Einfluss durch Phasencodiergradienten in der Impulssequenz verursacht wird, mit den folgenden Schritten in einer ersten Bildgebungs-Impulssequenz: Anlegen von Magnetgradientenfeldern (ss, gxl, gy(i)) und RF-Impulsen (R, P1, P2, P3), die eine Hochgeschwindigkeits-Spin-Echo-Impulssequenz ausführen, die eine Multi-Echo-Spin-Echosequenz bildet; und Anlegen eines Rephasen-Gradientenmagnetfeldes (gyr(i)) mit einer dem Phasencodiergradienten gy(i) entgegengesetzten Polarität an die Phasencodierachse jedes Mal, nachdem ein Inversions-RF-Impuls (P1, P2, P3) und ein Phasencodiergradient (gy(i)) angelegt und nachdem das entsprechende MR-Signal (SE1) empfangen wurde, wobei das Rephasen-Gradientenmagnetfeld ((gyr(i)) ein Zeitintegral aufweist, das im Betrag gleich dem Zeitintegral des Phasencodiergradienten (gy(i)) ist; wobei das Verfahren ferner gekennzeichnet ist durch Anlegen an die Phasencodierachse eines Korrektur-Magnetfeldgradienten g(qr(i)) zusammen mit oder vor der Anlegung des Phasencodiergradienten, wobei der Korrektur-Magnetfeldgradient g(qr(i)) angepasst ist, sodass der nachteilige Einfluss der Restmagnetisierung korrigiert wird, wobei der nachteilige Einfluss durch den Phasencodiergradienten verursacht wird.
MR-Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens gemäß Anspruch 1 zum Verhindern, dass die Qualität eines Bildes, das durch eine MR-Impulssequenz erzeugt wird, die an die MR-Vorrichtung angelegt wird, unter dem nachteiligen Einfluss von Restmagnetisierung verschlechtert wird, wobei der nachteilige Einfluss durch Phasencodiergradienten in der Impulssequenz verursacht wird, mit: einem Mittel zum Anlegen von Magnetgradientenfeldern (ss, gx1, gy(i), rr) und RF-Impulsen (R, P1, P2, P3, Kil); einem Mittel zum Anlegen eines Rephasen-Gradientenmagnetfelds (gyr(i)) an die Phasencodierachse; und einem Mittel zum Anlegen an die Phasencodierachse eines Korrektur-Magnetfeldgradienten g(qr(i)) zusammen mit oder vor der Anlegung des Phasencodiergradienten, wobei der Korrektur-Magnetfeldgradient g(qr(i)) angepasst ist, sodass der nachteilige Einfluss der Restmagnetisierung korrigiert wird, wobei der nachteilige Einfluss durch den Phasencodiergradienten verursacht wird.
MRI-Vorrichtung (100) gemäß Anspruch 2, bei der das Gradientenmagnetfeld-Anlegungsmittel angepasst ist, um einen Lesegradienten an die Leseachse anzulegen, und ferner mit: einem ersten Phasen-Informationserfassungsmittel (1r, 5, 7, 11, 12), das angepasst ist, um das NMR-Signal zu empfangen, und zum Erhalten einer ersten Phaseninformation, nachdem der RF-Impuls angelegt wurde und während der Lesegradient an die Leseachse angelegt wird, ohne dass ein Phasencodiergradient (gy(i)) an die Phasencodierachse angelegt wird; einem zweiten Phasen-Informationserfassungsmittel (1r, 5, 7, 11, 12), das angepasst ist, um das NMR-Signal zu empfangen, und zum Erhalten einer zweiten Phaseninformation, nachdem der RF-Impuls übertragen wurde, und während das Gradientenmagnetfeld-Anlegungsmittel an die Leseachse einen ersten Gradienten anlegt, der dem Phasencodiergradienten äquivalent ist, der im Betrag gleich dem Zeitintegralwert des Phasencodiergradienten ist, an die Leseachse einen zweiten Gradienten anlegt, der den Phasen-Gradienten äquivalent ist, der in der Polarität entgegengesetzt und im Betrag gleich dem Zeitintegralwert des ersten Gradienten ist, ohne Anlegen eines Phasencodiergradienten an die Phasencodierachse, und dann einen Lesegradienten an die Leseachse anlegt; und einem Phasencodierachsen-Korrekturkomponenten-Berechnungsmittel (7) zum Bestimmen einer Phasencodierachsen-Korrekturkomponente aus der ersten Phaseninformation und aus der zweiten Phaseninformation.
MRI-Vorrichtung (100) gemäß Anspruch 2, bei der das Gradientenmagnetfeld-Anlegungsmittel ein Mittel zum Anlegen eines Lesegradienten an die Leseachse umfasst; und ferner mit: einem aktuell existierenden Phasen-Informationserfassungsmittel (1r, 5, 7, 11, 12), das angepasst ist, um das NMR-Signal zu empfangen, und zum Erhalten aktueller existierender Phaseninformation davon, nachdem der RF-Impuls übertragen ist und während der zweite Phasencodiergradient an die Phasencodierachse und der Lesegradient an die Leseachse angelegt wird; einem idealen Phasen-Informationserfassungsmittel (1r, 5, 7, 11, 12), das angepasst ist, um das NMR-Signal zu empfangen, und zum Erhalten von idealer Phaseninformation, nachdem der RF-Impuls übertragen wurde, und während der zweite Phasencodiergradient an die Phasencodierachse angelegt wird, und der Lesegradient an die Leseachse angelegt wird, wobei der Phasencodiergradient eine Zeitbreite, die vergrößert ist, und eine Amplitude, die verringert ist, aufweist, sodass der Einfluss der remanenten Magnetisierung aufgrund des Phasencodiergradienten vernachlässigt werden kann; und einem Phasencodierachsen-Korrekturkomponenten-Berechnungsmittel (7) zum Bestimmen einer Phasencodierachsen-Korrekturkomponente aus der aktuellen existierenden Phaseninformation und der idealen Phaseninformation.