DE19844420C1

DE19844420C1 - Reference frequency adjustment method for magnetic resonance tomography device

Info

Publication number: DE19844420C1
Application number: DE1998144420
Authority: DE
Inventors: Oliver Heid
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-09-28
Filing date: 1998-09-28
Publication date: 2000-04-13
Anticipated expiration: 2018-09-29

Abstract

The method involves detecting the local resonance frequency for an object volume within a defined target volume,to set the reference frequency for the transmission and reception channels during the subsequent magnetic resonance imaging phase. The resonance frequency is detected using a defined pulse sequence, with repetition for different phase codings to provide data, which is converted into measured values by Fourier transformation, with summation of the measured values for a target volume and evaluation of the frequency spectrum for determining the reference frequency.

Description

Bei MR-Tomographiegeräten ist die Homogenität des Grundma gnetfeldes ein entscheidener Faktor. Durch ein entsprechendes Magnetdesign und stationäre Shim-Maßnahmen (z. B. mit an ge eigneter Stelle angebrachten ferromagnetischen Materialien) wird in einem definierten Volumen eine spezifizierte Magnet feldhomogenität erreicht. Dieses Volumen, das im folgendem als Meßvolumen bezeichnet wird, ist typischerweise eine Kugel mit einem Durchmesser zwischen 50 und 60 cm. Daneben sind bei MR-Tomographiegeräten normalerweise Shimspulen vorhanden, mit denen unmittelbar vor der Bilddatenmessung eine nochmals ver besserte Shimmung des Magnetfeldes erreicht werden kann. Üb licherweise wird dabei zur Messung der vorhandenen Inhomoge nität das gesamte Kernresonanzsignal benutzt, das nach einer nicht lokalisierten Anregung von der Antenne eines Kernreso nanzgeräts empfangen wird. Eine derartige Shimmung wird im folgenden auch als "globale" Shimmung bezeichnet.The basic principle of MR tomography devices is homogeneity gnetfeldes a decisive factor. With a corresponding one Magnet design and stationary shim measures (e.g. with ge ferromagnetic materials attached at the appropriate place) becomes a specified magnet in a defined volume field homogeneity achieved. This volume that follows is typically referred to as a measuring volume is a sphere with a diameter between 50 and 60 cm. Beside are at MR tomography devices usually have shim coils with another ver immediately before the image data measurement better shimming of the magnetic field can be achieved. Practice Liche is used to measure the existing inhomogeneity used the entire nuclear magnetic resonance signal, which after a non-localized excitation from the antenna of a nuclear resonance receiving device. Such a shimming is in the hereinafter also referred to as "global" shimming.

Aus der US 4700136 ist es bekannt, daß die Ho mogenität lokal noch weiter verbessert werden kann, wenn zur Einstellung der Homogenität nur das Signal aus der Region be nutzt wird, in der später auch die eigentliche Messung statt findet. Diese Region wird im folgenden als Zielvolumen be zeichnet. Ein Verfahren, das zur lokalen Shimmung des Grund magnetfeldes geeignet ist, ist beispielsweise aus der US 5614827 A bekannt.From US 4700136 it is known that the Ho local homogeneity can be further improved if the Setting the homogeneity only be the signal from the region is used, in which the actual measurement later also takes place finds. This region is referred to below as the target volume draws. A procedure for local shimming of the reason Magnetic field is suitable, for example, from the US 5614827 A known.

Bei herkömmlichen Anlagen ist es ferner bekannt, die Refe renzfrequenz ω₀ für Sende- und Empfangskanal eines MR- Tomographiegeräts abzugleichen. Dabei wird das Untersuchungs objekt über den gesamten Bereich der Sendeantenne angeregt und das daraus erhaltene MR-Resonanzsignal über den gesamten Empfindlichkeitsbereich der Empfangsantenne empfangen. Man gewinnt damit ein Frequenzspektrum, aus dem durch Peak- Detektion die vorherrschende Resonanzfrequenz ermittelt und als Soll-Frequenz für den Synthesizer vorgegeben wird.In conventional systems, it is also known to adjust the reference frequency ω ₀ for the transmission and reception channel of an MR tomography device. The examination object is excited over the entire area of the transmitting antenna and the MR resonance signal obtained therefrom is received over the entire sensitivity range of the receiving antenna. A frequency spectrum is obtained from which the prevailing resonance frequency is determined by peak detection and is specified as the target frequency for the synthesizer.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und ein entspre chendes MR-Tomographiegerät anzugeben, mit dem bei lokaler Shimmung ein verbesserter Frequenzabgleich möglich ist.The object of the invention is to provide a method and an equivalent to specify MR tomography device with which at local Shimming an improved frequency adjustment is possible.

Diese Aufgabe wird bezüglich des Verfahrens gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1, bezüglich des Geräts durch die Merkmale des Anspruchs 7. Es hat sich gezeigt, daß die Meßer gebnisse erheblich verbessert werden können, wenn in Verbin dung mit einer lokalen Shimmung auch ein lokaler Frequenzab gleich durchgeführt wird. Es wurde herausgefunden, daß durch die lokale Shimmung in einem Zielvolumen typischerweise die Feldhomogenität außerhalb des Zielvolumens verschlechtert wird. Diese Verschlechterung der Feldhomogenität führt dazu, daß der globale Frequenzabgleich nicht mehr richtig wirkt. Durch den lokalen Frequenzabgleich auf dasselbe Zielvolumen wie beim lokalen Shimvorgang wird die Resonanzfrequenz in diesem Zielvolumen wesentlich genauer ermittelt als beim glo balen Frequenzabgleich, so daß das oben erläuterte Problem vermieden wird.This problem is solved with regard to the method by Features of claim 1, regarding the device by the Features of claim 7. It has been shown that the knife results can be significantly improved if in conjunction with a local shimming also a local frequency is carried out immediately. It was found that through the local shimming in a target volume typically the Field homogeneity outside the target volume deteriorated becomes. This deterioration in field homogeneity leads to that the global frequency adjustment no longer works properly. Through the local frequency adjustment to the same target volume as with the local shim process, the resonance frequency is in this target volume determined much more precisely than with the glo balen frequency adjustment, so that the problem explained above is avoided.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Un teransprüchen angegeben.Advantageous embodiments of the invention are in the Un claims specified.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1-4 näher erläutert. Dabei zeigen:An embodiment of the invention is explained below with reference to FIGS. 1-4. Show:

Fig. 1 zur Erläuterung der Zusammenhänge schematisch den grundsätzlichen Aufbau eines MR-Tomographiegeräts, Fig. 1 is a schematic illustrating the interrelationships the basic structure of an MR imaging device,

Fig. 2 den grundsätzlichen Aufbau des Sende- und Empfangs kanals, Fig. 2 shows the basic structure of the transmit and receive channel,

Fig. 3 eine Pulssequenz zur Ermittlung der Resonanzfre quenz, Fig. 3 shows a pulse sequence for determining the Resonanzfre frequency,

Fig. 4 ein Flußdiagramm für den Abgleich der Referenzfre quenz ω₀. Fig. 4 is a flow chart for the adjustment of the reference frequency ω ₀ .

Fig. 1 zeigt stark schematisiert den herkömmlichen Aufbau eines MR-Tomographiegeräts. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation der Kernspins im Untersuchungsbereich. Die für die MR-Messung er forderliche hohe Homogenität ist in einem kugelförmigen Meß volumen M definiert. Die geforderten extremen Homogenitätsan forderungen lassen sich durch das Magnetdesign allein nicht erreichen, zumal auch äußere Einflüsse und das Untersuchungs objekt selbst auf das Magnetfeld wirken. Zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sog. Shimbleche aus ferromagnetischem Material angebracht, die die Magnetfeldhomogenität weiter verbessern. Zeitlich va riable Einflüsse werden durch Shimspulen 2, die durch eine Shimstromversorgung 15 angesteuert werden, eliminiert. Bezüg lich einer detaillierteren Beschreibung der Shimmung über Shimspulen wird auf die bereits eingangs genannte US 5614827 A verwiesen. Fig. 1 shows a highly schematic structure of a conventional MRI apparatus. A basic field magnet 1 generates a temporally constant strong magnetic field for polarizing the nuclear spins in the examination area. The high level of homogeneity required for MR measurement is defined in a spherical measuring volume M. The required extreme homogeneity requirements cannot be achieved by the magnetic design alone, especially since external influences and the test object itself affect the magnetic field. To eliminate temporally invariable influences, so-called shim plates made of ferromagnetic material are attached at a suitable location, which further improve the magnetic field homogeneity. Influences that are variable over time are eliminated by shim coils 2 , which are controlled by a shim power supply 15 . With regard to a more detailed description of the shimming via shim coils, reference is made to the US 5614827 A already mentioned at the beginning.

Im Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientensy stem 3 eingesetzt. Dieses besteht aus drei Teilwicklungen, die aufgrund der von den Verstärkern 14 gelieferten Ströme lineare Gradientenfelder in Richtung der kartesischen Koordi naten erzeugen. Innerhalb des Gradientensystems befindet sich die Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzlei stungsverstärker 30 abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein ma gnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne des zu untersu chenden Objekts umsetzt. Von derselben Antenne wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal zugeführt wird. Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende- Empfangsweiche 6. Die Antenne 4 kann eine sog. Ganzkörperan tenne sein, deren Empfindlichkeitsbereich das gesamte Meßvo lumen M umfaßt. Es können aber auch sog. Lokalspulen (z. B. Kopfspulen) eingesetzt werden, die nur einen Teil des Unter suchungsobjekts umfassen. Die gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Hochfrequenzempfangsteil phasenempfindlich demodu liert und über zwei Analog/Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrech ner 17 wird aus den so gewonnenen Meßdaten ein Bild rekon struiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bildaten und der Steuerprogramme folgt über einen Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenz steuerung 18 das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden von Hochfrequenzpulsen mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für den Hochfrequenz-Sende- und Empfangskreis kommt von einem Synthesizer 19, der gleichsam als zentrale Uhr des Systems wirkt.In the basic field magnet 1 , a cylindrical Gradientensy stem 3 is used. This consists of three partial windings, which generate linear gradient fields in the direction of the Cartesian coordinates due to the currents supplied by the amplifiers 14 . Within the gradient system is the high-frequency antenna 4 , which converts the high-frequency pulses emitted by a high-frequency power amplifier 30 into a magnetic alternating field for exciting the cores of the object to be examined. From the same antenna, the alternating field emanating from the precessing nuclear spins is converted into a voltage, which is fed via an amplifier 7 to a high-frequency reception channel. The switchover from transmit to receive operation takes place via a transmit / receive switch 6 . The antenna 4 can be a so-called. Whole body antenna, the sensitivity range of which covers the entire measuring volume M. So-called local coils (e.g. head coils) can also be used, which only comprise part of the object under investigation. The nuclear magnetic resonance signals obtained are phase-sensitive demodulated in the high-frequency receiving part and converted into the real part and the imaginary part of the measurement signal via two analog / digital converters. An image is reconstructed from an image computer 17 from the measurement data thus obtained. The measurement data, the image data and the control programs are managed via a system computer 20 . Based on a specification with control programs, the sequence controller 18 controls the correct switching of the gradients, the transmission of high-frequency pulses with a defined phase and amplitude, and the reception of the nuclear magnetic resonance signals. The time base for the high-frequency transmitting and receiving circuit comes from a synthesizer 19 , which acts as the central clock of the system.

Ein Hochfrequenzsystem für ein MR-Tomographiegerät ist in Fig. 2 dargestellt. Das Hochfrequenzsystem hat die Aufgabe, die gepulste HF-Leistung für die Anregung der magnetischen Kernresonanz zu erzeugen und die von der Antenne empfangenen Signale für die Weiterverarbeitung im Bildrechner aufzuberei ten. Das Hochfrequenzsystem besteht aus einem Sendekanal und einem Empfangskanal. Die für die Anregung der magnetischen Kernresonanz benötigten HF-Pulse werden aufgrund einer vom Anlagenrechner vorgegebenen Pulssequenz in einer Sequenz steuerung 18 digital als eine Folge komplexer Zahlen darge stellt. Diese Zahlenfolge wird über zwei Analog/Digital- Wandler 25 in niederfrequente Spannungspulse umgesetzt, die die Einhüllende des gewünschten Hochfrequenzpulses definie ren. Über zwei Tiefpaßfilter 26, die die durch die digitale Erzeugung der Pulsform entstehenden unerwünschten Oberwellen unterdrücken, werden die Signale den Eingängen des Modulators 27 zugeführt. A high-frequency system for an MR tomography device is shown in FIG. 2. The high-frequency system has the task of generating the pulsed RF power for the excitation of the magnetic resonance and processing the signals received by the antenna for further processing in the image computer. The high-frequency system consists of a transmission channel and a reception channel. The RF pulses required for the excitation of the magnetic nuclear magnetic resonance are represented digitally as a sequence of complex numbers in a sequence control 18 based on a pulse sequence specified by the system computer. This sequence of numbers is converted via two analog / digital converters 25 into low-frequency voltage pulses, which define the envelope of the desired high-frequency pulse. Via two low-pass filters 26 , which suppress the unwanted harmonics generated by the digital generation of the pulse shape, the signals become the inputs of the modulator 27 fed.

Mit diesem niederfrequenten Signal wird nun ein Hochfrequenz signal moduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht. Die Funktion des Mo dulators entspricht der Transformation vom rotierenden Koor dinatensystem in das raumfeste Laborkoordinatensystem, wobei das komplexe Niederfrequenzsignal S(t) mit dem komplexen Trä gersignal e^iω₀t multipliziert wird.This low-frequency signal is used to modulate a high-frequency signal whose base frequency corresponds to the resonance frequency of the nuclear spins in the measurement volume. The function of the modulator corresponds to the transformation from the rotating coordinate system into the fixed laboratory coordinate system, the complex low-frequency signal S (t) being multiplied by the complex carrier signal e ^{iω ₀ t} .

Bei einem Niederfrequenzsignal
With a low frequency signal

S = e^i(ω_Zt+q)
S = e ^{i (ω _Z t + q)}

ist das Ausgangssignal
is the output signal

e^{i(ω₀t+ω_Zt+q)}.e ^{i (ω ₀ t + ω _Z t + q)} .

Durch Einfügen des Faktors e^i(ω_Zt+q) in das niederfrequente Pulssignal wird eine beliebi ge Frequenz- und Phasenverschiebung des hochfrequenten Anre gungspulses bewirkt.By inserting the factor e ^{i (ω _Z t + q)} into the low-frequency pulse signal, an arbitrary frequency and phase shift of the high-frequency excitation pulse is effected.

Der Modulator 27 wird als Einseitenbandmodulator mit einem schmalbandigen Frequenzbereich realisiert. Damit nicht für jede Systemfeldstärke ein eigener Typ notwendig ist, verwen det man eine Zwischenfrequenz ω_Zf als Träger, wobei man dann am Ausgang des Einseitenbandmodulators 27 eine Frequenz ω_Zf - ω_Z erhält. Mit einem Mischer 28, dem ein Signal mit der Frequenz ω₀ + ω_Zf zugeführt wird, erhält man das gewünschte Signal mit einer der Kernresonanzfrequenz entsprechenden Mittenfrequenz ω₀. Mit einem steuerbaren Abschwächer 29 wird die Sendelei stung den Erfordernissen angepaßt. Mit einem Leistungsver stärker 30 wird das Hochfrequenzsignal soweit verstärkt, daß eine ausreichende Hochfrequenzanregung erzielt wird.The modulator 27 is implemented as a single-sideband modulator with a narrow-band frequency range. So that a separate type is not necessary for each system field strength, an intermediate frequency ω _{Zf is used} as the carrier, and a frequency ω _Zf - ω _Z is then obtained at the output of the single-sideband modulator 27 . With a mixer 28 , to which a signal with the frequency ω ₀ + ω _{Zf is} supplied, the desired signal is obtained with a center frequency ω ₀ corresponding to the nuclear magnetic resonance frequency. With a controllable attenuator 29 , the transmission power is adapted to the requirements. With a power amplifier 30 , the high-frequency signal is amplified to such an extent that sufficient high-frequency excitation is achieved.

Im Empfangsfall wird das über die Empfangsantenne gewonnene Signal über eine Sende-Empfangsweiche 6 einem Vorverstärker 36 zugeführt. Ein Mischer 35 bringt das um die Kernresonanz frequenz ω₀ liegende Frequenzband wieder auf den Zwischenfre quenzbereich ω_Zf, damit unabhängig von der Grundfeldstärke eine einheitliche Demodulatorbaugruppe verwendet werden kann. In einem Quadraturdemodulator 33, der mit der Zwischenfre quenz ω_Zf als Referenzfrequenz arbeitet, wird das über einen variablen Zwischenverstärker 34 in der Amplitute angepaßte Signal phasenempfindlich demoduliert. Das demodulierte Aus gangssignal wird über ein Paar von Tiefpaßfiltern 32 geführt, die alle Frequenzen jenseits der halben Abtastfrequenz ab schneiden. Durch zwei ADC-Wandler 31 wird das komplexe Ana logsignal in ein komplexes Digitalsignal umgesetzt. Aus die sem Signal wird mit einem Bildrechner 17 ein Bild rekonstru iert. Die bei der Modulation und Demodulation angewandte Re ferenzfrequenz ω₀ muß genau der Resonanzfrequenz der betrach teten Kernspins im Meßvolumen übereinstimmen. Die Referenz frequenz ω₀ und die daraus abgeleitete Frequenz ω₀+ ω_Zf werden von einen Synthesizer 19 bereitgestellt. Da die Resonanzfre quenz ω_r der Kernspins dem herrschenden Magnetfeld proportio nal ist, muß sie in Abhängigkeit von diesem nachgeregelt wer den. Wie bereits eingangs erwähnt, wird dazu das Untersu chungsobjekt im gesamten Empfindlichkeitsbereich der Hochfre quenz-Sendeantenne angeregt und das empfangene Kernresonanz signal im gesamten Empfindlichkeitsbereich der Hochfrequenz- Empfangsantenne gemessen. Daraus wird ein Frequenzspektrum abgeleitet. Diejenige Frequenz, bei der das Spektrum einen Spitzenwert aufweist, wird dann als Referenzfrequenz ω₀ ver wendet.In the case of reception, the signal obtained via the receiving antenna is fed to a preamplifier 36 via a transceiver 6 . A mixer 35 brings the ω ₀ lying frequency band to frequency-NMR back to the frequency range ω Zwischenfre _Zf, can thus be used independently of the fundamental field strength uniform Demodulatorbaugruppe. In a quadrature demodulator 33, which with the Zwischenfre frequency ω _ZF operates as a reference frequency, the matched in the Amplitute through a variable amplifier 34 intermediate signal is phase-sensitively demodulated. The demodulated output signal is passed through a pair of low-pass filters 32 , which cut off all frequencies beyond half the sampling frequency. The complex analog signal is converted into a complex digital signal by two ADC converters 31 . An image computer 17 is used to reconstruct an image from this signal. The reference frequency ω _{0 used} in the modulation and demodulation must exactly match the resonance frequency of the nuclear spins considered in the measurement volume. The reference frequency ω ₀ and the frequency ω ₀ + ω _Zf derived therefrom are provided by a synthesizer 19 . Since the resonance frequency ω _{r of} the nuclear spins is proportional to the prevailing magnetic field, it must be readjusted as a function of this. As already mentioned at the beginning, the object under investigation is excited in the entire sensitivity range of the radio frequency transmitting antenna and the received nuclear magnetic resonance signal is measured in the entire sensitivity range of the radio frequency receiving antenna. A frequency spectrum is derived from this. The frequency at which the spectrum has a peak value is then used as the reference frequency ω ₀ .

In der Praxis ist die Stärke des Grundmagnetfeldes aufgrund verbleibender Inhomogenitäten nicht überall im Meßvolumen gleich. Abhängig von dem bei der aktuellen Messung verwende ten Zielvolumen kann daher ein mehr oder weniger falscher Frequenzabgleich erfolgen. Dies hat sich insbesondere dann als störend herausgestellt, wenn man - wie eingangs erläutert - einen lokalen Shim für das Zielvolumen durchführt. In die sem Fall wird nämlich die Homogenität außerhalb des Zielvolu mens typischerweise verschlechtert, so daß der Fehler beim Frequenzabgleich größer werden kann. In practice, the strength of the basic magnetic field is due remaining inhomogeneities not everywhere in the measuring volume equal. Depending on that used in the current measurement The target volume can therefore be more or less wrong Frequency adjustment done. This has been especially true turned out to be annoying if - as explained at the beginning - performs a local shim for the target volume. In the In this case, homogeneity is outside the target population mens typically deteriorates so that the error in Frequency adjustment can be larger.

Dieses Problem wird vermieden, wenn man auch die Resonanzfre quenz im Zielvolumen bestimmt und dann die vom Synthesizer 19 erzeugte Referenzfrequenz ω₀ über die in Fig. 2 mit 37 be zeichnete Frequenznachführung entsprechend nachführt.This problem is avoided if the resonance frequency in the target volume is also determined and then the reference frequency ω ₀ generated by the synthesizer 19 is correspondingly updated via the frequency tracking shown in FIG. 2 with 37 .

Zur Bestimmung der Referenzfrequenz in einem festgelegten Vo lumen wäre es zunächst nahelegend, die Volumenselektion mit einer Spinechosequenz durchzuführen, indem man zunächst eine Scheibe in einer ersten Richtung anregt und dann eine Scheibe in einer dazu senkrecht stehenden Richtung refokussiert. Da mit erhält man Signale nur aus den Schnittvolumen beider Scheiben. Dann könnte man das Frequenzspektrum dieses Signals auswerten und damit die Resonanzfrequenz ω_r ermitteln. Mit dieser Lösung ist jedoch ein schwerwiegendes Problem verbun den. Durch den lokalen Shim wird eine Frequenzablage mit be trächtlicher Größenordnung verursacht. Damit benötigen Selek tionsgradienten zur Begrenzung des Off-Resonanzshifts gewisse Mindestwerte. Daraus resultiert wiederum eine erhebliche Bandbreite der zur Anregung und Refokussierung verwendeten Hochfrequenzpulse. Eine große Bandbreite im Frequenzbereich bedeutet jedoch einen kleinen Zeitbereich, d. h. je nach Flip winkel eine entsprechende hohe Spitzenleistung des Hochfre quenzsenders. Die für das obengenannte Vorgehen erforderli chen Flipwinkel von 90° bzw. 180° sind mit üblichen Anlagen nicht zu realisieren.To determine the reference frequency in a defined volume, it would initially be obvious to carry out the volume selection with a spin echo sequence by first exciting a disk in a first direction and then refocusing a disk in a direction perpendicular to it. Since you get signals only from the cutting volume of both slices. Then one could evaluate the frequency spectrum of this signal and thus determine the resonance frequency ω _r . With this solution, however, a serious problem is connected to the. The local shim causes a frequency offset of considerable magnitude. Selection gradients therefore require certain minimum values to limit the off-resonance shift. This in turn results in a considerable bandwidth of the high-frequency pulses used for excitation and refocusing. A large bandwidth in the frequency range means a small time range, ie depending on the flip angle, a correspondingly high peak power of the high-frequency transmitter. The flip angles of 90 ° or 180 ° required for the above-mentioned procedure cannot be achieved with conventional systems.

Hier wird daher eine andere Pulssequenz zur Ermittlung der Resonanzfrequenz vorgeschlagen, die in Fig. 3 dargestellt ist. Dabei wird durch Einstrahlen eines Hochfrequenzpulses RF und eines Schichtselektionsgradienten GS zunächst eine das Zielvolumen in einer ersten Richtung eingrenzende Scheibe des Meßobjekts angeregt. Anschließend erfolgt mit einem Phasenco diergradienten GP eine Phasencodierung der Kernresonanzsignale senkrecht zu dieser Richtung. Anschließend wird aus der se lektierten Scheibe ein FID (free induction decay)-Signal aus gelesen. Dieser Vorgang wird mehrfach mit unterschiedlichen Phasencodiergradienten wiederholt. Bei dem Verfahren zur Mes sung der Resonanzfrequenz im Zielvolumen kommt man mit üblichen Hochfrequenz-Spitzenleistungen aus, da hierbei klei ne Flipwinkel gewählt werden können. Die Sequenz kann schnell repetiert werden. Ähnlich wie bei "Flash" wird bei schnellerer Repetion mit kleinerem Flipwinkel ein optimales Kernresonanz signal erzielt.Another pulse sequence for determining the resonance frequency is therefore proposed here, which is shown in FIG. 3. In this case, by irradiating a high-frequency pulse RF and a slice selection gradient GS, a slice of the measurement object that delimits the target volume in a first direction is first excited. A phase coding of the nuclear magnetic resonance signals is then carried out perpendicular to this direction with a phase coding gradient GP. An FID (free induction decay) signal is then read from the selected disk. This process is repeated several times with different phase coding gradients. In the method for measuring the resonance frequency in the target volume, one can get by with the usual high-frequency peak powers, since small flip angles can be selected here. The sequence can be repeated quickly. Similar to "Flash", an optimal nuclear magnetic resonance signal is achieved with faster repetition with a smaller flip angle.

Jedes FID-Signal wird phasenempfindlich demoduliert. Für je des FID-Signal werden die Abtastwerte in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen. Die Anzahl der Zeilen entspricht dabei der Anzahl der Phasencodierschritte, d. h. der Sequenz repetitionen. Durch Fourier-Transformation in Spaltenrichtung (also über die unterschiedlich phasencodierten Werte) erhält man dabei wie bei der üblichen MR-Bildgebung eine Ortsauflö sung und durch Fourier-Transformation in Zeilenrichtung (also über die Zeitachse) eine Frequenzauflösung. Die Ortsauflösung ist durch die Anzahl der Phasencodierschritte gegeben. Der Phasencodier-Eindeutigkeitsbereich muß dabei so groß sein, daß Mehrdeutigkeiten, die durch Inhomogenitäten des Ma gnetfelds entstehen könnten, vermieden werden. Der Phasenco dier-Eindeutigkeitsbereich (der in der Bildgebung dem sog. "field of view") entspricht, sollte daher so eingestellt wer den, daß er den Durchmesser des Homogenitätsbereichs der Ma gnetauslegung abdeckt. Der Phasencodier-Eindeutigkeitsbereich FOV ist durch den reziproken Wert der Phasencodier- Schrittweite definiert:
Every FID signal is phase-sensitive demodulated. For each of the FID signals, the samples are entered in a row of a raw data matrix. The number of lines corresponds to the number of phase coding steps, ie the sequence repetitions. By Fourier transformation in the column direction (that is, by means of the differently phase-coded values), a spatial resolution is obtained as in conventional MR imaging, and by Fourier transformation in the row direction (that is, via the time axis), a frequency resolution. The spatial resolution is given by the number of phase coding steps. The phase coding uniqueness range must be so large that ambiguities that could arise from inhomogeneities in the magnetic field are avoided. The phase-coding uniqueness range (which corresponds to the so-called "field of view" in imaging) should therefore be set so that it covers the diameter of the homogeneity range of the magnetic design. The phase coding uniqueness range FOV is defined by the reciprocal value of the phase coding step size:

FOV = 1/γΔ∫ GPdtFOV = 1 / γΔ∫ GPdt

An die Ortauflösung der Sequenz werden wesentlich geringere Anforderungen als bei der Bildgebung gestellt. Die Ortauflö sung ist gegeben durch die Anzahl der Phasencodierschritte, also der Anzahl der Sequenzrepitionen. In der Praxis dürften 32 Phasencodierschritte ausreichen.The location resolution of the sequence will be much smaller Requirements than the imaging requirements. The location resolution solution is given by the number of phase coding steps, so the number of sequence repetitions. In practice, 32 phase coding steps are sufficient.

Wie oben bereits ausgeführt liefert eine Fourier- Transformation der Rohdaten in Phasencodierrichtung spalten weise ortsaufgelöste FID-Signale. Daraus werden nun die ins Zielvolumen fallenden FID-Signale ausgewählt. Durch komplexe Summation dieser Signale kann das gesuchte, auf das Zielvolu men bezogene Kernresonanzsignal im Zeitbereich gewonnen wer den. Diese beiden Operationen entsprechen der aufwandsärmeren Berechnung des nullten Koeffizienten der Faltung der Rohdaten mit einer linear phasenmodulierten Sinc-Funktion. Sinc steht dabei in der üblichen Normenklatur für sin x/x. Das Summensi gnal ergibt sich dann zu
As already explained above, a Fourier transformation of the raw data in the phase coding direction provides spatially resolved FID signals in columns. The FID signals falling in the target volume are now selected from this. Through complex summation of these signals, the nuclear magnetic resonance signal sought in relation to the target volume can be obtained in the time domain. These two operations correspond to the less complex calculation of the zeroth coefficient of the convolution of the raw data with a linear phase-modulated Sinc function. Sinc stands for sin x / x in the usual norms. The sum signal then results

Dabei ist S_ROI die Ausdehnung, ΔS der Offset vom Isocenter des Zielvolumens in Phasencodierrichtung und S_FOV die Größe des eindeutig phasencodierten Meßfeldes.S _{ROI is} the extent, ΔS is the offset from the isocenter of the target volume in the phase coding direction and S _{FOV is} the size of the clearly phase-coded measuring field.

Das so gewonnene MR-Signal _xy(t) im Zeitbereich wird nun fouriertransformiert, sodaß man ein Frequenzspektrum für das Zielvolumen erhält. Aus diesem Spektrum wird nun eine Reso nanzfrequenz ω_r zur Verwendung als Referenzfrequenz ω₀ gewon nen. Hierzu reicht z. B. eine einfache Peak-Detektion des Fre quenzspektrums aus.The MR signal _xy (t) obtained in this way in the time domain is now Fourier transformed, so that a frequency spectrum for the target volume is obtained. From this spectrum, a resonance frequency ω _r is now obtained for use as a reference frequency ω ₀ . For this, z. B. a simple peak detection of the frequency spectrum from.

Der Ablauf des Frequenzabgleichs in Verbindung mit einem lo kalen Shim ist in Fig. 4 nochmals anhand eines Flußdiagramms dargestellt. Der Bediener der Anlage legt zunächst ein Ziel volumen fest, aus dem später eine Bildinformation gewonnen werden soll. In diesem Zielvolumen wird anschließend ein Shimvorgang für das Grundmagnetfeld durchgeführt. Darauf er folgt in demselben Zielvolumen eine Rohdatenmessung für die Resonanzfrequenz. Durch Faltung der Rohdaten mit einer pha senmodulierten Sinc-Funktion wird - wie oben dargelegt - für das Zielvolumen ein FID-Signal im Zeitbereich gewonnen. Durch Fourier-Transformation des so gewonnenen Signals und an schließende Peak-Detektion erhält man die gesuchte Resonanz frequenz für das Zielvolumen. Durch Ansteuerung des Synthesi zers wird die Referenzfrequenz ω₀ auf diese Resonanzfrequenz eingestellt. The sequence of frequency adjustment in connection with a local shim is shown in FIG. 4 again using a flow diagram. The operator of the system first defines a target volume from which image information is later to be obtained. A shim process for the basic magnetic field is then carried out in this target volume. This is followed by a raw data measurement for the resonance frequency in the same target volume. By folding the raw data with a phase-modulated Sinc function, an FID signal in the time domain is obtained for the target volume, as explained above. By Fourier transformation of the signal obtained in this way and subsequent peak detection, the desired resonance frequency for the target volume is obtained. By driving the synthesizer, the reference frequency ω _{0 is set} to this resonance frequency.

Mit dem oben beschriebenen lokalisierten Frequenzabgleich ge lingt es, die Referenzfrequenz des Hochfrequenz-Sende- und Empfangskanals für das Zielvolumen erheblich genauer einzu stellen als mit dem bisher üblichen globalen Frequenzab gleich.With the localized frequency adjustment described above manages to get the reference frequency of the radio frequency transmission and Receive channel for the target volume much more precisely than with the usual global frequency equal.

Claims

1. A method for comparing the reference frequency (ω ₀ ) for the transmission and reception channel of an MR tomography device with a basic magnetic field that is locally shimmered in a target volume (Z) that is smaller than the available measurement volume (M) , the local resonance frequency (ω _r ) being determined for an object volume lying in this target volume (Z) and used as the reference frequency (ω ₀ ) for subsequent image measurements.

2. The method according to claim 1, wherein the following pulse sequence is used to determine the resonance frequency ω _r :

a) Under the action of a slice selection gradient (GS), a radio-frequency pulse (RF) is radiated, the extent of the selected layer in the slice selection direction corresponding to the extent of the target volume (Z).
b) A phase coding is carried out with a phase coding gradient perpendicular to the slice selection gradient.
c) The resulting nuclear magnetic resonance signal is read out as an FID signal, sampled, digitized and entered as raw data in a measurement matrix.
d) Steps a) to c) are repeated several times with different phase coding.
e) From the raw data obtained in this way, spatially resolved measured values in the time domain are obtained by Fourier transformation in the phase coding direction.
f) The measured values assigned to the desired target volume (Z) are added up in complex form.
g) By Fourier transformation of the sum values, a frequency spectrum for the target volume is obtained, from which the local reference frequency (ω _r ) is derived.

3. The method according to claim 2, wherein steps e) and f) by calculating the zeroth coefficient of a convolution of the Raw data with a linear phase-modulated sinc function be performed.

4. The method of claim 2 or 3, wherein the Eindeu range of steps of the phase coding the phase coding is chosen so that the uniqueness range includes the shim volume of the magnet design.

5. The method according to any one of claims 1 to 4, wherein the target volume (Z) defined by a user of the system for local shimming is adopted for the definition of the target volume (Z) for the local determination of the resonance frequency (ω _r ).

6. The method according to any one of claims 2 to 5, wherein the local resonance frequency (ω _r ) is derived from a local frequency spectrum by peak detection.

7. MR tomography device with a measuring device for local determination of the resonance frequency (ω _r ) in a target volume (Z) of an object, the target volume (Z) being smaller than the measuring volume of the MR tomography device, and with a high-frequency transmission - And receiving unit ( 22 ) in which a reference frequency (ω ₀ ) for the modulation / demodulation is set as a function of the resonance frequency (ω _r ) measured in the respective target volume (Z).

8. MR tomography device according to claim 7, with a control device ( 20 ) with setting means for a target volume (Z) in which both a local shimming and a local determination of the resonance frequency (ω _r ) is carried out.