DE19720438A1

DE19720438A1 - Method and device for obtaining data for magnetic resonance imaging

Info

Publication number: DE19720438A1
Application number: DE1997120438
Authority: DE
Inventors: David Dr Norris; Jorge Jovicich
Original assignee: Max Planck Gesellschaft zur Foerderung der Wissenschaften eV
Current assignee: Max Planck Gesellschaft zur Foerderung der Wissenschaften eV
Priority date: 1997-05-15
Filing date: 1997-05-15
Publication date: 1998-11-19
Also published as: WO1998052065A1

Abstract

The invention relates to magnetic resonance imaging by using a sequence which supplies a series of echo signals, the intensity of which varies from echo to echo in a manner which is not previously known. The echo intensity can, for example, branch upwards and downwards during the sequence, especially in the case of fast imaging sequences with mixed echo type, e.g. the GRASE sequence. In order to obtain a desired distribution model of the signal intensities in the K area in each case, a first run of the sequence is used as a reference record (template), preferably without phase coding, and the intensities of the echoes thus produced are determined. On the basis of the determined intensity values, an allocation is defined between the individual echoes and the switching of the phase gradients, in accordance with the desired intensity distribution model in the K area. During a second consecutive run of the sequence, the phase gradient is controlled in accordance with this allocation in order to fill the K area that is to be transformed in to an image matrix.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die ortsaufgelöste Untersuchung von Objekten mittels Magnetresonanz (MR) und betrifft speziell ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstellung, welche die räumliche Verteilung des MR-Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Ortsbereiches zeigt, gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 bzw. des Patentanspruchs 15.The present invention relates to the spatially resolved Examination of objects using magnetic resonance (MR) and relates specifically to a method and an apparatus for Obtaining data for an image representation that the spatial distribution of the MR behavior of an object within a selected area, according to The preamble of claim 1 and claim 15.

Bei MR-Untersuchungsverfahren wird das Objekt einem statio nären Magnetfeld ausgesetzt, welches bewirkt, daß die makro skopische Magnetisierung des Objekts durch eine elektromagne tische Strahlung unter Hochfrequenz (HF) angeregt werden kann. Diese Anregung klingt nach dem Ende der Bestrahlung exponen tiell ab, unter Aussendung elektromagnetischer Strahlung, die als MR-Signal gemessen werden kann und Rückschlüsse auf die Beschaffenheit des Objektes erlaubt.In MR examination procedures, the object is a statio exposed to magnetic field, which causes the macro Scopic magnetization of the object by an electromagnetic table radiation under radio frequency (HF) can be excited. This excitation sounds exponential after the end of the radiation tiell from, emitting electromagnetic radiation, the can be measured as an MR signal and conclusions on the Condition of the object allowed.

Die Frequenz, mit welcher die makroskopische Magnetisierung angeregt werden kann (sogenannte Larmor-Frequenz) ist propor tional zur Stärke des existierenden Magnetfeldes. Der Propor tionalitätsfaktor, das sogenannte "gyromagnetische Verhält nis", ist eine Stoffkonstante, die von der Sorte der für die makroskopische Magnetisierung verantwortlichen Spins abhängt. Nach dem gleichen Gesetz ist auch die Frequenz der abgegebenen Strahlung proportional zur Stärke des während der Abstrahlung existierenden Magnetfeldes. Aufgrund dieser Feldstärkeabhän gigkeit der Frequenz ist es möglich, durch gezieltes Aufprägen von Magnetfeldgradienten verschiedenen Orten im Objekt unter schiedliche Frequenzen zuzuordnen. Dies wird bei der MR- Bildgebung zur sogenannten "Ortscodierung" ausgenutzt.The frequency with which the macroscopic magnetization can be excited (so-called Larmor frequency) is propor tional to the strength of the existing magnetic field. The proportion tionality factor, the so-called "gyromagnetic ratio nis ", is a substance constant that is of the kind for which macroscopic magnetization depends on the responsible spin. According to the same law, the frequency of the given Radiation proportional to the strength of the radiation existing magnetic field. Because of this field strength frequency, it is possible by targeted stamping of magnetic field gradients different locations in the object below assign different frequencies. This is with the MR Imaging used for so-called "location coding".

Die HF-Anregung bewirkt im einzelnen, daß der Magnetisierungs vektor der erfaßten Spinmenge aus seiner ursprünglichen Richtung um ein Maß gedreht wird, das proportional zum Zeit integral des anregenden HF-Feldes ist. Je nach dem Winkel der Drehung, dem sogenannten "Flipwinkel", ändern sich die dem Magnetfeld parallel gerichtete longitudinale Komponente und die dazu rechtwinklige transversale Komponente des Vektors gemäß Cosinus- bzw. Sinus-Funktion. Das meßbare Signal wird allein durch die transversale Komponente bestimmt.The RF excitation causes the magnetization vector of the detected amount of spin from its original Direction is rotated by an amount that is proportional to time is integral to the exciting RF field. Depending on the angle of the Rotation, the so-called "flip angle", change that Longitudinal component and parallel magnetic field the right-angled transverse component of the vector according to cosine or sine function. The measurable signal is determined solely by the transverse component.

Nach Beendigung der anregenden Bestrahlung kehrt der angeregte Zustand allmählich wieder in einen Gleichgewichtszustand zurück, in welchem die gesamte Magnetisierung wieder die Richtung des äußeren Magnetfeldes hat. Diese Rückkehr der longitudinalen Magnetisierung wird als Spin-Gitter-Relaxation bezeichnet und folgt einer Exponentialfunktion mit der Zeit konstanten T1.After the stimulating radiation has ended, the stimulated one returns Gradually returned to a state of equilibrium back, in which the entire magnetization again the Direction of the external magnetic field. This return of the longitudinal magnetization is called spin-lattice relaxation denotes and follows an exponential function over time constant T1.

Die meßbare transversale Magnetisierung klingt jedoch schnel ler ab, als es der Spin-Gitter-Relaxation entspricht. Grund hierfür ist eine zunehmende Phasenaufspaltung des transversa len Magnetisierungsvektors, die verschiedene Ursachen hat:
However, the measurable transverse magnetization decays faster than it corresponds to the spin-lattice relaxation. The reason for this is an increasing phase splitting of the transverse magnetization vector, which has various causes:

a) Due to interactions between the excited spins there are differences in their radiation frequency. The associated dephasing causes a gradual one Decrease the resulting transverse vector with a Time constant T2, which is the spin-spin relaxation time referred to as.
b) Non-uniformities of the magnetic field effective in the sample cause additional dephasing, which further shortens the decay time of the resulting vector, so that there is effectively a time constant T eff which is less than T2.

Man muß unterscheiden zwischen der gezielten Ungleichförmig keit, die durch absichtsvolles, gezieltes Aufprägen eines Magnetfeldgradienten besteht, und den "ungezielten Inhomogeni täten", die sich durch Ungleichmäßigkeiten des statischen Magnetfeldes und durch Ungleichmäßigkeit magnetischer Eigen schaften des Objektes ergeben. Im Folgenden sei mit T2* diejenige effektive Zeitkonstante bezeichnet, die sich ohne Berücksichtigung des Gradienten-Einflusses ergibt, also
One has to differentiate between the targeted non-uniformity, which consists of deliberate, targeted application of a magnetic field gradient, and the "untargeted inhomogeneities" which result from irregularities in the static magnetic field and irregularities in the magnetic properties of the object. In the following, T2 * denotes the effective time constant that results without taking the gradient influence into account, that is

1/T2* = 1/T2 + 1/T_inhomog (1).1 / T2 * = 1 / T2 + 1 / T _inhomog (1).

Bekanntlich lassen sich die oben unter b) erwähnten inhomoge nitäts- und gradientenbedingten Dephasierungen dadurch umkeh ren, daß man eine gewisse Zeit TE/2 nach dem HF-Anregungsim puls einen weiteren HF-Impuls anlegt. Die vorübergehende Refo kussierung infolge dieser Umkehr führt zur Entstehung eines Echosignals, dessen Spitze nach einer weiteren Zeitspanne von TE/2 erscheint. Dieses Echosignal wird als Spinecho bezeich net, und die Gesamtzeit TE vom HF-Anregungsimpuls bis zum Echomaximum wird als Echozeit bezeichnet. Die Spitzenamplitude M_SE des Spinechos folgt der Gleichung
As is known, the inhomogeneity-related and gradient-related dephasing mentioned under b) can be reversed by applying a further RF pulse for a certain time TE / 2 after the RF excitation pulse. The temporary refocusing as a result of this reversal leads to the generation of an echo signal, the peak of which appears after a further period of TE / 2. This echo signal is referred to as spin echo, and the total time TE from the RF excitation pulse to the echo maximum is referred to as the echo time. The peak amplitude M _{SE of} the spin echo follows the equation

M_SE = M₀ sinα₁ sin²(α₂/2) exp(-TE/T2) (2),
_SE M = M ₀ sin .alpha ₁ sin ² (α _2/2) exp (-TE / T2) (2)

wobei M₀ der Betrag des Magnetisierungsvektors im Gleichge wichtszustand ist und α₁ und α₂ die Flipwinkel des HF-Anre gungsimpulses bzw. des refokussierenden HF-Impulses sind. Die Spitzenamplitude M_SE ist maximal, wenn α₁=90° und α₂=180°.where M _{0 is} the magnitude of the magnetization vector in the equilibrium state and α ₁ and α _{2 are} the flip angles of the RF excitation pulse and the refocusing RF pulse. The peak amplitude M _SE is maximum when α ₁ = 90 ° and α ₂ = 180 °.

Bekanntlich ist es auch möglich, allein die gradientenbedingte Dephasierung umzukehren, indem man die Polarität des Gradien ten umkehrt. Die vorübergehende Refokussierung infolge der Gradientenumkehr führt zur Entstehung eines Echosignals, des sen Spitze zu demjenigen Zeitpunkt erscheint, in dem das Zeit integral des umgekehrten Gradienten gleich dem Zeitintegral des vorherigen Gradienten ist. Dieses Echosignal wird als Gradientenecho bezeichnet, seine Spitzenamplitude M_GE folgt der Gleichung
As is known, it is also possible to reverse the gradient-related dephasing alone by reversing the polarity of the gradient. The temporary refocusing as a result of the gradient reversal leads to the generation of an echo signal, the peak of which appears at the point in time at which the time integral of the reversed gradient is equal to the time integral of the previous gradient. This echo signal is called gradient echo, its peak amplitude M _GE follows the equation

M_GE = M₀ sinα₁ exp(-τ/T2*) (3),
M _GE = M ₀ sinα ₁ exp (-τ / T2 *) (3),

wobei τ der zeitliche Abstand vom HF-Anregungsimpuls bis zum Erscheinen der Spitzenamplitude des Echos ist.where τ is the time interval from the RF excitation pulse to Appearance of the peak amplitude of the echo is.

Schließlich gibt es noch Echos einer dritten Gattung, die als "stimulierte Echos" bezeichnet werden. Ein solches Echo erscheint nach drei aufeinanderfolgenden HF-Impulsen, wenn deren Flipwinkel anders sind als 180° bzw. einem ganzzahligen Vielfachen davon. Die Spitzenamplitude M_STE ist bestimmt durch den Ausdruck
Finally, there are echoes of a third type, which are referred to as "stimulated echoes". Such an echo appears after three successive RF pulses if their flip angles are different than 180 ° or an integer multiple thereof. The peak amplitude M _STE is determined by the expression

M_STE = 0,5M₀ sinα₁ sinα₂ sinα₃ exp(-2τ₁/T2) exp(-τ₂/T1) (4),
M _STE = 0.5M ₀ sinα ₁ sinα ₂ sinα ₃ exp (-2τ ₁ / T2) exp (-τ ₂ / T1) (4),

wobei α₁, α₂, α₃ die Flipwinkel der drei aufeinanderfolgenden HF-Impulse sind und τ₁ und τ₂ die Zeitabstände zwischen den Impulsen sind. Das stimulierte Echo erscheint zum Zeitpunkt 2τ₁+τ₂.where α ₁ , α ₂ , α _{3 are} the flip angles of the three successive RF pulses and τ ₁ and τ _{2 are} the time intervals between the pulses. The stimulated echo appears at the time 2τ ₁ + τ ₂ .

Es ist eine Vielzahl von MR-Bildgebungsverfahren bekannt, bei denen die oben beschriebenen Echos mehrmals erzeugt und als MR-Signal detektiert werden. Bei allen Verfahren wird während der Signaldetektion ein sogenannter Lesegradient in einer gewählten Raumrichtung aufgeprägt, um unterschiedlichen Orten längs dieser Richtung jeweils verschiedene Frequenzen im Signal zuzuordnen (Frequenzcodierung). Durch eine Fourier- Transformation lassen sich die verschiedenen Frequenzen und damit die Beiträge verschiedener Orte trennen. Auf diese Weise wird eine Ortsauflösung in der betreffenden Raumrichtung, die auch als "Frequenzachse" bezeichnet wird, ermöglicht. A variety of MR imaging methods are known at which generated the echoes described above several times and as MR signal can be detected. In all procedures, during the signal detection a so-called reading gradient in one selected spatial direction imprinted to different locations along this direction different frequencies in each Assign signal (frequency coding). By a Fourier The different frequencies and transformation so that the posts of different places separate. In this way is a spatial resolution in the spatial direction in question, the also referred to as the "frequency axis".

Zur Ortsauflösung in einer zweiten, orthogonalen Raumrichtung wird üblicherweise vor dem Erscheinen des zu detektierenden Signals vorübergehend ein Gradient in dieser Richtung aufge prägt, was bewirkt, daß die Spins entlang der betreffenden Raumrichtung dephasieren. Durch schrittweises Ändern des Zeit integrals dieses "Phasengradienten" von Echo zu Echo ändert sich die Phase des von einem Ort stammenden Signalbeitrages von Echo zu Echo. Wie schnell, d. h. mit welcher Frequenz das geschieht, hängt von der in Richtung des Phasencodierungs gradienten gemessenen Position des Volumenelementes (Voxel) ab, das den Signalbeitrag liefert. Die besagten Frequenzen und damit die Signalbeiträge der verschiedenen Orte entlang dieser Richtung können durch eine Fourier-Transformation bezüglich der laufenden Nummer des Echos voneinander getrennt werden. Da Frequenz und Phase jeweils getrennt abhängig von der Position entlang orthogonaler Raumkoordinaten sind, läßt sich ein zweidimensionales Bild des Objektes rekonstruieren. In vielen Fällen wird der Phasengradient so geschaltet, daß sich sein Integral von Echo zu Echo schrittweise in immer der gleichen Richtung ändert; in diesem Fall spricht man von "linearer" Phasencodierung.For spatial resolution in a second, orthogonal spatial direction is usually detected before the appearance of the Signals temporarily a gradient in this direction shapes what causes the spins along the concerned Dephasing spatial direction. By gradually changing the time integrals this "phase gradient" changes from echo to echo the phase of the signal contribution coming from a location from echo to echo. How fast, d. H. at what frequency that happens depends on the direction of the phase encoding gradient measured position of the volume element (voxel) that provides the signal contribution. The said frequencies and thus the signal contributions of the different places along this Direction can be related by a Fourier transform the consecutive number of the echo. There Frequency and phase separate depending on the position along orthogonal spatial coordinates can be Reconstruct a two-dimensional image of the object. In many In cases, the phase gradient is switched in such a way that Integral from echo to echo step by step in always the same Changes direction; in this case one speaks of "linear" Phase coding.

Die meisten gebräuchlichen MR-Bildgebungsverfahren arbeiten mit der vorstehend beschriebenen kombinierten Frequenz- und Phasencodierung. Für die Darstellung z. B. eines zweidimensio nalen N-zeiligen Bildes werden hintereinander N Echos erzeugt, jedes mit einer anderen Phasencodierung, und jedes Echo wird in der gleichen Weise durch den Lesegradienten frequenzcodiert und als MR-Signal detektiert. Aus den Abtastwerten der detek tierten Signale wird eine zweidimensionale Matrix aus Daten gebildet, der sogenannte K-Raum, deren jede Zeile bzw. "Reihe" einem anderen frequenzcodierten Echo zugeordnet ist und Abtastwerte des betreffenden Echos enthält. Die Zeilenrichtung wird auch als Frequenzachse des K-Raumes bezeichnet. Die hierzu orthogonale Achse des K-Raumes ist als Phasenkoordinate skaliert, d. h. die Position einer Reihe längs dieser Achse ist bestimmt durch das Integral des Phasengradienten. Die so organisierte Datenmatrix wird dann einer zweidimensionalen Fourier-Transformation (2D-FT) unterworfen, um die Pixelwerte des Bildes zu erhalten.Most of the common MR imaging techniques work with the combined frequency and Phase coding. For the representation z. B. a two-dimensional n echo image, N echoes are generated one after the other, each with a different phase encoding, and each echo is frequency coded in the same way by the read gradient and detected as an MR signal. From the samples of the detec a two-dimensional matrix of data formed, the so-called K-space, each line or "row" is assigned to another frequency-coded echo and Contains samples of the relevant echo. The row direction is also called the frequency axis of k-space. The the orthogonal axis of the k-space is the phase coordinate scaled, d. H. is the position of a row along this axis determined by the integral of the phase gradient. The so organized data matrix then becomes a two-dimensional one Fourier transform (2D-FT) subjected to the pixel values to get the picture.

Ein solches Bild ist eine zweidimensionale Projektion des Objektes auf die Ebene, die durch die Richtungen des Phasen- und des Lesegradienten bestimmt ist. Um diese Projektion auf eine Schicht zu begrenzen, wird während des HF-Anregungsimpul ses ein Gradient in der dritten Raumrichtung aufgeprägt, der sogenannte "Schichtgradient". Er sorgt dafür, daß nur inner halb einer begrenzten Schicht die Larmor-Frequenz mit einer der Anregungsfrequenzen übereinstimmt. Durch Veränderung des Schichtgradienten von Echofolge zu Echofolge können 3D-Bilder aufgenommen werden. Es gibt auch andere 3D-Codierungsverfah ren, z. B. die sogenannte Multislice-Technik oder Verfahren, auf die Bildung eines dreidimensionalen K-Raumes hinauslaufen.Such an image is a two-dimensional projection of the Object on the plane, by the directions of the phase and of the reading gradient is determined. To get this projection on to delimit a layer is during the RF excitation pulse a gradient is imprinted in the third spatial direction, the so-called "layer gradient". He ensures that only inside half a limited layer the Larmor frequency with a of the excitation frequencies matches. By changing the Layer gradients from echo sequence to echo sequence can be 3D images be included. There are also other 3D coding methods ren, e.g. B. the so-called multislice technique or method, amount to the formation of a three-dimensional k-space.

Die benötigte Echofolge kann erzeugt werden durch aufeinander folgende Sequenzabschnitte mit jeweils einem eigenen HF- Anregungsimpuls und einem einzigen Echo, hervorgerufen durch eine Lesegradienten-Umschaltung (Gradientenecho) oder einen refokussierenden HF-Impuls (Spinecho). Zur Beschleunigung des Verfahrens, also für sogenannte "schnelle Bildgebung", ist u. a. das Verfahren bekannt, nach einem HF-Anregungsimpuls mehrere Echos zu erzeugen und für die Bilddarstellung in der oben beschriebenen Weise zu codieren. Ein Beispiel für eine solche "Multiecho"-Sequenz ist in der WO 93/01509 beschrieben und unter dem Akronym GRASE (GRadient And Spin Echo imaging) bekanntgeworden. Bei der GRASE-Sequenz wird nach einem schichtselektiven HF-Anregungsimpuls mit einem Flipwinkel von 90° eine Folge refokussierender, ebenfalls schichtselektiver HF-Impulse mit Flipwinkeln von 180° angelegt, um eine Folge von Spinechos zu erzeugen. Zwischen den 180°-Impulsen erfolgt jeweils eine mehrmalige refokussierende Polaritätsumschaltung des Lesegradienten, so daß Unterfolgen von Gradientenechos entstehen. The required echo sequence can be generated by one another following sequence sections, each with its own HF Excitation pulse and a single echo caused by a reading gradient switch (gradient echo) or one refocusing RF pulse (spin echo). To accelerate the Procedure, that is, for so-called "fast imaging" u. a. the method is known after an RF excitation pulse generate multiple echoes and for image display in the to encode as described above. An example of a such a "multi-echo" sequence is described in WO 93/01509 and under the acronym GRASE (GRadient And Spin Echo imaging) known. The GRASE sequence is based on a slice-selective RF excitation pulse with a flip angle of 90 ° a sequence of refocusing, also slice-selective RF pulses with flip angles of 180 ° applied to a sequence of spin echoes. This takes place between the 180 ° pulses repeated refocusing polarity switching of the reading gradient, so that subsets of gradient echoes arise.

Bei Multiecho-Verfahren, so auch bei der GRASE-Sequenz, können besondere Probleme auftreten, die zu Artefakten im rekonstru ierten Bild führen können. Ein erstes Problem sind Bild artefakte infolge von Zeit- und Phasenfehlern in den Echos. Die tatsächliche Phase eines Echos ist nicht allein durch den entsprechenden Phasencodiergradienten bestimmt. Es existieren zusätzliche Phasenverschiebungen in den Echos, die von Magnetfeld-Inhomogenitäten abhängen und für verschiedene Echos unterschiedlich sind. Hierdurch wird die in Phasenrichtung codierte räumliche Information verfälscht. Eine weitere Fehlerursache ist die sogenannte chemische Verschiebung, d. h. die von der molekularen Zusammensetzung des untersuchten Materials abhängige Verschiebung der Larmor-Frequenz. Zusätz lich können noch Phasen- und Zeitfehler durch die verwendete Hardware eingeführt werden. Wenn diese Fehler nicht korrigiert werden, dann weicht die Zeilenposition der Echodaten im K-Raum längs der Phasenachse von der gewünschten Position ab, und das rekonstruierte Bild zeigt starke Artefakte wie z. B. Geisterbilder in Richtung der Phasencodierung.With multi-echo methods, also with the GRASE sequence, can special problems occur that lead to artifacts in the reconstruction ized image. A first problem is picture artifacts due to time and phase errors in the echoes. The actual phase of an echo is not due to the corresponding phase coding gradient determined. It exists additional phase shifts in the echoes by Magnetic field inhomogeneities depend on and for different echoes are different. This will make the phase encoded spatial information falsified. Another The cause of the error is the so-called chemical shift, i.e. H. that of the molecular composition of the examined Material-dependent shift in the Larmor frequency. Additional Lich phase and time errors can still by the used Hardware are introduced. If these errors are not corrected then the line position of the echo data in the K space gives way along the phase axis from the desired position, and the reconstructed image shows strong artifacts such as B. Ghosting in the direction of phase encoding.

Ein zweites Problem bei Multiecho-Sequenzen wie GRASE rührt daher, daß die Intensität der einzelnen Echos den weiter oben beschriebenen Relaxationsgesetzen folgt und sich zeitabhängig ändert. Das heißt, bei der kombinierten Frequenz- und Phasen codierung erscheinen verschiedene Echos im K-Raum mit unter schiedlichem Gewicht, so daß sich eine Amplitudenmodulation längs der Phasenachse des K-Raumes ergibt. Diese Amplituden modulation, insbesondere wenn sie sehr sprunghaft ist, erzeugt nach der Fourier-Transformation des K-Raumes Bildartefakte in derjenigen Bildrichtung, die der Richtung des Phasencodier gradienten entspricht.A second problem with multi-echo sequences such as GRASE arises hence the intensity of each echo the above relaxation laws described follows and is time-dependent changes. That is, in the combined frequency and phases coding, different echoes appear in the K space below different weight, so that there is an amplitude modulation along the phase axis of k-space. These amplitudes modulation, especially if it is very erratic after the Fourier transform of the k-space image artifacts in that image direction that the direction of the phase encoding gradient corresponds.

Um die vorstehend beschriebenen Phasenfehler korrigieren zu können, ist es bekannt, vor der eigentlichen Datenaufnahme eine Referenzaufnahme zu machen, indem die ganze Sequenz einmal ohne Phasencodierung durchlaufen wird und die dabei erzeugten Echos detektiert werden. Der so aufgenommene Daten satz ist gleichsam eine Mustervorlage oder Schablone zur Berechnung der aufgetretenen Fehler, daher wird die Refe renzaufnahme gemeinhin als "Template"-Aufnahme bezeichnet. Aus dem Datensatz der Template-Aufnahme können z. B. für jedes Echo in der Zeitdomäne der Spitzenwert aufgesucht und zwei Parame ter berechnet werden: erstens die zeitliche Verschiebung der Echospitze gegenüber der Mitte des betreffenden Akquisi tionsfensters und zweitens die Phase des Echos. Anschließend kann die eigentliche Bildaufnahme mit Phasencodierung der Echos durchgeführt werden, und jedes detektierte Echo kann in der Zeitdomäne korrigiert werden, indem die aus der Template- Aufnahme ermittelte Zeitverschiebung kompensiert und der ermittelte Phasenwert rechnerisch subtrahiert wird. Eine alternative Methode der Phasen- und Zeitfehlerkorrektur, bei welcher Autokorrelation angewandt wird, ist in der erwähnten WO 93/01509 beschrieben.To correct the phase errors described above can, it is known, before the actual data acquisition to take a reference picture by the whole sequence is run once without phase coding and that generated echoes are detected. The data so recorded sentence is like a template or template for Calculation of errors that have occurred, therefore the Refe reference recording commonly referred to as a "template" recording. Out the record of the template recording can, for. B. for each echo in the time domain the peak value was found and two parameters ter are calculated: first, the time shift of the Echo tip opposite the center of the acquisition in question tion window and secondly the phase of the echo. Subsequently can the actual image acquisition with phase coding of the Echoes are performed, and each detected echo can be in the time domain can be corrected by using the template Recording determined time shift compensated and the determined phase value is subtracted arithmetically. A alternative method of phase and time error correction, at which autocorrelation is used is in the mentioned WO 93/01509.

Die obigen Probleme lassen sich auch mildern, indem man dafür sorgt, daß die Reihenfolge der Echos im K-Raum gegenüber der natürlichen Reihenfolge, die sich bei normaler "linearer" Phasencodierung ergibt, verwürfelt ist. In der Vergangenheit sind verschiedene Schemen für eine solche Verwürfelung beschrieben worden. In der bereits erwähnten WO 93/01509 wird für die GRASE-Sequenz vorgeschlagen, die Phasencodierung so zu steuern, daß die ersten Gradientenechos innerhalb jeder Unter folge in der Reihenfolge ihres zeitlichen Auftretens die ersten Zeilen des K-Raumes füllen, die zweiten Echos jeder Unterfolge die nächstfolgende Gruppe der Zeilen des K-Raumes, usw. (sogenanntes "Standard-GRASE"). Ein anderes, aus der DE 196 29 199 bekanntes Verwürfelungsschema ist das sogenannte K-Band-Prinzip ("kb-GRASE") und besteht darin, den K-Raum in eine Mehrzahl von Bändern zu unterteilen und den Phasen gradienten so zu steuern, daß jedes dieser Bänder durch eine individuelle Gruppe zeitlich direkt aufeinanderfolgender Echos gefüllt wird, wobei vorzugsweise die zuerst erscheinende Echo gruppe demjenigen Band zugeordnet wird, das in der Mitte des K-Raumes liegt. Eine weitere Ausgestaltung dieses sogenannten K-Band-Prinzips, das sogenannte "Centric-GRASE", ist beschrie ben in JMRI 1996, 6: 944-947, und besteht darin, jedes Band in Unterbänder zu unterteilen, in denen jeweils diejenigen Echos zusammengefaßt sind, die jeweils an gleicher Stelle in den Unterfolgen zwischen den refokussierenden HF-Impulsen erschei nen. Standard-GRASE und Centric-GRASE haben den Vorteil, daß die Auswirkungen der Phasenfehler in K-Raum weniger sprunghaft sind. K-Band-GRASE hat den Vorteil geringerer Geisterbild- Artefakte.The above problems can also be mitigated by going for it ensures that the order of the echoes in the K space compared to the natural order, which is normal "linear" Phase coding results in scrambling. In the past are different schemes for such a scrambling have been described. In the already mentioned WO 93/01509 proposed for the GRASE sequence, so the phase coding control the first gradient echoes within each sub follow the order in which they occur in time fill the first lines of K-space, the second echoes each Follow the next group of rows in K-space, etc. (so-called "standard GRASE"). Another from which DE 196 29 199 known scrambling scheme is the so-called K-band principle ("kb-GRASE") and consists of the K-space in divide a plurality of bands and the phases to control gradients so that each of these bands is represented by a individual group of chronologically consecutive echoes is filled, preferably the first appearing echo group is assigned to the band that is in the middle of the K space. Another embodiment of this so-called K-band principle, the so-called "Centric-GRASE", is described ben in JMRI 1996, 6: 944-947, and consists in each volume in Subdivide subbands, each containing those echoes are summarized, each in the same place in the Sequences between the refocusing RF pulses appear nen. Standard-GRASE and Centric-GRASE have the advantage that the effects of phase errors in k-space are less erratic are. K-band GRASE has the advantage of lower ghosting Artifacts.

Bei den bekannten Verfahren ist das jeweilige Verwürfelungs schema eine starre Vorschrift, die von vornherein festgelegt ist und unabhängig von den tatsächlichen physikalischen und chemischen Eigenschaften des zu untersuchenden Objekts ange wandt wird. Das heißt, trotz wohlerwogener Auswahl des anzu wendenden Schemas aus dem vom Stand der Technik angebotenen Vorrat an Schemen, kann es vorkommen, daß das angestrebte Ziel der Verminderung von Bildartefakten nicht optimal erreicht wird. Da die verschiedenen Relaxationszeiten und insbesondere deren Verhältnis zueinander nicht von vornherein bekannt sind, kann es sein, daß sich ein ausgewähltes Verwürfelungsschema am Ende als mangelhaft erweist. Dies betrifft alle MR-Bildge bungsverfahren, die mit Multiecho-Sequenzen arbeiten, in denen Echos vor- und rückspringender Intensität vorkommen.In the known methods, the respective scrambling schema a rigid regulation that is established from the outset is independent of the actual physical and chemical properties of the object to be examined turns. That is, despite the well-considered selection of the turning schemes from that offered by the prior art Stock of schemes, it may happen that the intended goal the reduction of image artifacts is not optimally achieved becomes. Because the different relaxation times and in particular whose relationship to each other is not known from the outset, it may be that a selected scrambling scheme on End turns out to be defective. This affects all MR images Practice procedures that work with multi-echo sequences in which Echoes of rising and falling intensity occur.

Es ist die Aufgabe der Erfindung, die Gewinnung der für die Bilddarstellung benötigten Daten so zu gestalten, daß sich die jeweils gewünschte Aussagekraft der Bilder bei optimaler Arte faktverminderung ergibt. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Patentanspruch 1 beschriebenen Verfahrensmerkmale und die im Patentanspruch 15 beschriebenen Vorrichtungs merkmale gelöst. Besondere Ausgestaltungen der Erfindung sind jeweils in Unteransprüchen gekennzeichnet.It is the object of the invention to obtain the for Image presentation required data so that the Desired meaningfulness of the pictures with optimal type fact reduction results. This object is achieved according to the invention by the process features described in claim 1 and the device described in claim 15 features solved. Special configurations of the invention are each characterized in subclaims.

Die Erfindung ist mit Vorteil bei allen MR-Bildgebungs verfahren anwendbar, in denen eine Folge detektierbarer MR- Echos erzeugt wird, deren Intensität im Verlauf der Echofolge nicht von vorn herein bekannt ist. Bei der in der WO 93/01509 beschriebenen GRASE-Sequenz beispielsweise, wo das mittlere Echo jeder Unterfolge am Ort der Spitze des Spinechos liegt, klingt die Intensität dieser mittleren Echos im Verlauf der Gesamtfolge zwar stetig entsprechend der T2-Relaxation ab, entsprechend der Charakteristik reiner Spinechos gemäß der obigen Gleichung (2), jedoch ist die Intensitätsverteilung der anderen Echos innerhalb jeder Unterfolge durch die T2*-Relaxa tion bestimmt, entsprechend der Gradientenecho-Charakteristik gemäß der obigen Gleichung (3). Andere Sequenzen, in denen die zu detektierenden Echos anders verteilt sind, ergeben ein wiederum anderes Bild der Intensitätsverteilung. Ähnliches gilt auch für den Fall der zusätzlichen Erzeugung und Detek tion von stimulierten Echos, denn Echos dieser Gattung haben eine Charakteristik, die gemäß der obigen Gleichung (4) eine Funktion von T1 und T2 ist.The invention is advantageous in all MR imaging methods applicable in which a sequence of detectable MR Echoes are generated, their intensity in the course of the echo sequence is not known from the start. In the case of WO 93/01509 described GRASE sequence, for example, where the middle Echo of each sub-sequence lies at the location of the tip of the spin echo, the intensity of these middle echoes sounds over the course of the Overall sequence steadily according to the T2 relaxation, according to the characteristics of pure spin echoes according to the equation (2) above, but the intensity distribution is the other echoes within each sub-sequence through the T2 * relaxa tion determined according to the gradient echo characteristic according to equation (3) above. Other sequences in which the echoes to be detected are distributed differently, result in a yet another picture of the intensity distribution. Similar thing also applies in the case of additional generation and detection tion of stimulated echoes, because echoes of this genus have a characteristic according to equation (4) above Function of T1 and T2 is.

Die vorliegende Erfindung beruht auf der Erkenntnis, daß Artefakte im wiedergegebenen Bild optimal vermieden werden können, wenn man die Position der Echos im K-Raum nach einem Schema ordnet, welches die tatsächlichen Intensitäten der verschiedenen Echos zur Grundlage hat. Somit werden erfin dungsgemäß während der Durchführung einer ersten Sequenz die Intensitäten der verschiedenen Echos ermittelt, vorzugsweise die Spitzenintensität der Fourier-Transformierten jedes Echos in der Frequenzdomäne. Jeder ermittelte Intensitätswert wird einer bestimmten Zeile im K-Raum zugeordnet, derart, daß die Intensitätswerte als Funktion der Phasenkoordinate des K- Raumes ein gewünschtes Profil bilden, das zu der jeweils gewünschten Bildaussage unter weitestmöglicher Ausschaltung von Artefakten führt. Die Sequenz wird dann ein zweitesmal durchgeführt, wobei der Phasengradient so gesteuert wird, daß jedes Echo diejenige Phasencodierung bekommt, die derjenigen Zeile im K-Raum entspricht, welche diesem Echo aufgrund seiner bei der ersten Sequenz gemessenen Intensität zugeordnet wurde. The present invention is based on the knowledge that Artifacts in the reproduced image can be avoided optimally can, if you look at the position of the echoes in the K space Scheme that maps the actual intensities of the based on different echoes. Thus are invented according to the while performing a first sequence Intensities of the different echoes are determined, preferably the peak intensity of the Fourier transform of each echo in the frequency domain. Each determined intensity value is assigned to a specific line in k-space such that the Intensity values as a function of the phase coordinate of the K Form a desired profile that corresponds to the respective desired picture statement with the greatest possible deactivation of artifacts. The sequence then becomes a second time performed, the phase gradient being controlled so that each echo gets the phase coding that of the one Line in K space which corresponds to this echo due to its intensity measured in the first sequence.

In vielen Anwendungsfällen wird die optimale Intensitäts verteilung im K-Raum einem Profil entsprechen, das von einem Maximum nach beiden Seiten symmetrisch und monoton abnimmt. In besonderer Ausführungsform der Erfindung wird daher die Phasencodierung in der zweiten Sequenz nach dem entsprechenden Muster gesteuert. Das heißt, dem Echo maximaler Intensität wird eine vorgewählte Zeile M im K-Raum zugeordnet, dem Echo zweithöchster Intensität wird eine Zeile zugeordnet, die der Zeile M auf der einen oder der anderen Seite direkt benachbart ist, z. B. die Zeile M+1; das drittstärkste Echo wird der benachbarten Zeile auf der anderen Seite zugeordnet, also der Zeile M-1, dem viertstärksten Echo wird die Zeile M+2 zugeord net, dem viertstärksten Echo die Zeile M-2, usw. Bezeichnet man die Phasenkoordinate des Echos maximaler Intensität mit y_M, dann läßt sich diese Zuordnung mathematisch durch folgende Formel beschreiben:
In many applications, the optimal intensity distribution in K-space will correspond to a profile that decreases symmetrically and monotonously from a maximum on both sides. In a special embodiment of the invention, the phase coding in the second sequence is therefore controlled according to the corresponding pattern. That is, the echo of maximum intensity is assigned a preselected line M in k-space, the echo of the second highest intensity is assigned a line that is directly adjacent to line M on one side or the other, e.g. B. the line M + 1; the third strongest echo is assigned to the adjacent line on the other side, i.e. line M-1, the fourth strongest echo is assigned line M + 2, the fourth strongest echo line M-2, etc. If the phase coordinate of the echo is called maximum Intensity with y _M , then this assignment can be described mathematically by the following formula:

wobei
L die Länge des K-Raumes in Richtung der Phasenachse ist,
N die Anzahl der Echos in der Sequenz ist,
n = 1, 2, 3 . . . N die Ordnungszahl des Echos in der Reihen folge abnehmender Intensität ist.in which
L is the length of the K-space in the direction of the phase axis,
N is the number of echoes in the sequence,
n = 1, 2, 3. . . N is the atomic number of the echo in the order of decreasing intensity.

Dieses Zuordnungs-Schema kann in verschiedenen Arten angewandt werden, um die effektive Echozeit, die u. a. die Art des Bild kontrastes und das Signal/Rausch-Verhältnis bestimmt, beliebig einzustellen. Die effektive Echozeit der Sequenz ist der zeitliche Abstand vom anregenden HF-Impuls bis zu demjenigen Echo, das die Mitte des K-Raumes belegt. Will man ein maxima les Signal/Rausch-Verhältnis erzielen, dann wird gemäß einer Ausführungsart der Erfindung die Phasencodierung so gesteuert, daß das Echo maximaler Intensität in die Mitte des K-Raumes kommt, d. h. für die Position y_M wird die Mitte des K-Raumes gewählt. Dies kann aber bedeuten, daß der T2-Kontrast minimal ist. Man kann aber auch die effektive Echozeit auf ein belie biges anderes Echo einstellen, indem man bei der obigen Zuord nungsfunktion die Phasenposition y_M gegenüber der Mitte des K- Raumes um ein derartiges Maß versetzt, daß das betreffende Echo in die Mitte des K-Raumes kommt. Dies ist gleichbedeutend mit einer Verschiebung der Zuordnungskurve entlang der Phasen achse, wobei derjenige Teil der Kurve, der infolge der Ver schiebung über das Ende des K-Raumes hinausgehen würde, in das andere Ende des K-Raumes "umgerollt" wird. Dieses "Scrolling" des K-Raumes ist an sich bekannt in Verbindung mit einer schnellen reinen Spinecho-Sequenz, vgl. Magn.Res.Med., 26: 328-341 (1992). Natürlich können in Kombination mit der Erfindung auch andere bekannte Arten der Kontrastmanipulation angewandt werden, z. B. das Vorschalten einer gesonderten Vorbereitungs sequenz mit 90°-τ-180°-τ, durch welche die Magnetisierung so vorbereitet wird, daß sich eine T2-Gewichtung ergibt.This assignment scheme can be used in various ways in order to set the effective echo time, which determines the type of image contrast and the signal / noise ratio, as desired. The effective echo time of the sequence is the time interval from the exciting RF pulse to the echo that occupies the center of the K space. If one wants to achieve a maximum signal-to-noise ratio, then, according to one embodiment of the invention, the phase coding is controlled in such a way that the echo of maximum intensity comes to the center of the K-space, ie for the position y _M the center of the K- Room selected. However, this can mean that the T2 contrast is minimal. But you can also set the effective echo time to any other echo by shifting the phase position y _M relative to the center of the K-space to such an extent in the above assignment function that the echo in question is in the center of the K-space is coming. This is synonymous with a shift of the assignment curve along the phase axis, the part of the curve that would go beyond the end of the K-space as a result of the Ver, "rolled" into the other end of the K-space. This "scrolling" of the K-space is known per se in connection with a fast pure spin echo sequence, cf. Magn.Res.Med., 26: 328-341 (1992). Of course, other known types of contrast manipulation can also be used in combination with the invention, e.g. B. the upstream of a separate preparation sequence with 90 ° -τ-180 ° -τ, through which the magnetization is prepared so that there is a T2 weighting.

Die vorliegende Erfindung bietet mannigfaltige Möglichkeiten der Kontrasteinstellung unter weitestmöglicher Ausschaltung von Artefakten. Der Erfindungsgedanke, die Reihenfolge der Phasencodierung auf der Grundlage von Intensitätswerten vor zu nehmen, die während einer ersten Durchführung der Sequenz gemessen werden, ist durch den Stand der Technik nicht nahege legt. Gesonderte Template-Aufnahmen wurden in der Vergangen heit nur zur Messung auftretender Phasenfehler vorgenommen, und obwohl solche Template-Aufnahmen auch Informationen über die wirksamen Relaxationszeiten liefern, ist bisher kein Verfahren bekannt geworden, welches diese Informationen zur individuellen Gestaltung der Reihenfolge der Phasencodierung nutzt.The present invention offers various possibilities the contrast setting with the greatest possible deactivation of artifacts. The idea of the invention, the order of Phase coding based on intensity values before take that during a first run of the sequence are measured, is not obvious from the prior art sets. Separate template recordings have been made in the past made only for phase errors occurring for measurement, and although such template recordings also provide information about deliver the effective relaxation times is not yet Become known procedure, which this information for individual design of the order of the phase coding uses.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kann die erste Sequenz ebenfalls als Template für die an sich bekannte Phasenfehler korrektur verwendet werden, wenn man gemäß einer besonderen Ausführungsform der Erfindung die erste Sequenz ohne Phasen codierung durchführt. Insofern bedeutet die erfindungsgemäße Ermittlung der Echo-Intensitätswerte keinen zusätzlichen Zeit aufwand gegenüber dem phasenkorrigierenden GRASE-Verfahren. In the method according to the invention, the first sequence also as a template for the phase errors known per se correction can be used when looking for a special one Embodiment of the invention the first sequence without phases coding. To that extent means the invention Determination of the echo intensity values no additional time compared to the phase correcting GRASE method.

Andererseits ist die Erfindung nicht auf GRASE-Verfahren be schränkt, sondern kann auch auf Multiecho- Sequenzen angewandt werden, die andere Kombinationen von Echos enthalten, bei spielsweise auch Kombinationen aus stimulierten Echos mit Spinechos und/oder Gradientenechos. Auch kann das Verfahren mit mehr als zwei aufeinanderfolgenden Sequenzen durchgeführt werden, unter Beibehaltung der erfindungsgemäßen Reihenfolge der Phasencodierschritte. Hierbei können die Ergebnisse der Sequenzen gemittelt werden, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern. Gewünschtenfalls können aber auch die Phasen koordinaten von Sequenz zu Sequenz jeweils um ein festes Teilmaß versetzt werden, in an sich bekannter Weise, um Zwi schenzeilen im K-Raum zu füllen und dadurch die räumliche Auflösung zu erhöhen. Die Sequenzen können unter Verwendung von Schichtgradienten zur Erzeugung von Schnittbildern durch geführt werden, wie beim GRASE-Verfahren, sie können aber auch ohne Schichtcodierung erfolgen, um Durchleuchtungsbilder zu erzeugen. Statt der beim GRASE-Verfahren benutzten 90°- und 180°-Impulse können auch HF-Impulse mit anderen Flipwinkeln verwendet werden. Schließlich ist die Erfindung auch bei der Gewinnung von Daten für 3D-Bilder anwendbar.On the other hand, the invention is not based on GRASE methods limits, but can also be applied to multi-echo sequences that contain other combinations of echoes for example, combinations of stimulated echoes Spin echoes and / or gradient echoes. The procedure can also performed with more than two consecutive sequences be, while maintaining the order of the invention the phase coding steps. The results of the Sequences are averaged to the signal to noise ratio improve. If desired, the phases can also coordinate from sequence to sequence by a fixed one Partially offset, in a manner known per se, to Zwi to fill lines in the K-space and thereby the spatial Increase resolution. The sequences can be made using of slice gradients to generate sectional images as with the GRASE process, but you can also done without layer coding in order to create fluoroscopic images produce. Instead of the 90 ° - and used in the GRASE process 180 ° pulses can also be RF pulses with other flip angles be used. Finally, the invention is also in the Acquisition of data applicable for 3D images.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Zeichnungen noch näher erläutert.The invention is described below with reference to drawings explained in more detail.

Fig. 1 zeigt schematisch den Aufbau eines MR-Bildgebungs systems, mit dem die Erfindung realisiert werden kann; Fig. 1 shows schematically the structure of an MR imaging system with which the invention can be implemented;

Fig. 2 zeigt, in verkürzter Darstellung, eine MR-Sequenz für schnelle Bildgebung mit Gradientenecho- und Spinecho charakteristik und erfindungsgemäßer Phasencodierung; Fig. 2 shows, in a shortened representation, an MR sequence for fast imaging with gradient echo and spin echo characteristic and phase coding according to the invention;

Fig. 3 zeigt in Schaubildern a) bis f) Intensitätsprofile des K-Raumes für die Sequenz nach Fig. 2 bei verschiedenen bekannten und bei erfindungsgemäßen Verfahren der Phasencodierung; FIG. 3 shows in diagrams a) to f) intensity profiles of the K space for the sequence according to FIG. 2 in various known and in accordance with the invention methods of phase coding;

Fig. 4 veranschaulicht in Form von Zuordnungstabellen die Erstellung einer erfindungsgemäßen Phasencodier-Folge entsprechend der in Fig. 3 e) gezeigten Ausführungs form; Fig. 4 illustrates in the form of assignment tables the creation of a phase coding sequence according to the invention in accordance with the embodiment shown in Fig. 3 e);

Fig. 5 zeigt in verschiedenen Schaubildern die Ergebnisse praktischer Versuche mit verschiedenen bekannten Phasencodierungsverfahren im Vergleich zu einem erfindungsgemäßen Phasencodierungsverfahren. Fig. 5 shows the results in various graphs of practical trials with various known phase coding method compared to an inventive phase-encoding method.

Das in der Fig. 1 schematisch dargestellte MR-Gerät enthält eine Meßstation 10, einen Stromversorgungsteil 12, einen Steuerteil 14 und einen Computer 34. Die Meßstation 10 kann, wie üblich, einen Magneten zum Erzeugen eines konstanten, homogenen ("longitudinalen") B₀-Feldes enthalten, ferner Spulensätze 18, 20, 22 zum Erzeugen von drei im wesentlichen aufeinander senkrecht stehenden Gradienten-Magnetfeldern, von denen gewöhnlich eines parallel und die anderen beiden senk recht zum B₀-Feld verlaufen. In der Meßstation 10 ist außerdem eine Spulenanordnung 24 vorgesehen, der HF-Impulse zugeführt werden können, unter anderem die zur Anregung und zur Refokus sierung transversaler Magnetisierung benötigten HF-Impulse. Diese HF-Spule 24 dient im allgemeinen auch zum Empfang der vom Objekt abgestrahlten MR-Signale. Der Stromversorgungsteil 12 enthält eine Stromversorgungseinheit 26 für den B₀-Magne ten, eine Stromversorgungseinheit 28 für die Gradientenspulen 18, 20 und 22 und einen Hochfrequenzgenerator 30, der die HF- Impulse für die Spule 24 liefert. Der Steuerteil 14 steuert die Dauer und Amplitude der den jeweiligen Gradientenspulen zugeführten Ströme sowie die Dauer, Amplitude, Frequenz und Hüllkurve der HF-Impulse. Der Steuerteil 14 steuert ferner die Übertragung der von der HF-Spule 24 empfangenen MR-Signale zu einem Rechner 34 in ausgewählten Zeitperioden, den sogenannten "Akquisitionsfenstern", wie mit der in Fig. 1 gezeigten Tor schaltung 32 symbolisiert. MR-Anlagen dieser Art sind bekannt und im Handel erhältlich, so daß sich eine weitere Erläuterung apparativer Details erübrigt.The MR device shown schematically in FIG. 1 contains a measuring station 10 , a power supply part 12 , a control part 14 and a computer 34 . The measuring station 10 can, as is customary, contain a magnet for generating a constant, homogeneous ("longitudinal") B ₀ field, as well as coil sets 18 , 20 , 22 for generating three substantially perpendicular magnetic gradient fields, of which usually one parallel and the other two perpendicular to the B ₀ field. In the measuring station 10 , a coil assembly 24 is also provided, the RF pulses can be supplied, including the RF pulses required for excitation and refocusing transversal magnetization. This RF coil 24 is generally also used to receive the MR signals emitted by the object. The power supply part 12 contains a power supply unit 26 for the B ₀ magnet, a power supply unit 28 for the gradient coils 18 , 20 and 22 and a high-frequency generator 30 which supplies the RF pulses for the coil 24 . The control part 14 controls the duration and amplitude of the currents supplied to the respective gradient coils and the duration, amplitude, frequency and envelope of the RF pulses. The control part 14 also controls the transmission of the MR signals received by the RF coil 24 to a computer 34 in selected time periods, the so-called "acquisition windows", as symbolized by the gate circuit 32 shown in FIG. 1. MR systems of this type are known and commercially available, so that a further explanation of apparatus details is unnecessary.

Zur MR-Bildgebung wird das zu untersuchende Objekt in den von den B₀- und Gradienten-Spulen 16, 18, 20, 22 umgebenen Raum gebracht, und die HF-Spule wird so angeordnet, daß der zu untersuchende Objektbereich in ihrem Einflußbereich liegt. Dann werden nach einem ausgewählten Programm, das in den Steuerteil 14 eingespeist worden ist, der HF-Generator 30, die Gradientenspulen-Versorgungseinheit 28 und die Torschaltung 32 gesteuert, um die benötigten HF-Impulse und Gradientenimpulse für eine ausgewählte Bildgebungs-Sequenz anzulegen und das Akquisitionsfenster zur Detektion der benötigten MR-Signale selektiv zu öffnen. Der Rechner 34 gewinnt aus den MR-Signalen durch Fourier-Transformationen den Datensatz für die Bildwie dergabe.For MR imaging, the object to be examined is brought into the space surrounded by the B ₀ and gradient coils 16 , 18 , 20 , 22 , and the RF coil is arranged such that the object region to be examined lies in its area of influence. Then, according to a selected program that has been fed into the control part 14 , the RF generator 30 , the gradient coil supply unit 28 and the gate circuit 32 are controlled in order to apply the required RF pulses and gradient pulses for a selected imaging sequence and that Selectively open acquisition window for detection of the required MR signals. The computer 34 obtains the data set for image reproduction from the MR signals by Fourier transformations.

Zur Realisierung der vorliegenden Erfindung kann z. B. eine Bildgebungs-Sequenz benutzt werden, wie sie schematisch und verkürzt in der Fig. 2 dargestellt ist. Diese Sequenz ent spricht, mit Ausnahme der Phasencodierung, der bekannten GRASE-Sequenz, die in der bereits erwähnten WO 93/01509 offen bart ist. Die verkürzte Darstellung nach Fig. 2 umfaßt einen anregenden HF-Impuls mit einem Flipwinkel von 90° und eine anschließende Folge refokussierender HF-Impulse mit jeweils einem Flipwinkel von 180°. Im Verlauf dieser Impulsfolge werden Gradienten in drei zueinander senkrecht stehenden Raum richtungen impulsförmig geschaltet, als Schicht-, Lese- und Phasengradient, wie in der zweiten, der dritten und der vier ten Zeile der Fig. 2 gezeigt, um die durch die HF-Impulse entstehenden MR-Signale räumlich zu codieren. Ohne diese Gradientenimpulse würde theoretisch ein MR-Signal entstehen, wie es mit der gewellten Kurve im unteren Teil der Fig. 2 gezeigt ist. Dieses Signal klingt zunächst mit der Zeitkon stanten T2* als FID-Signal ab, um dann durch die refokus sierende Wirkung des 180°-Impulses vorübergehend anzusteigen und so ein erstes Spinecho zu bilden. Ähnliche Spinechos entstehen nach dem zweiten und nach dem dritten 180°-Impuls. Die Intensitäten der Echos nehmen exponentiell mit der Zeit konstanten T2 ab, wie es mit der durchgezogenen T2-Kurve veranschaulicht ist. To implement the present invention, for. B. an imaging sequence can be used, as shown schematically and abbreviated in FIG. 2. With the exception of the phase coding, this sequence corresponds to the known GRASE sequence, which is openly bearded in the aforementioned WO 93/01509. The shortened representation according to FIG. 2 comprises a stimulating RF pulse with a flip angle of 90 ° and a subsequent sequence of refocusing RF pulses, each with a flip angle of 180 °. In the course of this pulse sequence, gradients are switched in a pulsed manner in three mutually perpendicular spatial directions, as a layer, reading and phase gradient, as shown in the second, third and fourth rows of FIG. 2, by means of the RF pulses to encode the resulting MR signals spatially. Without these gradient pulses, an MR signal would theoretically arise, as is shown with the wavy curve in the lower part of FIG. 2. This signal initially subsides with the time constant T2 * as an FID signal, only to then temporarily rise due to the refocusing effect of the 180 ° pulse and thus form a first spin echo. Similar spin echoes arise after the second and after the third 180 ° pulse. The intensities of the echoes decrease exponentially with time constant T2, as illustrated by the solid T2 curve.

Um die Anzahl diskreter Echos zu erhöhen und dadurch mehr Bildinformation pro Zeiteinheit auflösen zu können, wird jedes Spinecho durch eine bestimmte Art des Schaltens des frequenz codierenden Lesegradienten in mehrere Gradientenechos aufge spalten. Wie in der dritten Zeile der Fig. 2 gezeigt, wird jeweils vor und nach dem ersten 180°-Impuls ein Lesegradien ten-Impuls angelegt, was zur Entstehung eines ersten Gradien tenechos E1 im Verlauf des zweiten Lesegradienten-Impulses führt. Eine anschließende zweimalige Polaritätsumkehr des Lesegradienten führt zur Entstehung zweier weiterer Gradien tenechos E2 und E3. In ähnlicher Weise werden nach dem zweiten 180°-Impuls durch entsprechende Lesegradienten-Umschaltung drei weitere Gradientenechos E4, E5, E6 erzeugt, und nach dem dritten 180°-Impuls werden Gradientenechos E7, E8 und E9 erzeugt.In order to increase the number of discrete echoes and thereby be able to resolve more image information per unit of time, each spin echo is split into several gradient echoes by a certain type of switching of the frequency-coding reading gradient. As shown in the third line of FIG. 2, a reading gradient pulse is applied before and after the first 180 ° pulse, which leads to the creation of a first gradient echo E1 in the course of the second reading gradient pulse. A subsequent two-way polarity reversal of the reading gradient leads to the creation of two further gradient echoes E2 and E3. Similarly, after the second 180 ° pulse, three further gradient echoes E4, E5, E6 are generated by appropriate reading gradient switching, and after the third 180 ° pulse gradient echoes E7, E8 and E9 are generated.

Die Spitzenintensitäten der Echos E1 bis E9 nehmen in ihrer chronologischen Folge nicht monoton ab, sondern "springen" auf und nieder. Dies ist mit den entsprechenden schwarzen Punkten im unteren Teil der Fig. 2 veranschaulicht. Das "Springen" resultiert daraus, daß die Spitzenintensität aller Gradien tenechos, die nicht konzentrisch mit einem der oben beschrie benen "theoretischen" Spinechos sind, zusätzlich durch die Wirkung der T2*-Relaxation gedämpft sind. Diese Dämpfung hängt auch ab von der zeitlichen Lage der Gradientenechos relativ zu den jeweiligen theoretischen Spinechos. Ferner verschiebt sich die Phase der Echos aufgrund von Inhomogenitäten und chemi scher Verschiebung. Die betreffenden Phasenfehler sind ganz unten in der Fig. 2 eingezeichnet.The peak intensities of the echoes E1 to E9 do not decrease monotonically in their chronological order, but "jump" up and down. This is illustrated by the corresponding black dots in the lower part of FIG. 2. The "jumping" results from the fact that the peak intensity of all gradient echoes that are not concentric with one of the "theoretical" spin echoes described above are additionally damped by the effect of the T2 * relaxation. This damping also depends on the temporal position of the gradient echoes relative to the respective theoretical spin echoes. Furthermore, the phase of the echoes shifts due to inhomogeneities and chemical shifts. The relevant phase errors are shown at the very bottom in FIG. 2.

Um Bilddaten zu erhalten, müssen die Echos E1 bis E9, die in einer ersten Raumrichtung durch den Lesegradienten frequenz codiert sind, in einer zweiten Raumrichtung phasencodiert werden. Dies geschieht üblicherweise dadurch, daß vor jedem Echo ein in dieser Raumrichtung wirkender Phasengradient impulsförmig eingeschaltet wird. Das Zeitintegral des Phasen gradienten bestimmt die jeweilige Phasenkoordinate der Echos im K-Raum. Wird der Phasengradient so geschaltet, daß sich sein Zeitintegral von Echo zu Echo schrittweise in gleicher Richtung ändert, dann belegen die Echos aufeinanderfolgende Phasenkoordinaten im K-Raum, entsprechend der chronologischen Reihenfolge der Echos. Diese "lineare" Phasencodierung ist im Schaubild a) der Fig. 3 dargestellt. Dort sind die Intensitä ten der Echos E1 bis E9 in einem willkürlich normierten Maß stab (von 0,0 bis 1,0) über der Phasenachse des K-Raumes aufgetragen, wobei den neun Echos E1 bis E9 die Koordinaten werte -4 bis +4 zugeordnet sind. Das Profil der Intensitäts werte im K-Raum "springt" in der gleichen Weise, wie es die schwarzen Punkte im unteren Teil der Fig. 2 zeigen. Auch die Verteilung der Phasenfehler, die im unteren Teil des Schau bildes a) (und in den anderen Schaubildern der Fig. 3) gestrichelt dargestellt ist, weist erhebliche Sprünge in wechselnden Richtungen auf. Dieses Springen führt zu geister bildartigen Artefakten in der Bildwiedergabe, die man nach zweidimensionaler Fourier-Transformation des K-Raumes erhält. Die Artefakte sind umso stärker, je ausgeprägter die Sprünge sind. Außerdem ergibt sich ein niedriges Signal/Rausch- Verhältnis, weil die Echos höchster Intensität sämtlich weit von der Mitte des K-Raumes entfernt liegen.In order to obtain image data, the echoes E1 to E9, which are frequency-coded in a first spatial direction by the reading gradient, must be phase-coded in a second spatial direction. This usually happens in that a phase gradient acting in this spatial direction is switched on in a pulsed manner before each echo. The time integral of the phase gradient determines the respective phase coordinate of the echoes in the K space. If the phase gradient is switched so that its time integral changes step by step in the same direction from echo to echo, then the echoes occupy successive phase coordinates in k-space, in accordance with the chronological order of the echoes. This "linear" phase coding is shown in diagram a) of FIG. 3. There the intensities of the echoes E1 to E9 are plotted on an arbitrarily standardized scale (from 0.0 to 1.0) over the phase axis of the K-space, the coordinate values -4 to +4 for the nine echoes E1 to E9 assigned. The profile of the intensity values in k-space "jumps" in the same way as the black dots in the lower part of FIG. 2 show. The distribution of the phase errors, which is shown in dashed lines in the lower part of the display a) (and in the other graphs in FIG. 3), shows significant jumps in alternating directions. This jumping leads to ghost-like artifacts in the image reproduction, which are obtained after two-dimensional Fourier transformation of the K-space. The more pronounced the jumps are, the stronger the artifacts are. There is also a low signal-to-noise ratio because the highest intensity echoes are all far from the center of the K-space.

Wählt man hingegen eine Standard-GRASE-Phasencodierung, wie sie in der WO 93/01509 beschrieben ist, dann erhält man das im Schaubild b) der Fig. 3 gezeigte Intensitätsprofil im K-Raum. Dort ist die Verteilung der Echos starker Intensität etwas weniger einseitig als im Falle der linearen Phasencodierung. Im dargestellten Spezialfall ist das Signal/Rausch-Verhältnis aber kaum verändert, weil das gleiche Echo E5 in der Mitte des K-Raumes liegt, also die effektive Echozeit unverändert ist. Das gestrichelt gezeichnete Profil der Phasenfehler ist weniger sprunghaft, so daß die diesbezüglichen Bildartefakte weniger stark sind. Andererseits sind aber die Sprünge im Intensitätsprofil sehr ausgeprägt, so daß sich aus diesem Grund starke Artefakte ergeben. If, on the other hand, one chooses a standard GRASE phase coding as described in WO 93/01509, then the intensity profile in the k-space shown in diagram b) of FIG. 3 is obtained. There, the distribution of the high-intensity echoes is somewhat less one-sided than in the case of linear phase coding. In the special case shown, however, the signal-to-noise ratio is hardly changed because the same echo E5 is in the middle of the K space, that is, the effective echo time is unchanged. The dotted profile of the phase errors is less erratic, so that the image artifacts in this regard are less severe. On the other hand, the jumps in the intensity profile are very pronounced, so that strong artifacts result for this reason.

Weniger stark sind diese Artefakte bei Anwendung der Phasen codierung nach dem K-Band-Prinzip, die im Schaubild c) der Fig. 3 veranschaulicht ist. Auch das Signal/Rausch-Verhältnis ist weiter verbessert, weil die Echos starker Intensität hauptsächlich die Mitte des K-Raumes belegen. Andererseits ist aber das Phasenfehlerprofil sehr sprunghaft.These artifacts are less strong when using the phase coding according to the K-band principle, which is illustrated in diagram c) of FIG. 3. The signal-to-noise ratio is also further improved because the strong-intensity echoes mainly occupy the center of the K space. On the other hand, the phase error profile is very erratic.

Im Falle der bekannten Centric-GRASE-Phasencodierung ergibt sich die im Schaubild d) der Fig. 3 dargestellte Situation. Hier ist das Phasenfehlerprofil weniger sprunghaft, anderer seits führen aber die starken Sprünge im Intensitätsprofil zu starken Artefakten, ähnlich wie beim Standard-GRASE. Das Signal/Rausch-Verhältnis ist gegenüber dem Standard-GRASE etwas besser, weil das relativ starke Echo E1 etwas näher an der Mitte des K-Raumes liegt.In the case of the known centric GRASE phase coding, the situation shown in diagram d) of FIG. 3 results. Here the phase error profile is less erratic, but on the other hand the strong jumps in the intensity profile lead to strong artifacts, similar to the standard GRASE. The signal-to-noise ratio is slightly better than the standard GRASE because the relatively strong echo E1 is somewhat closer to the center of the K space.

Es sei erwähnt, daß die in den Fig. 3 dargestellten Profile speziell für den in Fig. 2 gezeigten Fall gelten. Wenn das Verhältnis zwischen T2 und T2* anders ist, ändern sich die verschiedenen Profile natürlich. Ist z. B. T2* wesentlich kürzer (im Vergleich zu T2) als im Falle der Fig. 2, dann werden die Intensitäten der Echos E1, E3, E4, E6, E7 und E9 viel geringer sein, als es in Fig. 2 dargestellt ist. Das Intensitätsprofil im K-Raum der linearen Phasencodierung ist dann viel sprunghafter, und gleiches wird auch für das K-Band- Prinzip gelten. Andererseits wären die Intensitätsprofile beim Standard- und beim Centric-GRASE weniger sprunghaft, weil die Intensitäten z. B. der Echos E1 und E3 wesentlich geringer wären. Diese Überlegung zeigt deutlich, daß man ohne vorherige Kenntnis des Verhältnisses zwischen T2 und T2* nicht entschei den kann, welches der bekannten Phasencodierverfahren optimal zur Unterdrückung von Artefakten wäre.It should be mentioned that the profiles shown in FIG. 3 apply specifically to the case shown in FIG. 2. If the relationship between T2 and T2 * is different, the different profiles will of course change. Is z. B. T2 * much shorter (compared to T2) than in the case of Fig. 2, then the intensities of the echoes E1, E3, E4, E6, E7 and E9 will be much lower than shown in Fig. 2. The intensity profile in the k-space of the linear phase coding is then much more volatile, and the same will also apply to the k-band principle. On the other hand, the intensity profiles for standard and Centric GRASE would be less erratic, because the intensities e.g. B. the echoes E1 and E3 would be significantly lower. This consideration clearly shows that, without prior knowledge of the relationship between T2 and T2 *, it cannot be decided which of the known phase coding methods would be optimal for suppressing artifacts.

Die vorliegende Erfindung löst dieses Problem dadurch, daß die Phasencodierung der einzelnen Echos nicht nach irgendeinem bekannten starren Schema gewählt wird, sondern auf der Grundlage der tatsächlichen Echointensitäten erfolgt, die bei einer Template-Aufnahme ermittelt werden. So läßt sich jedes gewünschte Intensitätsprofil von vornherein festlegen, ohne daß es einer Vorkenntnis der Relaxationszeiten T2 und T2* be darf. Für optimale Unterdrückung der durch Intensitätssprünge bedingten Artefakte und optimalen Bildkontrast bei geringem Signal/Rausch-Verhältnis beispielsweise ist ein Intensitäts profil zu wählen, das von einem Maximum in der Mitte des K- Raumes nach beiden Seiten monoton abnimmt, wie im Schaubild e) der Fig. 3 dargestellt. Anhand der Fig. 4 sei nachstehend beschrieben, wie dieses Profil für die in Fig. 2 dargestellte Sequenz in erfindungsgemäßer Weise erhalten werden kann.The present invention solves this problem in that the phase coding of the individual echoes is not chosen according to any known rigid scheme, but instead is based on the actual echo intensities that are determined during a template recording. In this way, any desired intensity profile can be defined from the outset without prior knowledge of the relaxation times T2 and T2 *. For optimal suppression of the artifacts caused by intensity jumps and optimal image contrast with a low signal-to-noise ratio, for example, an intensity profile must be selected that decreases monotonically from a maximum in the center of the K-space on both sides, as in diagram e) of Fig shown. 3,. On the basis of Fig. 4 will be described hereinafter how this profile can be obtained for the embodiment illustrated in Fig. 2 sequence in the inventive manner.

Zunächst wird ein Programm für zumindest zweimalige Durchfüh rung der Sequenz nach Fig. 2 in den Steuerteil 14 des MR-Gerä tes (Fig. 1) gegeben, wobei der für die Steuerung des Phasen gradienten verantwortliche Programmteil eine vom Rechner 34 veränderbare Variable ist. Nachdem das zu untersuchende Objekt in die Meßstation 10 gebracht worden ist, wird der Steuerteil 14 aktiviert, um die Stromversorgungseinheit 28 für die Gradi entenspulen 18, 20, 22, den Hochfrequenzgenerator 30 und die Akquisitions-Torschaltung 32 derart zu steuern, daß die Echos E1 bis E9 erzeugt, detektiert und im Rechner 34 verarbeitet werden. Bei diesem ersten Durchlauf der Sequenz, die für die Template-Aufnahme benutzt wird, bleibt der Phasengradient vor zugsweise ausgeschaltet. Der Rechner 34 ermittelt die Intensi tätswerte der Echos, beispielsweise dadurch, daß er jeweils die Fourier-Transformation bildet, das Intensitätsmaximum der Fourier-Transformierten aufsucht und den Intensitätswert die ses Maximums bestimmt. Sodann wird jedem Echo eine Ordnungs zahl zugewiesen, die angibt, welche Stelle das betreffende Echo in der Reihenfolge der ermittelten Intensitäten einnimmt. Dies kann durch eine Datenverarbeitung geschehen, die jedem Intensitätswert eine Bezeichnung des zugehörigen Echos beigibt und dann die Intensitätswerte der Größe nach ordnet und mit den betreffenden Ordnungszahlen versieht. Die Zuordnung der Ordnungszahlen zu den einzelnen Echos für die in Fig. 2 ge zeigten Echointensitäten ist in der Tabelle a) der Fig. 4 dar gestellt. Dem stärksten Echo E2 ist die Ordnungszahl 1 zuge teilt, dem zweitstärksten Echo E1 die Ordnungszahl 2, dem drittstärksten Echo E3 die Ordnungszahl 3, dem viertstärksten Echo E5 die Ordnungszahl 4, usw.First, a program for performing the sequence according to FIG. 2 at least twice is given in the control part 14 of the MR device ( FIG. 1), the program part responsible for controlling the phase gradient being a variable that can be changed by the computer 34 . After the object to be examined has been brought into the measuring station 10 , the control part 14 is activated in order to control the power supply unit 28 for the gradient coils 18 , 20 , 22 , the high-frequency generator 30 and the acquisition gate circuit 32 such that the echoes E1 to E9 are generated, detected and processed in the computer 34 . During this first run of the sequence that is used for the template recording, the phase gradient preferably remains switched off. The computer 34 determines the intensity values of the echoes, for example by forming the Fourier transform, looking for the intensity maximum of the Fourier transform and determining the intensity value of this maximum. An ordinal number is then assigned to each echo, which indicates which position the echo in question occupies in the order of the intensities determined. This can be done by data processing, which adds a description of the associated echo to each intensity value and then sorts the intensity values according to size and provides them with the relevant ordinal numbers. The assignment of the ordinal numbers to the individual echoes for the echo intensities shown in FIG. 2 is shown in table a) of FIG. 4. The strongest echo E2 is assigned atomic number 1, the second strongest echo E1 is atomic number 2, the third strongest echo E3 is atomic number 3, the fourth strongest echo E5 is atomic number 4, etc.

Sodann besorgt der Rechner die Zuordnung der Echos zu den Phasenkoordinaten des K-Raumes auf der Grundlage der Echo- Ordnungszahlen, um das gewünschte Intensitätsprofil im K-Raum zu erreichen. Im vorliegenden Fall soll das Intensitätsprofil so aussehen, daß das Echo der stärksten Intensität die Mitte des K-Raumes einnimmt (Phasenkoordinate 0), das zweitstärkste Echo die nächst benachbarte Phasenkoordinate auf der einen Seite (z. B. Phasenkoordinate +1), das drittstärkste Echo die nächst benachbarte Phasenkoordinate auf der anderen Seite der Mitte (z. B. Koordinate -1), das viertstärkste Echo die nächste Phasenkoordinate auf der ersten Seite (z. B. Koordinate +2), das fünftstärkste Echo die Koordinate -2, usw., wie es die Tabelle b) in Fig. 4 zeigt. Dieser Schritt ordnet also die Intensitätswerte in eine dem gewählten Intensitätsprofil des K-Raumes entsprechende Reihenfolge und trifft somit gleichzei tig auch eine Zuordnung der jeweils zugehörigen Echos zu aufeinanderfolgenden Phasenkoordinaten des K-Raumes. Die zweite und dritte Zeile der Tabelle b) in Fig. 4 zeigen diese Echo/Phasenkoordinaten-Zuordnung.The computer then arranges the echoes for the phase coordinates of the k-space on the basis of the echo ordinal numbers in order to achieve the desired intensity profile in the k-space. In the present case, the intensity profile should look so that the echo of the strongest intensity occupies the center of the k-space (phase coordinate 0), the second strongest echo the next neighboring phase coordinate on the one side (e.g. phase coordinate +1), the third strongest Echo the next neighboring phase coordinate on the other side of the middle (e.g. coordinate -1), the fourth strongest echo the next phase coordinate on the first side (e.g. coordinate +2), the fifth strongest echo the coordinate -2, etc ., as shown in Table b) in Fig. 4. This step thus arranges the intensity values in an order corresponding to the selected intensity profile of the k-space and thus also simultaneously assigns the associated echoes to successive phase coordinates of the k-space. The second and third lines of table b) in FIG. 4 show this echo / phase coordinate assignment.

Als nächstes wird die dieser Zuordnung entsprechende Schritt folge der Phasencodierung festgelegt. Dies ist in der Tabelle c) der Fig. 4 veranschaulicht. In der obersten Zeile dieser Tabelle sind die Echos in ihrer chronologischen Reihenfolge aufgeführt, und darunter sind die jeweils zugeordneten Phasen koordinaten des K-Raumes angegeben, entnommen aus den unteren beiden Zeilen der Tabelle b). Die nächste Zeile in der Tabelle c) zeigt die chronologisch aufeinanderfolgenden Phasencodier schritte, d. h. die durchzuführende Schaltung der Phasengradi enten-Impulse zur Erzielung des gewünschten Intensitätsprofils des K-Raumes. Next, the step of the phase coding corresponding to this assignment is determined. This is illustrated in table c) of FIG. 4. In the top line of this table the echoes are listed in their chronological order, and below that the respectively assigned phase coordinates of the K-space are given, taken from the lower two lines of table b). The next line in table c) shows the chronologically successive phase coding steps, ie the switching of the phase gradient pulses to be carried out in order to achieve the desired intensity profile of the k-space.

Da das erste Echo E1 die Phasenkoordinate +1 belegen soll, wird der vor diesem Echo E1 geschaltete Phasengradient mit dem Wert +1 bemessen, d. h. mit positiver Polarität und dem "Betrag" 1 (wobei dieser Betrag durch Amplitude und Dauer des Gradientenimpulses bestimmt ist, skaliert auf die jeweils verwendete Teilung des K-Raumes). Das zweite Echo E2 soll die Phasenkoordinate 0 im K-Raum haben. Um die entsprechende Phasencodierung zu erhalten, muß das aufgelaufene Zeitintegral des Phasengradienten beim Erscheinen dieses Echos gleich 0 sein, d. h. der vor diesem Echo zu schaltende Gradientenimpuls muß auf -1 bemessen werden, also negative Polarität und Betrag 1. Das dritte Echo E3 soll die Phasenkoordinate -1 des K- Raumes belegen, somit ist der vor diesem Echo zu schaltende Gradientenimpuls auf -1 zu bemessen.Since the first echo E1 should occupy the phase coordinate +1, is the phase gradient switched before this echo E1 with the Measured value +1, d. H. with positive polarity and that "Amount" 1 (which amount is determined by the amplitude and duration of the Gradient pulse is determined, scaled to each division of the K space used). The second echo E2 is said to Have phase coordinate 0 in K space. To the appropriate To obtain phase coding, the accumulated time integral of the phase gradient when this echo appears is 0 be d. H. the gradient pulse to be switched before this echo must be measured at -1, i.e. negative polarity and amount 1. The third echo E3 should be the phase coordinate -1 of the K- Occupy space, so the one to be switched before this echo Gradient pulse to be measured at -1.

Vor dem nächsten HF-Refokussierungsimpuls sollte die Wirkung der bisherigen Phasengradienten-Impulse wieder rückgängig gemacht werden, was durch Schalten eines sogenannten Rewinder- Impulses erfolgt, der den Wert +1 hat, damit das Gesamtinte gral des Phasengradienten wieder auf 0 gebracht wird. An schließend, vor dem Echo E4, wird ein Gradientenimpuls mit dem Wert -2 geschaltet, um das Echo E4 auf die Phasenkoordinate -2 des K-Raumes zu bringen. Das nächste Echo E5 wird auf die Phasenkoordinate +2 gebracht, indem der zugeordnete Gradien tenimpuls auf +4 bemessen wird. In entsprechender Weise geht es weiter gemäß der in der Tabelle c) gezeigten Zahlenfolge, wobei nach dem sechsten Echo E6 wiederum ein Rewinder-Impuls mit dem Wert -3 geschaltet wird.Before the next RF refocusing pulse, the effect should of the previous phase gradient impulses be done, what by switching a so-called rewinder Impulse takes place, which has the value +1, so the total ink grail of the phase gradient is brought back to 0. On closing, before the echo E4, a gradient pulse with the Value -2 switched to echo E4 on phase coordinate -2 of the K space. The next Echo E5 will be on the Phase coordinate brought +2 by the assigned gradien tenimpuls is measured at +4. In a corresponding way it further according to the sequence of numbers shown in table c), after the sixth echo E6 again a rewinder pulse is switched with the value -3.

Die gemäß der Tabelle c) der Fig. 4 getroffene Zuordnung zwischen den Echos E1 bis E9 und den Werten der zugehörigen Gradientenimpulse wird gespeichert bzw. in den Steuerteil 14 eingegeben, als Vorschrift für die Steuerung des Phasengra dienten bei einem folgenden zweiten Durchlauf der Sequenz. Hiermit ergibt sich die im Schaubild e) der Fig. 3 darge stellte symmetrisch-monotone Form des Intensitätsprofils im K- Raum mit den beschriebenen Vorteilen. The assignment made according to table c) of FIG. 4 between the echoes E1 to E9 and the values of the associated gradient pulses is stored or entered in the control part 14 , as a rule for the control of the phase gradient served in a subsequent second run of the sequence. This results in the symmetrical-monotonous form of the intensity profile in the K-space with the described advantages in the diagram e) of FIG. 3.

Das erfindungsgemäße Phasencodierverfahren ist vielseitig anwendbar. Das Intensitätsprofil des K-Raumes kann beliebig gewählt werden und bietet somit eine neue Möglichkeit für beliebige Bildmanipulation. Auch läßt sich die effektive Echozeit beliebig einstellen, indem man das Intensitätsprofil im K-Raum in Richtung der Phasenachse so verschiebt, daß die Mitte des K-Raums von demjenigen Echo belegt wird, dessen zeitlicher Abstand zum anregenden HF-Impuls gleich der gewünschten effektiven Echozeit ist. Das Schaubild f) der Fig. 3 veranschaulicht eine entsprechende Ausführungsform, bei welcher die effektive Echozeit der zeitlichen Position des Echos E3 entspricht. Da dieses Echo stark T2*-abhängig ist, ergibt sich ein verbesserter T2*-Kontrast im Bild. Bei einer Verschiebung des Intensitätsprofils in Richtung der Phasen achse des K-Raumes werden diejenigen Echos, die über den einen Rand des K-Raumes heraustreten würden, in die andere Seite des K-Raumes hineingeschoben, also gleichsam von der einen Seite auf die andere Seite "umgerollt", wie es im Schaubild f) der Fig. 3 mit dem Echo E8 gezeigt ist.The phase coding method according to the invention is versatile. The intensity profile of the K-space can be chosen arbitrarily and thus offers a new possibility for any image manipulation. The effective echo time can also be set as desired by shifting the intensity profile in the K-space in the direction of the phase axis so that the center of the K-space is occupied by the echo whose time interval from the exciting RF pulse is equal to the desired effective echo time is. The graph f) of FIG. 3 illustrates a corresponding embodiment in which the effective echo time of the temporal position of the echo corresponding to E3. Since this echo is heavily dependent on T2 *, there is an improved T2 * contrast in the image. When the intensity profile is shifted in the direction of the phase axis of the K-space, those echoes that would emerge from one edge of the K-space are pushed into the other side of the K-space, that is to say from one side to the other side "rolled over" as shown in diagram f) of FIG. 3 with the echo E8.

Wenn man die Template-Aufnahme gänzlich ohne Phasencodierung durchführt, lassen sich aus den detektierten Echos auch Infor mationen über eventuelle Phasen- und Zeitfehler gewinnen. Diese Informationen können dann im zweiten Durchlauf der Sequenz und auch in eventuell weiteren folgenden Durchläufen benutzt werden, um die Fehler zu korrigieren, z. B. wie weiter oben beschrieben oder nach irgendeinem anderen Verfahren, z. B. demjenigen, das in der bereits mehrfach erwähnten WO 93/01509 offenbart ist, oder nach einem Verfahren, wie es in IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. M1-6, März 1987 beschrieben ist.If you take the template recording completely without phase coding carried out, information can also be obtained from the detected echoes win information about possible phase and time errors. This information can then be processed in the second pass Sequence and also in subsequent runs be used to correct the errors, e.g. B. how next described above or by any other method, e.g. B. the one described in WO 93/01509 or by a method as described in IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. M1-6, March 1987 is described.

Die in der Fig. 2 dargestellte Sequenz ist lediglich ein zu Erläuterungszwecken dienendes Beispiel. In der Praxis wird eine Sequenz dieser Art mit weit mehr als drei HF-Refokussie rungsimpulsen durchgeführt, auch kann die Anzahl der nach jedem Refokussierungsimpuls erzeugten Echos größer als 3 sein. Auch kann die Verteilung der Echos innerhalb der jeweiligen Gruppe beliebig sein, eine symmetrische Verteilung wie im Falle der Fig. 2 ist nicht unbedingt erforderlich, ebensowenig wie die Positionierung eines mittleren Echos am Ort der Spitze eines theoretischen Spinechos. Auch braucht die Sequenz nicht unbedingt Schichtgradienten-Impulse zur Schichtauswahl zu haben, wie sie in der zweiten Zeile der Fig. 2 als Beispiel dargestellt sind.The sequence shown in FIG. 2 is only an example for the purpose of illustration. In practice, a sequence of this type is carried out with far more than three RF refocusing pulses, and the number of echoes generated after each refocusing pulse can be greater than 3. The distribution of the echoes within the respective group can also be arbitrary, a symmetrical distribution as in the case of FIG. 2 is not absolutely necessary, just as little as the positioning of a middle echo at the location of the tip of a theoretical spin echo. The sequence also does not necessarily have to have slice gradient pulses for slice selection, as shown as an example in the second line of FIG. 2.

Um die Vorteile der Erfindung noch deutlicher aufzuzeigen, seien nachstehend die Ergebnisse eines praktischen Versuchs unter Anwendung der erfindungsgemäßen Phasencodierung mit Versuchsergebnissen verschiedener GRASE-Varianten verglichen. Bei den Versuchen wurde als MR-Gerät das Ganzkörper-Bildge bungssystem MEDSPEC 30/100 der Firma Bruker, Ettlingen, Deutschland, verwendet, mit einer Bo-Feldstärke von 3,0 T (Tesla) und maximaler Gradientenstärke von 30 mT/m bei einer Anstiegszeit von 600 µs. Das Versuchsobjekt (Phantom) bestand aus drei Glasröhrchen von jeweils 55 ml Fassungsvermögen und 25 mm Innendurchmesser. Die Röhrchen enthielten mit NiCl dotiertes Argarose-Gel. Die Argarose-Konzentration in den verschiedenen Röhrchen war unterschiedlich, nämlich 1,3 bzw. 1,0 bzw. 0,5%, um verschiedene T2-Werte von 70 bzw. 115 bzw. 190 ms zu erhalten. Die NiCl-Konzentration betrug 1 mM in allen Röhrchen, was einen TI-Wert von etwa 1 s ergab.In order to demonstrate the advantages of the invention even more clearly, below are the results of a practical experiment using the phase coding according to the invention with Test results of different GRASE variants compared. Whole body imaging was used as an MR device in the experiments training system MEDSPEC 30/100 from Bruker, Ettlingen, Germany, used with a Bo field strength of 3.0 T. (Tesla) and maximum gradient strength of 30 mT / m at a Rise time of 600 µs. The test object (phantom) passed from three glass tubes each with a capacity of 55 ml and 25 mm inner diameter. The tubes contained NiCl doped argarose gel. The argarose concentration in the different tubes were different, namely 1.3 or 1.0 or 0.5%, by different T2 values of 70 or 115 or Get 190 ms. The NiCl concentration was 1 mM in all tubes, which gave a TI value of about 1 s.

Die Steuereinrichtung des MR-Gerätes wurde programmiert zur Durchführung einer Sequenz aus einem HF-Anregungsimpuls mit Flipwinkel von 90° und 33 refokussierenden HF-Impulsen in Abständen von 11,5 ms und mit jeweils einem Flipwinkel von 180°. Alle HF-Impulse wurden auf hermitische Impulsform und eine Länge von 2 ms zugeschnitten. Programmiert wurde ferner eine derartige Steuerung des Lesegradienten, daß nach jedem Refokussierungsimpuls drei Gradientenechos im Abstand von 2,6 ms erhalten wurden, also insgesamt 99 Echos verfügbar waren. Für jedes Echo wurde eine Akquisitionsdauer von 1,28 ms vorge sehen (zur Abtastung von 128 komplexen Datenpunkten). Ein bei jedem HF-Impuls anzulegender Schichtgradient wurde für eine Schichtdicke von 5 mm programmiert.The control device of the MR device was programmed to Execution of a sequence from an RF excitation pulse with Flip angle of 90 ° and 33 refocusing RF pulses in Intervals of 11.5 ms and each with a flip angle of 180 °. All RF pulses were on Hermitian pulse shape and cut to a length of 2 ms. It was also programmed such a control of the reading gradient that after each Refocusing pulse three gradient echoes at a distance of 2.6 ms were received, so a total of 99 echoes were available. An acquisition duration of 1.28 ms was specified for each echo see (to scan 128 complex data points). A at each RF pulse to be applied was for a Layer thickness of 5 mm programmed.

Mit den vorstehend aufgeführten Einstellungen wurden vier verschiedene Experimente an dem oben beschriebenen Phantom durchgeführt, jeweils mit unterschiedlicher Reihenfolge der Phasencodierung innerhalb der Sequenz, nämlich (1) gemäß Standard-GRASE, (2) gemäß K-Band-GRASE mit drei gleichen Bändern, (3) gemäß Centric-GRASE und (4) gemäß der Erfindung, hier speziell mit zentriertem symmetrisch-monotonem Intensi tätsprofil im K-Raum. Die effektive Echozeit (d. h. die Zeit, bei welcher das mit Nullphase codierte Echo akquiriert wurde) lag für die Standard-GRASE-Phasencodierung bei ungefähr 190 ms. Für die K-Band-Phasencodierung wurde das erste Band zum Füllen des mittleren Teils des K-Raumes verwendet, was eine effektive Echozeit von ungefähr 70 ms ergab. Für die Centric- GRASE-Phasencodierung galt naturgemäß TE_eff = TE = 11,5 ms. Jedem Experiment wurde eine Template-Aufnahme ohne Phasen codierung vorgeschaltet, um Phasenfehler-Informationen für die Phasenkorrektur und bestimmte Intensitäts-Informationen zu erhalten. Das jeweilige Experiment selbst wurde dann mit der dem jeweiligen Verfahren entsprechenden Schrittfolge der Phasencodierung durchgeführt.With the settings listed above, four different experiments were carried out on the phantom described above, each with a different sequence of phase coding within the sequence, namely (1) according to standard GRASE, (2) according to K-band GRASE with three identical bands, ( 3) according to Centric-GRASE and (4) according to the invention, here in particular with a centered symmetrical-monotonous intensity profile in the K-space. The effective echo time (ie the time at which the zero phase encoded echo was acquired) was approximately 190 ms for the standard GRASE phase encoding. For the K-band phase coding, the first band was used to fill the middle part of the K-space, which gave an effective echo time of approximately 70 ms. For the Centric-GRASE phase coding, TE _eff = TE = 11.5 ms applied. Each experiment was preceded by a template recording without phase coding in order to obtain phase error information for the phase correction and certain intensity information. The respective experiment itself was then carried out using the phase coding step sequence corresponding to the respective method.

Die Ergebnisse der vier Experimente sind in der Fig. 5 unter einander dargestellt, und zwar nach erfolgter Phasenkorrektur. Die linke Spalte zeigt für jede der vier verschiedenen Phasen codierungs-Reihenfolgen das Intensitätsprofil im K-Raum. Das Intensitätsprofil wurde zu Vergleichszwecken bei allen Versu chen aus der Template-Aufnahme ermittelt, und zwar aus der Fourier-Transformierten der Echos (und zwar zur besonderen Veranschaulichung selektiv für den Ort der Mitte des Röhr chens, das die Substanz mit dem kürzesten T2-Wert T2 = 70 ms enthielt, weil hier die stärksten Artefakte zu erwarten sind). Entlang der Phasenachse sind die Phasenkoordinaten in ähnli cher Weise wie in der Fig. 3 angegeben, im vorliegenden Fall von -49 bis +49, entsprechend den 99 Codierschritten für die 99 Echos. Die längs der Ordinate aufgetragenen Zahlen entspre chen einem willkürlichen Maßstab.The results of the four experiments are shown below one another in FIG. 5, namely after the phase correction has taken place. The left column shows the intensity profile in K-space for each of the four different coding sequences. The intensity profile was determined for comparison purposes in all experiments from the template recording, specifically from the Fourier transform of the echoes (specifically for illustration purposes, selectively for the location of the center of the tube, which is the substance with the shortest T2 value T2 = 70 ms contained because the strongest artifacts are expected here). Along the phase axis, the phase coordinates are given in a manner similar to that in FIG. 3, in the present case from -49 to +49, corresponding to the 99 coding steps for the 99 echoes. The numbers plotted along the ordinate correspond to an arbitrary scale.

Die rechte Spalte in Fig. 5 zeigt die unter Anwendung der betreffenden Phasencodierung erhaltenen Bilder, wobei das Röhrchen mit T2 = 190 ms links, das Röhrchen mit T2 = 115 ms in der Mitte und das Röhrchen mit T2 = 70 ms rechts erscheint. Die Richtung der Phasencodierung entspricht der vertikalen Bildrichtung. Man erkennt, daß die Bildartefakte insbesondere beim rechten Röhrchen (niedrigster T2-Wert) sehr stark sind, wenn die bekannten Verfahren Standard-, K-Band- und Centric- GRASE angewandt werden. Beim erfindungsgemäßen Verfahren sind diese Artefakte viel schwächer, das rekonstruierte Bild zeigt hier viel schärfere Ränder.The right column in FIG. 5 shows the images obtained using the relevant phase coding, with the tube with T2 = 190 ms on the left, the tube with T2 = 115 ms in the middle and the tube with T2 = 70 ms on the right. The direction of the phase encoding corresponds to the vertical image direction. It can be seen that the image artifacts, especially in the right tube (lowest T2 value), are very strong when the known methods standard, K-band and centric GRASE are used. In the method according to the invention, these artifacts are much weaker, the reconstructed image shows much sharper edges here.

Wie dieser Effekt zustandekommt, kann anhand der Darstellungen in der mittleren Spalte der Fig. 5 erklärt werden. Aufgetragen als Kurve über der Phasenachse ist hier der Betrag der Reihe des K-Raumes durch die Mitte des rechten Röhrchens. Die Fourier-Transformation dieser Reihe ergibt das Bildintensi tätsprofil durch die Mitte des Röhrchens längs der vertikalen Richtung (Raumrichtung der Phasencodierung). Man sieht, wie abrupte Diskontinuitäten im Intensitätsprofil des K-Raumes (linke Spalte) die stärksten Seitenmaxima in den Kurven der mittleren Spalte hervorrufen. Dies erklärt die in der rechten Spalte sichtbaren Bildartefakte. So zeigt z. B. die Kurve bei Centric-GRASE zwei kleine Seitenmaxima in relativ großer Entfernung vom zentralen Maximum. Dies entspricht den starken Bildartefakten, die man bei diesem Codierverfahren beobachtet, denn je weiter die Seitenmaxima vom Zentrum entfernt liegen, desto höherfrequent liegen sie und desto sichtbarer sind Arte fakte im Bild. Die Kurve bei der erfindungsgemäßen Phasen codierung zeigt zwar ebenfalls zwei Seitenmaxima, die jedoch kleiner sind und näher am zentralen Maximum liegen, also niedrigerfrequente Orte einnehmen. Dies führt, wie man in der rechten Spalte erkennt, zu viel schwächeren Bildartefakten. How this effect comes about can be explained on the basis of the representations in the middle column of FIG. 5. Plotted as a curve over the phase axis is the amount of the row of the K space through the middle of the right tube. The Fourier transformation of this series gives the image intensity profile through the center of the tube along the vertical direction (spatial direction of the phase coding). One sees how abrupt discontinuities in the intensity profile of the K-space (left column) cause the strongest side maxima in the curves of the middle column. This explains the image artifacts visible in the right column. So shows z. B. the curve in Centric-GRASE two small side maxima at a relatively large distance from the central maximum. This corresponds to the strong image artifacts that are observed with this coding method, because the further the side maxima are from the center, the higher their frequency and the more visible artifacts are in the image. The curve in the phase coding according to the invention likewise shows two side maxima, which are, however, smaller and closer to the central maximum, that is, they occupy lower-frequency locations. As can be seen in the right column, this leads to much weaker image artifacts.

Das erfindungsgemäße Codierverfahren kann gleichermaßen auch bei Sequenzen angewandt werden, die mit Impulsen anderer Flipwinkel arbeiten und/oder ein anderes Echosystem als die GRASE-Sequenz verwenden. Beispielsweise ist es möglich, durch eine Serie refokussierender Impulse, deren Flipwinkel anders sind als 180°, eine Echofolge zu erzeugen, die nicht nur sekundäre Spinechos (wie im Falle der GRASE-Sequenz), sondern auch mehrere primäre Spinechos sowie stimulierte Echos hervor rufen. Durch ausgeklügelte Wahl der Abstände zwischen den HF- Impulsen kann dafür gesorgt werden, daß sich diese verschie denen Echoarten nicht überlappen, vgl. z. B. Concepts in Magnetic Resonance, Vol. 8(4) 265-278 (1996). Auch bei Sequen zen dieser Art kann die erfindungsgemäße Phasencodierung mit Vorteil angewandt werden, um alle Echos für die Bildgebung zu verwenden, gewünschtenfalls sogar unter Aufspaltung der einzelnen Echos in jeweils eine Gruppe von Gradientenechos durch Lesegradienten-Umschaltung.The coding method according to the invention can equally well applied to sequences with impulses from others Flip angles work and / or an echo system other than that Use the GRASE sequence. For example, it is possible to a series of refocusing pulses whose flip angles are different are as 180 ° to generate an echo sequence that not only secondary spin echoes (as in the case of the GRASE sequence), but also several primary spin echoes and stimulated echoes call. Through a sophisticated choice of the distances between the HF Impulses can be made to shift which echo types do not overlap, cf. e.g. B. Concepts in Magnetic Resonance, Vol. 8 (4) 265-278 (1996). Even with sequences This type of zen can be used with the phase coding according to the invention Benefit applied to all echoes for imaging use, if necessary even by splitting the individual echoes in a group of gradient echoes by reading gradient switchover.

Die Erfindung ist unter anderem auch bei der Bildgebung von biologischem Gewebe anwendbar und hat Vorteile insbesondere bei Aufnahmen des Gehirns, da hier mit der erfindungsgemäßen Phasencodierung hervorragende Bildqualität zu erzielen ist. Man erhält insbesondere eine gute, scharfe Wiedergabe der Ränder von Objektbereichen niedrigen T2-Wertes, etwa an der Cortex.The invention is also used in the imaging of biological tissue and has particular advantages when recording the brain, since here with the invention Phase encoding to achieve excellent picture quality. In particular, you get a good, sharp reproduction of the Edges of object areas of low T2 value, for example at the Cortex.

Claims

1. A method for obtaining data for an image depicting the spatial distribution of the magnetic resonance behavior of an object within a selected location area, wherein
the object area arranged in a stationary magnetic field is exposed to a sequence of RF pulses, reading gradient pulses and phase gradient pulses such that a sequence to be acquired appears frequency and phase-coded echoes that are detected,
characterized by
that a pattern for a desired distribution of the signal intensities along the phase axis of the k-space is selected,
that the sequence is carried out for the first time with any or no phase coding and the intensities of the echoes detected are measured,
that the measured intensities are arranged in an order corresponding to the selected intensity distribution pattern and the respectively associated echoes are assigned consecutive coordinate values to the phase axis of the k-space in this order,
that in a subsequent second execution of the sequence, the phase gradient is controlled in accordance with this assignment and the echoes acquired in the process are used as a data record for filling the k-space.

2. The method according to claim 1, characterized in that as the intensity values of the echoes, the peak amounts of the Fourier Transformed the echoes can be determined.

3. The method according to claim 1 or 2, characterized net that the echo of maximum intensity a preselected Phase coordinate is assigned in K space and the other Echoes are assigned to phase coordinates that are in the Order of decreasing echo intensity with increasing distance alternately on one side and the other of the selected one Phase coordinates are, with phase coordinates being beyond would lie at one end of the K-space, in the opposite direction set end of the K space can be rolled over.

4. The method according to claim 3, characterized in that the preselected coordinate lies in the middle of the K-space.

5. The method according to claim 3, characterized in that a desired effective echo time of the second sequence is set by said pre-selected phase coordinate to such an extent compared to the center of the K-space is chosen offset that the phase coordinate of that Echoes, whose time interval to the exciting RF pulse is equal to the desired effective echo time, in the middle of the K space.

6. The method according to any one of claims 1 to 5, characterized characterized in that the first sequence has no phase gradient is carried out and acquired from the in the first sequence echoes Information about time and / or phase errors based on which an error correction is based for the echoes of the second sequence.

7. The method according to claim 6, characterized in that the vertices of the envelope in the first sequence acquired echoes are determined and their temporal Shift from the center of the acquisition window is determined and that the acquisition window in the second Sequence to compensate for this shift can be adjusted.

8. The method according to claim 6 or 7, characterized in net that the phase shifts in the first sequence acquired echoes are measured and that each acquired Echo of the second sequence after the acquisition in the time domain that phase shift with opposite sign is communicated for the corresponding echo in the first Sequence was measured.

9. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that read gradient pulses alternate render polarity alternating with refocusing RF pulses be impressed such that after each of these RF pulses a sequence of gradient echoes appears.

10. The method according to any one of the preceding claims characterized in that an exciting RF pulse with a Flip angle of 90 ° is used.

11. The method according to any one of the preceding claims characterized in that refocusing RF pulses with Flip angles of 180 ° can be used.

12. The method according to any one of the preceding claims characterized in that at least the of the RF pulses Excitation pulse generated in the presence of a slice gradient becomes.

13. The method according to any one of the preceding claims characterized in that the second sequence m times is carried out in succession while maintaining the Order in which the echoes are consecutive Coordinate values assigned to the phase axis of k-space are.

14. The method according to claim 13, characterized in that the successive coordinate values of the phase axis by a fixed partial dimension d = L / (m.N) from repetition to repetition fetch, where L is the length of the K space in Direction of the phase axis and N is the number of acquired There is echoes in every sequence.

15. The device ( FIG. 1) for obtaining data for an image representation which shows the spatial distribution of the magnetic resonance behavior of an object within a selected location area
a device ( 12 , 16 ) for generating a homogeneous magnetic field in the object area to be examined, which aligns the spins in the field direction,
a device ( 24 , 30 ) for generating RF pulses which act on the object area and turn the spins out of the field direction by a flip angle,
Devices ( 18 , 20 , 22 , 28 ) for generating magnetic field gradients in different spatial directions,
a device ( 32 , 34 ) for detecting and processing the magnetic resonance signals emanating from the object area,
and a control device ( 14 ) for controlling the device generating the RF pulses and the devices generating the magnetic field gradient and the detection and processing device in such a way that the object area is exposed to a sequence of RF pulses, reading gradient pulses and phase gradient pulses, to produce and detect a sequence of frequency and phase coded echoes,
marked by
a device for specifying a pattern for a distribution of the signal intensities along the phase axis of the k-space,
means (in 34 ) for measuring the intensities of the echoes produced,
such a design of the control device ( 14 ) that when it is activated

the sequence is carried out for the first time with any or no phase coding and the intensities of the echoes that appear are measured,
the measured intensities are arranged in an order corresponding to the selected intensity distribution pattern and the respectively associated echoes are assigned consecutive coordinate values of the phase axis of the k-space in this order,
- The sequence is carried out a second time and the phase gradient is controlled in accordance with this assignment and the echoes acquired are used as a data record for filling the k-space.

16. The apparatus according to claim 15, characterized by such training of the control device that as Intensi actual values of the echoes are the peak amounts of the Fourier transform of the echoes acquired in the sequence will.

17. The apparatus according to claim 15 or 16, characterized by designing the control device such that the echo maximum intensity a preselected phase coordinate in the K- Space is assigned and the other echoes are phase coordinates are assigned to the order of decreasing echo Intensity alternating on the one side with increasing distance and other side of the preselected phase coordinate, where phase coordinates that are beyond one end of k-space would lie in the opposite end of K-space be rolled over.

18. The apparatus according to claim 17, characterized by such training of the control device that the pre selected phase coordinate lies in the middle of the K space.

19. The apparatus according to claim 17, characterized by such training of the control device that it is a ge sets the desired effective echo time of the second sequence, by the said preselected phase coordinate against the The middle of the K-space is displaced to such an extent that the phase coordinate of the echo, its temporal Distance to the exciting RF pulse equal to the desired one effective echo time is in the middle of the K space.

20. Device according to one of claims 15 to 19, characterized by such training the Steuereinrich tion and the processing device that the first sequence is carried out without a phase gradient and from the in the In the first sequence, echoes acquired information about time and / or Phase errors are derived on the basis thereof an error correction for the echoes of the second sequence is carried out.

21. The apparatus according to claim 20, characterized by such training of the control device that the apex points of the envelope of those acquired in the first sequence Echoes are determined and their temporal shift against is determined over the middle of the acquisition window and that the acquisition window in the second sequence to the compensation tion of this shift can be adjusted.

22. The apparatus according to claim 20 or 21, characterized by designing the control device such that the Phase shifts of those acquired in the first sequence Echoes are measured and that each acquired echo second sequence after the acquisition in the time domain some phase shift with opposite sign is communicated for the corresponding echo in the first Sequence was measured.

23. The device according to one of claims 15 to 22, characterized by such training the Steuereinrich tion that reading gradient pulses of alternating polarity alternately imprinted with refocusing RF pulses be such that after each of these RF pulses a sub sequence of gradient echoes appears.

24. The device according to one of claims 15 to 23, characterized by such training the Steuereinrich tion that the RF pulse with a flip angle measured from 90 °.

25. The device according to one of claims 15 to 24, characterized by such training the Steuereinrich tion that the sequences with refocusing RF pulses with Flip angles of 180 ° can be performed.

26. The device according to one of claims 15 to 25, characterized by such training the Steuereinrich tion that of the RF pulses at least the excitation pulse in Presence of a slice gradient is generated.

27. The device according to one of claims 15 to 26, characterized by such training the Steuereinrich tion that the second sequence performed m times in a row is maintaining the order in which the echoes successive coordinate values of the phase axis of the K Are assigned to the room.

28. The apparatus according to claim 27, characterized by such training of the control device that the one another the following coordinate values of the phase axis around a fixed Partial dimension d = L / (m.N) offset from repeat to repeat where L is the length of k-space in the direction of the phases axis is and N is the number of echoes acquired in each Sequence is.