DE19511919A1

DE19511919A1 - Mittelung von identisch phasencodierten MR-Signalen zur Verringerung der Bildverschlechterung aufgrund der Spin-Spin-Relaxation

Info

Publication number: DE19511919A1
Application number: DE19511919A
Authority: DE
Inventors: David A Dr Feinberg; Berthold Dr Kiefer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1994-03-25
Filing date: 1995-03-24
Publication date: 1995-11-09
Also published as: US5545990A; JPH0838452A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf Bildgebung mit magnetischer Resonanz (MR-Bildgebung) und insbesondere auf MR-Bildgebung für diagnostische medizinische Anwendungen. Unmittelbar be zieht sich die Erfindung auf medizinische diagnostische Bild gebung, wobei lange Spinecho- oder lange Gradientenecho-Puls sequenzen zur Gewinnung eines MR-Bildes verwendet werden.

Zum besseren Verständnis des Hintergrundes der Erfindung wer den zunächst zwei lange Pulssequenzen beschrieben. Ebenso wird der Effekt der Spin-Spin-Relaxation (allgemein als T₂- Relaxation bezeichnet) auf MR-Bilder erklärt, die mit diesen Pulssequenzen erzeugt werden.

Fig. 1 zeigt schematisch eine Spinecho-Pulssequenz, die als "Turbo SE"-Sequenz bekannt ist. Diese Sequenz ist eine soge nannte Spinechosequenz, da jeder Scan mit einem 90°-Hochfre quenzpuls beginnt, auf den eine Serie von 180°-Hochfrequenz pulsen folgt, die als Refokussierungspulse bezeichnet werden. Nach jedem dieser Refokussierungspulse wird ein Signal aus gelesen. Mit fortlaufender Pulssequenz wird ein Phasencodier gradient ständig verringert, d. h., nach dem ersten Refokus sierungspuls beginnt die Phasencodierung mit dem höchsten po sitiven Wert vor dem Spinecho E₁. Nach den nächsten Refokus sierungspulsen wird die Phasencodierung auf Null verringert, und zwar vor dem Spinecho E₄, das auf den vierten Refokussie rungspuls folgt. Am Ende der Pulssequenz erreicht die Phasen codierung den höchsten negativen Wert vor dem Spinecho E₇, das auf den siebten Refokussierungspuls folgt.

Fig. 3 zeigt schematisch, wie die Spinechosignale, die durch diese Turbo SE-Pulssequenz erzeugt werden, einer Datenmatrix mit 256 Zeilen zugeordnet wird. Diese Datenmatrix wird als "k-Raum" bezeichnet und später einer Fourier-Transformation unterworfen. Die Rohdatenmatrix ist in eine Vielzahl von Seg menten eingeteilt, wobei die Zahl der Segmente der Zahl der Signale entspricht, die innerhalb eines einzelnen Scans er halten werden. Im vorliegenden Anwendungsfall liegen sieben Segmente vor. Dies dient jedoch nur zur Erläuterung. Während jedes Scans gewinnt man eine Zeile für jedes Segment. Die Se quenz wird wiederholt, bis alle Zeilen für alle Segmente ge wonnen sind, d. h., bis man einen kompletten Datensatz gewon nen hat. Wie man in Fig. 3 sieht, wird das Spinechosignal E₁ mit dem höchsten positiven Phasencodiergradienten einer Zeile des ersten Segmentes zugeordnet, das Spinechosignal E₄ mit dem Phasencodiergradienten 0 wird einer Zeile im mittleren Segment zugeordnet und das Spinechosignal E₇ mit dem höchsten negativen Phasencodiergradienten wird einer Zeile im letzten Segment zugeordnet. Das zentrale Segment bestimmt für die Fourier-Transformation wesentlich das Signal-Rausch-Verhält nis.

In Fig. 2 ist der Betrag des jeweils induzierten Spinechosi gnals in Relation zu der erzeugenden Pulssequenz nach Fig. 1 aufgetragen. Ebenso ist in Fig. 3 der Betrag in der resul tierenden k-Raummatrix gezeigt. Wie dem Fachmann bekannt ist, verursacht neben der Spin-Gitter-Relaxation (T₁-Relaxation) die Spin-Spin-Relaxation (T₂-Relaxation) ein Abklingen des MR-Signals. Eine lange Spinecho-Pulssequenz, wie sie in Fig. 1 dargestellt ist, erzeugt daher am Beginn der Sequenz (wo die Phasencodierung positiv ist) ein Signal mit hoher Ampli tude. Am Ende der Sequenz, wo die Phasencodierung negativ ist, wird ein Signal mit kleiner Amplitude gewonnen. Die re sultierende k-Raummatrix weist daher eine Signalamplitude auf, die von Segment zu Segment ständig abnimmt. Wenn man die Daten der k-Raummatrix (also die Daten in der Zeitdomäne) in eine Bildinformation umsetzt (also in Daten in der Frequenz domäne), wie dies durch die Fourier-Transformation geschieht, äußert sich dies in Bildstörungen, die zu einem Verlust der Auflösung führen.

Fig. 4 zeigt schematisch eine weitere Pulssequenz, wie sie im US-Patent 5,270,654 beschrieben ist. Bei dieser Sequenz, die auch als Turbo GSE-Sequenz bezeichnet wird, wird nach jedem Refokussierungspuls dreimal nacheinander ausgelesen, indem man zuerst einen positiven Auslesegradienten, dann einen negativen Auslesegradienten und schließlich wieder einen positiven Auslesegradienten verwendet. Die Bezeichnung für das resultierende Dreier-Echosignal ist nicht ganz konsi stent. Es ist klar, daß das mittlere Echosignal in der Dreier gruppe ein Spinechosignal ist, die beiden äußeren Echos der Dreiergruppe werden jedoch gelegentlich auch als Gradienten echos bezeichnet. Dies ist nicht ganz korrekt, diese Echos werden nachfolgend einfach als "Echos" bezeichnet. Ferner wird jedes der Echosignale der Dreiergruppe bei einem korres pondierenden Phasencodiergradienten ausgelesen, wobei der Gradient jedes Mal variiert. Da bei dieser Spinechosequenz nach jedem Refokussierungspuls eine Mehrzahl von Auslesegra dienten mit wechselndem Vorzeichen verwendet wird, wird diese Pulssequenz als Gradientenspinechosequenz bezeichnet.

Bei diesem Typ einer Gradientenspinechosequenz folgen auf den ersten Refokussierungspuls drei Echosignale, nämlich E₁, E₂ und E₃. Das Echosignal E₁ wird bei einem maximalen positiven Phasencodiergradienten ausgelesen, das Echosignal E₂ bei einem leicht positiven Phasencodiergradienten und das Echosi gnal E₃ bei einem leicht negativen Phasencodiergradienten. Dieser Vorgang wird nach jedem nachfolgenden Refokussierungs puls wiederholt, wobei jedoch die Phasencodiergradienten ver schiedene Beträge haben.

In diesem Fall wird die Information, die durch die neun Echo signale E₁ bis E₉ erhalten wird, umsortiert, bevor sie in die k-Raummatrix eingeordnet wird. Dies rührt daher, daß die k- Raummatrix nach der Größe des Phasencodiergradienten geordnet ist. Fig. 6 zeigt, wo die Information der durch die Gradien tenspinechopulssequenz erzeugten neun Echosignale in der k- Raummatrix erscheint.

Wie im vorhergehenden Beispiel zeigen die Fig. 4, 5 und 6 den Effekt, den die T₂-Relaxation auf die Echosignale hat, die mit dieser Turbo GSE-Pulssequenz erzeugt werden. Aus Fig. 6 wird deutlich, daß der durch die T₂-Relaxation verur sachte Abfall der Echosignale in Verbindung mit der Neuord nung der Echosignale beim Einfügen in die k-Raummatrix eine Periodizität in der k-Raummatrix verursacht. In jeder Gruppe dreier aufeinanderfolgender Zeilen der k-Raummatrix hat das erste Segment den höchsten Signalbetrag, das zweite Segment einen geringeren Betrag und das letzte Segment den geringsten Betrag. Die Zeitbereichs-Daten in der k-Raummatrix nach Fig. 6 werden in Bildinformation (also Information in der Fre quenzdomäne) umgesetzt, indem man eine Fourier-Transformation anwendet. Dabei führt die oben beschriebene Periodizität im Inhalt der k-Raummatrix zu sogenannten "Ringing Artefakten". Diese verursachen im letztlich gewonnenen MR-Bild leichte Geister und einen Verlust an Auflösung.

Eine Aufgabe der Erfindung besteht daher darin, MR-Daten so zu gewinnen und zu verarbeiten, daß die Spin-Spin-Relaxation das rekonstruierte MR-Bild auch in langen Pulssequenzen nicht verschlechtert.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein Ver fahren anzugeben, das nicht zu einer ungewünschten Verlänge rung der MR-Bildgewinnung führt.

Eine allgemeine Aufgabe besteht schließlich darin, bekannte MR-Pulssequenzen zu verbessern.

Entsprechend der Erfindung werden Paare von Spinechosignalen mit identischer Phasencodierung, die aufgrund der Spin-Spin- Relaxation in ihrer Amplitude differieren (die also zu unter schiedlichen zeitlichen Positionen in derselben Sequenz oder in verschiedenen Sequenzen gewonnen werden) gemittelt. Die resultierenden gemittelten Signale werden dann anstelle der ursprünglichen Spinechosignale verwendet. In bevorzugten Aus führungsbeispielen werden die Paare von Spinechosignalen aus einer einzelnen Pulssequenz oder aus zwei identischen aufein anderfolgenden Pulssequenzen gewonnen. Dabei kann die volle Fourier-Technik oder die Halbfourier-Technik angewandt wer den.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie len nach den Fig. 1 bis 13 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 schematisch eine herkömmliche Spinecho-Pulssequenz,

Fig. 2 schematisch, wie sich die Spin-Spin-Relaxation auf die Amplitude der Spinechosignale auswirkt, wie sie durch die Pulssequenz nach Fig. 1 erzeugt werden.

Fig. 3 schematisch, wie die MR-Daten, wie sie in der Puls sequenz nach Fig. 1 gewonnen werden, in einer k- Raummatrix verwendet werden,

Fig. 4 schematisch eine Pulssequenz, wie sie im US-Patent 5,270,654 beschrieben ist,

Fig. 5 schematisch, wie sich die Spin-Spin-Relaxation auf die Amplitude der Spinechosignale bei einer Pulsse quenz nach Fig. 4 auswirken,

Fig. 6 schematisch, wie die MR-Daten, wie sie bei der Puls sequenz nach Fig. 4 gewonnen werden, in einer k-Raummatrix verwendet werden und wie in dieser k-Raummatrix eine Periodizität in den MR-Daten auf tritt,

Fig. 7 schematisch eine Pulssequenz entsprechend einem er sten Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 8 eine Pulssequenz entsprechend einem zweiten Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 9 schematisch eine Pulssequenz entsprechend einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 10 eine k-Raummatrix, wie sie entsprechend dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung gewonnen wird,

Fig. 11 eine k-Raummatrix, wie sie entsprechend einem zwei ten Ausführungsbeispiel der Erfindung gewonnen wird,

Fig. 12 eine k-Raummatrix, wie sie entsprechend dem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung gewonnen wird und

Fig. 13 eine weitere Pulssequenz entsprechend dem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung.

Eine Spinechosequenz entsprechend einem ersten Ausführungs beispiel der Erfindung wird nachfolgend in Verbindung mit Fig. 7 erläutert. Diese Figur zeigt eine Spinechosequenz mit einer geraden Zahl von Refokussierungspulsen (im Beispiel sind dies vierzehn, für die Erfindung ist jedoch die Zahl nicht wesentlich). In diesem Ausführungsbeispiel alterniert der Phasencodiergradient wiederholt zwischen positiven und negativen Werten und ändert sich außerdem von anfänglichen maximalen Werten durch Null wieder zu maximalen Werten. Auf diese Weise wird das Spinecho E₁ nach dem ersten Refokussie rungspuls nach der Anwendung eines positiven maximalen Pha sencodiergradienten ausgelesen. Das Spinecho E₂ wird nach dem zweiten Refokussierungspuls nach Anwendung eines maximal ne gativen Phasencodiergradienten ausgelesen und das Spinecho E₃ wird nach dem dritten Refokussierungspuls nach Anwendung eines positiven Phasencodiergradienten ausgelesen, der unter dem Maximum liegt. Das Spinecho E₄ wird nach einem vierten Refokussierungspuls nach Anwendung eines negativen Phasenco diergradienten ausgelesen, der unter dem Maximum liegt usw . . Nachdem zwei Spinechosignale (im vorliegenden Beispiel die Spinechosignale E₇ und E₈) mit der Phasencodierung Null aus gelesen wurden, alterniert der Phasencodiergradient mit zu nehmender Amplitude, aber die Alternierungsrichtung wird um gekehrt, so daß das Spinechosignal E₉ unter der Wirkung eines negativen Phasencodiergradienten ausgelesen wird. Das Spin echosignal E₁₀ wird unter der Wirkung eines positiven Phasen codiergradienten ausgelesen usw.

Wie aus Fig. 7 deutlich wird, weist das Spinechosignal E₁ dieselbe Phasencodierung wie das Spinechosignal E₁₄ auf. Außerdem ist die Amplitude des Spinechosignals E₁ maximal, da es ganz am Anfang der Pulssequenz auftritt. Das Spinechosi gnal E₁₄ ist minimal, da es am äußersten Ende der Pulssequenz auftritt, wo die T₂-Relaxation die Amplitude des Spinechosi gnals reduziert hat. Entsprechend der Erfindung wird das Spinechosignal E₁ mit dem Spinechosignal E₁₄ gemittelt und der Mittelwert dieser beiden Signale wird im ersten Segment der k-Raummatrix verwendet (siehe Fig. 10). Dasselbe wird für die Spinechosignale E₂ und E₁₃, die Spinechosignale E₃ und E₁₂, die Spinechosignale E₄ und E₁₁ usw. durchgeführt. Auf diese Weise wird jede Datenzeile in der k-Raummatrix aus dem Mittelwert von Spinechosignalen gebildet anstatt direkt aus den Spinechosignalen.

Eine Pulssequenz gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung ist schematisch in Fig. 8 dargestellt. Dieses zweite Ausführungsbeispiel ist ebenfalls eine Spinechose quenz, es wird aber nicht die komplette k-Raummatrix gefüllt, das heißt, es wird kein vollständiger Datensatz gewonnen, der vom höchsten positiven Phasencodiergradienten durch Null zum höchsten negativen Phasencodiergradienten läuft. Statt dessen wird nur ein "halber Fourierdatensatz" gewonnen. Bei diesem zweiten Ausführungsbeispiel ist der Phasencodiergradient ur sprünglich am höchsten positiven Wert und nimmt dann auf Null ab. Danach nimmt der Phasencodiergradient zum Ende der Puls sequenz wieder zum maximalen positiven Wert zu. Dieses zweite Ausführungsbeispiel dient dazu, die Länge der MR-Studie zu verkürzen. Dieses zweite Ausführungsbeispiel hat auch den Vorteil, daß der Phasencodiergradient in linearer Reihenfolge geändert werden kann und nicht zwischen positiven und negati ven Polaritäten hin- und herschalten muß, was bestimmte nega tive Konsequenzen für den Gradientenverstärker hat, der die Gradientenspulen mit Strom versorgt. Im ersten Ausführungs beispiel der Erfindung, wo ein voller Fourierdatensatz gewon nen wird, alterniert der Phasencodiergradient in seiner Pola rität.

Bei der "Halbfourier"-Methode entsprechend dem zweiten Aus führungsbeispiel ist es nicht notwendig, die Datengewinnung zum Beispiel auf dem Bereich zwischen der Phasencodierung Null und den maximalen positiven Phasencodiergradient zu be schränken. Statt dessen kann der Phasencodiergradient von einem bestimmten positiven Maximum zu einem bestimmten nega tiven Minimum laufen, wobei beide Werte unterschiedliche Be träge aufweisen, d. h., die resultierende k-Raummatrix kann in Bezug auf ihre Nullinie asymmetrisch sein. Durch die Ausdeh nung der "Halbfourier"-Methode über die Phasencodierung Null hinaus wird der Effekt von Phasenfehlern reduziert.

Ein drittes Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem Spin echosequenzen angewendet werden, wird im folgenden anhand der Fig. 9 beschrieben. Hier wird die Mittelung im Bezug auf ein Paar von Echosignalen ausgeführt, die während zwei aufeinan derfolgender Scans mit zwei aufeinander folgenden Gradienten spulenecho-Pulssequenzen gewonnen werden.

Diese Gradientenspinecho-Pulssequenzen sind identisch mit Ausnahme der verwendeten Phasencodiergradienten. Aus diesem Grund zeigt Fig. 9 die Sequenzen zusammen, aber der in der ersten Sequenz verwendete Phasencodiergradient ist entlang der Achse G_y1 und der in der zweiten Sequenz verwendete Pha sencodiergradient entlang der Achse G_y2 gezeigt. Vorteilhaf ter - aber nicht notwendig - ist die Polarität des Auslese gradienten in der zweiten Pulssequenz eine Inversion der Po larität des in der ersten Pulssequenz verwendeten Auslese gradienten. Damit werden Phasenfehler reduziert.

In dem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird die er ste Gradientenspinecho-Pulssequenz gestartet. Nachdem die Se quenz, wie dargestellt, fünf Refokussierungspulse aufweist (es könnte aber auch jede andere Zahl von Refokussierungspul sen verwendet werden) und da nach jedem Refokussierungspuls drei Signale ausgelesen werden (was aber ebenso nicht zwin gend ist), entstehen fünfzehn Echosignale E_1,1, E_2,1, E_3,1, E_4,1, E_5,1, E_6,1, E_7,1, E_8,1, E_9,1, E_10,1, E_11,1, E_12,1, E_13,1, E_14,1 und E_15,1. Nachfolgend wird die zweite Gradien tenspinecho-Pulssequenz gestartet und während dieser zweiten Pulssequenz werden ebenso fünfzehn Echosignale E_1,2, E_2,2, E_3,2, E_4,2, E_5,2, E_6,2, E_7,2, E_8,2, E_9,2, E_10,2, E_11,2, E_12,2, E_13,2, E_14,2 und E_15,2 erhalten.

Man sieht, daß die Echosignale E_1,1, E_2,1und E_3,1 dieselbe Phasencodierung wie die Echosignale E_13,2, E_14,2, E_15,2 ha ben. Da ferner die Echosignale E_1,1, E_2,1 und E_3,1 am Beginn der ersten Pulssequenz erzeugt werden, ist die Amplitude die ser Signale hoch und da die Echosignale E_13,2, E_14,2 und E_15,2 am Ende der zweiten Pulssequenz produziert werden, ist die Amplitude dieser Signale niedrig. Entsprechend dem drit ten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden die Echosignale E_1,1 und E_13,2 gemittelt und der Mittelwert wird gemäß Fig. 12 dazu verwendet, eine Zeile im ersten Segment der k-Raum matrix zu füllen. Ebenso werden die Echosignale E_2,1 und E_14,2 gemittelt und der Mittelwert wird dazu verwendet, eine Zeile im sechsten Segment der k-Raummatrix zu füllen. Dieser Prozeß wird fortgesetzt, bis alle Echosignale, die man wäh rend beider Pulssequenzen erhalten hat, gemittelt sind.

In einer weiteren Pulssequenz entsprechend dem dritten Aus führungsbeispiel der Erfindung wird nur eine Spinecho-Pulsse quenz benutzt. Diese Sequenz ist schematisch in Fig. 13 dar gestellt. In der resultierenden k-Raummatrix wird das erste Segment durch Mittelung der Echos E₁ und E₂₈ erzeugt, das zweite Echosegment durch Mittelung der Echos E₄ und E₂₅ usw. Es ist darauf hinzuweisen, daß bei der Pulssequenz nach Fig. 13 ein Phasencodiergradient verwendet wird, der sich zuerst wie in Fig. 9 entlang der Achse G_y1 dargestellt und dann entsprechend der Achse G_y2 ändert. Die in Fig. 13 schema tisch dargestellte Pulssequenz dauert daher zweimal so lang wie jede der beiden in Fig. 9 dargestellten Pulssequenzen.

Da entsprechend der Erfindung alle Signale in der k-Raumma trix durch Mittelung eines Signals hoher Amplitude mit einem Signal niedriger Amplitude erzeugt werden, wird die Amplitu denvariation innerhalb der k-Raummatrix deutlich reduziert. Diese Signalmittelung verbessert außerdem das Signal-Rausch- Verhältnis um einen Faktor √. Die Mittelung verdoppelt je doch die zur Erstellung eines vollständigen Datensatzes (also zum Auffüllen einer k-Raummatrix mit Daten) notwendige Zeit. Wenn es weniger wichtiger ist, das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern als die Akquisitionszeit zu verringern, kann man die Auslesezeit für jedes Echo reduzieren, z. B. um die Hälfte. Damit erhält man eine Akquisitionszeit und ein Si gnal-Rausch-Verhältnis, die mit dem der Pulssequenz ver gleichbar sind, wie sie in US-Patent 5,270,654 beschrieben sind. Da jedoch jede Pulssequenz verkürzt wird, folgen die Signale innerhalb jeder Pulssequenz dichter aufeinander und die Amplitudenvariation wird verringert.

Claims

1. Verfahren zur Verarbeitung von MR-Daten, die unter Verwendung einer Pulssequenz mit einem Echozug aus einer Probe gewonnen werden, mit folgenden Schritten:

- Akquisition eines ersten Satzes von MR-Datensignalen (E) aus einer Probe mit vorgegebenen Phasencodiergradienten (G_y)
- Akquisition eines zweiten Satzes von MR-Datensignalen (E) aus der Probe mit vorgegebenen Phasencodiergradien ten (G_y) und
- Berechnung von gemittelten MR-Datensignalen durch Mit telung eines ersten MR-Datensignals (E) aus dem ersten Satz von MR-Datensignalen und eines zweiten MR-Datensi gnals (E) aus dem zweiten Satz von MR-Datensignalen, wo bei die ersten und zweiten MR-Datensignale (E) die glei che Phasencodierung aufweisen und verschiedene zeitliche Positionen innerhalb ihrer korrespondierenden Sätze von MR-Datensignalen besitzen.

2. Verfahren zur Verarbeitung von MR-Daten, die unter Ver wendung einer Pulssequenz mit einem Echozug aus einer Probe gewonnen werden, mit folgenden Schritten:

- Akquisition eines Satzes von MR-Daten aus einer Probe mit vorgegebenen Phasencodiergradienten (G_y) und
- Berechnung von gemittelten MR-Datensignalen durch Mit telung von Datensignalen (E), die dieselbe Phasenco dierung aufweisen und unterschiedliche zeitliche Po sitionen innerhalb des Satzes von MR-Datensignalen be setzen.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge kennzeichnet, daß jede Pulssequenz eine gerade Anzahl (N) von Refokussierungspulsen aufweist, mit denen eine Vielzahl von N/2 Paaren identisch phasencodierter Echosignale (E) produziert wird, wobei das Verfahren die Selektion von Paaren identisch phasencodierter Echosignale (E) und die Mit telung solcher Paare identisch phasencodierter Echosignale (E) beinhaltet.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß die beiden Sätze von MR- Datensignalen unter Verwendung von zwei Pulssequenzen akqui riert werden, die dieselbe Anzahl von Refokussierungspulsen aufweisen und die eine identische Vielzahl von Echosignalen (E) produzieren, wobei Paare von identisch phasencodierten Echosignalen selektiert werden, die aus verschiedenen Puls sequenzen übernommen werden und die verschiedene zeitliche Positionen in den jeweiligen Pulssequenzen besetzen, und wo bei jedes Paar von identisch phasencodierten Echosignalen gemittelt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 2, wobei MR-Datensignale unter Verwendung einer Pulssequenz akquiriert werden, die eine ge rade Anzahl R von Refokussierungspulsen und G Auslesegradien tenpulsen (G_R) nach jedem Refokussierungspuls aufweist, und R·G Echosignale produziert, die unter Verwendung einer Vielzahl vorgegebener Phasencodiergradienten (G_y) akquiriert werden, und zwar derart, daß R·G/2 Paare von Echosignalen (E) produziert werden, wobei die Echosignale (E) in jedem Paar mit derselben Phasencodierung erzeugt werden und wobei die Echosignale in jedem solchen Paar gemittelt werden.

6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei MR-Datensignale unter Verwendung von zwei Pulssequenzen akquiriert werden, wobei jede Pulssequenz R Refokussierungspulse und G Auslesegradien tenpulse nach jedem Refokussierungspuls aufweist und R·G Echosignale (E) erzeugt, die unter Verwendung einer Vielzahl von vorgegebenen Phasencodiergradienten (G_y) akquiriert wer den, und zwar derart, daß 2 R·G Paare von Echosignalen (E) produziert werden, wobei die Echosignale (E) in jedem Paar von unterschiedlichen Pulssequenzen mit derselben Phasenco dierung produziert werden und die Echosignale (E) jedes sol chen Paares gemittelt werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei sich die Phasencodier gradienten (G_y) der Pulssequenzen zeitlich invers zueinander ändern.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die vorgegebenen Phasencodiergradienten sich zwischen positiven und negativen Extremwerten ändern, wobei die positiven Extremwerte und die negativen Extremwerte unterschiedliche Absolutwerte aufweisen.