DE19629199C2

DE19629199C2 - Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Daten

Info

Publication number: DE19629199C2
Application number: DE19629199A
Authority: DE
Inventors: David A Feinberg
Original assignee: David A Feinberg
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1995-07-20
Filing date: 1996-07-19
Publication date: 1998-12-10
Anticipated expiration: 2016-07-20
Also published as: JPH09117427A; DE19629199A1; US5680045A

Description

Die Erfindung bezieht sich allgemein auf eine Magnetresonanz- bzw. Kernspin-Bildgebung (MR = Magnetreso nanz). Speziell bezieht sich die Erfindung auf Magnetresonanz-Impulsfolgen gemäß den Verfahren nach Patentanspruch 1 bzw. 8, und insbe sondere auf verbesserte Magnetresonanz-Impulsfolgen bei einem Typ mit Gradienten- und Spinechos.

Bei einer Magnetresonanz-Bildgabe wird eine Magnetresonanz-Impulsfolge dazu eingesetzt, die Hochfrequenz- und die Gradientenspulen eines Magnetresonanz-Abtastgeräts (MR- Scanner) anzusteuern, und es werden die hierbei gewonnenen Zeilen von Magnetresonanz- Daten in einer sogenannten k-Raum-Matrix (Matrix im k-Raum) angeordnet. Wenn die Matrix des k-Raums mit Zeilen aus Magnetresonanz-Daten gefüllt ist, wird die Matrix einer Fourier-Transformation unterzogen, wodurch das Magnetresonanz-Bild erzeugt wird.

Innerhalb einer Matrix des k-Raums werden die Zeilen aus Magnetresonanz-Daten ent sprechend der phasenkodierenden Gradienten, bei denen die Zeilen gewonnen werden, angeordnet. Als Beispiel ist bei einer sogenannten "vollen Fourier"-Matrix des k-Raums mit 256 Zeilen die oberste Zeile eine Zeile von Magnetresonanz-Daten, die bei einem phasenkodierenden Gradienten von +128 gewonnen werden, während die nächste Zeile eine Zeile von Magnetresonanz-Daten ist, die bei einem phasenkodierenden Gradienten von +127 gewonnen werden. Die mittlere Zeile ist eine Zeile von Magnetresonanz-Daten, die bei einem phasenkodierenden Gradienten von 0 gewonnen werden, während die vorletzte Zeile eine Zeile von Magnetresonanz-Daten ist, die bei einem phasenkodierenden Gradien ten von -126 gewonnen werden, und die letzte Zeile eine Zeile von Magnetresonanz-Daten ist, die bei einem phasenkodierender Gradienten von -127 gewonnen werden. (Bei einer sogenannten "halben Fourier"-Matrix des k-Raums werden die Zeilen von Magnetreso nanz-Daten zwischen einem extremen phasenkodierenden Gradienten und einem phasenko dierenden Gradienten von 0 gewonnen.)

Aus der DE 195 11 919 Al ist es in diesem Zusammenhang bekannt, die Matrix-Zeilen bei einer "vollen Fourier"-k-Matrix mit Mittelwerten-Signalen zu belegen, die durch Mittelwertbildung von MR-Signalen mit gleicher Phasencodierung gewonnen werden.

Es ist seit langem bekannt, daß unterschiedliche Regionen der Matrix des k-Raums unterschiedliche Beiträge zu dem Fourier-transformierten Magnetresonanz-Bild beitragen, und zwar als Folge der mathematischen Eigenschaften der Fourier-Transformation. Die zentrale Region, bei der Zeilen von Magnetresonanz-Daten bei phasenkodierenden Gra dienten gewonnen werden, die gleich 0 sind oder nahe bei 0 liegen, trägt am meisten zu dem Kontrast in dem Magnetresonanz-Bild bei. Wenn die Matrix des k-Raums zur Ein fügung von Zeilen von Magnetresonanz-Daten, die bei extremeren phasenkodierenden Gradienten gewonnen werden, vergrößert wird, tragen die zusätzlichen Zeilen der Magne tresonanz-Daten wenig zu dem Bildkontrast, aber viel zu der Auflösung des Bilds bei.

Es ist gleichfalls seit langem bekannt, daß der T2-Abfall bei einem lebenden Gewebe die Qualität des Magnetresonanz-Bilds verschlechtert. Dies liegt daran, daß der T2-Abfall eine progressive Verringerung der Amplitude der Zeilen von Magnetresonanz-Daten, die während einer einzelnen Magnetresonanz-Impulsfolge gewonnen werden, hervorruft. Als Ergebnis weisen die später gewonnenen Zeilen von Magnetresonanz-Daten innerhalb einer einzelnen Magnetresonanz-Impulsfolge ein schlechteres Signal/Rausch-Verhältnis bzw. einen geringeren Störabstand als früher gewonnene Zeilen von Magnetresonanz-Daten auf.

Die vorstehend erläuterten Erscheinungen zeitigen insbesondere dann verstärkte Wirkun gen, wenn lange Magnetresonanz-Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs benutzt werden (GRASE-Typ = gradient and spin echo type). Bei Magnetresonanz-Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs, die in der die Merkmale des Oberbegriffs des Patent anspruchs 1 offenbarenden US-PS 5 270 654 beschrieben sind, wird mindestens zweimal nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls der Auslesegradient umgekehrt und der phasenkodierende Gradient geändert. Weiterhin werden bei den Magnetresonanz-Impuls folgen des Gradienten- und Spinecho-Typs die phasenkodierenden Gradienten ineinander verschachtelt. Wie sich aus dem weiteren Text erschließt, bewirkt bei einer langen Magne tresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs die Verringerung der Signalam plitude, die von dem T2-Abfall herrührt, zusammen mit der Verschachtelung der phasen kodierenden Gradienten, daß die Amplitude der Zeilen der Magnetresonanz-Daten im k-Raums stark periodisch ist, d. h. daß sie amplitudenmoduliert sind. Diese Amplitudenmodulation führt zu dem Auftreten von Geister-Artefakten (schwache Kopien der Daten des reellen Bilds) in dem Fourier-transformierten Magnetresonanz-Bild.

Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Daten zu schaffen, durch das Magnetresonanz-Daten rasch und mit verringerten Pegeln von Geister- Artefakten bzw. Geisterbildern gewinnbar sind.

Diese Aufgabe wird mit den im Patentanspruch 1 oder 8 genannten Merkmalen gelöst.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren können die mittleren Zeilen von Magnetresonanz- Daten in dem k-Raum mit maximaler Amplitude und minimalem Störabstand ausgelesen werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch für eine Magnetresonanz-Abbildung mit "halber Fourier"-Bildgabe geeignet.

In Übereinstimmung mit der Erfindung werden eine Mehrzahl von nicht überlappenden Bändern in dem k-Raum bereitgestellt. Jedes Band enthält einen Satz aus Zeilen, die zwischen einem maximalen phasenkodierenden Gradienten und einem minimalen phasenko dierenden Gradienten auszulesen sind. In gleichartiger Weise wird eine Vielzahl von zeitlich aufeinanderfolgenden und nicht überlappenden Unterfolgen von Impulsen bei der Magnetresonanz-Impulsfolge bereitgestellt. Jede Unterfolge entspricht einem und nur einem der Bänder und liest Zeilen von Magnetresonanz-Daten bei phasenkodierenden Gradienten aus, die zwischen dem maximalen und dem minimalen phasenkodierenden Gradienten für das entsprechende Band liegen. Zeilen von Magnetresonanz-Daten werden unter Heranziehung der Magnetresonanz-Impulsfolge ausgelesen und die Bänder des k- Raums werden mit Zeilen von Magnetresonanz-Daten gefüllt.

Durch Herstellung einer Übereinstimmung zwischen Bändern in dem k-Raum und Ab schnitten der Magnetresonanz-Impulsfolge, die zum Auslesen von Zeilen von Magnetreso nanz-Daten benutzt wird oder werden, ist es möglich, den Vorgang der Datengewinnung zu optimieren. In Übereinstimmung mit dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Amplitudenmodulation im k-Raum dadurch verringert, daß ein gewisses Ausmaß an Phasenmodulation im k-Raum akzeptiert wird. Das resultierende, Fourier-transformierte Magnetresonanz-Bild ist in jeder Hinsicht besser.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher beschrieben.

Fig. 1 zeigt eine herkömmliche Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs und veranschaulicht, wie der T2-Abfall zu einer fortschreiten den Verringerung der Amplitude der Spinecho- und Gradientenecho-Signale führt.

Fig. 2 zeigt eine Matrix im k-Raum, die mit Zeilen von Magnetresonanz- Daten gefüllt ist, die mit der Magnetresonanz-Impulsfolge gemäß Fig. 1 ausgelesen werden, wobei die Reihenfolge, mit der der Raum k mit Zeilen aus Magnetresonanz-Daten gefüllt wird, und die starke Amplitudenmodulation bei diesen Daten dargestellt sind,

Fig. 3 zeigt eine Magnetresonanz-Impulsfolge in Übereinstimmung mit einem Aus führungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 4 zeigt die zeitliche Reihenfolge, mit der die Matrix des k-Raums mit Zeilen aus Magnetresonanz-Daten gefüllt werden, die durch die Magnetresonanz-Impuls folge gemäß Fig. 3 ausgelesen werden, und die verringerte Amplitudenmodula tion bei diesen Daten, und

Fig. 5 zeigt eine Matrix des k-Raums für eine "halbe Fourier"-Magnetresonanz- Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs, die aus zwei Unterfolgen zusammengesetzt ist.

Die als Beispiel dienende Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho- Typs, die in Fig. 1 schematisch dargestellt ist, entspricht der US-PS 5 270 654. Bei diesem Beispiel sind neun refokussierende Hochfrequenzimpulse vorhanden und es wird der Auslesegradient zweimal nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls umgekehrt. Deshalb werden drei durch Gradienten hervorgerufene Echosignale (ein Spinechosignal in der Mitte und jeweils ein Gradientenechosignal an den beiden Seiten) nach jedem refokus sierenden Hochfrequenzimpuls ausgelesen. Als Ergebnis führt die in Fig. 1 gezeigte Magnetresonanz-Impulsfolge zur Erzeugung von siebenundzwanzig Echosignalen (neun refokussierende Hochfrequenzimpulse, die jeweils durch drei Echosignale gefolgt sind). Wie in Fig. 1 weiter dargestellt ist, führt der T2-Abfall zu einer progressiven Verringe rung der Amplitude der induzierten Echosignale, wobei später induzierte Echosignale Amplituden aufweisen, die kleiner sind als diejenigen von zuvor induzierten Echosignalen.

Wie in US-PS 5 270 654 beschrieben ist, sind die Gradienten der Echosignale miteinander verschachtelt. Diese Verschachtelung bestimmt die Reihenfolge, mit der die Matrix des k- Raums mit Zeilen von Magnetresonanz-Daten gefüllt werden. Da siebenundzwanzig Zeilen von Daten vorhanden sind, die bei unterschiedlichen phasenkodierenden Gradienten ausgelesen werden, und da die Phasenkodierung verschachtelt ist, wird die erste Zeile von Magnetresonanz-Daten bei einem phasenkodierenden Gradienten von +13 ausgelesen, während die zweite Zeile von Magnetresonanz-Daten bei einem phasenkodierenden Gradienten von +4 ausgelesen wird und die dritte Zeile von Magnetresonanz-Daten bei einem phasenkodierenden Gradienten von -5 ausgelesen wird. Die vierte Zeile von Magne tresonanz-Daten wird dann bei einem phasenkodierenden Gradienten von +12 ausgelesen, während die fünfte Zeile bei einem phasenkodierenden Gradienten von +3 und die sechste bei einem phasenkodierenden Gradienten von -6 ausgelesen werden.

In Fig. 2 ist jeder phasenkodierende Gradient horizontal mit einer Nummer ausgerichtet, die die zeitliche Position, mit der die entsprechende Zeile von Magnetresonanz-Daten ausgelesen wird, innerhalb der Magnetresonanz-Impulsfolge repräsentiert. Der Abstand zwischen der Achse Y und der Nummer der zeitlichen Position vergrößert sich mit sich verringernder Amplitude des induzierten Echosignals. Diese graphische Darstellung zeigt, daß die Daten in der Matrix des k-Raums stark amplitudenmoduliert und periodisch sind, wobei drei Bänder von Zeilen in dem k-Raum vorhanden sind, innerhalb derer sich die Amplitude der induzierten Echosignale in starkem Maße und in identischer Weise ver ändert diese drei Bänder sind als Band 1, Band 2 und Band 3 in Fig. 2 bezeichnet). (Es sind drei solche Bänder vorhanden, da der Auslesegradient, wie angenommen, zweifach nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls verringert wird, was dazu führt, daß drei Echosignale nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls induziert werden.)

Wenn die Daten des k-Raums einer Fourier-Transformation zur Erzeugung des Magnetre sonanz-Bilds unterzogen werden, wird die Amplitudenmodulation, die in Fig. 2 dargestellt ist, als eine Mehrzahl von Bildern mit sich verringerndem Kontrast und regelmäßigem Abstand dekodiert. Diese Geister-Störungen sind störend und interferieren mit der diagno stischen Qualität des letztendlich erhaltenen Magnetresonanz-Bilds.

In Übereinstimmung mit der Erfindung wird, wie in den Fig. 3 und 4 veranschaulicht ist, eine Übereinstimmung zwischen den Bändern in der Matrix des k-Raums und den Unter folgen bei der Magnetresonanz-Impulsfolge hergestellt. In Fig. 3 ist gezeigt, daß eine Magnetresonanz-Impulsfolge bei dem Ausführungsbeispiel drei Unterfolgen aufweist, nämlich die Unterfolge A, die Unterfolge B und die Unterfolge C. In Fig. 4 ist gezeigt, daß die Matrix des k-Raums in drei Bänder unterteilt ist: das Band B1, das Band B2 und das Band B3. Bei dem Ausführungsbeispiel entspricht die Unterfolge A dem Band B1, während die Unterfolge B dem Band B2 entspricht und die Unterfolge C dem Band B3 entspricht. Folglich füllen die neun ersten Zeilen der Magnetresonanz-Daten, die während der Impulsfolge gemäß Fig. 3 (das heißt während der Unterfolge A) ausgelesen werden, das mittlere Band (Band B1) der Matrix des k-Raums, das heißt die Zeilen von Magnetre sonanz-Daten, die zwischen den phasenkodierten Gradienten von +4 bis einschließlich -4 ausgelesen werden. Die neun nachfolgenden Zeilen von Magnetresonanz-Daten, die während der Magnetresonanz-Impulsfolge gemäß Fig. 3 ausgelesen werden (das heißt während der Unterfolge B), füllen das unterste Band des k-Raums auf (das Band B2, das Zeilen enthält, die zwischen den phasenkodierenden Gradienten zwischen einschließlich -5 und -13 ausgelesen werden. Die letzten neun Zeilen von Magnetresonanz-Daten, die während der in Fig. 3 gezeigten Impulsfolge ausgelesen werden (das heißt während der Unterfolge C), füllen das verbleibende Band des k-Raums auf (das Band B3, das Zeilen enthält, die zwischen phasenkodierenden Gradienten von +5 bis einschließlich +13 ausgelesen werden).

Diese Übereinstimmung zwischen Bändern in der Matrix des k-Raums (hier der Bänder B1, B2 und B3) und den Unterfolgen in der Magnetresonanz-Impulsfolge (hier den Unterfolgen A, B und C) verringert das Ausmaß der Amplitudenmodulation, die in Fig. 2 gezeigt ist. Wie aus Fig. 4 ersichtlich ist, ist die Amplitudenmodulation innerhalb der Matrix des k-Raums nicht mehr so betont, jedoch ist eine Phasenmodulation in die Matrix des k-Raums eingeführt worden. Diese Verringerung der Amplitudenmodulation schlägt sich in einer geringeren Veränderung der relativen Amplitude nieder. Die Phasenmodula tion wird ebenfalls durch das Vorhandensein einer Mehrzahl von Kurven innerhalb jedes Bands angezeigt, wobei in jedem Band Signale identifiziert bzw. bezeichnet sind, die negative, keine oder positive Phasenfehler aufweisen.

Bei diesem ersten Ausführungsbeispiel wird die mittlere Region des k-Raums mit Daten höherer Qualität aufgefüllt, das heißt mit Daten, die einen maximalen Störabstand auf weisen. Dies liegt daran, daß die anfänglichen Spinecho- und Gradientenecho-Signale, die durch die Unterfolge A erzeugt werden, maximale Amplituden aufweisen. Folglich sind nicht nur Geister-Artefakte bzw. Geister-Störungen verringert, sondern es ist auch der Kontrast in dem Fourier-transformierten Magnetresonanz-Bild vergrößert, da die mittlere Region der Matrix des k-Raums den Kontrast in dem Fourier-transformierten Bild be stimmt. Wenn zu erwarten ist, daß der Kontrast angemessen ist, und wenn ein Bild mit höherer Auflösung gewünscht wird, kann die Übereinstimmung zwischen den Bändern in der Matrix des k-Raums und den Unterfolgen in der Magnetresonanz-Impulsfolge so geändert werden, daß die höhere Qualität aufweisenden Daten zum Auffüllen eines oder mehrerer nicht zentraler Bänder eingesetzt werden.

In weiterer Übereinstimmung mit dem ersten Ausführungsbeispiel ist es notwendig, die Phasenmodulationsfehler bei einem akzeptablen Niveau zu halten. Dies wird dadurch erreicht, daß eine Verschachtelung des Gradienten- und Spinecho-Typs innerhalb jedes Bands des k-Raums eingesetzt wird, wie es in Fig. 4 dargestellt ist.

In Übereinstimmung mit einem zweiten Ausführungsbeispiel, das für eine "halbe Fourier" -Bildgabe eingesetzt werden kann, wird eine Magnetresonanz-Impulsfolge dazu benutzt, lediglich Zeilen von Magnetresonanz-Daten mit einer fehlenden oder einer positiven Pha senkodierung zu gewinnen. Dies erlaubt es, ein Magnetresonanz-Bild in der Hälfte der üb lichen Zeit zu erhalten, jedoch auf Kosten von verstärkten Störungen. Fig. 5 zeigt die Mat rix des k-Raums für eine achtzehnte Zeile einer "halben Fourier"-Magnetresonanz-Im pulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs, die aus zwei Unterfolgen gebildet ist. Die in Fig. 5 gezeigte Matrix des k-Raums weist zwei Bänder auf, nämlich ein Band P und ein Band Q. Das Band P stimmt mit der anfänglichen Unterfolge und der Magnetresonanz-Im pulsfolge überein und ist asymmetrisch über der Mitte des k-Raums derart angeordnet, daß es auf einer Seite k₀ enthält. Das Band Q entspricht der abschließenden Unterfolge in der Magnetresonanz-Impulsfolge und ist benachbart zum Band P angeordnet. Der verbleibende Bruchteil des k-Raums kann unter Verwendung von herkömmlichen "halben Fourier"- Verfahren oder unter Verwendung einer "Auffüllung mit Nullen" erzeugt werden.

Bei den beschriebenen Beispielen sind die unterschiedlichen Bänder in der Matrix des k-Raums von gleicher Breite, und es weisen die Unterfolgen gleiche Dauer auf. Auch wenn dies gegenwärtig bevorzugt ist, ist es nicht notwendig. Die Breiten der Bänder (und daher die Dauern der Unterfolgen) können auch ungleich sein. Auch wenn die hier gezeig ten Beispiele entweder zwei oder drei Bänder in der Matrix des k-Raums aufweisen, kön nen sie auch zahlreicher sein. In gleicher Weise gilt auch, daß, auch wenn bei den vor liegenden Beispielen ein Spinecho und zwei Gradientenechos jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls nachfolgen, dies lediglich eine bevorzugte Ausgestaltung ist. Wenn vier Änderungen bzw. Wechsel des Auslesegradienten vorhanden sind, werden jedem re fokussierenden Hochfrequenzimpuls ein Spinecho- und vier Gradientenecho-Signale nach folgen.

Claims

1. Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Daten unter Einsatz einer Magnetresonanz-Impulsfolge für die Gewinnung von Magnetresonanz-Datenzeilen und unter Auffüllen einer Matrix des k-Raums mit solchen Datenzeilen, mit den folgenden Schritten;
Bereitstellen einer Mehrzahl von sich nicht überlappenden Bändern in der Matrix des k-Raums, wobei jedes Band einen Satz aus Zeilen enthält, die zwischen einem maximalen phasenkodierenden Gradienten und einem minimalen phasenkodierenden Gradienten auszulesen sind,
Benutzen der Magnetresonanz-Impulsfolge zum Auslesen von Magnetresonanz- Datenzeilen und
Auffüllen der Bänder mit Magnetresonanz-Datenzeilen,
gekennzeichnet durch das
Bereitstellen einer Mehrzahl von zeitlich aufeinanderfolgenden und sich nicht überlappenden Unterfolgen von Impulsen in der Magnetresonanz-Impulsfolge, wobei jede Unterfolge einem und nur einem der Bänder entspricht, und Auslesen von Magnet resonanz-Datenzeilen bei phasenkodierenden Gradienten, die zwischen dem maximalen und dem minimalen phasenkodierenden Gradienten für dieses entsprechende Band liegen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Bänder identische Breite aufweisen und die Unterfolgen identische Dauer besitzen.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem ein mittleres Band vorhanden ist, das eine Zeile aus Magnetresonanz-Daten enthält, die bei einem phasenkodierenden Gradienten ausgelesen werden, der mindestens annähernd gleich Null ist, bei dem eine anfängliche Unterfolge vorhanden ist, bei der Magnetresonanz-Datenzeilen zwischen dem maximalen und dem minimalen phasenkodierenden Gradienten des mittleren Bands ausge lesen werden, und bei dem das mittlere Band vollständig mit Magnetresonanz-Datenzeilen an dem Ende der anfänglichen Unterfolge aufgefüllt ist.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, daß die Magnetresonanz-Impulsfolge vom Gradienten- und Spinecho-Typ (GRASE-Typ) ist.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, daß drei Bänder und drei Unterfolgen vorhanden sind.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Matrix des k-Raums Magnetresonanz-Datenzeilen enthält, die zwischen positiven und negativen phasenkodierenden Gradienten ausgelesen werden, und bei dem ein mittleres Band vorhan den ist, das eine Magnetresonanz-Datenzeile aufweist, die bei einem ungefähr bei Null liegenden phasenkodierenden Gradienten ausgelesen wird.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, daß die Matrix des k-Raums lediglich Magnetresonanz-Datenzeilen enthält, die zwischen einem ungefähr bei Null liegenden, phasenkodierenden Gradienten und einem extremen, phasenkodierenden Gradienten ausgelesen werden, und bei dem eine anfängliche Unterfolge das Auslesen einer Magnetresonanz-Datenzeile bei einem ungefähr bei Null liegenden phasenkodierenden Gradienten bewirkt.

8. Verfahren zur Gewinnung von Magnetresonanz-Daten unter Einsatz einer Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs für das Auslesen von Zei len von Magnetresonanz-Daten, und unter Auffüllung einer Matrix des k-Raums mit sol chen Datenzeilen, mit den folgenden Schritten,
Bereitstellen von drei sich nicht überlappenden Bändern mit gleicher Breite in der Matrix des k-Raums, wobei jedes Band einen Satz von Zeilen enthält, die zwischen einem maximalen phasenkodierenden Gradienten und einem minimalen phasenkodierenden Gradienten ausgelesen werden, und eines der Bänder ein mittleres Band ist, das eine Zeile von Magnetresonanz-Daten enthält, die bei einem Phasenkodierungsgradienten gewonnen werden, der mindestens ungefähr gleich Null ist,
Bereitstellen von drei zeitlich aufeinanderfolgenden und sich nicht überlappen den Unterfolgen von Impulsen in der Magnetresonanz-Impulsfolge, wobei jede Unterfolge genau einem der Bänder entspricht und Magnetresonanz-Datenzeilen bei phasenkodieren den Gradienten ausliest, die zwischen dem maximalen und dem minimalen phasenko dierenden Gradienten für das betreffende Band liegen, wobei eine der Unterfolgen eine anfängliche Unterfolge ist und eine Magnetresonanz-Datenzeile bei einem mindestens ungefähr bei Null liegenden phasenkodierenden Gradienten ausliest,
anfängliches Auffüllen des mittleren Bands mit Magnetresonanz-Datenzeilen, und
nachfolgendes Auffüllen der beiden anderen Bänder mit Magnetresonanz- Datenzeilen.