DE19808662A1

DE19808662A1 - Pulse sequence for operating magnetic resonance imaging tomography device

Info

Publication number: DE19808662A1
Application number: DE1998108662
Authority: DE
Inventors: Michael Deimling
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-03-02
Filing date: 1998-03-02
Publication date: 1999-09-09

Abstract

The pulse sequence is generated to operate an MRI tomography device. A train of high frequency stimulating pulses are transmitted to an object under investigation. A read out gradient (GR) with at least double alternating polarity between each pair of stimulating pulses is switched on. A group of at least two magnetic resonance signals are read out at gradient echos under the read out gradient in each read out interval between two stimulating pulses. The magnetic resonance signals are phase encoded. The signals belonging to the same group are phase encoded in the same way. The resonance signals are then sampled and the sample values of each group are combined.

Description

Für bestimmte diagnostische Fragestellungen ist in der Kern spintomographie eine T2*-Wichtung gewünscht. Dabei steht T2* für die Zeitkonstante für den Verlust der Phasenkohärenz der Spins aufgrund einer Verknüpfung von Magnetfeldinhomogenitä ten und Spin-Spin-Querrelaxation. Typischerweise werden hier für Gradientenechosequenzen angewandt, wobei für die T2*- Wichtung lange Echozeiten TE erforderlich sind. Dies erfor dert ferner lange Repetitionszeiten TR und - zur Vermeidung von Sättigungseffekten - kleine Anregungswinkel α. Aufgrund der langen Echozeit erhält man ein langes Ausleseintervall. Da die Auslesebandbreite Δν umgekehrt proportional zur Länge des Ausleseintervalls ist, resultiert daraus eine sehr kleine Auslesebandbreite Δν. Hinsichtlich des Rauschanteils N des Kernresonanzsignals ist dies von Vorteil, die kleine Auslese bandbreite hat jedoch auch eine kleine Amplitude des Auslese gradienten GR zur Folge.For certain diagnostic questions is at the core spin tomography desired a T2 * weighting. Where T2 * for the time constant for the loss of the phase coherence of the Spins due to a combination of magnetic field inhomogeneity and spin-spin cross relaxation. Typically, here for gradient echo sequences, whereby for the T2 * - Weighting long echo times TE are required. This is necessary long repetition times TR and - to avoid of saturation effects - small excitation angles α. Because of the long echo time gives a long readout interval. Since the readout bandwidth Δν is inversely proportional to the length of the reading interval, the result is a very small one Readout bandwidth Δν. With regard to the noise component N des This is advantageous for the nuclear magnetic resonance signal, the small readout However, bandwidth also has a small readout amplitude gradient GR result.

Eine kleine Gradientenamplitude bewirkt jedoch eine erhöhte Anfälligkeit gegen Feldverzerrungen. Damit wird die Sequenz empfindlicher gegenüber externen Feldstörungen. Ferner werden auch Artefakte durch chemische Verschiebung, insbesondere der Resonanzlinien von Fett und Wasser, verstärkt.However, a small gradient amplitude causes an increased one Susceptibility to field distortion. This will make the sequence more sensitive to external field disturbances. Furthermore also artifacts from chemical shift, especially the Resonance lines of fat and water, reinforced.

Aus dem Artikel S. Vinitski et al. "Improvement in Signal-to- Noise Ratio and Reduction of Chemical Shift and Motion- induced Artifacts by Summation of Gradient and Spin Echo Data Acquisition", in Journal of Computer Assisted Tomography, 13, (6): 1041-1047, wird eine Pulssequenz vorgeschlagen, bei der nach einem Hochfrequenz-Anregepuls und einem Hochfrequenz- Refokussierungspuls ein Auslesegradient dreifach invertiert wird, so daß man insgesamt drei Kernresonanzsignale in Form von zwei Gradientenechos und einem Spinecho erhält. Durch das Aufsummieren der zwei Gradientenechos und des Spinechos er hält man ein Signal, dessen Signal-Rausch-Verhältnis etwa dem eines einzelnen Spinechos über die gesamte Abtastperiode ent spricht. Wegen der höheren Gradientenamplituden werden jedoch Artefakte aufgrund der chemischen Verschiebung gegenüber dem Spinecho auf ein Drittel reduziert. Ferner werden durch die Addition von Gradientenechos und Spinechos Bewegungsartefakte aufgrund der Mittelung reduziert. Die in der genannten Publi kation dargestellte Sequenz ist jedoch relativ langsam, da sie im Prinzip eine Spinechosequenz darstellt, bei der eine relativ lange Repetitionszeit eingehalten werden muß. Eine T2*-Wichtung ist bei dieser Sequenz nicht möglich. Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Pulssequenz anzugeben, die schneller ist und einen T2*- oder auch einen T1-Kontrast er möglicht.From the article S. Vinitski et al. "Improvement in signal-to- Noise Ratio and Reduction of Chemical Shift and Motion induced artifacts by Summation of Gradient and Spin Echo Data Acquisition ", in Journal of Computer Assisted Tomography, 13, (6): 1041-1047, a pulse sequence is suggested in which after a high frequency excitation pulse and a high frequency Refocusing pulse a readout gradient inverted three times is, so that you have a total of three nuclear magnetic resonance signals in the form received by two gradient echoes and a spin echo. By the Sum up the two gradient echoes and the spin echo you hold a signal whose signal-to-noise ratio is about that of a single spin echo over the entire sampling period speaks. Because of the higher gradient amplitudes, however Artifacts due to the chemical shift from that Spin echo reduced to a third. Furthermore, the Addition of gradient echoes and spin echoes motion artifacts reduced due to averaging. The in the Publi cation sequence is relatively slow, however in principle it represents a spin echo sequence in which one relatively long repetition time must be observed. A T2 * weighting is not possible with this sequence. task the invention is therefore to provide a pulse sequence that is faster and has a T2 * or a T1 contrast possible.

Diese Aufgabe wird mit einer Pulssequenz nach Anspruch 1 bzw. mit einem Kernspintomographiegerät nach Anspruch 11 gelöst. Wenn eine Gruppe von Kernresonanzsignalen gleicher Phasenco dierung m Kernresonanzsignale umfaßt, so erhält man je Kern resonanzsignal eine m-fach kürzere Auslesezeit mit einer m- fach höheren Amplitude des Auslesegradienten. Entsprechend der höheren Amplitude des Auslesegradienten wird die Wirkung externer wie auch interner Magnetfeldstörungen geringer. Ebenso werden Artefakte durch Chemical Shift, insbesondere zwischen Fett und Wasser, reduziert. Durch das Zusammenführen der Abtastwerte jeder Gruppe von Kernresonanzsignalen wird das beim einzelnen Kernresonanzsignal geringere Signal- Rausch-Verhältnis wieder verbessert, so daß die vorgeschlage ne Pulssequenz ein vergleichbares Signal-Rausch-Verhältnis wie die Pulssequenz mit kleiner Auslesebandbreite hat. Grund sätzlich stellt diese Sequenz eine Gradientenechosequenz dar, die bei entsprechend kleinem Flipwinkel bei der Anregung mit kürzeren Repetitionszeiten als Spinechosequenzen durchgeführt werden kann. Ferner erhält man einen T2*-Kontrast.This object is achieved with a pulse sequence according to claim 1 or solved with a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11. If a group of nuclear magnetic resonance signals of the same phase co dation includes nuclear magnetic resonance signals, so you get per core resonance signal an m times shorter readout time with an m fold higher amplitude of the readout gradient. Corresponding the higher the amplitude of the readout gradient becomes the effect external and internal magnetic field interference less. Likewise, chemical shift artifacts, in particular between fat and water. By merging of the samples of each group of nuclear magnetic resonance signals the lower signal for the single nuclear magnetic resonance signal Noise ratio improved again, so that the proposed ne pulse sequence a comparable signal-to-noise ratio how the pulse sequence has a small readout bandwidth. Reason in addition, this sequence represents a gradient echo sequence, which with a correspondingly small flip angle during the excitation shorter repetition times than spin echo sequences can be. A T2 * contrast is also obtained.

Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.Further advantageous embodiments of the invention are in specified in the subclaims.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 33 näher erläutert. Dabei zeigen:Embodiments of the invention are explained in more detail below with reference to FIGS. 1 to 33. Show:

Fig. 1 bis 4 zur Erläuterung der Problemstellung eine herkömmliche T2*-gewichtete Gradiente nechosequenz mit niedriger Bandbreite, Fig. 1 to 4 for explaining the issue of a conventional T2 * -weighted gradient nechosequenz low bandwidth,

Fig. 5 bis 8 ein erstes Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz nach der Erfindung, Fig. 5 to 8 show a first embodiment of a pulse sequence according to the invention,

Fig. 9 bis 12 den Phasengang für eine solche Pulsse quenz, Figure 9 to 12 frequency. The phase response of such a Pulsse,

Fig. 13 bis 16 ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfin dung mit Abtastung der Kernresonanzsignale unter unipolaren Gradienten, Fig. 13 to 16 a second embodiment of the dung OF INVENTION with scanning of the nuclear magnetic resonance signals by unipolar gradient,

Fig. 17 bis 20 ein Ausführungsbeispiel der Erfindung, wo bei die Kernresonanzsignale ebenfalls un ter unipolaren Gradienten ausgelesen wer den, jedoch zusätzlich Flußrefokussiergra dienten vorgeschaltet sind, Fig where read. 17 to 20 an embodiment of the invention, in the nuclear magnetic resonance signals also un ter unipolar gradient who to, but are preceded by addition Flußrefokussiergra served,

Fig. 21 bis 24 den Phasengang der Kernresonanzsignale für die Pulssequenz nach den Fig. 17 bis 20, Fig. 21 to 24 the phase response of the magnetic resonance signals for the pulse sequence according to Fig. 17 to 20,

Fig. 25 bis 28 eine Pulssequenz mit einem Navigatorecho, Fig. 25 to 28, a pulse sequence with a navigator echo,

Fig. 29 bis 32 eine Pulssequenz vom "FISP"-Typ, Fig. 29 to 32 a pulse sequence from the "FISP" type,

Fig. 33 bis 36 eine Pulssequenz vom "PSIF"-Typ, Fig. 33 to 36 a pulse sequence from the "PSIF" type,

Fig. 37 bis 40 eine Pulssequenz vom "True FISP"-Typ, Fig. 37 to 40 a pulse sequence from the "True FISP" type,

Fig. 41 bis 44 eine Pulssequenz mit gemischter Bandbrei te, Figure 41 through 44 th., A pulse sequence with mixed Bandbrei,

Fig. 45 und 46 die Darstellung von Signalen bei niedriger bzw. hoher Bandbreite, Figs. 45 and 46, the representation of signals at a low or high bandwidth,

Fig. 47 die Wirkung einer Tiefpaßfilterung auf ein Signal, Fig. 47, the effect of low-pass filtering on a signal,

Fig. 48 die Wirkung einer Hochpaßfilterung auf ein Signal, Fig. 48, the effect of a high-pass filtering on a signal,

Fig. 49 die schematische Darstellung einer Vor richtung zur Durchführung des Verfahrens. Fig. 49 is a schematic representation of an on device for performing the method.

In den Fig. 1 bis 4 ist eine T2*-gewichtete Gradiente nechosequenz niedriger Bandbreite in herkömmlicher Art darge stellt. Es wird eine Folge von Hochfrequenzpulsen RF unter der Wirkung von Schichtselektionsgradienten eingestrahlt, wo bei in Fig. 1 nur der erste Hochfrequenzpuls RF dargestellt ist. Nach der Einstrahlung des Hochfrequenzpulses wird ein negativer Gradientenpuls GR und eine Phasencodierpuls GP ge schaltet. Ferner wird in negativer Schichtselektionsrichtung ein Puls GS geschaltet, der die durch den positiven Puls des Schichtselektionsgradienten GS verursachte Dephasierung der Kernspins zurücksetzt. Damit das in Fig. 2 dargestellte Kernresonanzsignal S T2*-gewichtet ist, muß es mit einer re lativ langen Echozeit TE ausgelesen werden. Wie bereits ein gangs erläutert, bedingt dies, daß der Auslesegradient GR re lativ klein ist. Däs relativ lange Ausleseintervall ent spricht einer kleinen Auslesebandbreite Δν. Diese kleine Aus lesebandbreite ist bezüglich des Rauschanteils N des Signals S von Vorteil, da gilt:
In FIGS. 1 to 4, a T2 * -weighted gradient is nechosequenz low bandwidth in a conventional manner provides Darge. A sequence of high-frequency pulses RF is radiated under the effect of slice selection gradients, where only the first high-frequency pulse RF is shown in FIG. 1. After irradiation of the high frequency pulse, a negative gradient pulse GR and a phase encoding pulse GP are switched. Furthermore, a pulse GS is switched in the negative slice selection direction, which resets the dephasing of the nuclear spins caused by the positive pulse of the slice selection gradient GS. So that the nuclear magnetic resonance signal S T2 * -weighted shown in FIG. 2, it must be read out with a relatively long echo time TE. As already explained above, this means that the readout gradient GR is relatively small. The relatively long readout interval corresponds to a small readout bandwidth Δν. This small read-out bandwidth is advantageous with regard to the noise component N of the signal S since:

N ~ √ΔνN ~ √Δν

Es gilt aber auch, daß die Amplitude des Auslesegradienten GR der Auslesebandbreite Δν proportional ist. Damit erhält man bei einer Gradientenechosequenz niedriger Bandbreite also kleine Gradientenamplituden.But it also applies that the amplitude of the readout gradient GR the readout bandwidth Δν is proportional. So you get with a low bandwidth gradient echo sequence small gradient amplitudes.

Es ist anschaulich, daß Pulssequenzen mit kleinen Amplituden des Auslesegradienten anfälliger gegenüber externen zeitab hängigen Störungen ΔB₀(t) sind. Dasselbe gilt auch gegenüber statischen Feldverzerrungen. Schließlich werden auch Artefak te aufgrund der chemischen Verschiebung, insbesondere zwi schen Fett- und Wasserspins, größer. Die Verschiebung eines Pixels ist nämlich gegeben durch
It is clear that pulse sequences with small amplitudes of the readout gradient are more susceptible to external time-dependent disturbances ΔB ₀ (t). The same applies to static field distortions. Finally, artifacts are also becoming larger due to the chemical shift, especially between fat and water spins. The displacement of a pixel is given by

δ * B₀/GR
δ * B ₀ / GR

wobei δ = Konstante für chemische Verschiebung = 3,3 ppm für Fett/Wasser, B₀ = Stärke des Grundmagnetfeldes, GR = Amplitu de des Auslesegradienten.where δ = constant for chemical shift = 3.3 ppm for fat / water, B ₀ = strength of the basic magnetic field, GR = amplitude of the readout gradient.

In den Fig. 5 bis 8 ist ein erstes Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Pulssequenz dargestellt. Dabei wird, wie bei der herkömmlichen Gradientenechosequenz nach den Fig. 1 bis 4 bei jeder Sequenzrepetition ein Anrege-Hochfrequenz puls RF unter der Wirkung eines positiven Pulses eines Schichtselektionsgradient GS eingestrahlt. Wie bei der her kömmlichen Sequenz folgen auf die Anregung negative Pulse des Schichtselektionsgradienten GS und des Auslesegradienten GR sowie ein Phasencodiergradient GP.In FIGS. 5 through 8, a first embodiment of the pulse sequence of the invention is illustrated. As in the conventional gradient echo sequence according to FIGS . 1 to 4, an excitation high-frequency pulse RF is radiated in under each sequence repetition under the effect of a positive pulse of a slice selection gradient GS. As with the conventional sequence, the excitation is followed by negative pulses of the slice selection gradient GS and the readout gradient GR and a phase coding gradient GP.

Anschließend folgen gemäß Fig. 7 mehrere Pulse des Auslese gradienten GR mit alternierendem Vorzeichen. Im Ausführungs beispiel nach den Fig. 5 bis 8 werden unter jedem Gradien tenpuls Kernresonanzsignale S (im Ausführungsbeispiel insge samt sechs solcher Kernresonanzsignale) ausgelesen. Nach dem letzten Kernresonanzsignal S wird der Phasencodiergradient GP wieder zurückgesetzt und die Phasenkohärenz durch einen soge nannten Hf-Spoilerpuls zerstört. Randechos werden durch einen negativen Puls des Auslesegradienten am Ende der Pulssequenz vermieden.This is followed as shown in FIG. 7, a plurality of pulses of the read gradient GR with alternating sign. In the embodiment example according to FIGS . 5 to 8, nuclear magnetic resonance signals S (in the exemplary embodiment, a total of six such nuclear magnetic resonance signals) are read out under each gradient pulse. After the last nuclear magnetic resonance signal S, the phase coding gradient GP is reset again and the phase coherence is destroyed by a so-called RF spoiler pulse. Edge echoes are avoided by a negative pulse of the readout gradient at the end of the pulse sequence.

Die Wiederholung des dargestellten Sequenz-Ablaufs erfolgt mit einer derartigen Repetitionszeit TR, daß sich ein Steady- State-Zustand der Magnetisierung einstellt. Um Sättigung der Magnetisierung zu vermeiden, weisen die Hochfrequenz-Anrege pulse RF Flipwinkel α von deutlich kleiner als 90° auf.The sequence sequence shown is repeated with such a repetition time TR that a steady State state of magnetization. To saturate the Avoid magnetization, the high-frequency excitation pulse RF flip angle α of significantly less than 90 °.

Bei dieser Sequenz sind die sechs Kernresonanzsignale S, die alle Gradientenechos darstellen, in gleicher Weise phasenco diert (im Unterschied beispielsweise zum Echo Planar Imaging- Verfahren, wo durch mehrfache Gradienteninversion unter schiedliche phasencodierte Signale gewonnen werden).In this sequence, the six nuclear magnetic resonance signals S are the represent all gradient echoes, phasenco in the same way (in contrast to Echo Planar Imaging, for example Procedure where by multiple gradient inversion under different phase-coded signals are obtained).

Bei gleicher Gesamtlänge des Ausleseintervalls und einer Gruppe von m (im Ausführungsbeispiel m = 6) Kernresonanzsigna len je Ausleseintervall haben die Einzelpulse des Auslesegra dienten nach Fig. 7 im Vergleich zum Auslesegradienten nach Fig. 3 unter Vernachlässigung der An- und Abstiegsflanken eine m-fach höhere Amplitude und die Auslesezeit Tk pro Kern resonanzsignal ist m-fach kürzer als im Beispiel nach den Fig. 1 bis 4. With the same total length of the readout interval and a group of m (in the exemplary embodiment m = 6) nuclear magnetic resonance signals per readout interval, the individual pulses of the readout graph according to FIG. 7 have an m-fold compared to the readout gradient according to FIG. 3, neglecting the rising and falling edges higher amplitude and the readout time Tk per core resonance signal is m times shorter than in the example according to FIGS. 1 to 4.

Die Auslesebandbreite ist bei den Signalen nach Fig. 6 im Vergleich zu Signalen nach Fig. 2 m-mal so groß, was ein √m-fach geringeres Signal-Rausch-Verhältnis für jedes ein zelne Kernresonanzsignal S zur Folge hat. Wenn man jedoch die einzelnen Kernresonanzsignale S einer Gruppe von Kernreso nanzsignalen S gleicher Phasencodierung miteinander ver knüpft, kann man diesen Verlust an Signal-Rausch-Verhältnis wieder ausgleichen. Hier gibt es verschiedene Möglichkeiten:
Durch einfache Addition der m unkorrelierten Betragssignale erhöht sich das Signal-Rausch-Verhältnis wieder um den Faktor √m, so daß man ein vergleichbares Signal-Rausch-Verhältnis wie bei der Pulssequenz nach den Fig. 1 bis 4 erhält. Durch Betragsbildung der Einzelsignale nach einer zweidimen sionalen Fourier-Transformation werden dabei Phasenfehler vollständig vermieden. Günstiger als die einfache Addition der Betragsbilder ist es allerdings, die Quadratsumme der einzelnen Abtastwerte der Kernresonanzsignale zu bilden und die Quadratwurzel daraus zu berechnen, um entsprechend der Zahl der einzelnen Kernresonanzsignale mit 1/m zu normieren.The read bandwidth in the signals according to FIG. 6 is 2 times as large as compared to signals according to FIG. 2, which results in a √m times lower signal-to-noise ratio for each individual nuclear magnetic resonance signal S. However, if one links the individual nuclear magnetic resonance signals S of a group of nuclear magnetic resonance signals S with the same phase coding, this loss of signal-to-noise ratio can be compensated for again. There are different ways:
By simply adding the m uncorrelated magnitude signals, the signal-to-noise ratio increases again by a factor of √m, so that a signal-to-noise ratio comparable to that of the pulse sequence according to FIGS. 1 to 4 is obtained. By forming the magnitude of the individual signals after a two-dimensional Fourier transformation, phase errors are completely avoided. However, it is cheaper than simply adding the magnitude images to form the sum of the squares of the individual samples of the nuclear magnetic resonance signals and to calculate the square root therefrom in order to normalize with 1 / m according to the number of individual nuclear magnetic resonance signals.

Mit der höheren Gradientenamplitude des Auslesegradienten nach Fig. 7 im Verhältnis zur Gradientenamplitude des Ausle segradienten nach Fig. 3 ist eine im umgekehrten Verhältnis der Gradientenamplituden geringere Anfälligkeit gegen externe zeitabhängige Störungen ΔB₀(t) des Grundfelds B₀ verbunden. Entsprechend unempfindlich ist die MR-Bildgebung mit Mul tigradientenechosequenzen auch gegenüber statischen externen Feldverzerrungen. Ferner werden Artefakte aufgrund chemischer Verschiebung, insbesondere zwischen Fett und Wasser, insbe sondere bei Hochfeldtomographen reduziert. Diese Artefakte werden verursacht durch die Pixelverschiebung, die gegeben ist durch die bereits oben angegebene Beziehung
With the higher gradient amplitude of the readout gradient according to Fig. 7 in relation to the gradient amplitude the interpretation segradienten of FIG. 3 is a lower in inverse proportion to the gradient amplitudes susceptibility to external time-dependent disorders .DELTA.B ₀ (t) of the main field B _0, respectively. MR imaging with multi-gradient echo sequences is also insensitive to static external field distortions. Furthermore, artifacts due to chemical shift, especially between fat and water, are reduced, especially in high-field tomographs. These artifacts are caused by the pixel shift given by the relationship already given above

δ * B₀/GRδ * B ₀ / GR

Der Phasenverlauf bei dieser Sequenz ist in den Fig. 9 bis 12 dargestellt, wobei die gepunktete Linie jeweils den Pha senverlauf stationärer Spins, die gestrichelte Linie den Pha senverlauf bewegter Spins darstellt. Im Unterschied zur Pulssequenz nach den Fig. 5 bis 8 ist hier der Auslesepha se jeweils ein bipolarer Puls GSG bzw. GRG in Schichtselekti onsrichtung bzw. Ausleserichtung vorgeschaltet. Mit diesen als GMR (Gradient Motion Refocussing) bezeichneten Pulsen wird eine Refokussierung bewegter Spins zu den Signalzeit punkten erreicht. Fig. 11 zeigt, daß der Phasenverlauf in Ausleserichtung (GR) zu den Zeitpunkten der Signalmaxima für stationäre Spins durch Null geht. Der Signalverlauf für be wegte Spins, der durch ∫GR.t dt proportional ist, geht im Ausführungsbeispiel nach den Fig. 9 bis 12 zum Zeitpunkt der Signalmaxima ebenfalls durch Null.The phase curve in this sequence is shown in FIGS. 9 to 12, the dotted line representing the phase curve of stationary spins, the dashed line representing the phase curve of moving spins. In contrast to the pulse sequence according to FIGS. 5 to 8, the readout phase is preceded in each case by a bipolar pulse GSG or GRG in the direction of the layer selection or readout direction. These pulses, called GMR (Gradient Motion Refocussing), are used to refocus moving spins at the signal times. Fig. Shows that the phase response in the readout direction (GR) is at the timings of the signal maxima for stationary spins by zero. 11 The signal curve for moving spins, which is proportional by ∫GR.t dt, is also zero in the exemplary embodiment according to FIGS . 9 to 12 at the time of the signal maxima.

Generell wird der quadratische Phasenverlauf durch Bewegung bzw. Fluß (ϕf ~ t²) im Ausleseintervall umso linearer, je größer m ist, d. h., je mehr Kernresonanzsignale je Auslesein tervall ausgelesen werden. Daraus resultiert eine geringere Pixelverschmierung im Bild. Auch ohne GMR-Pulse wird die Pha se bewegter Spins beim dargestellten Sequenztyp mit Auslesen von Kernresonanzsignalen unter Gradienten alternierenden Vor zeichens bei jedem geradzahligen Echo rephasiert.In general, the quadratic phase profile through movement or flow (ϕf ~ t ² ) in the readout interval becomes more linear the larger m is, ie the more nuclear magnetic resonance signals are read out per readout interval. This results in less pixel smearing in the image. Even without GMR pulses, the phase of moving spins is rephased in the sequence type shown by reading nuclear magnetic resonance signals under gradients of alternating signs with every even-numbered echo.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Pulssequenz nach der Erfindung ist in den Fig. 13 bis 16 dargestellt. Hierbei besteht der Auslesegradient GR ebenfalls aus Teilpulsen wech selnden Vorzeichens, wobei jedoch Kernresonanzsignale S nur unter Gradientenpulsen positiven Vorzeichens ausgelesen wer den. Da die negativen Gradienten hier nicht zum Auslesen ge nutzt werden, wird man diese so kurz wie möglich halten. Wie bei der Pulssequenz nach den Fig. 5 bis 8 sind auch hier alle Kernresonanzsignale eines Ausleseintervalls gleich pha sencodiert, indem man diesen einen gemeinsamen ersten Phasen codiergradienten GP1 voranstellt, wobei die Phasencodierung am Ende des Ausleseintervalls durch einen zweiten, entgegen gesetzt gerichteten Phasencodiergradienten GP2 wieder zurück gesetzt wird.Another embodiment of a pulse sequence according to the invention is shown in FIGS. 13 to 16. Here, the readout gradient GR also consists of partial pulses of alternating signs, but nuclear magnetic resonance signals S are only read out under gradient pulses of a positive sign. Since the negative gradients are not used for reading here, they will be kept as short as possible. As with the pulse sequence according to FIGS. 5 to 8, all nuclear magnetic resonance signals of a readout interval are also coded identically by preceding them with a common first phase coding gradient GP1, the phase coding again at the end of the readout interval using a second phase coding gradient GP2 directed in opposite directions is reset.

Die Fig. 17 bis 20 zeigen wie die Fig. 13 bis 16 eine Pulssequenz, bei der die Kernresonanzsignale unter unipolaren Gradientenpulsen ausgelesen werden. Im Unterschied zur Puls sequenz nach den Fig. 13 bis 16 sind hier dem Auslesein tervall in Richtung des Auslesegradienten GR und des Schicht selektionsgradienten GS jedoch Flußrefokussierungs-(GMR)- Pulse vorgeschaltet. FIGS. 17 to 20 show, like FIGS. 13 to 16, a pulse sequence in which the nuclear magnetic resonance signals are read out under unipolar gradient pulses. In contrast to the pulse sequence according to FIGS . 13 to 16, however, the readout interval in the direction of the readout gradient GR and the slice selection gradient GS are preceded by flux refocusing (GMR) pulses.

In den Fig. 21 bis 24 ist der Phasenverlauf der Kernspins in Schichtselektionsrichtung, Ausleserichtung und Phasenco dierrichtung bei einer Pulssequenz nach den Fig. 17 bis 20 dargestellt. Wie in den Fig. 9 bis 12 sind hier stationäre Spins mit einer gepunkteten Linie, bewegte (fließende) Spins mit einer gestrichelten Linie dargestellt. Auch hier erkennt man, daß zum Zeitpunkt der Signalmaxima nicht nur die Phase bewegter Spins, sondern aufgrund der in Schichtselektions richtung und in Readout-Richtung vorangestellten bipolaren Flußrefokussierungspulse auch die Phase bewegter Spins durch Null geht. Wie in den vorangehenden Beispielen weisen alle Kernresonanzsignale in Phasencodierrichtung (GP) die gleiche Phase auf.In Figs. 21 to 24 of the phase response of the nuclear spins in the slice selection direction and readout direction Phasenco is commanding direction at a pulse sequence according to Figs. 17 to 20. As in FIGS. 9 to 12, stationary spins are shown with a dotted line, moving (flowing) spins with a dashed line. Here, too, it can be seen that not only the phase of moving spins at the time of the signal maxima, but also the phase of moving spins goes through zero due to the bipolar flux refocusing pulses preceded in the layer selection direction and in the readout direction. As in the previous examples, all nuclear magnetic resonance signals have the same phase in the phase encoding direction (GP).

Sowohl beim Auslesen unter unipolaren Gradientenpulsen als auch beim Auslesen unter bipolaren Gradientenpulsen ist es möglich, sogenannte Navigatorechos zu gewinnen, mit denen Einflüsse externer zeitabhängiger Störungen ΔB₀(t) des Grund mganetfeldes B₀ korrigiert werden können. In den Fig. 25 bis 28 ist dies für den Fall des Auslesens unter unipolaren Gradientenpulsen dargestellt. Im Ausführungsbeispiel wird et wa in der Mitte des Ausleseintervalls ein Kernresonanzsignal SN als Navigatorecho gewonnen, das die Phasencodierung Null aufweist. Hierzu wird die durch den ersten Phasencodierpuls GP1 verursachte Phasencodierung durch einen entgegengesetzt gerichteten Phasencodierpuls GP3 zurückgesetzt. Nach Gewin nung des Kernresonanzsignals SN wird die ursprüngliche Pha sencodierung durch einen Phasencodierpuls GP4 wiederherge stellt, so daß die letzten beiden Kernresonanzsignale mit derselben Phasencodierung gewonnen werden wie die ersten drei Kernresonanzsignale. Aus dem Kernresonanzsignal SN, das auch als "Navigatorecho" bezeichnet wird, kann man nun Störungen ΔB₀ des Grundmagnetfelds ablesen. Die daraus gewonnenen Daten können zur Korrektur der phasencodierten Kernresonanzsignale herangezogen werden.Both when reading out under unipolar gradient pulses and when reading out under bipolar gradient pulses, it is possible to obtain so-called navigator echoes with which influences of external time-dependent disturbances ΔB ₀ (t) of the basic magnetic field B ₀ can be corrected. In Figs. 25 to 28 shown for the case of reading out under unipolar gradient pulses. In the exemplary embodiment, a nuclear magnetic resonance signal SN, which has the phase coding zero, is obtained as a navigator echo in the middle of the readout interval. For this purpose, the phase coding caused by the first phase coding pulse GP1 is reset by an oppositely directed phase coding pulse GP3. After gaining the nuclear magnetic resonance signal SN, the original phase encoding is restored by a phase encoding pulse GP4, so that the last two nuclear magnetic resonance signals are obtained with the same phase coding as the first three nuclear magnetic resonance signals. Interference ΔB _{0 of} the basic magnetic field can now be read from the nuclear magnetic resonance signal SN, which is also referred to as "navigator echo". The data obtained from this can be used to correct the phase-coded nuclear magnetic resonance signals.

In den Fig. 29 bis 40 sind weitere Ausführungsbeispiele für Pulssequenzen nach dem hier vorgeschlagenen Prinzip vor gestellt. Es handelt sich dabei durchgehend um sogenannte "SSFP" (Steady-State Free Precession)-Sequenzen, d. h. diese weisen alle die Eigenschaft auf, daß sich nach einem Ein schwingvorgang sowohl bezüglich der Längsmagnetisierung als auch bezüglich der Quermagnetisierung ein stationärer Zustand einstellt. Speziell handelt es sich bei der Pulssequenz nach den Fig. 29 bis 32 um einen Sequenztyp, wie er für Ein zelechos unter dem Akronym "FISP" (Fast Imaging with Steady- State Precession) bekannt ist. Nähere Erläuterungen zu diesem Sequenztyp finden sich in der US-Patentschrift 4,769,603. Im Ausführungsbeispiel werden im Gegensatz zur herkömmlichen FISP-Sequenz durch mehrfache Inversion des Auslesegradienten GR mehrere Gradientenechosignale gewonnen, die durch den Pha sencodiergradienten GP1 einheitlich phasencodiert sind. Im Ausführungsbeispiel werden die Gradientenechos unter Pulsen gleicher Polarität des Auslesegradienten GR abgetastet. Die weitere Verarbeitung erfolgt wie in Zusammenhang mit den vor hergehenden Ausführungsbeispielen beschrieben. Gemäß Fig. 31 wird hier durch einen bipolaren Gradientenpuls GMR wiederum eine Refokussierung bewegter Spins durchgeführt. Wie bei Se quenzen vom FISP-Typ erforderlich, wird vor der nächsten An regung die Phasencodierung durch einen Puls GP2, der entge gengesetzt zum Phasencodierpuls GP1 liegt, wieder zurückge setzt und die noch vorhandene Quermagnetisierung wird nach der Anregung wieder verwertet.In Figs. 29 through 40 other embodiments of pulse sequences according to the proposed principle here before are provided. These consist of so-called "SSFP" (steady-state free precession) sequences, ie they all have the property that after an oscillation process, a steady state is established both with regard to the longitudinal magnetization and with respect to the transverse magnetization. Specifically, it is in the pulse sequence according to FIGS. 29 to 32 by a sequence type, such as is known under the acronym for A zelechos "FISP" (Fast Imaging with Steady Precession State). Further explanations of this type of sequence can be found in US Pat. No. 4,769,603. In the exemplary embodiment, in contrast to the conventional FISP sequence, multiple gradient echo signals are obtained by multiple inversion of the readout gradient GR, which are phase-coded uniformly by the phase-coding gradient GP1. In the exemplary embodiment, the gradient echoes are sampled under pulses of the same polarity of the readout gradient GR. The further processing is carried out as described in connection with the preceding exemplary embodiments. According to FIG. 31, a bipolar gradient pulse GMR is used to refocus moving spins. As required for sequences of the FISP type, the phase coding is reset by a pulse GP2, which is opposite to the phase coding pulse GP1, before the next excitation, and the transverse magnetization which is still present is used again after the excitation.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel nach den Fig. 33 bis 36 beruht auf dem sogenannten "PSIF"-Typ, wie er in der US- Patentschrift 4,825,159 näher erläutert ist. Bekanntlich kann im Steady-State-Zustand von Gradientenechosequenzen ein Si gnal nach jeder Anregung und ein Signal vor jeder Anregung refokussiert werden, wobei man das Signal nach der Anregung als "FISP"-Signal, das Signal vor der Anregung als "PSIF"- Signal bezeichnet. Während beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 29 bis 32 das "FISP"-Signal ausgenutzt wird, verwen det man beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 33 bis 36 das "PSIF"-Signal. Man erkennt dies daran, daß bei den Mehr fachechos nach Fig. 30 die Amplitude nach der Anregung sinkt, während sie bei den Mehrfachechos nach Fig. 34 steigt. Bei der Pulssequenz nach den Fig. 29 bis 32 wird das an sich entstehende "PSIF"-Signal durch einen dem Schichtselektionsgradienten GS vorgeschalteten Puls GS' un terdrückt, während beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 33 bis 36 das "FISP"-Signal durch einen dem Schichtselekti onsgradienten GS nachgestellten Gradientenpuls GS'' unter drückt wird.A further exemplary embodiment according to FIGS. 33 to 36 is based on the so-called "PSIF" type, as is explained in more detail in US Pat. No. 4,825,159. As is known, a signal after each excitation and a signal before each excitation can be refocused in the steady-state state of gradient echo sequences, the signal after the excitation being called a “FISP” signal, the signal before the excitation being a “PSIF” signal designated. While the "FISP" signal is used in the exemplary embodiment according to FIGS . 29 to 32, the "PSIF" signal is used in the exemplary embodiment according to FIGS . 33 to 36. This can be seen from the fact that in the multiple echoes according to FIG. 30 the amplitude decreases after the excitation, while it increases in the multiple echoes according to FIG. 34. In the pulse sequence shown in FIGS. 29 to 32 the resulting se "PSIF" signal is un suppresses' by the slice selection gradient GS upstream pulse GS, while in the embodiment of FIGS. 33 to 36 the "FISP" signal by a the layer selection gradient GS GS '' is suppressed.

Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel nach den Fig. 37 bis 40 handelt es sich um eine Pulssequenz vom Typ "True FISP", bei der sowohl in Ausleserichtung als auch in Schicht selektionsrichtung bewegungsrefokussierende Gradienten GMRR bzw. GMRS vorgesehen sind. Bei diesem Sequenztyp wird sowohl das "FISP"-Signal als auch das "PSIF"-Signal im oben näher erläuterten Sinne ausgewertet, was sich darin zeigt, daß so wohl das erste als auch das letzte Echo der Mehrfachechofolge eine hohe Amplitude aufweist. Dies rührt daher, daß keine der beiden Signaltypen unterdrückt wird.In a further embodiment according to FIGS. 37 to 40 is a pulse sequence of the type "True FISP", wherein there are provided both in the readout direction and in the slice selection direction gradient bewegungsrefokussierende GMRR or GMRS. In this type of sequence, both the "FISP" signal and the "PSIF" signal are evaluated in the sense explained in more detail above, which is shown by the fact that the first and the last echo of the multiple echo sequence have a high amplitude. This is because neither of the two types of signals is suppressed.

In den Fig. 41 bis 44 ist schließlich die Möglichkeit dar gestellt, innerhalb einer Sequenz Auslesesignale unterschied licher Bandbreite zu gewinnen. Im Beispiel handelt es sich wie bei den Fig. 17 bis 20 um eine Sequenz vom "Flash"- Typ, d. h. vor der nächsten Sequenz wird die Phasenkohärenz der Quermagnetisierung zerstört. Der Unterschied zur Sequenz nach den Fig. 5 bis 8 besteht darin, daß bei den Einzel pulsen des Auslesegradienten wechselnder Polarität die Gra dientenamplitude und damit auch das Ausleseintervall vari iert, so daß man Signale unterschiedlicher Bandbreite erhält.In Figs. 41 to 44, finally, the possibility is provided is within a sequence of readout signals Licher bandwidth to gain difference. In the example, as in FIGS. 17 to 20, it is a "flash" type sequence, ie the phase coherence of the transverse magnetization is destroyed before the next sequence. The difference to the sequence according to FIGS. 5 to 8 is that with the individual pulses of the readout gradient of changing polarity, the gradient amplitude and thus also the readout interval varies, so that signals of different bandwidth are obtained.

In Fig. 45 ist ein Beispiel für ein einzelnes Kernresonanz signal bei einer Sequenz niedriger Bandbreite gemäß dem Stand der Technik dargestellt, in Fig. 46 ein Beispiel für ein einzelnes Kernresonanzsignal bei der beschriebenen Sequenz hoher Bandbreite. Das Signal nach Fig. 45 bezieht sich auf eine Gradientenstärke von 0,522 mT/m, das Signal nach Fig. 30 auf eine Gradientenstärke von 3,133 mT/m. Es ist zu beach ten, daß die Zeitskalen bei beiden Figuren unterschiedlich sind, speziell liegt im Beispiel nach Fig. 45 eine Abtast zeit für ein Kernresonanzsignal von 23.040 µs, im Beispiel nach Fig. 46 eine Abtastdauer für ein Kernresonanzsignal von 3840 µs zugrunde.In Fig. 45 an example of a single nuclear magnetic resonance signal is shown at a lower bandwidth sequence according to the prior art in Fig. 46 is an example of a single nuclear magnetic resonance signal in the described sequence a high bandwidth. The signal according to FIG. 45 relates to a gradient strength of 0.522 mT / m, the signal according to FIG. 30 to a gradient strength of 3.133 mT / m. It should be noted that the time scales are different in the two figures, in particular in the example according to FIG. 45 there is a sampling time for a nuclear magnetic resonance signal of 23,040 μs, in the example according to FIG. 46 a sampling time for a nuclear magnetic resonance signal of 3840 μs.

Es ist bekannt, daß man bei Kernresonanzsignalen die Detail auflösung durch Filterung der aus den Kernresonanzsignalen gewonnenen Abtastwerte (Rohdaten R) beeinflussen kann. Bei der erfindungsgemäßen Sequenz hat man für jede Zeile einer Rohdatenmatrix eine der Zahl m von Kernresonanzsignalen je Abtastintervall entsprechende Zahl von Rohdaten Ri(t) (i = 1 . . . m) zur Verfügung. Die einzelnen Rohdaten kann man in dividuell mit einer Filterfunktion ηi(t) versehen. Wenn man z. B. auf den aus dem ersten Signal gewonnenen Rohdatensatz R1(t) ein Hochpaßfilter anwendet (ein entsprechendes Signal ist in Fig. 48 dargestellt), so erhält man eine Kantenakzen tuierung mit hohem Signal-Rausch-Verhältnis. Eine Tiefpaßfil terung der in jedem Ausleseintervall später gewonnenen Rohda ten Rm(t) kann jedoch den Kontrast beeinflussen (ein entspre chendes Signal ist in Fig. 47 dargestellt). Bei einer Filte rung mit der Filterfunktion ηi(t) erhält man ein Betragsbild Si nach folgender Funktion:
It is known that in the case of nuclear magnetic resonance signals, the detail resolution can be influenced by filtering the sampled values (raw data R) obtained from the nuclear magnetic resonance signals. In the sequence according to the invention, a number of raw data Ri (t) (i = 1... M) corresponding to the number m of nuclear magnetic resonance signals per sampling interval is available for each line of a raw data matrix. The individual raw data can be individually provided with a filter function ηi (t). If you e.g. B. applies a high-pass filter to the raw data set R1 (t) obtained from the first signal (a corresponding signal is shown in FIG. 48), then one obtains an edge detection with a high signal-to-noise ratio. However, low-pass filtering of the raw data Rm (t) obtained later in each read-out interval can influence the contrast (a corresponding signal is shown in FIG. 47). When filtering with the filter function ηi (t), an amount Si is obtained according to the following function:

Si = abs [FT(Ri(t) * ηi(t))]Si = abs [FT (Ri (t) * ηi (t))]

Die Zusammenfassung von m Kernresonanzsignalen (Rohdaten) er laubt eine individuelle Kontrastwichtung der Betragsdaten, z. B. wird durch eine stärkere Wichtung der späten Signale Si(i < m/2) mit einem Faktor λi eine stärkere T2*- oder eine mehr T1- bzw. Protonendichte-Kontrast-betonte Darstellung der frühen Signale Si (i < m/2) möglich. Die resultierende Intensi tät I_result ergibt sich aus
The combination of m nuclear magnetic resonance signals (raw data) allows an individual contrast weighting of the amount data, e.g. B. by a stronger weighting of the late signals Si (i <m / 2) with a factor λi a stronger T2 * - or a more T1- or proton density-contrast-emphasized representation of the early signals Si (i <m / 2 ) possible. The resulting intensity I _result results from

I_result = 1/m √Σ λi * si²I _result = 1 / m √Σ λi * si²

In Fig. 49 ist schematisch eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens dargestellt. Das Untersuchungsobjekt 2 wird in einem Magneten 1 positioniert. Im Magneten 1 sind Gradienten spulen 3 und Hochfrequenzsende- und -empfangsantennen 7 ein gebaut. Die Gradientenspulen 3, von denen drei Sätze für die drei Raumrichtungen vorhanden sind, werden von einem Gradien tenverstärker 4 mit Strom beaufschlagt. Die Hochfrequenzpulse für die Anregung der Kernspins werden von einer Hochfrequenz sendeeinheit 5 geliefert. Eine Hochfrequenzempfangseinheit 6 empfängt die Kernresonanzsignale und führt eine phasenemp findliche Demodulation sowie eine Abtastung durch. Hochfre quenzsende- und -empfangseinheit sowie der Gradientenverstär ker 4 werden von einem Steuerrechner 8 entsprechend einem vorgegebenen Pulsschema angesteuert. Entsprechend der Zahl der in einer Gruppe gewonnenen Kernresonanzsignale sind Spei chermittel vorgesehen (im Ausführungsbeispiel drei Speicher mittel 9 bis 11), in denen die Abtastwerte für diese Signale abgespeichert werden. Falls auch Navigatorechos gewonnen wer den, ist ein weiteres Speichermittel 12 zum Abspeichern die ses Navigatorechos vorhanden.An apparatus for carrying out the method is shown schematically in FIG. 49. The examination object 2 is positioned in a magnet 1 . In the magnet 1 gradient coils 3 and high-frequency transmit and receive antennas 7 are built. The gradient coils 3 , of which three sets are available for the three spatial directions, are acted upon by a gradient amplifier 4 with current. The high-frequency pulses for the excitation of the nuclear spins are supplied by a high-frequency transmission unit 5 . A radio-frequency receiving unit 6 receives the nuclear magnetic resonance signals and carries out phase-sensitive demodulation and sampling. Hochfre frequency transmitting and receiving unit and the gradient amplifier 4 are controlled by a control computer 8 according to a predetermined pulse pattern. Corresponding to the number of nuclear magnetic resonance signals obtained in a group, storage means are provided (in the exemplary embodiment three storage means 9 to 11 ), in which the samples for these signals are stored. If navigator echoes are also obtained, there is a further storage means 12 for storing the navigator echo.

Die in den Speichermitteln 9 bis 11 gespeicherten Rohdaten können nun mit Filtermitteln 13 bis 15 in unterschiedlicher Weise gefiltert werden und werden dann in einer Kombinations einheit 16 zusammengeführt. Die zusammengeführten Signale werden als Rohdatenmatrix in einem weiteren Speichermittel 17 gespeichert. Gegebenenfalls erfolgt eine Korrektur aufgrund der im Speichermittel 12 gespeicherten Navigatorechos mit ei ner Korrektureinheit 18. Durch einen Bildrechner 19, der eine mindestens zweidimensionale Fourier-Transformation durch führt, wird schließlich ein Bild rekonstruiert.The raw data stored in the storage means 9 to 11 can now be filtered in different ways with filter means 13 to 15 and are then combined in a combination unit 16 . The combined signals are stored as a raw data matrix in a further storage means 17 . If necessary, a correction is made on the basis of the navigator echoes stored in the storage means 12 with a correction unit 18 . An image is finally reconstructed by an image computer 19 which carries out an at least two-dimensional Fourier transformation.

Die dargestellte Technik eignet sich insbesondere für funk tionelle MR-Bildgebung, wo eine starke T2*-Wichtung entschei dend ist. Ein weiterer interessanter Anwendungsfall liegt bei Temperaturerfassung mittels MR, die auf Chemical Shift be ruht. Da der Chemical Shift nur 0,01 ppm pro 1°C beträgt, sind hier lange Echozeiten notwendig, die eine Anwendung des dargestellten Verfahrens besonders vorteilhaft erscheinen lassen. Als weitere Anwendungsmöglichkeit sei schließlich auf die spektroskopische MR-Bildgebung hingewiesen, wo es auf die zeitliche Entwicklung interner Wechselwirkungen ankommt.The technology shown is particularly suitable for radio tional MR imaging, where a strong T2 * weighting is decisive is dend. Another interesting application is included Temperature detection using MR, based on Chemical Shift rests. Since the chemical shift is only 0.01 ppm per 1 ° C, long echo times are necessary here that an application of the presented method seem particularly advantageous to let. Finally, as a further possible application the spectroscopic MR imaging indicated where there was the temporal development of internal interactions arrives.

Claims

1. Pulse sequence for the operation of a magnetic resonance tomography device with the following features:

1. Irradiation of a sequence of high-frequency excitation pulses (RF) on an examination object
2. Switching on a readout gradient (GR) with at least two alternating polarities between two high-frequency excitation pulses (RF)
3. Reading out a group of at least two nuclear magnetic resonance signals (S) as gradient echoes under the readout gradient (GR) in each readout interval between two excitation pulses (RF)
4. Phase coding of the nuclear magnetic resonance signals (S), the nuclear magnetic resonance signals (S) belonging to a group having the same phase code
5. Sampling the nuclear magnetic resonance signals (S) and merging the samples of each group.

2. Pulse sequence according to claim 1, wherein the step of to bringing together the samples is that these ad be dated.

3. Pulse sequence according to claim 2, wherein before the merge The sample values are formed.

4. Pulse sequence according to claim 3, wherein the step of to together is that the square root of the Sum of the squares of the samples is formed.

5. pulse sequence according to one of claims 1 to 4, wherein the Nuclear magnetic resonance signals (S) of a group changing under pulses Sign of the readout gradient (GR) can be read out.

6. pulse sequence according to one of claims 1 to 4, wherein the Nuclear magnetic resonance signals (S) of a group under pulses of the same Polarity of the readout gradient (GR) can be read out.

7. pulse sequence according to one of claims 1 to 6, wherein the Nuclear magnetic resonance signals of each group depending on their time be filtered differently in the group.

8. pulse sequence according to one of claims 1 to 7, wherein on each excitation pulse (RF) in the direction of the readout and / or Slice selection gradients (GR, GS) a bipolar gradient tenpuls (GMR) follows, which does not follow the stationary spins phase influenced, but so influenced the phase of moving spins that this at the time of reading the nuclear magnetic resonance signals (S) are rephased.

9. pulse sequence according to one of claims 1 to 8, wherein in within at least one group of nuclear magnetic resonance signals (S) a Navigator nuclear magnetic resonance signal (SN) when reset Phase coding is obtained and that this navigator Nuclear magnetic resonance signal (SN) for the correction of time-dependent interference gene of the basic magnetic field is used.

10. pulse sequence according to one of claims 1 to 9, wherein the Readout bandwidth of the at least two nuclear magnetic resonance signals in every reading interval varies.

11. Magnetic resonance tomography device for operation with a pulse sequence according to one of claims 1 to 10, with the following characteristics:

1. with a high-frequency transmitting and a high-frequency receiving unit ( 5 , 6 )
2. with a gradient generation unit ( 3 , 4 )
3. with a control unit ( 8 ) which controls the high-frequency transmission and reception unit ( 5 , 6 ) so that a sequence of high-frequency excitation pulses is generated, which controls the Gra generation unit ( 3 , 4 ) so that between two each High-frequency excitation pulses generate a readout gradient with at least twice alternating polarity and that between two high-frequency excitation pulses a group of at least two nuclear magnetic resonance signals is phase-coded in the same way,
4. with a scanning unit for the nuclear magnetic resonance signals
5. with a combination unit ( 16 ) for the group of nuclear magnetic resonance signals.

12. Magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11, wherein the combination unit ( 16 ) is preceded by at least one filter unit ( 13-15 ).

13. Magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11 or 12 with a storage means ( 12 ) for a navigator nuclear magnetic resonance signal, the storage means being connected to a correction unit ( 18 ) for the sampled nuclear magnetic resonance signals.