DE10219766A1

DE10219766A1 - Verfahren zur automatischen Vermessung akustischer Resonanzen eines Magnetresonanz-Tomographiegerätes

Info

Publication number: DE10219766A1
Application number: DE10219766A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Feiweier
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2002-05-02
Filing date: 2002-05-02
Publication date: 2003-11-27
Anticipated expiration: 2022-05-03
Also published as: US6734672B2; US20030206015A1; DE10219766B4

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Ermittlung akustischer Resonanzen in einem Magnetresonanz-Tomographie-System. Das Verfahren ist durch folgende Schritte gekennzeichnet: DOLLAR A a) Durchführen einer Resonanzmessung durch Anlegen mehrerer alternierender Gradientenpulse (A) (G1) (M2), die einen festen zeitlichen Abstand DELTAT zueinander aufweisen, Anlegen eines Anregungspulses (B) (H) (O) und Erhalten eines (C) (I) oder mehrerer (P2) MR-Signale, DOLLAR A b) Auswerten des MR-Signals (C) (I) (P2) der Resonanzmessung in Bezug auf mindestens einen die akustische Resonanz des MRT-Systems charakterisierenden Parameter, DOLLAR A c) Wiederholen der bisher genannten Schritte a) und b) unter Variation des zeitlichen Abstandes der Gradientenpulse DELTAT, DOLLAR A d) Bilden einer Resonanzkurve auf der Basis des Wertes eines charakteristischen Parameters der Resonanzmessung als Funktion des variierten zeitlichen Abstandes DELTAT, DOLLAR A e) Bestimmen der Resonanz(en) (24) des MRT-Systems aus der Resonanzkurve.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur automatischen Ermittelung von systemspezifischen akustischen Resonanzen und zwar individuell für jedes Kernspintomographiegerät. Bei Kenntnis derartiger Abhängigkeiten lassen sich durch Einschränkungen der System-Parameter mechanische Resonanzen vermeiden.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer Präzessionsbewegung anregen. Diese Präzession erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradiententeilspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden.
In einer möglichen Methode zur Generierung von MRT-Bildern wird zunächst selektiv eine Schicht beispielsweise in z- Richtung angeregt. Die Kodierung der Ortsinformation in der Schicht erfolgt durch eine kombinierte Phasen- und Frequenzkodierung mittels zweier orthogonaler Gradientenfelder die bei dem Beispiel einer in z-Richtung angeregten Schicht durch die oben genannten Gradiententeilspulen in x- und y-Richtung erzeugt werden. Die Bildgebungssequenz wird N-mal für verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten z. B G^x wiederholt, wobei das Kernresonanzsignal bei jedem Sequenzdurchgang N-mal in Anwesenheit des Auslesegradienten G^y digitalisiert und abgespeichert wird. Auf diese Weise erhält man eine Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum) mit N × N Datenpunkten. Aus diesem Datensatz kann durch eine zweidimensionale Fouriertransformation unmittelbar ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von N × N Pixeln rekonstruiert werden.
Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in alle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik, zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges Kontrastvermögen aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die MRT zu einem der Röntgen- Computertomographie (CT) vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Messzeiten im Bereich von Sekunden bis Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
Die ständige technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten, und die Einführung schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimalinvasiven Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfussionsmessung in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele.
Der grundsätzliche Aufbau eines der zentralen Teile eines solchen MRT-Gerätes ist in Fig. 9 dargestellt. Sie zeigt einen supraleitenden Grundfeldmagneten 1 (z. B. ein axialer supraleitender Magnet mit aktiver Streufeldabschirmung) der in einem Innenraum ein homogenes magnetisches Grundfeld erzeugt. Der supraleitende Grundfeldmagnet 1 besteht im Inneren aus Spulen die sich in flüssigem Helium befinden. Der Grundfeldmagnet ist von einem zweischaligen Kessel (nicht dargestellt), der in der Regel aus Edelstahl ist, umgeben. Der innere Kessel, der das flüssige Helium beinhaltet und zum Teil auch als Windungskörper für die Magnetspulen dient, ist über schwach wärmeleitende Gfk-Stäbe (Rods) an dem äußeren Kessel, der Raumtemperatur hat, aufgehängt. Zwischen innerem und äußerem Kessel herrscht Vakuum. Den inneren und äußeren Kessel bezeichnet man als Magnetgefäß.
Mittels Tragelementen 7 ist die zylinderförmige Gradientenspule 2 in den Innenraum des Grundfeldmagneten 1 in das Innere eines Tragrohrs konzentrisch eingesetzt. Das Tragrohr ist nach Außen durch eine äußere Schale 8, nach Innen durch eine innere Schale 9 abgegrenzt.
Die Gradientenspule 2 besitzt drei Teilwicklungen, die ein dem jeweils eingeprägten Strom proportionales, räumlich jeweils zueinander senkrechtes Gradientenfeld erzeugen. Wie in Fig. 10 dargestellt umfaßt die Gradientenspule 2 eine x- Spule 3, eine y-Spule 4 und eine z-Spule 5, die jeweils um den Spulenkern 6 gewickelt sind und so ein Gradientenfeld zweckmäßigerweise in Richtung der kartesischen Koordinaten x, y und z erzeugen. Jede dieser Gradiententeilspulen ist mit einer eigenen Stromversorgung ausgestattet um unabhängige Strompulse entsprechend der in der Pulssequenzsteuerung programmierten Folge amplituden- und zeitgenau zu erzeugen.
Innerhalb der Gradientenspule befindet sich der Hochfrequenz- Resonator (HF-Spule oder Antenne; in Fig. 4 und 5 nicht dargestellt). Er hat die Aufgabe die von einem Leistungssender abgegebenen HF-Pulse in ein elektromagnetisches Wechselfeld zur Anregung der Atomkerne umzusetzen und anschließend das von dem präzedierenden Kernmoment ausgehende Wechselfeld in eine dem Empfangszweig zugeführte Spannung zu wandeln.
Da die Gradientenschaltzeiten so kurz wie möglich sein sollen, sind Gradientenanstiegsraten in der Größenordnung von einigen 10 mT/m nötig. In einem außerordentlich starken Magnetfeld wie es der Grundfeldmagnet 1 erzeugt (typischerweise zwischen 0,2 bis 1,5 Tesla) treten bei derartigen Schaltvorgängen starke Lorentzkräfte auf. Alle mechanisch an das Gradientensystem angekoppelten Systemkomponenten (Gehäuse, Abdeckungen, Kessel des Grundfeldmagneten bzw. Magnethülle, HF-Körperspule usw.) werden durch Einwirken der Kräfte bewegt.
Da die Gradientenspule in aller Regel von leitfähigen Strukturen umgeben ist (z. B. Magnetgefäß aus Edelstahl), werden in diesen durch die gepulsten Felder Wirbelströme angeworfen, die durch Wechselwirkung mit dem Grundmagnetfeld Kraftwirkungen auf diese Strukturen ausüben und diese ebenfalls zu Bewegungen anregen. Werden, wie in vielen bildgebenden Verfahren üblich, Gradientenpulse periodisch wiederholt, kommt es zu einer erzwungenen mechanischen Schwingung dieses Systems. Kritisch ist die Anregung mit solchen Periodendauern/Frequenzen, die gerade einer der Resonanzfrequenzen entspricht, die jedes mechanische System besitzt. In diesem Fall kommt es zur resonanten Verstärkung der Schwingung (Resonanzüberhöhung), die Bewegungsamplituden nehmen deutlich zu.
Diese resonanten Schwingungen der verschiedenen MRT- Gerätekomponenten wirken sich in vielen Aspekten negativ auf das MRT-System aus:

1. Es wird starker Luftschall erzeugt (Lärm) der sich als Belästigung des Patienten, des Bedienpersonals und anderen Personen in der Nähe der MRT-Anlage darstellt.
2. Die Vibrationen der Gradientenspule sowie des Grundfeldmagneten und deren Übertragung auf den HF-Resonator und die Patientenliege im Innenraum des Grundfeldmagneten bzw. der Gradientenspule äußern sich in unzureichender klinischer Bildqualität, die sogar zu Fehldiagnosen führen kann (z. B. bei funktioneller Bildgebung, fMRI).
3. Wenn sich die Schwingungen des äußeren Kessels über die Gfk-Stäbe auf den inneren Kessel übertragen, bzw. der Supraleiter selbst zu Schwingungen angeregt wird, erfolgt im Inneren des Kessels eine erhöhte Heliumabdampfung, so daß eine entsprechend größere Menge flüssigen Heliums nachgeführt werden muß, was höhere Kosten nach sich zieht.
4. Hohe Kosten entstehen auch durch die Notwendigkeit einer schwingungsdämpfenden Systemaufstellung - ähnlich wie ein optischer Tisch - um eine Übertragung der Schwingungen auf den Boden zu unterbinden.

Die Anregung dieser mechanischen bzw. akustischen Resonanzen ist von den Parametern abhängig welche die bildgebenden Sequenzen und damit das Schalten der Gradienten-Pulse bestimmen. Parameter die gradienteninduzierte mechanische Oszillationen anregen sind beispielsweise die Repetitionszeit TR bei schnellen Gradientenechosequenzen oder der Echo-Echo- Abstand bei Echo-planarer Bildgebung (EPI-Sequenzen).
Bei Bekanntheit dieser Abhängigkeiten läßt sich der die bildgebenden Sequenzen bestimmende Parameterraum soweit einschränken, daß keine Anregung mechanischer Resonanzen bei periodischem Schalten der Gradienten mehr erfolgt.
Das zu lösende Problem besteht also darin, die Resonanzbereiche in ihrer Abhängigkeit zu entsprechenden Sequenzparametern zu vermessen.
Gemäß dem Stand der Technik werden beispielsweise Schallpegel und Helium-Abdampfrate mittels geeigneter Meßaufbauten direkt als Funktion der Frequenz eines sinusförmigen Gradientenpulszuges ermittelt. Schalldruck- und Abdampfmessungen werden so manuell auf vorhandene Resonanzstellen untersucht und bei Auftreten solcher deren Lage (als "Mittenfrequenz" bezeichnet) sowie deren Breite der Software des Systemrechners bekannt gemacht.
Allerdings benötigt man für ein solches Vorgehen spezielle Messinstrumente, wie beispielsweise Mikrophone mit entsprechender Elektronik sowie empfindliche Gasflußmesser, die allein aus Kostengründen nicht zur Standardausstattung eines MR-Tomographiegerätes gehören. Aus diesem Grund sind derartige Messungen sehr aufwendig und werden für jede Produktserie lediglich an wenigen repräsentativen Exemplaren durchgeführt. Dies hat den Nachteil, daß Fertigungstoleranzen oder lokale Besonderheiten, durch die sich auch Geräte der gleichen Produktserie unterscheiden können, zu Verschiebungen der Mittenfrequenz oder zur Veränderung der Bandbreite führen, was sich wiederum in einer vermehrten Lärmemission und einer vermehrten Heliumabdampfrate auswirkt.
Darüberhinaus verschlechtert sich - wie bereits oben erwähnt - die Bildqualität.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren bereitzustellen durch das auf einfachere Weise und für jedes MRT-Gerät die Sequenzparameter-Abhängigkeit der Resonanzen ermittelt werden kann.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
Erfindungsgemäß wird also ein Verfahren zur Ermittelung akustischer Resonanzen in einem Magnetresonanz-Tomographie- System vorgeschlagen gekennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Durchführen einer Resonanzmessung durch Anlegen mehrerer alternierender Gradientenpulse (A)(G1)(M2) die einen festen zeitlichen Abstand ΔT zueinander aufweisen, Anlegen eines Anregungspulses (B)(H)(O) und Erhalten eines (C)(I) oder mehrerer (P2) MR-Signale,
b) Auswerten des MR-Signales (C)(I)(P2) der Resonanzmessung in Bezug auf zumindest einen die akustische Resonanz des MRT- Systems charakterisierenden Parameter,
c) Wiederholen der bisher genannten Schritte a) und b) unter Variation des zeitlichen Abstandes der Gradientenpulse ΔT,
d) Bilden einer Resonanzkurve auf der Basis des Wertes eines charakteristischen Parameters der Resonanzmessung als Funktion des variierten zeitlichen Abstandes ΔT,
e) Bestimmen der Resonanz(en) (24) des MRT-Systems aus der Resonanzkurve.

Um zusätzliche Effekte, die ebenfalls Einfluß auf das Resonanzverhalten des entsprechenden Parameters haben, zu unterdrücken besteht ein wesentlicher Teil der vorliegenden Erfindung darin die Resonanzmessung mit einer Referenzmessung zu verbinden. Eine solche Referenzmessung ist sinnvoll, jedoch nicht unbedingt notwendig.
Die Kombination der Resonanzmessung mit einer Referenzmessung wird durch die Merkmale des abhängigen Anspruchs 2 gelöst. Die abhängigen Ansprüche 3 bis 6 bilden den zentralen erfinderischen Gedanken des Anspruchs 2 in besonders vorteilhafter Weise weiter.
Das Bestimmen der Resonanz(en) kann erfindungsgemäß z. B. durch geeignete Software automatisch erfolgen.
Bei einer Resonanzmessung mit Referenzmessung ist es vorteilhaft die beiden alternierenden Gradientenpulse der Referenzmessung und die alternierenden Gradientenpulse der Resonanzmessung an einer jeweils gleichen Gradientenspulenachse des MRT-Systems anzulegen.
Ebenso ist vorteilhafterweise die Form der Gradientenpulse der Referenzmessung mit der Form der Gradientenpulse der Resonanzmessung identisch.
Vorteilhafterweise wird der Anregungspuls in der Resonanzmessung erst nach einer Anzahl von Gradientenpulsen eingestrahlt. Dadurch wird im Falle einer Resonanz des MRT- Systems ein mechanisches Anregen von Eigenschwingungen ermöglicht.
In einer ersten vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens mit Referenzmessung erfolgt die Messung des MR-Referenz-Signals sowie die Messung des MR- Signals in der Resonanzmessung unmittelbar nach dem Anregungspuls.
Die eine akustische Resonanz des MRT-System charakterisierenden Parameter dieser ersten Ausgestaltung können sein:
Amplitude, Frequenz oder Phase des MR-Referenzsignals bzw. des Resonanzsignals.
In einer zweiten vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens mit Referenzmessung geht der Gradientenpulszug in der Referenzmessung und in der Resonanzmessung einerseits über den Zeitpunkt der Anregung hinaus. Andererseits erfolgt die Messung des MR-Referenz- Signals sowie die Messung des MR-Signals in der Resonanzmessung während des zumindest zweiten weiteren Gradientenpulses.
Die eine akustische Resonanz des MRT-System charakterisierenden Parameter dieser zweiten Ausgestaltung können sein:
Amplitude, Frequenz, Phase oder Echozeit als Zeitintervall zwischen Anregungspuls und Auftreten des Echo-Maximums des MR-Referenzsignals bzw. des Resonanzsignals.
In einer dritten vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens mit Referenzmessung werden Referenzmessung und Resonanzmessung von ein und demselben Anregungspuls initiiert indem die Referenzmessung nach Einstrahlen des Anregungspulses erfolgt und sich unmittelbar danach die Resonanzmessung anschließt.
Vorteilhafterweise wird das jeweils ausgewählte Verfahren für jede im MRT-System vorhandene Gradiententeilspule durchgeführt.
Erfindungsgemäß wird ferner ein weiteres Verfahren zur Ermittlung akustischer Resonanzen in einem Magnetresonanz- Tomographie-System vorgeschlagen, das durch folgende Schritte gekennzeichnet ist:

a) Durchführen einer Resonanzmessung durch Anlegen eines Anregungspulses (O) und mehrerer alternierender Gradientenpulse (M2), die den gleichen zeitlichen Abstand ΔT aufweisen, und Erhalten mehrerer MR-Signale (P2),
b) Auffüllen der Matrix (27) im k-Raum mit den erhaltenen MR- Signalen (P2) und Transformation der Matrix (27) in den Bildraum,
c) Wiederholen der bisher genannten Schritte a) und b) unter Variation des zeitlichen Abstandes der Gradientenpulse ΔT,
d) Bilden einer Resonanzkurve in der die Intensität (26) von in einem definierten Bereich des Bildraumes auftretenden Bildartefakten (25) als Funktion des variierten zeitlichen Abstandes ΔT aufgetragen wird,
e) Bestimmen der Resonanzen (24) des MRT-Systems aus der Resonanzkurve.

Auch hier kann die Bestimmung der Resonanz(en) erfindungsgemäß z. B. mittels geeigneter Software automatisch erfolgen.
Wiederum vorteilhaft ist die Durchführung einer Referenzmessung zusätzlich zur eigentlichen Resonanzmessung durch Anlegen zweier im Vorzeichen alternierender Gradientenpulse (M1) nach dem Anregungspuls (O) und vor den Gradientenpulsen (M2) der Resonanzmessung, die den gleichen festen zeitlichen Abstand ΔT zueinander aufweisen wie das ΔT der Gradientenpulse (M2) der nachfolgenden Resonanzmessung, und Erhalten eines oder mehrerer Magnetresonanz- Referenzsignale (P1).
Ebenso ist es vorteilhaft die beiden alternierenden Gradientenpulse der Referenzmessung und die alternierenden Gradientenpulse der Resonanzmessung an einer jeweils gleichen Gradiententeilspule des MRT-Systems anzulegen.
Die Form der Gradientenpulse der Referenzmessung sollte ebenfalls mit der Form der Gradientenpulse der Resonanzmessung identisch sein.
Vorteilhafterweise werden Referenzmessung und Resonanzmessung von ein und demselben Anregungspuls initiiert indem die Referenzmessung nach Einstrahlen des Anregungspulses erfolgt und sich unmittelbar danach die Resonanzmessung anschließt. Somit können beide Messungen (Referenz- und Resonanzmessung) in einen Meßvorgang integriert werden.
Um ein gleichmäßiges Auffüllen der Matrix im k-Raum zu gewährleisten werden zwischen den alternierenden Gradientenpulsen der Resonanzmessung jeweils kurze Phasenkodiergradientenpulse geschaltet.
Wiederum vorteilhaft ist es, auch diese weitere Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens für jede im MRT-System vorhandene Gradiententeilspule durchzuführen.
Es wird weiterhin erfindungsgemäß ein Magnetresonanztomographie-Gerät beansprucht, welches zur Durchführung der eben beschriebenen Verfahren geeignet ist.
Das erfindungsgemäße Verfahren hat den Vorteil, daß es im Rahmen einer Anlagen-Justierung (im Zuge von Aufbau, Wartung und/oder Modifizierung des MRT-Systems) durchgeführt werden kann und sich somit beispielsweise im Rahmen des Services auch das sich über längere Zeiträume verändernde Resonanzverhalten des MRT-Systems erfassen läßt.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
Fig. 1a zeigt einen schematischen Schnitt durch die Gradientenspule in z-Richtung mit einem darin befindlichen Objekt,
Fig. 1b zeigt in einem vereinfachtem Diagramm das magnetische Feld dieser Spule als Funktion des Ortes (hier in z-Richtung),
Fig. 2a bis 2d zeigt das Prinzip einer mechanischen Anregung des MRT-Systems durch alternierende idealisiert rechteckig dargestellte Gradientenpulse mit jeweils unterschiedlichen Anregungsfrequenzen,
Fig. 3 zeigt den Unterschied eines gemessenen FID- Signals hinsichtlich Phase und/oder Amplitude zwischen einer mechanisch anregenden MRT-Messung und einer nicht anregenden Referenzmessung,
Fig. 4a zeigt im Diagramm daß sich bei mechanischer Resonanz die mit dieser Resonanz verbundenen - im Vergleich zu einer nichtanregenden Referenzmessung - Parameter-Änderungen bei fortdauernder Anregung verstärken,
Fig. 4b zeigt im Diagramm, daß bei einer Gradientenpulssequenz die das MRT-System mechanisch nicht anregt nur unwesentliche Parameter-Änderungen auftreten und diese auch nicht verstärkt werden,
Fig. 5 zeigt in Form einer Resonanzkurve die Abhängigkeit des Parameters bzw. der Parameteränderung von der Anregungsfrequenz der Gradientenpulssequenz,
Fig. 6 zeigt den Unterschied hinsichtlich Echozeit und/oder Echofrequenz und/oder Phase und/oder Amplitude zwischen einem gemessenen Gradientenecho-Signals einer mechanisch anregenden MRT-Messung und einer nicht anregenden Referenzmessung,
Fig. 7a zeigt eine blipped EPI-Sequenz (Echo-Planar- Imaging-Sequenz) durch die nach einer einzigen 90°-HF- Anregung die gesamte Meß-Matrix im k-Raum mäanderförmig abgetastet wird,
Fig. 7b zeigt eine mögliche Phasenkodierung bei einer nicht-geblippten EPI-Sequenz bei der während des Auslese-Gradientenzuges ein konstanter Phasenkodiergradient anliegt,
Fig. 7c zeigt, daß es auch möglich ist das Resonanzverhalten des MRT-Systems zu untersuchen, wobei auf eine Phasenkodierung ganz verzichtet wird,
Fig. 7d zeigt die mäanderförmige Abtastung der Meß- Matrix im k-Raum gemäß einer EPI-Sequenz nach Fig. 7a,
Fig. 8a zeigt das Auftreten von Bildartefakten in Form sogenannter N/2-Geister,
Fig. 8b zeigt die Abhängigkeit der Intensität der N/2- Geister von der Anregungsfrequenz der Gradientenpulssequenz in Form einer Resonanzkurve,
Fig. 9 zeigt eine perspektivische Darstellung des Grundfeldmagneten eines konventionellen MRT-Gerätes, und
Fig. 10 zeigt eine perspektivische Darstellung der Gradientenspule eines konventionellen MRT-Gerätes mit den drei Gradiententeilspulen.
Jedes Magnetresonanzgerät stellt insgesamt ein schwingungsfähiges System dar, das als solches eine beträchtliche Anzahl an Eigenfrequenzen aufweist. Eine Anregung dieser Eigenfrequenzen erreicht man beispielsweise dadurch, daß man eine Gradiententeilspule mit entsprechend der Eigenfrequenz periodischen im Vorzeichen alternierenden beispielsweise trapezförmigen Gradientenpulsen beaufschlagt. Die mechanischen Kräfte, die bei derartigem Schalten einer Gradiententeilspule entstehen, können Komponenten des MRT- Systems zu mechanischen Oszillationen anregen, die wiederum die MRT-Messung nachteilig beeinflussen.
Derartige vibrationsfähige Komponenten sind, wie in Fig. 1 schematisch dargestellt, z. B.:

- die Gradiententeilspule in z-Richtung 13 selbst,
- das zu untersuchende Objekt 12, auf das Schwingungen der Patientenliege 11 übertragen werden können sowie
- die großflächigen metallischen Kryoschilde 14 des supraleitenden Grundfeldmagneten 1.

Durch eine Bewegung der bestromten Gradientenspule 13 wird beispielsweise das Magnetfeld der Spule selbst variiert. In Fig. 2 ist dieser Effekt im Diagramm dargestellt: das magnetische Feld ist als Funktion des Ortes - in diesem Fall in z-Richtung - aufgetragen 15. Eine örtliche Verschiebung der Spule wirkt sich dahingehend aus, daß sich der lineare Verlauf des Gradientenfeldes gegenüber dem Ort parallel verschiebt 16 (gestrichelte Linie).
Eine Vibration der Patientenliege überträgt sich auch auf das im Magnetfeld befindliche zu untersuchende Objekt, was dazu führt, daß sich das Magnetfeld an einem betrachteten festen Ort im Objekt ändert.
Die großflächigen metallischen und daher elektrisch leitenden Kryoschilde 14 im Inneren des supraleitenden Grundfeldmagneten 1 können einerseits durch eine Resonanz der Gradientenspulen 3, 4, 5 ebenfalls in Schwingung gebracht werden, wodurch Wirbelströme induziert werden, die wiederum das Magnetfeld verändern. Andererseits können durch die zeitlich variierenden (gepulsten) Gradientenfelder allein derartige das Magnetfeld beeinflussende Wirbelströme erzeugt werden.
Sämtliche durch Schwingungen induzierte Magnetfeldänderungen wirken sich auch verändernd auf charakteristische Parameter des Magnetresonanz-Signals (z. B. Amlitude, Frequenz, Phase, Echoposition usw.) oder des daraus generierten Bildes (z. B. in Form von Artefakten) aus. Genau dies macht sich die vorliegende Erfindung zunutze.
Erfindungsgemäß wird folgendes prinzipielles Vorgehen vorgeschlagen:
Am MRT-System wird eine Resonanzmessung vorgenommen. Dazu wird als erstes das MRT-System durch eine Folge alternierender Gradientenpulse gemäß Fig. 2a mit einer ersten Pulsfrequenz 17 von f₁ = 1/2ΔT₁ mechanisch angeregt.
Als zweites wird ein MR-Signal generiert und ein oder mehrere dieses Signal charakterisierende Parameter (z. B. Amlitude A, Frequenz f, Phase φ) als Funktion dieser Anregungsfrequenz ermittelt.
Beide Schritte werden gemäß der Fig. 2b, 2c und 2d wiederholt, wobei die Anregungsfrequenz kontinuierlich verändert, z. B. erhöht wird (18: f₂ = 1/2ΔT₂, 19: f₃ = 1/2ΔT₃, 20: f₄ = 1/2ΔT₄) und gleichzeitig der oder die Parameter des jeweiligen MR-Signals ermittelt werden. Die Parameter werden als Funktion der Anregungsfrequenz aufgetragen. Es ergibt sich - wie in Fig. 5 dargestellt - eine Kurve die durch ihren Verlauf das Resonanzverhalten des MRT-Systems darstellt. Diese Kurve ist dann hinsichtlich ihrer z. B. als Maxima auftretenden Resonanzstellen 24 auszuwerten.
Prinzipiell genügt es im einfachen Experiment einer solchen Resonanzmessung die jeweiligen Parameter lediglich im eingeschwungenen (d. h. resonanten) Zustand zu betrachten. Allerdings ist hierbei zu Beachten, daß neben dem schwingungsinduzierten Verhalten der die akustische Resonanz des MRT-Systems charakterisierenden Parameter auch andere Effekte Einfluss auf diese Parameter haben. Zum Beispiel werden schwingungsinduzierte Magnetfeldänderungen (zu welchen beispielsweise die Amplitude A direkt proportional ist) zusätzlich durch wirbelstrominduzierte Störfelder beeinflusst. Da sich beim Abtasten der Resonanzkurve auch das Gradientenpulsschema ändert, können beispielsweise auch diese Störfelder sich als Funktion von ΔT ändern wodurch der gewünschten mechanischen Resonanzkurve (z. B. von A) eine unerwünschte zusätzliche Abhängigkeit überlagert wird.
Eine derartige zusätzliche Abhängigkeit kann durch den Vergleich der Resonanzmessung mit einer zuvor durchgeführten nur wenige Gradientenpulse aufweisende Referenzmessung eliminiert werden. Die erwähnten Störfelder beispielsweise sind bereits nach wenigen Gradientenpulsen eingeschwungen. Somit fällt ihr Einfluß bei der Betrachtung von Differenzen der Parameter zwischen Referenzmessung und Resonanzmessung heraus.
Dieses prinzipielle Vorgehen soll nun anhand eines ersten in Fig. 3 dargestellten Beispiels näher erläutert werden:
Am MRT-System wird zunächst eine Referenzmessung vorgenommen, indem nach zwei alternierenden beispielsweise trapezförmigen Gradientenanregungspulsen D) ein 90°-HF-Puls E) eingestrahlt und sofort im Anschluss daran das MR-Signal in Form eines FID-Signals (Free-Induction-Decay-Signal) F) ausgelesen wird. Das FID-Signal dieser Referenzmessung ist beispielsweise durch seine Amplitude A_Ref, seine Frequenz f_Ref sowie durch seine Phase φ_Ref bestimmt.
Als nächstes wird das MRT-System durch eine definierte Anzahl von Gradientenpulsen A) gleicher Beschaffenheit (gleiche Form und Frequenz) wie bei der Referenzmessung (in diesem Beispiel sind es sieben alternierende Pulse) angeregt. Erst dann wird ein 90°-HF-Puls B) eingestrahlt der nun ein FID-Signal C) erzeugt, welches sich im Falle einer auftretenden Resonanz des MRT-Systems, aufgrund der zuvor angelegten Impulsfolge, hinsichtlich Amplitude, Frequenz und Phase von dem FID-Signal der Referenzmessung unterscheidet:

ΔA_Res = A_Ref - A_Res,

Δf_Res = f_Ref - f_Res,

Δφ_Res = φ_Ref - φ_Res.
Eine Resonanz tritt nur auf, wenn durch die Frequenz der angelegten Impulsfolge A) eine Eigenschwingung des MRT- Systems anregt wird. Dazu ist eine Vielzahl alternierender Anregungspulse notwendig. Die Resonanzmessung wird dabei so ausgeführt, daß bei einer resonanten Anregungsfrequenz der Gradientenpulse die dann auftretende Resonanz durch den betrachteten Parameter (A, f, φ, usw.) meßbar ist.
Die Referenzmessung an sich ist nicht geeignet das MRT-System in Schwingung zu versetzen. Selbst wenn die Frequenz der alternierenden Gradientenpulse der Referenzmessung mit einer Eigenfrequenz des Systems zusammenfällt, eine Resonanzfrequenz also "getroffen" ist, reicht die geringe Anzahl der Pulse nicht aus um Resonanz derart zu erzeugen, daß sie sich in meßbaren Parameteränderungen bezüglich des MR-Signals widerspiegelt. Die Referenzmessung D) E) F) ist aber notwendig, um - wie zuvor beschrieben - den Einfluß von weiteren, ebenfalls das Magnetfeld ändernde, aber nicht durch mechanische Schwingung verursachte, Effekte (beispielsweise Feldänderungen die durch die von den Gradienten induzierten Wirbelströmen herrühren) zu berücksichtigen.
Daß die mechanische Resonanz eines MRT-Systems sich dadurch auszeichnet, daß sie sich - bzw. sich der Effekt, den sie verursacht - bei fortdauernder Anregung, d. h. bei zunehmender Anzahl der anregenden Gradientenpulse, verstärkt, wird in Fig. 4a veranschaulicht:
In den Fig. 4a und 4b ist ein das MR-Signal beschreibender Parameter (beispielsweise Amplitude, Frequenz, Phase usw.) als Funktion der Anzahl der angelegten Gradientenpulse aufgetragen 22, wobei die Frequenz des angelegten Gradientenpulszuges im Falle der Fig. 4a geeignet ist, das MRT-System in mechanische Resonanz zu bringen. Die gestrichelte Linie 21 zeigt die Größe des entsprechenden Parameters einer nichtresonanten Referenzmessung. Es ist deutlich zu erkennen, daß bei resonanter Anregung des MRT- Systems die Abweichung 23 des jeweiligen Parameterwertes von dem Parameterwert der Referenzmessung (ΔA = A_Ref - A_Res, Δf = f_Ref - f_Res, Δφ = φ_Ref - φ_Res) bei zunehmender Anzahl von angelegten Gradientenpulsen größer wird. In Fig. 4b, in der die Frequenz des Gradientenpulszuges keine Resonanz erzeugt, ist auch nach längerer Anregung des MRT-Systems durch eine hohe Anzahl von Gradientenpulsen so gut wie keine Abweichung des Parameterwertes des nach langer Anregung gemessenen MR- Signals von dem Parameterwert des MR-Signals der Referenzmessung vorhanden.
Um also eine aufgrund einer Resonanz hervorgerufenen Änderung des magnetischen Feldes in eine deutliche Änderung des MR- Signals (z. B. dessen Amplitude, Frequenz oder Phase) übersetzen zu können, ist eine größere Anzahl von Anregungspulsen erforderlich. Trägt man den jeweiligen Parameter (A, f, φ) bzw. die jeweilige Parameteränderung 23 (ΔA = A_Ref - A, Δf = f_Ref - f, Δφ = φ_Ref - φ) als Funktion der Frequenz des Anregungs-Gradientenpulszuges 1/2ΔT auf, so erhält man gemäß Fig. 5 eine sogenannte Resonanzkurve. Die Maxima 24 dieser Kurve (ΔT_Res) stellen die Resonanzstellen des MRT-Systems dar.
Praktisch bedeutet dies, daß bei späteren tatsächlichen MRT- Messungen der Frequenzbereich eines Gradientenpulszuges dahingehend eingeschränkt werden muß, daß er im Falle der Fig. 5 beispielsweise Frequenzen im Intervall [ΔT_Res - ε; ΔT_Res + ε] nicht enthält. Sämtliche Resonanzintervalle werden erfindungsgemäß dem Anlagenrechner des MRT-Systems mitgeteilt. Mit einer Gradientenpulssequenz die eine in diesen Intervallen liegende Frequenz aufweist, darf dann grundsätzlich nicht gemessen werden.
Dabei ist zu Bemerken, daß die Analyse der Resonanzkurven durch geeignete Software automatisch erfolgen kann.
Beispielsweise sucht die Software oberhalb einer definierten Schwelle nach dem Maximum der Kurve (Resonanzfrequenz) und nach den beiden Punkten tieferer und höherer Frequenz, bei denen die Kurve auf die Hälfte dieses Maximalwertes (Bandbreite) abgefallen ist. Die Identifikation von mehr als einer Resonanzstelle ist ebenfalls automatisierbar. Alternativ können die typspezifische(n) Frequenz(en) und Bandbreite(n) vorgegeben werden (um gute Startwerte für die Suche nach der/den Resonanz(en) zu haben) und von diesen ausgehend (die) anlagenspezifische(n) Wert(e) ermittelt werden.
In Fig. 6 ist ein zweites Beispiel für ein erfindungsgemäßes Verfahren gezeigt, wonach am MRT-System zunächst ebenfalls eine Referenzmessung J) K) L) vorgenommen wird, indem gleichfalls nach zwei alternierenden beispielsweise trapezförmigen Gradientenanregungspulsen J1) ein 90°-HF-Puls eingestrahlt wird K) aber erst nach zwei alternierenden Auslesepulsen J2) das MR-Signal in Form eines Gradientenecho- Signals ausgelesen wird L).
Das Gradientenecho-Signal dieser Referenzmessung ist nun neben seiner Amplitude A_Ref, seiner Frequenz f_Ref und seiner Phase φ_Ref ebenso durch seine Echozeit T^Echo _Ref bestimmt.
Als nächstes wird das MRT-System durch eine definierte Anzahl (in diesem Beispiel sind es acht alternierende Pulse) von Gradientenpulsen gleicher Beschaffenheit wie bei der Referenzmessung angeregt G1) und anschließend ein 90°-HF-Puls H) eingestrahlt. Man erhält dann nach zwei Auslesegradientenpulsen G2) ein Gradientenecho-Signal I), das sich im Falle einer auftretenden Resonanz des MRT-Systems, aufgrund der zuvor angelegten Impulsfolge, neben Amplitude, Frequenz und Phase von dem Gradientenecho-Signal der Referenzmessung ebenso hinsichtlich seiner Echozeit T^Echo _Res unterscheiden kann:

ΔT^Echo _Res = T^Echo _Ref - T^Echo _Res.

(Es müssen nicht alle das MR-Signal charakterisierenden Parameter gleichzeitig ein Resonanzverhalten aufweisen)
Demnach können Resonanzen des MRT-Systems auch dadurch ermittelt werden, daß ΔT^echo als Funktion der Gradientenpulszug-Frequenz aufgetragen wird und die Maxima dieser Kurve ermittelt werden.
Fig. 7a zeigt ein drittes Beispiel, bei dem in dem als "Bild" bezeichneten Teil eine sogenannte "blipped-EPI- Sequenz" (blipped Echo-Planar-Imaging) durchgeführt wird. Dabei werden mehrere phasenkodierte Echos zum Auffüllen der Rohdatenmatrix 27 im k-Raum verwendet. Der Abtastweg der Rohdatenmatrix 27 im k-Raum ist in Fig. 7d dargestellt. Nach einem 90°-Anregungsimpuls O) werden multiple Gradientenechos erzeugt P2). Die Phasenkodierung N) erfolgt über kleine Gradientenpulse (sogenannte Blips) im Bereich zwischen den alternierenden Frequenz-kodier- bzw. Auslesegradienten M2). Es wird also anfangs eine einzige Anregung O) durchgeführt und anschließend alle Daten in herkömmlicher Gradienten-Echo- Technik gemäß dem in Fig. 7d dargestellten Schema aufgenommen.
Mit einer blipped EPI-Sequenz gemäß dem Beispiel von Fig. 7a ist es nun möglich Resonanzstellen des MRT-Systems zu ermitteln.
Bei einer k-Raum-Abtastung gemäß Fig. 7d mittels einer EPI- Sequenz gemäß Fig. 7a führen selbst geringste Asymmetrien zwischen den positiven und negativen Gradientenamplituden zu einem ungleichmäßigen Auffüllen der k-Martix, was sich nach der Fouriertransformation in Form von Bild-Artefakten bemerkbar macht. Bei einer EPI-Sequenz führt dies zu einem Auftreten sogenannter N/2-Geister 25, das heißt eines gerade um die Hälfte der Bildzeilen in Richtung der Phasenkodierung verschobenen Geist-Bildes gemäß Fig. 8a. Die Intensität des N/2-Geistes 26 einer EPI-Sequenz ist in der Nähe akustischer Resonanzen des MRT-Systems besonders ausgeprägt, weshalb die Intensität des N/2-Geistes 26 einer EPI-Sequenz in Abhängigkeit von der Periodendauer ΔT des Gradientenpulszuges wiederum eine auszuwertende Resonanzkurve gemäß Fig. 8b ergibt.
Die Resonanzkurve der N/2-Geist-Intensität in der EPI- Bildgebung gemäß Fig. 8b unterscheidet sich jedoch wesentlich von der Resonanzkurve der charakteristischen Größen (Amplitude, Frequenz oder Phase) eines MR-Signals wie sie beispielsweise in Fig. 5 dargestellt ist. Der Unterschied ist der, daß die N/2-Geist-Intensität bei der Resonanzfrequenz ω_res bzw. bei dem die Resonanz erzeugenden zeitlichen Abstand der Gradientenpulse ΔT_res ein Minimum 24 aufweist. Auf beiden Seiten der Resonanzstelle befinden sich Maxima der N/2-Geist-Intensität die den Übergang zwischen dem resonanten und nichtresonanten Zustand des Systems kennzeichnen. Die Charakteristik der N/2-Geist-Resonanzkurve ist durch die Art der Datenverarbeitung gegeben und wird nicht näher erläutert.
Es ist zu beachten, daß auch eine nicht-geblippte EPI- Bildgebung - bei der gemäß Fig. 7b während des Auslese- Gradientenzuges ein konstanter Phasenkodiergradient anliegt - potentiell für obiges Resonanz-Ermittlungsverfahren geeignet ist. Das gleiche gilt auch für ein segmentiertes EPI- Verfahren (nicht dargestellt), bei dem der k-Raum nicht in einem Schritt, sondern z. B. in 2, 3 . . . Schritten erfasst wird, d. h. z. B. im ersten Schritt die 1., 4., 7., . . . Zeile, im zweiten Schritt die 2., 5., 8., . . . Zeile, im dritten Schritt die 3., 6., 9., . . . Zeile usw. Im Falle einer segmentierten EPI-Bildgebung treten dann statt N/2-Geister andere Erscheinungsformen von Geistern auf, die genauso zur Resonanz-Analyse herangezogen werden können.
Um das Resonanzverhalten eines MRT-Systems aus den bereits erwähnten charakteristischen MR-Signaldaten (wie Amplitude, Frequenz, Phase) auf der Basis einer EPI-Sequenz zu ermitteln muß aus verschiedenen Gründen (hier nicht näher erläutert) gemäß Fig. 7c auf eine Phasenkodierung verzichtet werden. In diesem Fall kann man zwar eigentlich nicht mehr von EPI- Bildgebung sprechen, da sich aus den Fourier-transformierten Zeitsignalen wegen der fehlenden Phasenkodierung kein echtes Bild ergibt. Trotzdem aber lassen sich Resonanzen allein durch Betrachtung der zentralen k-Raum-Zeile wie folgt ermitteln:
Zwischen dem 90°-Anregungsimpuls O) und der als "Bild" bezeichneten Gradientenpulsfolge M2) werden zwei Referenz- Gradientenpulse geschaltet M1), wobei der zeitliche Abstand ΔT dieser beiden Referenz-Gradientenpulse M2) dem zeitlichen Abstand der Gradientenpulse der EPI-Sequenz M1) entspricht. Beim Vergleich insbesondere der Phase des Echomaximums unter dem positiven Referenz-Gradientenpuls (I) mit den Phasen der Echomaxima unter den positiven EPI-Gradientenpulsen (I1, I2, I3, . . .) wird man im Falle einer Resonanz des MRT-Systems starke Differenzen feststellen. Genauso beim Vergleich insbesondere der Phase des Echomaximums unter dem negativen Referenz-Gradientenpuls (II) mit den Phasen der Echomaxima unter den negativen EPI-Gradientenpulsen (II1, II2, II3, . . .). Insofern läßt sich durch Variation von ΔT, also der zeitlichen Abfolge der Gradientenpulse M1), M2), auf diese Weise wieder eine Resonanzkurve darstellen, die hinsichtlich ihrer Resonanzstellen in Form von Maxima auszuwerten ist.
Insgesamt lassen sich mit beiden Methoden (EPI-Sequenz mit oder ohne Phasenkodierung) Frequenzen in Bereichen bis zu einigen Kilohertz abdecken, in denen für viele MRT-Systeme die dominanten Resonanzen liegen. Die genauen Zahlenwerte hängen von Systemparametern wie beispielsweise Gradientenamplitude und Slewrate (Anstiegs- bzw. Abfallrate des in der Regel nicht exakt rechteckigen sondern trapezförmigen Gradientenpulses) ab.
Die auszuwertende Resonanzkurve nach einem der oben genannten Verfahren (EPI-Sequenz mit oder ohne Phasenkodierung) ist vorteilhafterweise für jede Gradiententeilspule des MRT- Systems durchzuführen. Die so gefundenen Resonanzfrequenzen sämtlicher Gradiententeilspulen müssen dem Anlagenrechner des MRT-Systems mitgeteilt, in diesem gespeichert und für spätere MRT-Messungen gesperrt werden. Auf diese Weise können am MRT- System nur solche Messungen durchgeführt werden deren Sequenzen bzw. deren Gradientenpulsfolgen keine dieser Resonanzfrequenzen enthalten.

Claims

1. Verfahren zur Ermittelung akustischer Resonanzen in einem Magnetresonanz-Tomographie-System gekennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Durchführen einer Resonanzmessung durch Anlegen mehrerer alternierender Gradientenpulse (A) (G1) (M2) die einen festen zeitlichen Abstand ΔT zueinander aufweisen, Anlegen eines Anregungspulses (B) (H) (O) und Erhalten eines (C) (I) oder mehrerer (P2) MR-Signale,

b) Auswerten des MR-Signales (C) (I) (P2) der Resonanzmessung in Bezug auf zumindest einen die akustische Resonanz des MRT- Systems charakterisierenden Parameter,

c) Wiederholen der bisher genannten Schritte a) und b) unter Variation des zeitlichen Abstandes der Gradientenpulse ΔT,

d) Bilden einer Resonanzkurve auf der Basis des Wertes eines charakteristischen Parameters der Resonanzmessung als Funktion des variierten zeitlichen Abstandes ΔT,

e) Bestimmen der Resonanz(en) (24) des MRT-Systems aus der Resonanzkurve.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich zur Resonanzmessung durch Anlegen eines Anregungspulses (E) (K) (O) und zweier im Vorzeichen alternierender Gradientenpulse (D) (J1) (M1) die den gleichen zeitlichen Abstand ΔT zueinander aufweisen wie die der nachfolgenden Resonanzmessung und Erhalten eines (F) (L) oder mehrerer (P1) MR-Referenzsignale eine Referenzmessung durchgeführt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das MR-Referenzsignal (F) (L) (P1) und das MR-Signal (C) (I) (P2) der Resonanzmessung in Bezug auf zumindest einen die akustische Resonanz des MRT-Systems charakterisierenden Parameter ausgewertet wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzmessung nach Anspruch 2, die Resonanzmessung gemäß Anspruch 1 und die Auswertung gemäß Anspruch 3 unter Variation des zeitlichen Abstandes der Gradientenpulse ΔT wiederholt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine Resonanzkurve auf der Basis der Unterschiede der charakteristischen Parameter zwischen der Referenzmessung und der Resonanzmessung als Funktion des variierten zeitlichen Abstandes ΔT gebildet wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß aus der Resonanzkurve die Resonanz(en) (24) des MRT- Systems ermittelt werden.

7. Verfahren nach Anspruch 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden alternierenden Gradientenpulse (D) (J1) (M1) der Referenzmessung und die alternierenden Gradientenpulse (A) (G) (M2) der Resonanzmessung an einer jeweils gleichen Gradiententeilspule (3) (4) (5) des MRT-Systems angelegt werden.

8. Verfahren nach Anspruch 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Form der Gradientenpulse (D) (J1) (M1) der Referenzmessung mit der Form der Gradientenpulse (A) (G) (M2) der Resonanzmessung identisch ist.

9. Verfahren nach Anspruch 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Anregungspuls (B) (H) in der Resonanzmessung erst nach einer Anzahl von Gradientenpulsen (A) (G1) eingestrahlt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Messung des MR-Referenz-Signals (F) sowie die Messung des MR-Signals (C) in der Resonanzmessung unmittelbar nach dem Anregungspuls (B) (E) erfolgt.

11. Verfahren nach Anspruch 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß das die akustische Resonanz des MRT-System charakterisierende Parameter die Amplitude, die Frequenz oder die Phase des MR-Referenzsignals (F) (L) (P1) bzw. des Resonanzsignals (C) (I) (P2) ist.

12. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Gradientenpulszug (J) in der Referenzmessung und in der Resonanzmessung (G) über den Zeitpunkt der Anregung fortdauert und die Messung des MR-Referenz-Signals (L) sowie die Messung des MR-Signals (I) in der Resonanzmessung während des zumindest zweiten weiteren Gradientenpulses (J2) erfolgt.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß das die akustische Resonanz des MRT-System charakterisierende Parameter die Amplitude, die Frequenz, die Phase oder die Echozeit als Zeitintervall zwischen Anregungspuls (H)(K) und Auftreten des Echo-Maximums des MR- Referenzsignals (L) bzw. des Resonanzsignals (I) ist.

14. Verfahren nach Anspruch 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß Referenzmessung und Resonanzmessung von ein und demselben Anregungspuls (O) initiiert werden indem die Referenzmessung nach Einstrahlen des Anregungspulses (O) erfolgt und sich unmittelbar danach die Resonanzmessung (M2) anschließt.

15. Verfahren nach Anspruch 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß es für jede im MRT-System vorhandene Gradiententeilspule (3) (4) (5) durchgeführt wird.

16. Verfahren zur Ermittlung akustischer Resonanzen in einem Magnetresonanz-Tomographie-System gekennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Durchführen einer Resonanzmessung durch Anlegen eines Anregungspulses (O) und mehrerer alternierender Gradientenpulse (M2), die den gleichen zeitlichen Abstand ΔT aufweisen, und Erhalten mehrerer MR-Signale (P2),

b) Auffüllen der Matrix (27) im k-Raum mit den erhaltenen MR- Signalen (P2) und Transformation der Matrix (27) in den Bildraum,

d) Bilden einer Resonanzkurve in der die Intensität (26) von in einem definierten Bereich des Bildraumes auftretenden Bildartefakten (25) als Funktion des variierten zeitlichen Abstandes ΔT aufgetragen wird,

e) Bestimmen der Resonanzen (24) des MRT-Systems aus der Resonanzkurve.

17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß nach dem Anregungspuls (O) und vor den Gradientenpulsen (M2) der Resonanzmessung durch Anlegen zweier im Vorzeichen alternierender Gradientenpulse (M1), die den gleichen festen zeitlichen Abstand ΔT zueinander aufweisen wie das ΔT der Gradientenpulse (M2) der nachfolgenden Resonanzmessung, und Erhalten eines oder mehrerer Magnetresonanz-Referenzsignale (P1), eine Referenzmessung, die beim Auffüllen der k-Raum- Matrix zur Korrektur der Phase der Resonanzmessung zur Anwendung kommt, durchgeführt wird.

18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden alternierenden Gradientenpulse (M1) der Referenzmessung und die alternierenden Gradientenpulse (M2) der Resonanzmessung an einer jeweils gleichen Gradiententeilspule des MRT-Systems angelegt werden.

19. Verfahren nach Anspruch 17 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Form der Gradientenpulse (M1) der Referenzmessung mit der Form der Gradientenpulse (M2) der Resonanzmessung identisch ist.

20. Verfahren nach Anspruch 17 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß Referenzmessung und Resonanzmessung von ein und demselben Anregungspuls (O) initiiert werden indem die Referenzmessung (P1) nach Einstrahlen des Anregungspulses (O) erfolgt und sich unmittelbar danach die Resonanzmessung (P2) anschließt.

21. Verfahren nach Anspruch 16 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen den alternierenden Gradientenpulsen (M2) der Resonanzmessung jeweils kurze Phasenkodiergradientenpulse (N) geschaltet werden.

22. Verfahren nach Anspruch 16 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß es für jede im MRT-System vorhandene Gradiententeilspule (3) (4) (5) durchgeführt wird.

23. Magnetresonanztomographie-Gerät das zur Durchführung der Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen 1 bis 22 geeignet ist.