DE4227162C2

DE4227162C2 - Iterative Shim-Verfahren für einen Grundfeldmagneten eines Kernspintomographiegerätes

Info

Publication number: DE4227162C2
Application number: DE4227162A
Authority: DE
Inventors: Franz Dipl Phys Schmitt; Hubertus Dipl Phys Fischer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1992-08-17
Filing date: 1992-08-17
Publication date: 1994-07-14
Anticipated expiration: 2012-08-18
Also published as: DE4227162A1; US5391990A

Description

Bei Kernspintomographiegeräten ist die Homogenität des Grund magnetfeldes ein entscheidender Faktor für die Abbildungsqua lität. Bei der Bildgebung verursachen Feldinhomogenitäten im Bildbereich geometrische Bildverzerrungen, die den Feldabwei chungen proportional sind. Eine hohe Feldhomogenität wird ferner gefordert, um die Resonanzlinien von Fett und Wasser zu separieren. Dadurch wird eine Unterdrückung der im allge meinen nicht interessierenden, vom Fett herrührenden Kernre sonanzsignale ermöglicht. Die dabei erforderliche Feldinhomo genität muß kleiner als 3,5 ppm über das Untersuchungsvolumen betragen. Erschwerend kommt hinzu, daß die vom Grundfeldma gneten herrührende Inhomogenität zusätzlich noch durch Inho mogenitäten überlagert wird, die vom Untersuchungsobjekt her rühren. Dies führt zu Suszeptibilitätsartefakten. In bestimm ten Fällen ist daher eine Verbesserung der Grundfeldinhomoge nität in vivo notwendig, d. h. wenn sich das Untersuchungsob jekt, also im allgemeinen der menschliche Körper, im Grund feld befindet.

Wie in dem Artikel "Aspects of shimming a superconductive whole body MRI magnet", G. Frese et al, Proceedings of the 9th Int. Conf. on Mag. Techn., Zürich, 9.-13. 9. 1985, Seiten 249-251, beschrieben, läßt sich ein Magnetfeld mit den Ent wicklungskoeffizienten von sphärischen harmonischen Funktio nen darstellen. Aus dem genannten Artikel ist es auch bereits bekannt, daß Feldabweichungen durch elektrische Shim-Spulen kompensiert werden können. Lineare Feldabweichungen, d. h. Feldfehler 1. Ordnung, können auch dadurch kompensiert wer den, daß man Gradientenspulen mit einem Offset-Strom, d. h. einem konstanten Strom, der einer Gradientenpulssequenz über lagert wird, beaufschlagt.

Bei höheren Anforderungen an die Feldhomogenität müssen nicht nur lineare Feldabweichungen, sondern auch Feldfehler höherer Ordnung kompensiert werden. Hierfür werden zusätzlich zu den Gradientenspulen spezielle Shim-Spulen vorgesehen, die mit einem geeigneten Strom zu beaufschlagen sind. In der Bildge bung wird die Shimmung, d. h. die Einstellung der Ströme über die einzelnen Shim-Spulen sowie ggfs. des Offset-Stromes von Gradientenspulen vorteilhafterweise vor der Untersuchung je des einzelnen Patienten mit dem Patienten im Untersuchungsvo lumen durchgeführt, in der Spektroskopie typischerweise vor jeder Messung.

Die Einstellung der Ströme für die Shim-Spulen und ggfs. der Offset-Ströme für die Gradientenspulen zur Erzielung einer optimalen Feldhomogenität stellt ein komplexes Problem dar, das bisher vielfach durch Trial-and-Error gelöst wurde. Wenn dies wegen der vom Untersuchungsobjekt herrührenden Feldinho mogenitäten mit dem Patienten im Grundfeld durchgeführt wer den muß, wird die Verweildauer von Patienten im Kernspintomo graphiegerät verlängert. Dies ist sowohl im Hinblick auf die psychische Belastung des Patienten (insbesondere bei Neigung zur Klaustrophobie) als auch im Hinblick auf den möglichen Patientendurchsatz nachteilig.

Ein nichtiteratives Verfahren zur allgemeinen Shimmung von Magneten ist in dem Artikel "Fast, non-iterative shimming of spatially localized signals" in Journal of Magnetic Reso nance, S. 323 bis 334 (1992), beschrieben. Dabei wird die Phase von Kernspins in Richtung mehrerer Projektionen mit stimulierten Echosequenzen bestimmt. Aufgrund des Phasenver laufs kann der magnetische Feldverlauf in diesen Projektionen gemessen und damit können bei Darstellung des Magnetfeldes in sphärischen harmonischen Funktionen deren Koeffizienten be stimmt werden. Jede Shim-Spule ist einer sphärischen harmoni schen Funktion n-ten Grades und m-ter Ordnung zugeordnet. Die nach dem oben beschriebenen Verfahren ermittelten Koeffizien ten werden dann als Maß für die den Shim-Spulen zuzuführenden Ströme verwendet.

Nichtiterative Verfahren wären zwar vom Prinzip her schneller als iterative Verfahren, in der Praxis hat sich jedoch ge zeigt, daß sie aufgrund der komplexen physikalischen Zusam menhänge nicht immer zu befriedigenden Ergebnissen führen.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein schnelles iteratives Shim-Verfahren anzugeben.

Diese Aufgabe wird gelöst durch die Merkmale des Anspruches 1, wobei hier nicht nur lineare Feldabweichungen, sondern auch Feldfehler höherer Ordnung kompensiert werden können. Mit einer Lösung nach den Merkmalen des Anspruches 6 können nur lineare Feldabweichungen kompensiert werden, wobei es vorteilhaft ist, zunächst lineare Feldabweichungen mit einem Verfahren nach den Merkmalen des Anspruches 6 und dann Feld fehler höherer Ordnung mit einem Verfahren nach den Merkmalen des Anspruches 1 zu kompensieren.

Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind in den Unteransprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 18 näher erläutert. Dabei zeigt

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

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

Fig. 3 bis 6 eine EPI-Sequenz,

Fig. 7 die Lage der Echomaxima ohne Grundfeldinhomogenität,

Fig. 8 den Einfluß einer linearen Grundfeldinhomogenität auf die Lage der Echomaxima,

Fig. 9 den Einfluß einer Grundfeldinhomogenität höherer Ord nung auf die Echomaxima,

Fig. 10 bis 13 eine Spinechosequenz mit bipolarem Auslesegra dienten,

Fig. 14 bis 17 eine STEAM-Sequenz,

Fig. 18 ein Beispiel für ein Ablaufdiagramm nach dem erfin dungsgemäßen Verfahren.

Bekanntlich erfolgt eine Ortsauflösung der Kernspinresonanz signale in der Kernspintomographie dadurch, daß einem homoge nen, statischen Grundfeld in der Größenordnung von 1 Tesla ein linearer Magnetfeldgradient überlagert wird. Die Prinzi pien der Bildgebung sind beispielsweise in dem Artikel von Bottomley "NMR-imaging techniques and applications: A revie" in Review of Scientific Instrum., 53 (9), 9/82, Seiten 1319 bis 1337, erläutert.

Zur Ortsauflösung in drei Dimensionen müssen Magnetfeldgra dienten in drei, vorzugsweise senkrecht aufeinander stehenden Richtungen erzeugt werden. In den Fig. 1 und 2 ist jeweils ein Koordinatenkreuz x, y, z eingezeichnet, das die Richtung der jeweiligen Gradienten darstellen soll. Fig. 1 zeigt schema tisch eine herkömmliche Anordnung von Gradientenspulen für die Erzeugung eines Magnetfeldgradienten Gy in y-Richtung. Die Gradientenspulen 2 sind als Sattelspulen ausgeführt, die auf einem Tragrohr 1 befestigt sind. Durch die Leiterab schnitte 2a wird innerhalb eines kugelförmigen Untersuchungs volumens 11 ein weitgehend konstanter Magnetfeldgradient Gy in y-Richtung erzeugt. Die Rückleiter erzeugen aufgrund ihrer größeren Entfernung vom Untersuchungsvolumen 11 dort ledig lich vernachlässigbare Komponenten.

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

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

Die Gradientenspulen 3 für den Magnetfeldgradienten in z- Richtung sind in Fig. 2 schematisch dargestellt. Die Spulen sind ringförmig ausgeführt und symmetrisch zum Mittelpunkt des Untersuchungsvolumens 11 angeordnet. Da die beiden Ein zelspulen 3a und 3b in der in Fig. 2 dargestellten Weise in entgegengesetzter Richtung stromdurchflossen sind, verursa chen sie einen Magnetfeldgradienten in z-Richtung. Ferner sind in Fig. 2 - wiederum nur schematisch - weitere, in diesem Fall ringförmige, Shim-Spulen 7 bis 9 dargestellt, die eben falls über Stromversorgungen SH4 bis SH6 mit Strömen I7 bis I9 beaufschlagt werden. Die Ströme I7 bis I9 sind wieder durch die Recheneinheit C steuerbar.

In den Fig. 1 und 2 ist ferner schematisch die Stromversorgung V für die Gradientenspulen 2, 3 dargestellt. Der Strom I2, I3 durch die jeweilige Gradientenspule 2, 3 wird durch einen ei ne Meßsequenz vorgegebenen Pulsgenerator P und einem Geber O für einen konstanten Offset-Strom bestimmt, wobei die Aus gangssignale des Pulsgenerators P und des Gebers O addiert werden.

Wie in dem bereits erwähnten Artikel Frese et al "Aspects of shimming a superconductive whole body MRI magnet" erläutert, lassen sich Magnetfelder aufgrund von sphärischen harmoni schen Funktionen darstellen. Für die hier ausschließlich in teressierende axiale Komponente Bz des Magnetfeldes gilt:

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

In der Praxis kann natürlich nur eine begrenzte Anzahl von Shim-Spulen vorgesehen werden, so daß nur eine entsprechende Zahl der erwähnten Koeffizienten der sphärischen harmonischen Funktionen auf Null gesetzt werden können. Die Anzahl der be nötigten Shim-Spulen hängt von den Anforderungen an die Grundfeldhomogenität ab. Lineare Feldinhomogenitäten in den drei Raumrichtungen können auch dadurch kompensiert werden, daß man den drei Gradientenspulen für x-, y- und z-Richtung zusätzlich zu den zeitvariablen Gradientenpulsen zeitlich konstante Offset-Ströme zuführt. Wenn die Gradientenspulen in Resonanz betrieben werden, was z. B. beim Echoplanar-(EpI)- Verfahren häufig der Fall ist, können die Gradientenspulen nicht mit einem konstanten Strom beaufschlagt werden. In die sem Fall müssen zusätzliche Shim-Spulen für x-, y- und z- Richtung vorgesehen werden, die ähnlich aufgebaut sind wie die x-, y- und z-Gradientenspulen.

Zur Shimmung ist es zunächst erforderlich, den vorhandenen Feldverlauf festzustellen. Dies kann beispielsweise mit einer Pulssequenz erfolgen, wie sie in den Fig. 3 bis 6 dargestellt ist. Dabei wird ein Spinsystem im Untersuchungsraum des Kern spintomographens zunächst entsprechend Fig. 3 mit einem 90°- Hf-Puls RF angeregt. Da während des Hochfrequenzpulses RF gleichzeitig ein Schichtselektionsgradient SS gemäß Fig. 4 eingeschaltet ist, bezieht sich die Anregung je nach Fre quenzbandbreite des Hochfrequenzpulses RF nur auf eine Schicht bzw. auf ein Volumen des Untersuchungsobjektes. An schließend wird durch einen negativen Teil des Schichtselek tionsgradienten SS die durch den positiven Teil hervorgerufe ne Dephasierung rückgängig gemacht. Schließlich folgt ein bi polarer, d. h. in der Richtung mehrfach wechselnder Auslese gradient RO entsprechend Fig. 5. Durch den Wechsel der Polari tät des Auslesegradienten RO wird das Spinsystem mehrfach de phasiert und wieder rephasiert, so daß die in Fig. 6 darge stellte Folge von Echosignalen S entsteht.

Bei der Bildgebung wird zur Ortsauflösung in drei Dimensionen stets noch ein Gradient in Phasencodierrichtung eingeschal tet, der in diesem Falle entfällt.

Bei der in den Fig. 3 bis 6 dargestellten Pulssequenz fällt die Signalamplitude S entsprechend dem FID-(free induction decay)-Signal nach einer exponentialen Funktion wie folgt ab:

Dabei ist
S(t) die Signalamplitude (Einhüllende des Signals)
S_o die Signalamplitude unmittelbar nach der HF-Anregung
T₂ die Querrelaxationszeit
T_2* die Abklingzeitkonstante des Kernresonanzsignals unter Berücksichtigung der Querrelaxationszeit T₂ und von Grundfeldinhomogenitäten
ΔB₀ die Grundfeldinhomogenität.

Aus Gleichung 2 ist ersichtlich, daß sich die Grundfeldinho mogenität ΔB₀ auf die Signalamplitude S(t) auswirkt, und zwar um so stärker, je größer der zeitliche Abstand t zum Hochfre quenzpuls ist. Wenn die Kernspins entsprechend der Pulsse quenz nach den Fig. 3 bis 6 mittels des bipolaren Gradienten pulszuges nach Fig. 5 immer wieder de- und rephasiert werden, so sollten die ausgelesenen Kernresonanzsignale ohne Grund feldinhomogenität (d. h. ΔB₀ = 0) abgesehen vom Amplitudenab fall mit der T2-Zeitkonstante alle gleich sein. Die unter den negativen Gradientenpulsen ausgelesenen Kernresonanzsignale weisen lediglich eine Zeitumkehr auf.

Wie in der Kernspintomographietechnik üblich, wird jedes ein zelne Echo abgetastet und die digitalisierten Abtastwerte je Echo in eine Zeile einer Meßmatrix eingetragen. Um der unter schiedlichen Polarität der Gradientenpulse Rechnung zu tra gen, werden die unter den positiven Gradientenpulsen ausgelesenen Meßwerte von links nach rechts, die unter den negativen Gradientenpulsen ausgelesenen Meßwerte jedoch von rechts nach links in die Meßmatrix einsortiert. Schließlich erhält man eine Meßmatrix, deren Zeilenzahl der Anzahl der ausgelesenen Echos entspricht.

Ohne Grundfeldinhomogenität würden die gemessenen Echos in der Meßmatrix M alle untereinander liegen, was in Fig. 7 durch den dicken Balken schematisch dargestellt ist. Wenn dagegen in Richtung des Auslesegradienten RO eine lineare Grundfeld inhomogenität vorliegt, so stehen die Echomaxima nicht mehr senkrecht übereinander, sondern sind auf einer geraden Linie schräg gegeneinander versetzt, wie dies in Fig. 8 angedeutet ist. Je nach Polarität des linearen Feldanstiegs bzw. -ab falls sind untereinander liegende Echomaxima nach links oder nach rechts versetzt.

Etwas schwieriger sind die Verhältnisse bei Grundfeldinhomo genitäten höherer Ordnung. Der sogenannte Z²-Term, der dem Koeffizienten A(2,0) in obiger Feldgleichung (1) entspricht, hat im allgemeinen nach den linearen Termen den höchsten An teil an den Magnetfeldinhomogenitäten und wird daher im fol genden besonders betrachtet:

Das i-te Echo Si(t) in der Echofolge nach Fig. 6 sei beschrie ben durch:

Dabei ist
ρ (x,y,z) die Kernspindichte
γ das gyromagnetische Verhältnis
G(t) der Auslesegradient, also z. B. der in Fig. 5 darge stellte Gradient RO und
ΔB₀ (x, y, z) die Magnetfeldinhomogenität.

Wie in der Kernspintomographie üblich, werden Hilfsgrößen K(t) wie folgt definiert:

Dabei ist i wiederum die Nummer des Echosignals, die mit der Zeilennummer der Meßmatrix M übereinstimmt, in die dieses Echosignal eingetragen wird.

Mit diesen Definitionen ergibt sich:

Unter der Voraussetzung, daß der Auslesegradient RO in x- Richtung liegt, erhält man:

Für den allgemeinen Fall einer Grundfeldinhomogenität äußert sich dies in einer "Verschmierung" der Echos entsprechend Fig. 9.

Wenn man lediglich eine lineare Grundfeldinhomogenität G_xoff annimmt, also:

ΔB_o = G_x ^off · x (8)

so erhält man aus Gleichung 7:

S_i(k) = FOU_x [ρ(x, y, z)]_*δ(k - k_off)

S_i(k) = S(k)_*δ(k - k_off)

Diese stellt dann, wie oben bereits dargestellt, lediglich eine Verschiebung der Echomaxima von Zeile zu Zeile der Meß matrix dar.

Aufbauend auf die oben angegebene Pulssequenz und die darge stellten Zusammenhänge zwischen der Magnetfeldinhomogenität und der Echoverteilung in der Meßmatrix kann man nun folgen den Shim-Vorgang durchführen:

Zunächst werden vorteilhafterweise lineare Grundfeldinhomoge nitäten in den drei Raumrichtungen x, y und z kompensiert. Dazu wird zunächst die Pulssequenz nach den Fig. 3 bis 6 mit einem Auslesegradienten RO z. B. in x-Richtung durchgeführt und die erhaltenen Meßwerte in die Meßmatrix eingetragen. Für jede Zeile wird das Echomaximum ermittelt und die Verschie bung der Echomaxima über die Zeilen bestimmt. Je nach Ver schiebung der Echomaxima wird der Shim-Strom für die x-Rich tung vergrößert oder verkleinert. Wie bereits oben erläutert, kann dieser Shim-Strom entweder als Offset-Strom der x-Gra dientenspule oder einer gesonderten Shim-Spule für die x- Richtung zugeführt werden. Anschließend wird das Verfahren mit dem neu gefundenen Shim-Strom so lange wiederholt, bis ei ne ausreichende Shimmung in x-Richtung erzielt wird. An schließend wird dasselbe Verfahren für die y- und z-Richtung durchgeführt.

In Fig. 18 ist das iterative Verfahren schematisch darge stellt, wobei die zur Shimmung linearer Magnetfeldinhomogeni tät erforderlichen Schritte mit A gekennzeichnet sind.

Nach der Shimmung linearer Magnetfeldinhomogenitäten können nun auch Terme höherer Ordnung kompensiert werden. Auch hier bei kann z. B. eine Pulssequenz nach den Fig. 3 bis 6 angewandt werden. Aus der gewonnenen Meßmatrix wird das erste Echosi gnal, das in der ersten Zeile der Meßmatrix steht, als Refe renzsignal S_R(t) ausgewählt. Anschließend wird eine Korrela tionsfunktion S_i ^c(t) für alle Zeilen der Meßmatrix gebildet:

S_i ^c(t) = S_i(t)_*S_R(t).

Schließlich wird der maximale Korrelationskoeffizient, z. B. bezüglich der Summe der Korrelationskoeffizienten aller Zei len gebildet. Ein einem gewissen Term der Feldfunktion nach der Feldgleichung (1) entsprechender Shim-Strom wird so ver ändert, daß die Summe der Korrelationskoeffizienten vergrö ßert wird. Im allgemeinen wird man hierbei den Z²-Term, dem eine bestimmte Shim-Spule zugeordnet ist, beeinflussen, da dieser normalerweise den größten Feldinhomogenitäten ent spricht.

Mit dem jeweils gewonnenen neuen Shim-Strom für die Z²-Shim- Spule werden dann die beschriebenen Verfahrensschritte sooft durchgeführt, bis eine ausreichende Korrelation zwischen der Referenzzeile und den weiteren Zeilen der Meßmatrix und damit eine ausreichende Magnetfeldhomogenität bezüglich des Z₂- Terms erreicht ist.

Das iterative Verfahren zur Shimmung höherer (nichtlinearer) Terme ist ebenfalls im Ablaufschema nach Fig. 18 dargestellt, wobei der Verfahrensschritte für die höheren Terme mit B ge kennzeichnet sind.

Das beschriebene Verfahren kann nicht nur unter der FID-Ein hüllenden wie bei der Pulssequenz nach den Fig. 3 bis 6 durch geführt werden, sondern auch unter der Einhüllenden eines Spinechos. Eine entsprechende Pulssequenz ist in den Fig. 10 bis 13 dargestellt. Hierbei ist dem 90°-Hf-Anregepuls RF1 ein 180°-Puls nachgeschaltet, der durch die Wirkung eines Schichtselektionsgradienten SS2 ebenfalls schichtselektiv ist. Durch den 180°-Hochfrequenzpuls RF2 wird ein Spinecho erzeugt, d. h. die Echosignale erreichen nicht zu Beginn der Auslesephase, sondern erst zum Echozeitpunkt TE ihr Maximum. Dieses Echosignal maximaler Amplitude kommt in die Mitte der Meßmatrix zu liegen und wird für die oben beschriebene Korre lation als Referenzsignal herangezogen.

Ferner kann das beschriebene Verfahren auch unter der Einhül lenden eines stimulierten Echos durchgeführt werden. Eine entsprechende Pulssequenz ist in den Fig. 14 bis 17 beschrie ben. Die Erzeugung stimulierter Echos für die Bildgebung ist detailliert beispielsweise in der US-PS 4,748,409 darge stellt. Dabei wird zunächst unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten SS ein 90°-Hf-Puls RF1 einge strahlt. Es folgt ein erster Gradientenpuls ROV in Auslese richtung zur Vorphasierung der Kernspins. Anschließend folgen zwei weitere 90°-Hf-Pulse RF2 und RF3, die im Ausführungsbei spiel ebenfalls unter einem Schichtselektionsgradienten SS eingestrahlt werden und schichtselektiv sind. Durch den zwei ten Hochfrequenzpuls RF3 wird ein stimuliertes Echo erzeugt. Durch die mehrfache Inversion des Auslesegradienten RO in der Auslesephase wird das Spinsystem wie in den o. g. Beispielen mehrfach dephasiert und wieder rephasiert, so daß die in Fig. 17 dargestellte Folge von Echosignalen S entsteht. Wie beim Auslesen unter der Einhüllenden eines Spinechos errei chen auch hier die Echosignale nicht zu Beginn der Auslese phase, sondern erst zum Echozeitpunkt TE ihr Maximum. Dieses Echosignal maximaler Amplitude kommt wieder in die Mitte der Meßmatrix zu liegen und wird über die oben beschriebene Kor relation eines Referenzsignales herangezogen.

Durch die schichtselektive Anregung, wie sie bei den Pulsse quenzen nach den Fig. 3 bis 6, Fig. 10 bis 13 und Fig. 14 bis 17 gegeben ist, kann die Homogenität gezielt in einzelnen Schichten des Untersuchungsobjektes verbessert werden. Be kanntlich hängt die Breite der selektierten Schicht von der Bandbreite des eingestrahlten Hochfrequenzpulses RF ab, so daß durch entsprechende Wahl der Bandbreite auch dickere Schichten bzw. Volumen angeregt werden können.

Das beschriebene Verfahren hat den Vorteil, daß es schnell konvergiert, so daß bereits nach kurzer Meßzeit die Grund feldhomogenität von Magneten deutlich verbessert werden kann. Dabei ist keinerlei zusätzlicher Hardware-Aufwand erforder lich.

Claims

1. Iteratives Shim-Verfahren für einen Grundfeldmagneten (1) eines Kernspintomographiegerätes mit Shim-Spulen (4 bis 9), die von einem einstellbaren Shim-Strom (I4 bis I9) durchflossen sind und Gradientenspulen (2, 3), ge kennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Ein Spinsystem im Untersuchungsraum eines Kernspintomo graphiegerätes wird mit einem Hf-Anregepuls (RF) ange regt;
b) Durch einen bipolaren Gradientenpulszug (RO) werden mehrere Echosignale (S) erzeugt, wobei jedes Echosignal (S) abgetastet und die Abtastwerte je Echosignal in ei ne Zeile einer Meßdatenmatrix (M) geschrieben wird;
c) Korrelationskoeffizienten der Echosignale (S) mindestens eines Teiles der Zeilen (Z_i) in bezug auf eine Refe renzzeile (Z_R) werden gebildet:
d) Der Shim-Strom (I4 bis I9) durch mindestens eine Shim- Spule (4 bis 9) wird in der Weise verändert, daß die Korrelationskoeffizienten zunehmen.
e) Mit dem so veränderten Shim-Strom (I1 bis I6) wird wie der bei Schritt a) begonnen.
f) Die Verfahrensschritte a) bis e) werden so lange wie derholt, bis eine ausreichende Grundfeldhomogenität im Untersuchungsvolumen erreicht ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei im Schritt d) der Shim- Strom (I1 bis I4) in der Weise verändert wird, daß die Summe des Korrelationskoeffizienten zunimmt.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei auf den Hf-Anre gepuls (RF) ohne weitere Hf-Pulse der bipolare Gradienten pulszug (RO) folgt und daß als Referenzzeile (Z₀) die dem ersten ausgelesenen Echosignal (S₁) entsprechende Zeile der Meßdatenmatrix (M) verwendet wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen Hf-Anregepuls (RF1) und bipolaren Gradientenpulszug (RO) ein 180°-Hf-Puls (RF2) eingefügt ist und daß als Referenzzeile (Z₀) diejenige Zeile der Meßdatenmatrix (M) verwendet wird, die dem Echomaximum entspricht.

5. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen Hf-Anregepuls (RF1) und bipolarem Gradientenpulszug (RO) zwei Hoch frequenzpulse mit einem Flipwinkel ungleich mπ eingefügt sind, daß die Echosignale unter der Einhüllenden eines sti mulierten Echos ausgelesen werden und daß als Referenzzeile (Z₀) diejenige Zeile der Meßmatrix (M) verwendet wird, die dem Echomaximum entspricht.

6. Iteratives Shim-Verfahren für einen Grundfeldmagneten eines Kernspintomographiegerätes mit Gradientenspulen (2, 3) und mindestens einer ersten Shim-Spule (4 bis 9), die von einem einstellbaren Shim-Strom durchflossen wird und im wesentlichen einen ersten linearen Term der Entwicklungs koeffizienten der Grundmagnetfeldverteilung in einer ersten Richtung beeinflußt mit folgenden Schritten:

a) Ein Spinsystem im Untersuchungsraum wird mit einem Hochfrequenzpuls (RF) angeregt.
b) Durch einen bipolaren Gradientenpulszug (RO) in der er sten Richtung werden mehrere Echosignale erzeugt, wobei jedes Echosignal abgetastet und in eine Zeile einer Meßdatenmatrix (M) geschrieben wird.
c) Die Lage eines Echomaximums je Zeile der Meßdatenmatrix (M) wird ermittelt.
d) Aus einem linearen Fit der Echomaxima über die Zeilen wird eine Verschiebung der Echomaxima von Zeile zu Zeile ermittelt und aufgrund der Verschiebung ein Strom durch die Shim-Spule (4 bis 9) derart eingestellt, daß der erste lineare Term der Entwicklungskoeffizienten verringert wird.
e) Die Schritte a) bis d) werden so oft nacheinander durchgeführt, bis der erste lineare Term ausreichend klein ist.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei auf den Hf-Anregepuls (RF) ohne weitere Hochfrequenzpulse der bipolare Gradien tenzug (RO) folgt.

8. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch ge kennzeichnet, daß zwischen Hf-Anregepuls (RF1) und bipolarem Gradientenpulszug (RO) zwei Hochfre quenzpulse mit einem Flipwinkel ungleich m · π eingefügt sind und daß die Echosignale unter der Einhüllenden eines stimu lierten Echos ausgelesen werden.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, wobei meh rere Shim-Spulen (4 bis 9) vorgesehen sind, die im wesent lichen lineare Terme der Entwicklungskoeffizienten der Grundfeldverteilung in zueinander orthogonalen Richtungen beeinflussen, wobei das Verfahren nach Anspruch 6 für alle orthogonalen Richtungen nacheinander durchgeführt wird.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 9, da durch gekennzeichnet, daß die Shim-Spulen für die linearen Terme der Entwicklungskoeffi zienten weggelassen werden und diese Entwicklungskoeffizi enten statt dessen durch Offset-Ströme durch die Gradienten spulen (2, 3) beeinflußt werden, die den Gradientenspulen (2, 3) zusätzlich zu den zeitvariablen Gradientenpulsse quenzen aufgeschaltet werden.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, da durch gekennzeichnet, daß der Hf- Anregepuls (RF) schichtselektiv ist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, da durch gekennzeichnet, daß der Hf- Anregepuls (RF) volumenselektiv ist.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei zu nächst eine Shimmung nach Anspruch 6 für die linearen Terme der Entwicklungskoeffizienten und dann eine Shimmung nach Anspruch 1 für wenigstens einen nichtlinearen Term der Ent wicklungskoeffizienten durchgeführt wird.