DE19718129A1

DE19718129A1 - Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät

Info

Publication number: DE19718129A1
Application number: DE19718129A
Authority: DE
Inventors: Michael Dr Rer Nat Deimling
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1997-04-29
Filing date: 1997-04-29
Publication date: 1998-11-12
Also published as: US6025716A; JPH10305021A

Description

Die Kernresonanzfrequenz von Atomkernen hängt bekanntlich nicht nur von dem vorhandenen Magnetfeld, sondern auch von der chemischen Bindung der jeweiligen Atomkerne ab. Dieser Effekt wird als "chemical shift" bezeichnet. Beispielsweise haben an Lipide gebundene Protonen eine Resonanzfrequenz, die sich gegenüber der Resonanzfrequenz von Wasserprotonen um den chemical shift δ von ca. 3,4 ppm unterscheiden. Diese gering fügige Frequenzverschiebung führt dazu, daß die Magnetisie rungsvektoren von Fett- und Wasserprotonen nach einer Anre gung auseinanderlaufen. Im Gegensatz zu Spinechosequenzen können Dephasiereffekte, die auf solchen internen Wechselwir kungen beruhen, mit Gradientenechosequenzen nicht rephasiert werden. Ein typischer Vertreter für Gradientenechosequenzen ist z. B. die sogenannte FLASH-Sequenz, wie sie im US-Patent 4 707 658 beschrieben ist.

Je nach dem Zeitpunkt, zu dem die Kernresonanzsignale erfaßt werden, können die Signale von Wasserprotonen und von Lipid gebundenen Protonen (im folgenden kurz als Fett- bzw. Wasser signale bezeichnet) sich innerhalb eines betrachteten Voxels konstruktiv oder destruktiv überlagern. Der Bildeindruck hängt also maßgeblich von der gewählten Echozeit der Pulsse quenz ab. Der Zustande in der Fett- und Wassersignale zum Echozeitpunkt, also zum Zeitpunkt der Signalgewinnung, in Phase sind, wird als "in phase" Bildgebung bezeichnet, der Zustand, in dem Fett- und Wassersignale zum Echozeitpunkt ge rade entgegengesetzte Phasen aufweisen, wird als "opposed phase" Bildgebung bezeichnet.

Wie in der Literaturstelle N. Rofsky, Comparison Between In- Phase and Opposed-Phase T1-Weighted Breath-Hold FLASH- se quences for Hepatic Imaging, Journal of Computer Assisted To mography 20 (2), Seiten 230 bis 235, erläutert, erkennt man bei der "opposed phase" Bildgebung aufgrund des Signalverlu stes in Voxeln, die sowohl Wasser- als auch Fett-Protonen enthalten, besonders gut Fettinfiltrationen in der Leber. In der "opposed phase" Bildgebung tritt ferner an Grenzschichten zwischen Wasser und Fett ein schwarzer Rand auf, der eben falls auf den Signalverlust zurückzuführen ist und wertvolle diagnostische Hinweise liefern kann. In der vorstehend ge nannten Literaturstelle wurde daher darauf hingewiesen, daß "in phase" und "opposed phase" Gradientenechosequenzen sich ergänzende diagnostische Informationen liefern und daß daher z. B. bei der Leberbildgebung möglichst ein Bild nach dem "in phase" Verfahren und ein gesondertes Bild nach dem "opposed phase" Verfahren betrachtet werden sollte.

Um diese Bilder vergleichbar zu machen, sollte natürlich zwi schen der Gewinnung der beiden Bilder keine Bewegung des Un tersuchungsobjektes auftreten. Beide Bilder sollten daher z. B. innerhalb einer Atemanhaltephase gewonnen werden.

Es ist offensichtlich, daß die Wahrscheinlichkeit, daß zwi schen den zwei Bildern eine Bewegung auftritt und daß damit die Bilder räumlich gesehen nicht mehr deckungsgleich sind, um so größer wird, je länger die gesamte Datenakquisiti onsphase für die beiden Bilder dauert.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Pulssequenz so aus zugestalten, daß die gesamte Datenakquisitionszeit zur Gewin nung von "in phase" und "opposed phase" Bildern möglichst kurz bleibt.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1.

Indem man nach jeder Anregung sowohl ein Gradientenechosignal für das erste Bild (z. B. in phase) und das zweite Bild (z. B. opposed phase) gewinnt, ist die Datenakquisitionsphase für die Gewinnung beider Bilder gegenüber der Datenakquisitions phase zur Gewinnung nur eines Bildes nur unwesentlich verlän gert.

In einer vorteilhaften Ausführungsform besteht der jeweils zwischen zwei Anregepulsen geschaltete bipolare Auslesegra dient aus einem Vorphasierpuls in einer ersten Richtung, ei nem ersten Gradientenpuls in einer zur ersten Richtung entge gengesetzten zweiten Richtung, unter dem ein erstes Gradien tenechosignal gewonnen wird, und einem zweiten Gradientenpuls in der ersten Richtung, unter dem ein zweites Gradientenecho signal gewonnen wird. Durch den Vorphasierpuls und zwei nach folgende Gradienteninversionen erhält man damit bereits die Rohdaten für jeweils eine Zeile im K-Raum für beide Bilder.

In einer alternativen Ausführungsform besteht der zwischen jeweils zwei Anregepulsen geschaltete bipolare Auslesegra dient aus einem Vorphasierpuls in einer ersten Richtung, ei nem ersten Gradientenpuls in einer zur ersten Richtung entge gengesetzten zweiten Richtung, unter dem ein erstes Gradien tenechosignal gewonnen wird, einem Zwischenpuls in der ersten Richtung und einem zweiten Gradientenpuls in der zweiten Richtung, unter dem ein zweites Gradientenechosignal gewonnen wird. Diese Ausführungsform hat den Vorteil, daß beide Gra dientenechosignale unter einem Auslesegradienten mit gleichen Vorzeichen ausgelesen werden, so daß Verschiebungen der Ab bildung von Atomkernen verschiedener chemischer Bindung zwi schen den beiden rekonstruierten Bildern vermieden werden.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 10 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 ein Vektordiagramm zur Erläuterung der Phasen beziehungen,

Fig. 2 bis 5 ein erstes Ausführungsbeispiel für eine Pulsse quenz nach der Erfindung,

Fig. 6 bis 9 ein zweites Ausführungsbeispiel für eine Puls sequenz nach der Erfindung,

Fig. 10 schematisch ein Ausführungsbeispiel für ein Kernspintomographiegerät, das nach dem erfin dungsgemäßen Verfahren arbeitet.

Zum besseren Verständnis der Erfindung soll zunächst der Ef fekt des "chemical shift" näher erläutert werden. Der "chemi cal shift" beruht auf einer Wechselwirkung der Atomkerne mit der molekularen Umgebung, ist also durch die chemische Bin dung bestimmt. Typischerweise werden in der Kernspintomogra phie Protonen betrachtet, die in unterschiedlichen chemischen Bindungen geringfügig unterschiedliche Resonanzfrequenzen aufweisen. Für medizinische Anwendungen ist die Frequenzver schiebung von lipid-gebundenen Protonen gegenüber Protonen des freien Wassers von besonderer Bedeutung. Der üblicherwei se mit δ bezeichnete "chemical shift" hat für lipid-gebundene Protonen gegenüber freien Wasserprotonen einen Wert von ca. 3,4 ppm, d. h. die Resonanzfrequenz ω von lipid-gebundene Protonen ist bei einer Feldstärke B₀ und einer gyromagneti schen Konstante γ um 2 π.γ.δ.B₀ kleiner als die von Protonen in freiem Wasser. Bei einer Feldstärke von z. B. B₀ = 1,5 Tesla beträgt diese Differenz z. B. 210 Hz. Nach einer Anre gung der Kernspins zum Zeitpunkt t = 0 ist die Phase Φ(t) nach folgender Gleichung von der Zeit abhängig:

Φ(t)= 2 π.γ.δ.B₀ t.

Zu jedem Gradientenechozeitpunkt TE = n/(γ.δ.B₀), wobei n ganz und geradzahlig ist, sind die Magnetisierungsvektoren der Fett- und Wasserprotonen bei gleichem Magnetfeld paral lel, also in Phase. Die Ortsauflösung in der Kernspintomogra phie erfolgt mit sogenannten Voxeln als kleinster Einheit, d. h. innerhalb eines Voxels wird ein Summensignal erfaßt. Wenn ein Voxel sowohl Fett- als auch Wasserprotonen enthält, er hält man also mit der "in phase" Bedingung aufgrund der Si gnaladdition das maximale Signal.

Ist jedoch n ungerade, so stehen die Vektoren antiparallel (opposed phase) und die Signalbeiträge von Fett- und Wasser protonen subtrahieren sich. Wenn also ein Voxel sowohl Fett- als auch Wasserprotonen enthält, tritt eine Signalschwächung auf.

Vielfach werden Kernresonanzbilder auch unter Kontrastmittel gabe gewonnen. Das Signal S im heterogenen Gewebe nach Kon trastmittelgabe kann im allgemeinen wie folgt beschrieben werden durch:

S(c(t) = (1-f) M (c(t))+f M exp (2πiγδB₀t).

Dabei ist f die Fraktion von Wasser und Fett im Kompartment: f = 0: Wassersignale, f = 1: Fettsignal, c die zeitabhängige Kon trastmittelkonzentration; M stellt die sequenzabhängige Si gnalbeschreibung dar. Für eine FLASH-Sequenz gilt beispiels weise:

Dabei gilt für T₁ jeweils:

1/T₁(t) = 1/T₁₀ + R₁c(t)

und für T₂* jeweils:

1/T₂*(t) = 1/T₂₀* + R₂c(t)

R_1,2 ist dabei die sogenannte T₁ bzw. T₂ relaxivity in [1/sec mmol/l]
In Fig. 1 ist die Vektoraddition der Signalanteile für einen Dephasierwinkel Φ der Fettprotonensignale aufgrund des "che mical shift" dargestellt. Je nach Dephasierwinkel Φ wird das resultierende Gesamtsignal S verstärkt oder geschwächt.

Wie bereits eingangs erwähnt, kann man das Timing von Gra dientenechopulssequenzen so wählen, daß für Voxel, die Atom kerne in unterschiedlicher chemischer Bindung enthalten, das resultierende Signal entweder geschwächt oder verstärkt, im Grenzfall gleichgerichtet addiert oder subtrahiert wird, wo bei es hier gelingt, beide Signalinformationen innerhalb ei ner Sequenzrepetition zu erhalten. Dies wird im folgenden an hand eines Ausführungsbeispiels nach den Fig. 2 bis 5 demon striert.

In Fig. 2 ist zunächst ein Anregepuls RF dargestellt, der un ter einem Schichtselektionsgradienten GS nach Fig. 3 einge strahlt wird.

In einer darauffolgenden Zeitscheibe wird ein Rephasiergra dient GS⁻ in entgegengesetzter Schichtselektionsrichtung ein gestrahlt, um die mit dem Schichtselektionsgradienten GS ver ursachte Dephasierung der Kernresonanzsignale rückgängig zu machen. Ferner wird gemäß Fig. 4 ein Vorphasierpuls GR_v in ne gativer Ausleserichtung sowie gemäß Fig. 5 ein erster Phasen codiergradient GP1 eingeschaltet. In einer dritten Zeit scheibe wird schließlich unter einem ersten Teilpuls GR1 in Ausleserichtung zu einem ersten Echozeitpunkt TE1 ein erstes Kernresonanzsignal S1 gewonnen. Anschließend wird die Rich tung des Gradienten GR in Ausleserichtung invertiert, d. h. ein zweier Gradientenpuls GR2 in negativer Ausleserichtung wird eingeschaltet. Durch die Gradienteninversion entsteht in bekannter Weise zu einem zweiten Echozeitpunkt TE2 ein zwei tes Kernresonanzsignal S2. Schließlich wird durch einen zweiten Phasencodiergradienten GP2, der dem ersten Phasenco diergradienten GP1 entgegengesetzt gerichtet ist und diesel be Amplituden-Zeitfläche aufweist, die Phase der Kernspins in Phasencodierrichtung wieder zurückgesetzt. Es folgt nach ei ner Repetitionszeit TR eine erneute, in den Figuren nicht dargestellte Anregung der Kernspins durch einen weiteren An regepuls.

Wie in der Kernspintomographie allgemein üblich, werden die gewonnenen Signale S1 und S2 abgetastet, digitalisiert und in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen. Die dargestellte Pulssequenz wird n mal mit unterschiedlichen Phasencodie rungen, d. h. unterschiedlichen Gradientenzeitflächen der Phasencodiergradienten GP1 und GP2 wiederholt, so daß man n Zeilen einer Rohdatenmatrix erhält.

Im dargestellten Ausführungsbeispiel werden nach jeder Anre gung zwei Signale S1, S2 gewonnen, die man in zwei unter schiedliche Rohdatenmatrizen einträgt. Die Signale S1 und S2 sind innerhalb einer Repetition jeweils gleich ortscodiert, d. h. sie stammen aus derselben Schicht und weisen die glei che Phasen- und Auslesecodierung auf.

Die Echozeitpunkte TE1 und TE2 sind definiert durch den Zeitpunkt, an dem die Kernresonanzsignale rephasiert sind und somit durch das Gradienten-Zeitintegral der Gradienten GR in Ausleserichtung bestimmt. In den Fig. 3 bis 5 ist der Phasen verlauf der angeregten Kernspins in der jeweiligen Richtung dargestellt, wobei der Phasenverlauf für unbewegte Spins in einer gepunkteten Linie, der Phasenverlauf für bewegte Spins in einer gestrichelten Linie dargestellt ist. Man erkennt zum einen, daß zu den Echozeitpunkten TE1 und TE2 die Spins so wohl in Schichtselektionsrichtung als auch in Ausleserichtung rephasiert sind und lediglich in Phasencodierrichtung die zur Ortscodierung erforderliche Phase aufweisen. Aufgrund der bi polaren Pulse in Ausleserichtung ist die Phase zum Zeitpunkt TE2 des Gradientenechosignals unabhängig davon, ob die Spins bewegt sind oder nicht. Dies beruht auf dem bekannten Effekt, daß man durch bipolare Gradienten eine Flußrephasierung er reichen kann, wenn man folgende Bedingung einhält:

∫G.tdt = 0.

Wie oben ausgeführt, kann man die Echozeiten TE1 und TE2 durch den Gradientenverlauf in Ausleserichtung so wählen, daß sich in Voxeln mit Atomkernen unterschiedlicher chemischer Bindung in einem Fall die entsprechenden Signale konstruktiv, im anderen Falle destruktiv überlagern. Für den typischen An wendungsfall von Fett- und Wassersignalen kann man die Echo zeiten TE1 und TE2 z. B. so wählen, daß in einem Falle Fett- und Wassersignale in Phase liegen, d. h. sich vollständig ad dieren, im anderen Falle eine entgegengesetzte Phase aufwei sen, d. h. sich subtrahieren.

Nach diesem Verfahren erhält man nach einer kurzen Meßzeit, d. h. einer Meßzeit, die nicht wesentlich länger ist als die zur Gewinnung eines einzelnen Bildes, zwei vollständige Bil der, von denen eines "in phase" und das andere "opposed pha se" im Sinne der eingangs genannten Definition ist. Durch die kurze Meßzeit kann man den gesamten Datensatz für die beiden Bilder typischerweise innerhalb eines Atemstillstands messen, so daß man räumlich deckungsgleiche Bilder bekommt. Dies ist insbesondere bei Untersuchungen im Oberbauchbereich wichtig.

Der diagnostische Aussagegehalt durch zwei Vergleichsbilder wird insbesondere dort erhöht, wo Fett- und Wassergewebe dicht beieinanderliegen. Hervorragende Ergebnisse liefert das Verfahren z. B. in der Leberbildgebung, wo eine Fettinfiltra tion wesentlich zuverlässiger festgestellt werden kann als mit nur einem Bild. Auch bei der MR-Mammographie wird die Differenzierung zwischen Fett- und Wassergewebe verbessert.

Beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 2 bis 5 werden die bei den Gradientenechosignale unter Auslesegradienten entgegenge setzten Vorzeichens ausgelesen. Damit ist die sich aus dem "chemical shift" ergebende Ortsverschiebung entgegengesetzt gerichtet, d. h. der Anteil des Fettbildes im ersten Gradien tenecho ist um 2 δ B₀/GR gegenüber dem Fettbild des zweiten Gradientenechos S2 verschoben. Aufgrund der hier angewandten hohen Gradientenstärke beträgt diese Verschiebung aber bei einer Grundfeldstärke B₀ von 1,5 Tesla nur 2.0,6 mm, was im allgemeinen tolerierbar ist.

Man kann diesen Effekt aber auch vermeiden, wenn man die bei den Gradientenechosignale S1 und S2 unter Auslesegradienten gleichen Vorzeichens ausliest. Ein entsprechendes Ausfüh rungsbeispiel für eine derartige Pulssequenz ist in den Fig. 6 bis 9 dargestellt. Dieses Ausführungsbeispiel unterscheidet sich von dem nach den Fig. 2 bis 5 dadurch, daß zwischen den beiden Auslesegradienten GR1 und GR2, die in diesem Falle gleiches Vorzeichen aufweisen ein Zwischenpuls GRZ mit entge gengesetztem Vorzeichen eingefügt ist. Wie bekannt, erhält man mit jeder Gradienteninversion ein neues Kernresonanzsi gnal. In diesem Fall wird jedoch das unter dem Zwischenpuls GRZ im Prinzip erhaltene Gradientenechosignal nicht ausgewer tet, sondern erst wieder das unter dem Auslesegradienten GR2 entstehende Gradientenechosignal S2. Durch das Einfügen des Zwischenpulses GRZ wird zwar die gesamte Meßzeit etwas ver längert, dafür tritt aber das oben erläuterte Problem der Ortsverschiebung aufgrund von "chemical shift" im zweiten Gradientenecho S2 bezüglich des ersten Gradientenechos nicht auf.

Die Pulssequenz nach den Fig. 6 bis 9 unterscheidet sich von der nach den Fig. 2 bis 5 außerdem auch dadurch, daß hier eine Flußrephasierung sowohl in Richtung des Auslesegradienten GR als auch in Richtung des Schichtselektionsgradienten GS durchgeführt wird. Dazu muß bekanntlich die Bedingung

∫G(t).tdt = 0

eingehalten werden. Um dies zu erreichen, wird zusätzlich zu den Gradientenpulsen GS in positiver Schichtselektionsrich tung und GS in negativer Schichtselektionsrichtung ein Gra dientenpuls GSF wiederum in positiver Schichtselektionsrich tung eingeführt. Die Gradientenzeitfläche dieses Gradienten pulses GSF ist so bemessen, daß die obengenannte Bedingung für eine Flußrephasierung erfüllt ist. In Ausleserichtung wird dem Vorphasengradienten GRV in negativer Ausleserichtung ein Gradientenpuls GRF in positiver Ausleserichtung vorange stellt, um die Bedingung für eine Flußrephasierung zu erfül len.

Die besonderen Kontrasteigenschaften bei der "opposed phase" Bildgebung führen auch zu interessanten Ergebnissen bei der Kontrastmitteluntersuchung. Durch die Subtraktion von Signal anteilen Fett/Wasser in den entsprechenden Voxeln/Kompart ments wird im Anreicherungsfall das Wasserkompartment W zeit abhängig. Durch die Signalreduktion bei der "opposed phase" Bildgebung kann es im Anreicherungsfall durch die Subtraktion von Wasser- und Fettsignalen sogar zu einer resultierenden Signalreduktion kommen.

Ein Kernspintomographiegerät, mit dem die erfindungsgemäße Pulssequenz angewandt wird, ist in Fig. 10 schematisch darge stellt. Dabei befindet sich der Patient 2 in einem Grundfeld magneten 1. Im Grundfeldmagneten 1 sind ferner Gradientenspu len 3 sowie Hochfrequenzantennen 7 vorgesehen. Die Hochfre quenzantennen 7 sind sowohl an einen Hochfrequenzsender 5 als auch an eine Empfangseinheit 6 angeschlossen. Die Gradienten spulen 3 werden von einer Gradientenansteuereinheit 4 mit Strom beaufschlagt. Mit einer Steuereinrichtung 8 werden die Gradientenansteuereinheit 4, der Hochfrequenzsender 5 und der Hochfrequenzempfänger 6 angesteuert. Durch entsprechende An steuerung nach den oben erläuterten Pulssequenzen werden in der Empfangseinheit 6 zwei Arten von Signalen gewonnen, die abgetastet, digitalisiert und in jeweils getrennten Spei chereinrichtungen 9 und 10 abgespeichert werden. Aus den Roh daten RD1 und RD2 in den Speichereinrichtungen 9 und 10 werden durch Recheneinheiten 11 und 12, die im wesentlichen eine mehrdimensionale Fourier-Transformation und eine Be tragsbildung durchführen, Bildinformationen gewonnen. Diese Bildinformationen werden getrennt auf einem Monitor 13 darge stellt.

Es ist zu betonen, daß bei den Pulssequenzen nach den Fig. 2 bis 5 bzw. 6 bis 9 dem Fachmann eine Reihe von Abwandlungen geläufig ist. So könnte man z. B. bei der Anregung anstelle einer dünnen Schicht auch eine dickere Scheibe anregen und anschließend durch Anwendung einer zusätzlichen Phasencodier tabelle in Schichtselektionsrichtung einen dreidimensionalen Datensatz für diese Scheibe gewinnen. Im dargestellten zwei dimensionalen Fall kann die Anregung einer oder mehrerer wei terer Schichten bereits während der Repetitionszeit der Pulssequenz für die erste Schicht erfolgen. Diese Technik ist als multislice Technik bekannt. Auf solche und eine Reihe möglicher weiterer Abwandlungen wird hier jedoch nicht näher eingegangen, da sie zum Allgemeinwissen des MR-Fachmanns ge hören.

Claims

1. Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Bildge winnung mittels der magnetischen Resonanz von Atomkernen, die aufgrund ihrer unterschiedlichen chemischen Bindung unter schiedliche Resonanzfrequenzen aufweisen mit folgenden Merk malen:

a) In einem Untersuchungsobjekt werden die Atomkerne durch Einstrahlung einer Folge von Anregepulsen (RF) angeregt,
b) zwischen jeweils zwei Anregepulsen (RF) werden durch Ein wirkung eines bipolaren Auslesegradienten (GR) zu Echo zeitpunkten (TE1, TE2) mindestens zwei Gradientenecho signale (S1, S2) gewonnen,
c) die Echozeitpunkte (TE1, TE2) der Gradientenechosignale (S1, S2) sind so gewählt, daß zwischen zwei Anregepulsen (RF) mindestens ein Gradientenechosignal (S1, S2) gewonnen wird, bei dem die Verschiebung der Resonanzfrequenzen auf grund der unterschiedlichen chemischen Bindung innerhalb jedes Voxels zu einer Signalerhöhung führt und mindestens ein Gradientenechosignal (S1, S2), bei dem die Verschie bung der Resonanzfrequenzen zu einer Signalschwächung führt,
d) aus den beiden Gradientenechosignalen (S1, S2) werden Roh daten für zwei unterschiedliche Bilder desselben Abbil dungsvolumens gewonnen.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei zwischen jeweils zwei Anregepulsen (RF) zwei Gradientenechosignale (S1, S2) ge wonnen werden, bei denen die Signale aus Atomkernen unter schiedlicher chemischer Bindung in einem Fall weitgehend in Phase sind, im anderen Fall weitgehend eine entgegengesetzte Phase aufweisen.

3. Pulssequenz nach Anspruch 1 oder 2, wobei der zwischen je weils zwei Anregepulsen (RF) geschaltete bipolare Auslesegra dient (GR) besteht aus

a) einem Vorphasierpuls (GRV) in einer ersten Richtung,
b) einem ersten Gradientenpuls (GR1) in einer zur ersten Richtung entgegengesetzten zweiten Richtung, unter dem ein erstes Gradientenechosignal (S1) gewonnen wird,
c) einem zweiten Gradientenpuls (GR2) in der ersten Richtung, unter dem ein zweites Gradientenechosignal (S2) gewonnen wird.

4. Pulssequenz nach Anspruch 1 oder 2, wobei der zwischen je weils zwei Anregepulsen geschaltete bipolare Auslesegradient besteht aus:

a) einem Vorphasierpuls (GRV) in einer ersten Richtung,
b) einem ersten Gradientenpuls (GR1) in einer zur ersten Richtung entgegengesetzten zweiten Richtung, unter dem ein erstes Gradientenechosignal (S1) gewonnen wird,
c) einem Zwischenpuls (GRZ) in der ersten Richtung,
d) einem zweiten Gradientenpuls (GR2) in der zweiten Rich tung, unter dem ein zweites Gradientenechosignal (S2) ausgelesen wird.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei alle Gradientenechosignale (S1, S2) zwischen zwei Anregepulsen (RF) mit derselben Ortscodierung versehen werden.

6. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei allen Gradientenechosignalen (S1, S2) zwischen zwei Anregepulsen ein gemeinsamer Phasencodiergradient (GP1) vorangestellt wird.

7. Pulssequenz nach Anspruch 5 oder 6, wobei die zwischen je weils zwei Anregepulsen gewonnenen Gradientenechosignale in je einen gesonderten Rohdatensatz eingetragen werden und wo bei aus jedem Rohdatensatz wiederum ein gesonderter Bildda tensatz gewonnen wird.

8. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei als Atomkerne wassergebundene und lipidgebundene Protonen be trachtet werden.

9. Kernspintomographiegerät mit folgenden Merkmalen:

a) Einen Grundfeldmagneten (1) zur Aufnahme eines Untersu chungsobjekts (2),
b) Gradientenspulen (3) mit einer Gradientenansteuervorrich tung (4) zur Ortscodierung von Kernresonanzsignalen,
c) einem Hochfrequenzsender (5) zur Einstrahlung von Anrege pulsen auf das Untersuchungsobjekt (2),
d) einer Empfangseinrichtung (6) für Kernresonanzsignale mit mindestens zwei Speichereinrichtungen (6, 7) für minde stens zwei Rohdatensätze (RD1, RD2),
e) einer Steuereinrichtung für die Gradientenansteuervorrich tung (4), den Hochfrequenzsender (5) und die Empfangsein richtung (6), die diese Vorrichtungen derart ansteuert, daß zwei Arten von Kernresonanzsignalen mit unterschiedli chen Echozeiten gewonnen und in den mindestens zwei Spei chereinrichtungen abgespeichert werden, wobei die Echo zeiten derart gewählt sind, daß Gradientenechoslignale, die aus Atomkernen unterschiedlicher chemischer Bindung herrühren, in unterschiedlicher Phasenbeziehung zueinander stehen.