DE19511791C1

DE19511791C1 - Verfahren zur Shimmung eines Magnetsystems eines Kernspintomographen und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens

Info

Publication number: DE19511791C1
Application number: DE19511791A
Authority: DE
Inventors: Oliver Heid
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1995-03-30
Filing date: 1995-03-30
Publication date: 1996-08-22
Anticipated expiration: 2015-03-31
Also published as: US5614827A; JP3402916B2; JPH08275929A

Description

Bei Kernspinresonanzgeräten ist die Homogenität des Grundma gnetfeldes ein entscheidener Faktor für die Abbildungsquali tät. Bei der Bildgebung verursachen Feldinhomogenitäten im Bildbereich geometrische Bildverzerrungen, die den Feldabwei chungen proportional sind. Besonders wichtig ist die Feld homogenität beim Echoplanarverfahren. Ferner werden im Be reich der Spektroskopie extrem hohe Anforderungen an die Feldhomogenität gestellt, um eine ausreichende Auflösung der Spektrallinien zu erreichen. Feldinhomogenitäten führen zur Überlappung von Spektrallinien.

Um die erforderlichen Homogenitätswerte zu erreichen, wird zunächst eine sogenannte passive Shimmung vorgenommen, d. h., im Magneten werden z. B. Eisenbleche angebracht, die die Homo genität verbessern. Eine derartige Anordnung ist beispiels weise aus der US 5,235,284 bekannt. Bei höheren Anfor derungen reicht diese passive Shimmung allerdings nicht aus. Hier werden zusätzlich spezielle Shim-Spulen vorgesehen, die mit einem einstellbaren Strom beaufschlagt werden. Lineare Feldabweichungen, d. h. Feldfehler erster Ordnung, können auch dadurch kompensiert werden, daß man Gradientenspulen mit ei nem einstellbaren Offset-Strom, d. h. einem konstanten Strom, der einer Gradientenpulssequenz überlagert wird, beauf schlagt. Dies ist z. B. aus der DE 42 13 050 A1 bekannt.

Die Einstellung der Ströme für die Shimspulen und der Offset ströme für die Gradientenspulen muß bei hohen Anforderungen erfolgen während das Untersuchungsobjekt sich im Magnetfeld befindet, da dieses unter Umständen die Magnetfeldverteilung beeinflußt. Voraussetzung für die Einstellung der Shimströme ist zunächst die genaue Kenntnis der vorhandenen Feldvertei lung.

In dem Artikel P. Webb, A. Macovski "Rapid, fully automated, arbitrary volume, in vivo shimming" in SMRM Abstracts 1990, Seite 541, ist ein Verfahren beschrieben, bei dem zunächst zwei 3D-Gradientenechosequenzen mit unterschiedlichen Echo zeiten durchgeführt werden. Aufgrund dieser beiden Sequenzen werden Phasenbilder erzeugt und diese subtrahiert. Damit kann man die Magnetfeldverteilung dreidimensional erfassen und er hält dabei M Datenpunkte, die in Form eines Vektors x darge stellt werden. Ferner wird ein "reference map" erstellt, bei dem der Einfluß von M Shimspulen auf das Magnetfeld in Form einer Matrix A dargestellt wird. Die zu bestimmenden Shim ströme werden in Form eines Vektors C dargestellt. Die erfor derlichen Shimströme werden schließlich dadurch ermittelt, daß die quadratische Abweichung der Größe A · C-x minimiert wird.

Aus der US 5,345,178 ist ein Shimverfahren be kannt, bei dem zur Ermittlung der Magnetfeldinhomogenität zu nächst ebenfalls eine Gradientenechosequenz oder eine Spin echosequenz mit zentrischen 180°-Hochfrequenzpulsen durchge führt wird. Das gewonnene Kernresonanzsignal wird fourier transformiert und die Phasenkurve der Kernspins in einem vor gegebenen Bereich ermittelt. Dies wird mehrfach in unter schiedlichen Projektionen wiederholt. Die erhaltenen Phasen kurven werden mit einer FIT-Methode analysiert und daraus die Koeffizienten der die Feldverteilung beschreibenden sphäri schen harmonischen Funktionen bestimmt. Damit kann der ein zelnen Shimspulen zuzuführende Strom ermittelt werden.

Bei dieser Art der Bestimmung der Feldverteilung tritt jedoch folgendes Problem auf: Bei der Untersuchung biologischen Ge webes mit der üblichen Protonen-Bildgebung treten neben den dominierenden Signalanteilen aus Wassermolekülen auch Signal anteile aus den in Fett gebundenen Protonen auf. Diese Pro tonen haben aufgrund ihrer unterschiedlichen chemischen Bin dung eine im Vergleich zu Wasserprotonen leicht unterschied liche Resonanzfrequenz. Bei einer Feldstärke des Magneten von 1,5 T liegt die Frequenzabweichung zwischen Fett-Protonen und Wasser-Protonen z. B. bei etwa 110 Hz. Wenn man nun die durch den Frequenzunterschied Fett-Wasser-Signale bedingte Fre quenzverschiebung zuverlässig von der durch Magnetfeldinhomo genitäten bedingten Frequenzverschiebung unterscheiden woll te, so dürfte die durch Inhomogenitäten bedingte Frequenzver schiebung bereits vor Beginn der aktiven Shimprozedur nicht größer als 110 Hz über das gesamte Betrachtungsvolumen sein. Dies ist jedoch eine extreme Anforderung, die in der Praxis kaum zu erfüllen ist.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art anzugeben, bei dem unter Berücksichtigung des obengenannten Problems eine ver besserte Shimmung möglich ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruchs 1 bzw. 9. Indem man nicht mehr direkt mit der Phasendifferenzmatrix arbeitet, sondern die Phasendiffe renzen zwischen zwei aufeinanderfolgenden Pixeln auswertet, entfällt das obengenannte Problem in der Praxis nahezu voll ständig. In diesem Fall könnte man nämlich auch noch dann die chemische Verschiebung Fett-Wasser von der Phasenverschiebung durch Inhomogenitäten selektieren, wenn der eingangs genannte Frequenzunterschied von 110 Hz in der Resonanzfrequenz zwi schen zwei aufeinanderfolgenden Pixeln vorhanden wäre. Damit arbeitet das Verfahren noch bei sehr viel größeren Ausgangs werten der Inhomogenität. Anders ausgedrückt kann bei dem er findungsgemäßen Verfahren von Pixel zu Pixel eine bestimmte Abweichung der Resonanzfrequenz toleriert werden, die beim eingangs beschriebenen Verfahren nur über das gesamte Be trachtungsvolumen auftreten darf.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 15 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 und 2 schematisch Shimkanäle für ein Magnetsystem,

Fig. 3 bis 8 ein erstes Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz zur Ermittlung der vorhandenen Magnetfeldverteilung,

Fig. 9 bis 13 ein zweites Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz zur Ermittlung der vorhandenen Magnetfeldverteilung,

Fig. 14 den Ablauf eines Verfahrens zur Ermittlung von Phasenfehler-Datensätzen,

Fig. 15 den Aufbau einer Matrix A.

Bekanntlich erfolgt eine Ortsauflösung der Kernresonanzsigna le in der Kernspintomographie dadurch, daß einem homogenen, statischen Grundfeld in der Größenordnung von 1 T ein linea rer Magnetfeldgradient überlagert wird. Die Prinzipien der Bildgebung sind beispielsweise in dem Artikel von Bottomley "NMR imaging techniques and applications: A review" in Review of Scientific Instrumentation, 53 (9), 9/82, Seiten 1319 bis 1337 erläutert.

Zur Ortsauflösung in drei Dimensionen müssen Magnetfeldgra dienten in drei, vorzugsweise senkrecht aufeinanderstehenden 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 schematisch eine herkömmliche Anordnung von Gradientenspulen für die Erzeugung eines Magnetfeldgradienten G_y in y-Rich tung. Die Gradientenspulen 2 sind als Sattelspulen ausge führt, die auf einem Tragrohr 1 befestigt sind. Durch die Leiterabschnitte 2a wird innerhalb eines kugelförmigen Unter suchungsvolumens 11 ein weitgehend konstanter Magnetfeldgra dient G_y in y-Richtung erzeugt. Die Rückleiter erzeugen auf grund ihrer größeren Entfernung vom Untersuchungsvolumen 11 dort lediglich vernachlässigbare Komponenten. Die Gradienten spulen für den x-Magnetfeldgradienten sind identisch zu den Gradientenspulen 2 für den y-Magnetfeldgradienten aufgebaut und lediglich auf dem Tragrohr 1 um 90° in azimutaler Rich tung verdreht. Der Übersichtlichkeit wegen sind sie daher in Fig. 1 nicht dargestellt.

In Fig. 1 sind ferner Shimspulen 4 bis 6 dargestellt, die ebenfalls als Sattelspulen ausgeführt sind. Die Shimspulen 4 bis 6 sind lediglich schematisch angedeutet. Ausführungen über das Design von Shimspulen finden sich beispielsweise im US-Patent 3,569,823. Jeder Shimspule 4 bis 6 ist jeweils eine Stromversorgung SH1 bis SH3 zugeordnet, die die jeweiligen Shimspulen 4 bis 6 mit Strömen I1 bis I3 versorgt. Die Ströme I1 bis I3 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 die sem Fall ringförmige Shimspulen 7 bis 9 dargestellt, die ebenfalls über Stromversorgungen SH4 bis SH6 mit Strömen I4 bis I6 beaufschlagt werden. Die Ströme I4 bis I6 sind wieder durch die Recheneinheit c steuerbar.

In den Fig. 1 und 2 ist ferner schematisch die Stromver sorgung V für die Gradientenspulen 2, 3 dargestellt. Der Strom I durch die jeweilige Gradientenspule 2, 3 wird durch einen eine Meßsequenz vorgebenden Pulsgenerator P und einen Geber O für einen Strom bestimmt, wobei die Ausgangssignale des Pulsgenerators P und des Gebers O zum Aufschalten von Offset-Strömen addiert werden. Der Geber O wird ebenfalls von der Recheneinheit C gesteuert.

In Fig. 2 sind ferner schematisch die Elemente zur Signalge winnung dargestellt, die in Fig. 1 der Übersichtlichkeit wegen weggelassen sind. Mit einer Antenne 15 werden sowohl Hochfrequenzsignale auf ein Untersuchungsobjekt eingestrahlt als auch Kernresonanzsignale von diesem empfangen. In einer Sende-Empfangseinheit 16 werden die Sendesignale erzeugt und die empfangenen Kernresonanzsignale phasenempfindlich demodu liert. Die demodulierten Kernresonanzsignale werden in einer Auswerteschaltung 17 ausgewertet, und zwar zum einen für Bildinformationen, die auf einem Monitor 18 dargestellt wer den, zum anderen für Informationen über die erforderliche Shimmung, die in der Recheneinheit C in Shimströme umgesetzt werden.

Magnetfelder lassen sich aufgrund von sphärischen harmoni schen Funktionen darstellen. Für die hier ausschließlich interessierende axiale Komponente B_z des Magnetfeldes gilt:

Dabei sind r, Θ und ϕ die sphärischen Koordinaten des Vek tors , 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 be reits zitierten US-Patent 3,569,823 erläutert, kann man Shim spulen derart gestalten, daß sie im wesentlichen einen dieser Koeffizienten beeinflussen, also die diesen Koeffizienten entsprechende Feldstörung kompensieren.

In der Praxis kann natürlich nur eine begrenzte Anzahl von Shimspulen vorgesehen werden, so daß nur eine entsprechende Zahl der erwähnten Koeffizienten der sphärischen harmonischen Funktionen auf Null gesetzt werden können. In der Kernspin tomographie und in der Spektroskopie kommt man auch bei hohen Anforderungen im allgemeinen mit neun nicht-linearen Shimspu len aus, so daß zusammen mit den drei Gradientenspulen zwölf sphärische Koeffizienten, die die Feldverteilung am meisten stören, auf Null gebracht werden können.

Zur Shimmung ist es zunächst erforderlich, den vorhandenen Feldverlauf festzustellen. Dies kann zum Beispiel durch zwei Gradientenechosequenzen gemäß den Fig. 3 bis 8 erfolgen. Nach einer Anregung gemäß Fig. 3 werden die Kernspins in z- und x-Richtung durch Phasencodiergradienten G_z und G_y pha sencodiert. Ferner wird in einer ersten Sequenz ein Gradient G_x zunächst in negativer Richtung und dann in positiver Rich tung geschaltet. Damit entsteht zum Zeitpunkt t₁ ein erstes Gradientenechosignal S1 aufgrund einer Rephasierung der Kern spins. Der Zeitpunkt t₁ ist dabei durch folgende Bedingung gegeben:

Die Pulssequenz wird für M unterschiedliche Werte des Phasen codiergradienten G_z und für N unterschiedliche Werte des Pha sencodiergradienten G_y wiederholt, so daß man schließlich N · M Meßwerte erhält. Alle Meßwerte werden P-mal abgetastet und digitalisiert. Die digitalisierten Werte werden entsprechend ihren Phasenfaktoren sortiert in eine dreidimensionale Matrix der Größe M · N · P eingetragen. Die Phase der so gewonnenen Kernresonanzsignale ist nicht nur von den geschalteten Gra dienten abhängig, sondern repräsentiert auch Feldinhomogeni täten. Da es für die Feldmessung nur auf die Phase der jewei ligen Signale ankommt, reicht es, für jedes abgetastete Si gnal nur den Phasenwert in eine Rohdatenmatrix einzutragen. Eine derartige Rohdatenmatrix ist in Fig. 14 schematisch dargestellt und mit RD1 bezeichnet.

Dieselbe Sequenzfolge wird nochmals wiederholt, wobei jedoch hier Signale S2 zu einem späteren Echozeitpunkt t₂ gewonnen werden. Dies erreicht man, indem man - wie in Fig. 6 darge stellt - den positiven Teil des Gradienten G_x′ kleiner macht, so daß die Rephasierungsbedingung später erfüllt ist. Anson sten sind alle Meßparameter identisch zur vorangehenden Se quenzfolge. Mit der zweiten Sequenzfolge gewinnt man eine zweite Rohdatenmatrix RD2. Bei dieser Rohdatenmatrix wirken sich Magnetfeldinhomogenitäten stärker auf die Phase ϕ2 aus, da wegen der längeren Echozeit t₂ Magnetfeldinhomogenitäten länger einwirken.

Für die Erfassung der Magnetfeldinhomogenität ist im allge meinen eine deutlich niedrigere Ortsauflösung erforderlich als für die Bildgebung. Beispielsweise kommt man mit 32 Pixeln für jede Raumrichtung, also mit einer Rohdatenmatrix RD1 bzw. RD2 der Größe 32 × 32 × 32 im allgemeinen aus.

Zur Gewinnung von zwei Signalen S1, S2 mit unterschiedlichen Echozeiten müssen nicht unbedingt zwei Pulssequenzen einge setzt werden, es gibt vielmehr auch Pulssequenzen, die nach einer einzelnen Anregung zwei Signale mit unterschiedlichen Echozeiten liefern. Als Beispiel ist in den Fig. 9 bis 13 eine Pulssequenz dargestellt, wie sie im US-Patent 4,825,159 näher beschrieben ist. Dabei wird eine sogenannte Steady- State-Sequenz verwendet, d. h., die Repetitionszeit der Hoch frequenzpulse RF nach Fig. 9 ist kürzer als die Relaxations zeiten T1, T2. Wie bei üblichen Gradientenechosequenzen mit dreidimensionaler Ortscodierung werden nach der Anregung zwei Phasencodiergradienten G_z, G_y sowie ein negativer Gradient G_x1 zur Dephasierung der Spins geschaltet. Anschließend wird ein positiver Gradient G_x2 eingeschaltet, unter dem die Spins rephasieren und ein erstes Echosignal S1 mit einer ersten Echozeit t₁ liefern. Vor dem Einstrahlen des nächsten Hoch frequenzpulses RF wird in diesem Fall noch ein weiterer posi tiver Gradient G_x3 in x-Richtung eingeschaltet, unter dem ein zweites Signal S2 mit einer Echozeit t₂ entsteht. Schließlich werden alle Gradienten nach dem ersten Hochfrequenzpuls RF_n zurückgesetzt, bevor der nächste Hochfrequenzpuls RF_n+1 ein gestrahlt wird. Bezüglich der genauen Wirkungsweise dieser Sequenz wird auf die bereits genannte US-Patentschrift 4,825,159 verwiesen.

Aufgrund der beschriebenen Sequenzen erhält man also zwei Rohdatenmatrizen RD1 und RD2, in denen im k-Raum mit drei dimensionaler Auflösung die Phasen ϕ1 bzw. ϕ2 von Kernreso nanzsignalen eingetragen sind, die aufgrund der unterschied lichen Echozeiten unterschiedliche Abhängigkeiten von Magnet feldinhomogenitäten aufweisen.

Im nächsten Schritt werden die beiden Rohdatenmatrizen einer dreidimensionalen Fourier-Transformation (FFT, Fast Fourier Transformation) unterzogen und aus den fouriertransformierten Rohdatensätzen eine Phasendifferenz gebildet. Da die Rohda tensätze (RD1, RD2) sich nur durch die Echozeiten der gewon nenen Kernresonanzsignale unterscheiden, erhält man aufgrund dieser Differenz eine Phasendifferenzmatrix PD mit M · N · P Pixeln, denen jeweils eine nur noch von der Magnetfeldinhomo genität abhängige Phase ϕ′ zugeordnet ist. Bis zu diesem Punkt ist das beschriebene Verfahren bekannt. Im Unterschied zum Stand der Technik wird jedoch die Phasendifferenzmatrix nicht direkt verwertet, sondern es werden die Phasendifferen zen zweier aufeinanderfolgender Pixel ermittelt. Dies ge schieht, wie in Fig. 14 angedeutet, in drei Raumrichtungen x, y und z. Damit erhält man drei Phasenfehler-Datensätze b_x, b_y und b_z. Jeder dieser Datensätze stellt zunächst wiederum eine Matrix mit M · N · P Pixeln dar.

Um aufgrund dieser Matrix zu Einstellwerten für die einzelnen Shimkanäle zu kommen, muß man ermitteln, welchen Einfluß ein bestimmter Strom in jedem Shimkanal auf die Phasendifferenzen hat, wie sie in den Phasenfehler-Datensätzen b_x, b_y und b_z angegeben sind. Vor der eigentlichen Messung müssen daher Re ferenzmessungen gemacht werden, wobei die Phasenfehler-Daten sätze einmal mit und einmal ohne eingeschalteten Shimstrom bestimmt werden. Aufgrund einer Differenzbildung kann man dann für jeden Shimkanal bestimmen, welchen Einfluß der be stimmte Strom auf die Phasenfehler-Datensätze b_x, b_y und b_z hat. Dieser Einfluß wird in Form einer in Fig. 15 schema tisch angegebenen Matrix A dargestellt. Diese Matrix A ist z. B. so aufgebaut, daß jede Spalte einem Shimkanal ent spricht, bei Q Shimkanälen sind also Q Spalten vorhanden. In jeder Zeile steht ein Koeffizient, der den Einfluß des jewei ligen Shimkanals auf ein Pixel in den Phasenfehler-Daten sätzen b_x, b_y und b_z wiedergibt. Da jeder dieser Phasen fehler-Datensätze M · N · P Pixel aufweist, muß die Matrix A also insgesamt 3 · M · N · P · Q Werte haben.

Diese Matrix A muß für jede Anlage nur einmal bestimmt werden und bleibt dann - sofern sich nicht Anlagenänderungen ergeben - konstant.

Um die Shimströme in den einzelnen Shimkanälen zu bestimmen, muß nach Ermittlung der Phasenfehler-Datensätze b_x, b_y und b_z folgendes Gleichungssystem gelöst werden:

Dabei stellt den Vektor der gesuchten Shimströme dar. ist ein Phasenvektor, der alle Phasendifferenzen aus den ge messenen Phasenfehler-Datensätzen b_x, b_y und b_z beinhaltet. Der Phasenvektor b weist also im Ausführungsbeispiel eine Länge von 3 · M · N · P auf.

Das obengenannte Gleichungssystem kann z. B. nach der geläu figen Methode der kleinsten Quadrate bestimmt werden, d. h. also durch Bildung des Minimums der quadratischen Abweichun gen A · - : den Vektor der gesuchten Shimströme dar.

In manchen Anwendungen wird eine Shimmung nicht über das ge samte Untersuchungsobjekt vorgenommen, sondern nur über einen Teilbereich, z. B. eine selektierte Schicht. In diesem Fall kann das Auswerteverfahren dadurch verkürzt werden, daß man nicht den gesamten fouriertransformierten dreidimensionalen Datensatz verarbeitet, sondern nur die Pixel dieses Daten satzes, die dem zu shimmenden Teilbereich zuzuordnen sind. Damit ist ein entsprechend geringeres Datenvolumen zu verar beiten.

Mit dem dargestellten Verfahren gelingt es, ein Magnetsystem zu shimmen, ohne daß aufgrund der Signale von fettgebundenen Protonen extreme Anforderung an die Ausgangshomogenität vor Beginn der Shim-Prozedur gestellt werden.

Der störende Einfluß von fettgebundenen Protonen läßt sich auch dadurch eliminieren, daß die Differenz der Echozeiten Δt_e = t₂ - t₁ bei der Erstellung der beiden Rohdatensätze RD1, RD2 so festgelegt wird, daß die Signale von fettgebun denen und wassergebundenen Protonen phasengleich zusammen fallen. Bei einem Grundmagnetfeld von 1,5 T würde man dies z. B. bei einer Differenz der Echozeiten von 4,7 ms erreichen.

Claims

1. Verfahren zur Shimmung eines Magnetsystems eines Kern spintomographen mit mindestens einem Shim-Kanal mit folgenden Schritten:

a) Bestimmung einer Matrix A, die für jeden Shim-Kanal (SH1-SH6) die Wirkung eines Einheitsstromes auf je des Pixel des Phasenfehler-Datensatzes (b_x, b_y, b_z) nach Schritt e) angibt,
b) Bestimmung zweier dreidimensional ortsaufgelöster Kernresonanz-Rohdatensätze in Form zweier dreidimen sionaler Matrizen (RD1, RD2), deren Phasen unter schiedlich sensitiv auf Magnetfeldinhomogenitäten sind,
c) dreidimensionale Fourier-Transformation,
d) Ermittlung der Phasendifferenzen zwischen korrespon dierenden Pixeln der fouriertransformierten Kernre sonanz-Rohdatensätze und Erstellung einer dreidimen sionalen Phasendifferenzmatrix (PD),
e) Ermittlung der Phasendifferenzen zwischen aufeinan derfolgenden Pixeln der Phasendifferenzmatrix (PD) in mindestens einer Raumrichtung (x, y, z) und Erstel lung eines Phasenfehler-Datensatzes (b_x, b_y, b_z) je Raumrichtung,
f) Bestimmung der Ströme i_S für jeden Shimkanal auf grund der gemessenen Phasenfehler-Datensätze (b_x, b_y, b_z) und der vorbestimmten Matrix A,
g) Anwendung der Ströme i_S auf die einzelnen Shimkanäle.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß in Schritt e) die Phasendif ferenzen in drei aufeinander senkrecht stehenden Raumrichtun gen (x, y, z) bestimmt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Ermittlung der Phasendifferenzen der korrespondierenden Pixel nach Schritt d) durch konjugiert komplexe Multiplikation der fouriertransformierten Rohdaten sätze durchgeführt wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da durch gekennzeichnet, daß die Bestim mung der Ströme i_S für die Shimkanäle durch Minimierung der quadratischen Abweichungen der Größe A · - erfolgt, wobei die einzelnen Shim-Ströme i_S und die Phasenfehler-Datensätze (b_x, b_y, b_z) in Form von Vektoren (, ) dargestellt sind.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da durch gekennzeichnet, daß aus den fouriertransformierten dreidimensionalen Kernresonanz-Rohda tensätzen (RD1, RD2) nur eine Teilmenge weiterverwendet wird, die einem zu shimmenden Teilbereich der Probe zugeordnet ist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß die beiden Kernresonanz-Rohdatensätze (RD1, RD2) aufgrund zweier Gra dientenechosequenzen mit unterschiedlichen Echozeiten (T_E1, T_E2) erstellt werden.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß zur Gewin nung der Kernresonanz-Rohdatensätze (RD1, RD2) eine Pulsse quenz angewandt wird, in der zwei Gradientenechosignale (S1, S2) mit unterschiedlichen Echozeiten (T_E1, T_E2) entstehen.

8. Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Differenz (ΔT_E) der beiden Echozeiten (T_E1, T_E2) derart gewählt wird, daß die Gradientenechos von Fett- und Wasser-Kernresonanzsignalen phasengleich zusammenfallen.

9. Vorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch folgende Merk male:

a) mindestens einen Shim-Kanal (SH1 bis SH6),
b) einer Signalgewinnungseinrichtung (16, 17) zur Gewin nung von Kernresonanzsignalen (S1, S2) mit unter schiedlichen Echozeiten,
c) eine Vorrichtung zur phasenempfindlichen Demodulation der Kernresonanzsi gnale,
d) zwei Speichereinrichtungen (20, 21) zur Abspeicherung von Rohdaten (RD1, RD2) aufgrund der Kernresonanzsignale (S1, S2)
e) Fourier-Transformationseinrichtungen (22, 23) zur Fourier-Transformation der Rohdaten,
f) eine Vorrichtung (24) zur Differenzbildung (Δϕ) der Phasen aus den fouriertransformierten Rohdaten (RD1, RD2) und Erstellung einer Phasendifferenzmatrix (PD) in einer Speichereinrichtung (25),
g) Vorrichtungen (26-28) zur Differenzbildung zwischen je zwei aufeinanderfolgenden Pixeln in der Phasen differenzmatrix (PD) in mindestens einer Richtung und Erstellung von Phasenfehler-Datensätzen (b_x, b_y, b_z) in Speichereinrichtungen (29-31),
h) eine Recheneinheit (C) zur Bestimmung von Shim- Strömen für die einzelnen Shim-Kanäle (SH1 bis SH6) aufgrund der Phasenfehler-Datensätze (b_x, b_y, b_z) und aufgrund von in einem Speicher (A) abgelegten anla genspezifischen Werten.