DE19901171A1

DE19901171A1 - Verfahren und Vorrichtung zum Gewinnen von Daten für Magnetresonanz-Bildgebung

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Publication number: DE19901171A1
Application number: DE19901171A
Authority: DE
Inventors: Peter M Jakob; Claudia Hillenbrand; Axel Haase; Dietbert Hahn
Original assignee: Individual
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1999-01-14
Filing date: 1999-01-14
Publication date: 2000-07-27
Anticipated expiration: 2019-01-15
Also published as: DE19901171C2; US6400151B1

Abstract

Zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstellung, welche die räumliche Verteilung des Magnetresonanz-Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Ortsbereiches zeigt, wird der betreffende Ortsbereich in einem stationären Magnetfeld angeordnet und einer Folge aus HF-Impulsen und Impulsen von Magnetfeldgradienten in unterschiedlichen Raumrichtungen ausgesetzt, derart, daß eine Folge von Magnetresonanzsignalen erscheint. Diese Signale werden durch Abtastung unter Einwirkung jeweils eines Lesegradienten ausgelesen und als Datensatz zum Füllen des K-Raumes verwendet. Erfindungsgemäß werden mindestens zwei unterschiedliche Abfolgen von HF-Impulsen und Magnetfeldgradientenpulsen verwendet, die sich unterscheiden in mindestens einem der für verschiedene Aspekte der Bildqualität verantwortlichen Merkmal der Signalerzeugung. Diese Abfolgen werden zeitlich hintereinander ausgeführt, wobei die bei unterschiedlichen Abfolgen ausgelesenen Magnetresonanzsignale in unterschiedliche Bänder des K-Raumes eingeordnet werden.

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 räum liche Verteilung des MR-Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Ortsbereiches zeigt, gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 bzw. des Patentanspruchs 18.

Bei den gebräuchlichen MR-Bildgebungsverfahren wird der zu untersuchende Objektbereich, also die "Probe", in einem stationären Magnetfeld B₀ angeordnet und einer Folge von mindestens einem elektromagnetischen Hochfrequenz (HF)-Impuls ausgewählter Frequenz und darauffolgenden Impulsen von Magnet feldgradienten in unterschiedlichen Raumrichtungen ausgesetzt, derart, daß infolge der HF-Anregungen Echos erscheinen, die als NMR-Signal detektiert werden und Aufschluß über die Beschaffenheit der Probe geben. Hierbei sind neben der Dichte der durch die HF-Impulse beeinflußbaren Spins verschiedene Relaxations-Zeitkonstanten der Spinmagnetisierung charakteri stisch, unter anderem die Spin-Gitter-Relaxationszeit T1, die Spin-Spin-Relaxationszeit T2 und die effektive Spin-Spin- Relaxationszeit T2*. Zu erwähnen sei ferner noch die mit T1ρ bezeichnete Zeitkonstante, welche die Relaxation der Magne tisierung in Richtung eines effektiven Magnetfeldes be schreibt, das sich aus statischem und einem HF-Magnetfeld zusammensetzt; d. h., T1ρ beschreibt die Relaxation in einem rotierendem Koordinatensystem.

Der Energiegehalt des HF-Impulses bestimmt die Menge der angeregten, zur Aussendung eines MR-Signals fähigen Spins (transversale Magnetisierung) im Verhältnis zu den im Gleichgewicht befindlichen Spins (longitudinale Magne tisierung). Der Arcustangens dieses Verhältnisses wird als Flipwinkel des HF-Impulses bezeichnet.

Die Resonanzfrequenz der Spins und somit die Frequenz sowohl eines anregungsfähigen HF-Impulses als auch der meßbaren MR- Signale wird durch die örtliche Magnetfeldstärke bestimmt. Zur Ortsauflösung wird daher bei allen Bildgebungsverfahren wäh rend 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.

Zur Ortsauflösung in einer zweiten, zur Leserichtung orthogonalen Raumrichtung wird üblicherweise vor dem Erschei nen des zu detektierenden Signals vorübergehend ein Gradient in dieser Richtung aufgeprägt, was bewirkt, daß die in der Probe angeregten Schwingungen (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. Die Signalbeiträge der verschiedenen Orte entlang dieser Richtung können durch eine Fourier-Transforma tion bezüglich der laufenden Nummer des Echos voneinander getrennt werden. Da Frequenz und Phase jeweils getrennt abhän gig von der Position entlang orthogonaler Raumkoordinaten sind, läßt sich ein zweidimensionales Bild des Objektes rekon struieren.

Eine Ortsselektion in einer dritten Raumrichtung erfolgt durch Anlegen eines Gradienten in dieser Richtung während des anre genden frequenzselektiven HF-Impulses. Durch diesen "Schichtgradienten" wird eine Schicht im Objekt für die Anre gung selektiert.

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 dieser N-Echofolge wird in der gleichen Weise durch den Lesegradien ten frequenzcodiert und als MR-Signal detektiert. Aus den Abtastwerten der detektierten Signale wird eine zweidimensio nale Matrix aus Daten gebildet, der sogenannte K-Raum, deren jede Reihe bzw. "Zeile" 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 Phasengra dienten. Die so organisierte Datenmatrix wird dann einer zweidimensionalen Fourier-Transformation (2D-FT) unterworfen, um die Pixelwerte des Bildes zu erhalten.

Auch andere weniger gebräuchliche MR-Bildgebungsverfahren (Projection Reconstruction Imaging, Spiral Imaging) tasten den 2D-K-Raum ab, wobei die strenge Trennung zwischen Phasenco dier- und Lesegradientenrichtung in diesen Verfahren aufgeho ben ist. Im allgemeinen wird mit diesen Verfahren der K-Raum nicht-äquidistant in nicht-rechtwinkeligen Trajektorien abgetastet. Daher müssen für diese Verfahren auch andere Bildrekonstruktionsmethoden eingesetzt werden.

Bei den MR-Signalen unterscheidet man zwischen drei verschie denen Arten. Das sogenannte "Spinecho-Signal" entsteht durch Refokussierung der Magnetfeldinhomogenitätseffekte mittels eines zusätzlichen HF-Impulses, der eine gewisse Zeit nach dem ersten HF-Anregungsimpuls angelegt wird. Das sogenannte "Gradientenecho-Signal" wird erzeugt durch Polaritätsumkehr eines Magnetfeldgradienten (üblicherweise des Lesegradienten), wodurch eine Refokussierung der durch die bisherige Wirkung dieses Gradienten herbeigeführten Dephasierung erfolgt. Soge nannte "stimulierte Echosignale" und Echosignale höherer Ordnung entstehen nach einer Folge von mindestens drei HF- Impulsen mit Flipwinkeln ungleich 180°.

Die zur Aufnahme eines N-zeiligen Bildes nötige Gesamt-Echo folge ("N-Echofolge") kann durch verschiedenste MR-Sequenzen erzeugt werden, wobei sich jede MR-Sequenz aus einer einmali gen Abfolge oder durch mehrmalige Wiederholung gleicher Abfol gen von HF-Pulsen und Magnetfeldgradientenschaltungen zusam mensetzt.

Die benötigte N-Echofolge kann erzeugt werden durch Sequenzen bestehend aus einer N-fachen Wiederholung von gleichen Abfol gen, wobei jede Abfolge aus jeweils einem eigenen HF- Anregungsimpuls und einem einzigen Echo, sogenannte 1-Echo folge, hervorgerufen durch eine Lesegradienten-Umschaltung (Gradientenecho) oder einen refokussierenden HF-Impuls in Kom bination mit geeigneten Lesegradienten-Schaltungen (Spinecho), besteht. Es können aber auch nach einem HF-Anregungsimpuls mehrere Spin- und/oder Gradientenechos innerhalb einer Abfolge erzeugt und für die Bilddarstellung in der oben beschriebenen Weise codiert werden; man spricht hier von Multiecho-Abfolgen (M-Echofolge). Je nachdem, ob man alle benötigten N Echos mittels einer Anregung und einer einzigen Abfolge erzeugt oder ob die N Echos in mehreren aufeinanderfolgenden Abfolgen mit jeweils eigener Anregungsimpulssequenz gesammelt werden, spricht man von Einzelabfolge- oder von Mehrfachabfolge- Verfahren.

Bei vielen Anwendungen der MR-Bildgebung ist man bestrebt, die Echoerzeugung und -detektion möglichst schnell durchzuführen. In den vergangenen beiden Jahrzehnten wurde eine große Anzahl schneller Bildgebungstechniken vorgeschlagen, die ausführlich in der Fachliteratur beschrieben sind. Einige der dort beschriebenen Verfahren haben eine breite Anwendung erlangt. Von den derzeit gebräuchlichen Verfahren ist die Einzelabfol gen-Variante des sogenannten "Echo Planar Imaging" (EPI) das schnellste; hierbei wird die gesamte Bildinformation in einer einzigen Abfolge in Form von Gradientenechos nach einem einzi gen Anregungsimpuls durch eine ultraschnelle Folge von Lese gradienten-Umschaltungen innerhalb von 25-250 ms gewonnen, so daß bewegungsbedingte Bildartefakte praktisch völlig vermieden werden. Dieses Verfahren hat jedoch den Nachteil geringer räumlicher Auflösung, weil die Anzahl der nach dem Anre gungsimpuls meßbaren Echos begrenzt ist, infolge der natur bedingt schnellen T2*-Relaxation. Außerdem stellt dieses Verfahren hohe Anforderungen an die Hardware des MR-Bildge bungssystems, insbesondere hinsichtlich der Homogenität des statischen Magnetfeldes, der Gradientenstärke, der Gradienten- Schaltgeschwindigkeit und der Gradientenverstärkerleistung.

Aus diesem Grund wurden in der Vergangenheit spezielle Abwand lungen des EPI-Verfahrens und andere schnelle, aber weniger kritische Verfahren vorgeschlagen, die ausführlich in der Fachliteratur beschrieben sind und von denen einige mittler weile auch in der Praxis bevorzugt werden. Hierzu sei nach stehend eine repräsentative Auswahl von Fundstellen aufge führt:

[1] P. Mansfield, "Multi-planar formation using NMR spin echos", J. Phys. C. Solid State 10, L55-L58 (1977);
[2] J. Frahm, A. Haase, D. Matthaei, K.-D. Merboldt, W. Hänicke, "Rapid NMR imaging using stimulated echos", 3. Magn. Reson. 65, 130-135 (1985);
[3] J. Hennig, A. Nauerth, H. Friedburg, "RARE imaging: a fast imaging method for clinical MR", Magn. Reson. Med. 3, 823-833 (1986);
[4] A. Haase, J. Frahm, D. Matthaei, W. Hänicke, K.-D. Merboldt, "FLASH imaging. Rapid NMR imaging using low flip-angle pulses", J. Magn. Reson. 67, 258-266 (1986);
[5] A. Haase, "Snapshot FLASH MRI. Applications to T1, T2, and chemical shift imaging", Magn. Res. Med. 13, 77-89 (1990);
[6] K. Oshio, D.A. Feinberg, "GRASE (Gradient-and-Spin-Echo) Imaging: A novel Fast MRI Technique", Magn. Res. Med. 20, 344-349 (1991);
[7] K. Oshio, D. A. Feinberg, "Single-shot GRASE imaging without fast gradients", Magn. Res. Med. 26, 355-360 (1992);
[8] D.A. Feinberg, B. Kiefer, G. Johnson, "GRASE Improves Spatial Resolution in Single Shot Imaging", Magn. Res. Med. 33, 529-533 (1995);
[9] J. Hennig, M. Hodapp, "Burst imaging", MAGMA 1, 39-48, (1995);
[10] I.J. Lowe, R.E. Wysong, "DANTE ultrafast imaging sequence (DUFIS)", J. Magn. Res., Series B 101, 106-109 (1993);
[11] P. Margosian, F. Schmitt, D.E. Purdy, "Faster MR imaging: Imaging with halfthe data", Health Care Instr. 1, 195-197 (1986);
[12] D. Feinberg, J. Hale, J. Watts, L. Kaufmann, A. Mark, "Halving MR Imaging Time by Conjugation: Demonstation at 3.5 kG", Radiology 162, 527-531 (1986);
[13] G.C. McKinnon, "Ultrafast interleaved gradient-echo planar imaging on a standard scanner", Magn. Res. Med. 30, 609-616 (1993);
[14] S. Ding, J.B. Weaver, J.F. Dunn, "A hybrid fast imaging method of RARE and BURST/QUEST", in Proc. SMR 2nd Annual Meeting, San Francisco, 1994, Seite 487;
[15] P. von Gelderen, C.T.W. Moonen, J.H. Duyn, "Susceptibility Insensive Single Shot MRI Combining BURST and Multiple Spin Echos", Magn. Res. Med. 33, 439- 442 (1995);
[16] D.K. Sodickson, W.J. Manning, "Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics (SMASH): Fast Imaging with Radiofrequency Coil Arrays", Magn. Res. Med. 38, 591-603 (1997);
[17] K.P. Prüssmann, M. Weiger, M.B. Scheidegger, P. Boesiger, "Coil Sensitivity Encoding for Fast MRI", ISMRM 6th Annual Meeting, Seite 579 (1998);
[18] M. Hutchinson, U. Raff, "Fast MRI data acquisition using multiple detectors", Magn. Res. Med. 6, 87-91 (1988);
[19] J.W. Carlson, T. Minemura, "Imaging time reduction through multiple receiver coil data acquisition and image reconstruction", Magn. Res. Med. 29, 681-688 (1993);
[20] J.B. Ra, C.Y. Rim, "Fast imaging using subencoding data sets from multiple detectors", Magn. Res. Med. 30, 142- 145 (1993);
[21] A.E. Holsinger, S.J. Hiederer, "The importance of phase encoding order in ultra-short TR snapshot MR imaging", Magn. Res. Med. 16, 481-488 (1990);
[22] R.V. Mulkern, S.T.S. Wong, C. Winalski, F.A. Jolesz, "Contrast manipulation and artifact assessment of 2D and 3D RARE sequences", Magn. Reson. Imag. 8, 557-566 (1990);
[23] D.R. Bailes, D.J. Gilderdale, G.M. Bydder, A.G. Collins, D.N. Fermin, "Respiratory Ordering of Phase Encoding (ROPE): a method for reducing respiratory motion artifacts in MR imaging", J. Comput. Assist. Tomogr. 9 (4), 835-838 (1985);
[24] E.M. Haacke, J.L. Patrick, "Reducing motion artifacts in two-dimensional Fourier transform imaging", Magn. Reson. Imaging 4, 359-376 (1986);
[25] H.W. Korin, S.J. Riederer, A.E.H. Bampton, R.L. Ehmann" "Altered Phase-Encoding Order for Reduced Sensitivity to Motion in Three-dimensional MR Imaging", JMRI 2, 687-693 (1992);
[26] C.K. Macgowan, M.L. Wood, "Phase-Encode Reordering to Minimize Errors Caused by Motion", Magn. Res. Med. 35, 391-398 (1996);
[27] M. Weiger, P. Börnert, R. Proska, T. Schäffter, A. Haase, "Motion-Adapted Gating Based on k-space Weighting for Reduction of Respiratory Motion Artifacts", Magn. Res. Med. 38, 322-323 (1997);
[28] M. Fuderer, "The information content of MR images", IEEE Trans. Med. Imaging 7, 368-380 (1988);
[29] J.J. von Vaals, M.E. Brummer, W.T. Dixon, H.H. Tuithof, H. Engels, R.C. Nelson, B.M. Gerety, J.L. Chezmar, J.A. den Boer. "'Keyhole' Method for accelerating Imaging of Contrast Agent uptake", JMRl 3, 671--675 (1993);
[30] D.A. Feinberg, K. Oshio, "Phase Errors in Multi-Shot EPI", Magn. Res. Med. 32, 535-539 (1994);
[31] F. Hennel, "Multiple-Shot Echo-Planar Imaging", Concepts in Magn. Reson. 9 (1), 43-58 (1997);
[32] B. Chapmann, R. Turner, R.J. Ordidge, M. Doyle, M. Cawley, R. Coxon, P. Glover, "Real-Time Movie Imaging from a Single Cardiac Cycle by NMR", Magn. Res. Med. 5, 246-254 (1987);
[33] R.R. Edelman, W.J. Manning, D. Burstein, S. Paulin, "Breath-Hold MR angiography of human coronary arteries", Radiology 181, 641-643 (1991);
[34] D.J. Atkinson, R.R. Edelman, "Cineangiography of the heart in a single breath-hold with a segmented turboFLASH sequence", Radiology 178, 357-360 (1991);
[35] P.M. Jakob, M. Griswold, K.O. Lövblad, Q. Chen, R.R. Edelmann, "Half-Fourier BURST Imaging on a clinical scanner", Magn. Res. Med. 38 (4), 534-540 (1997);
[36] J.P. Mugler III, "Potential Degradation in Image Quality Due to Selective Averaging of Phase-Encoding Lines in Fourier Transform MRI", Magn. Res. Med. 19, 170-174 (1991);
[37] C.T.W. Moonen, G. Lia, P. von Gelderen, G. Sobering, "A Fast Gradient-Recalled MRI-Technique with Increased Sen sitivity to Dynamic Suscegtibility Effects", Magn. Reson. Med. 26, 184-189 (1992).

Auf manche dieser Literaturstellen wird nachstehend durch Angabe der obigen laufenden Nummer in eckigen Klammern Bezug genommen.

Die derzeit in der Fachwelt diskutierten oder üblichen schnel len MR-Bildgebungstechniken lassen sich grob in fünf Katego rien unterteilen:

a) Konventionelle Mehrfachabfolge-Verfahren (z. B. Standard- Spinecho-Technik), die weniger Punkte im K-Raum füllen [11, 12]. Die recht bescheidene Verkürzung der Gesamtmeß zeit (um einen Faktor von 2 bis 4 gegenüber normalen Mehrfachabfolge-Spinecho-Verfahren) wird erkauft durch eine entsprechende Verminderung der räumlichen Auflösung.
b) Mehrfachabfolge-Verfahren mit Flipwinkeln < 90°, Gradien tenecho und kurzer Repetitionszeit « T1 (FLASH-Verfahren und Varianten davon, [4, 5]). Hiermit ist eine Verminde rung der Gesamtmeßzeit um den Faktor 10 bis 1000 gegen über normalen Mehrfachabfolge-Spinecho-Verfahren erziel bar. Dieses Mehrfachabfolge-Verfahren benötigt im Ver gleich zur EPI-Bildgebung eine erhöhte Anzahl von Gradientenschaltpunkten und damit verbunden eine erhöhte Gesamtbildmeßzeit bei gleichzeitig reduziertem Signal-zu- Rausch-Verhältnis (S/R). Vorteile bietet dieses Verfahren hinsichtlich der verzerrungsfreien Darstellung von Objektbereichen niedriger Magnetfeldhomogenität und der robusten Darstellung von Bewegung und Fluß.
c) Einzelabfolge-Verfahren; hierzu gehören das oben erwähnte EPI [1], Spinecho-Verfahren mit schnellen Echofolgen durch direkte Aufeinanderfolge der refokussierenden HF- Impulse (RARE [3]) oder Verfahren, bei denen spezielle HF-Anregungspulse in Anwesenheit eines konstanten Magnetfeldgradienten verwendet werden, die eine Vielzahl von Echosignalen erzeugen (BURST [9, 10]). Hiermit werden Gesamtmeßzeiten in der Größenordnung von 10 bis 500 ms erzielt. In diesen Einzelabfolgeverfahren ist grundsätz lich die maximale Ortsauflösung aber auch das erreichbare S/R durch Signalverluste limitiert, verursacht durch Relaxationszeit- und Diffusionseffekte. Zusätzlich können Bildartefakte durch Fluß und/oder Bewegung auftreten.
d) Hybrid-Verfahren [6-8, 13-15], bei denen entweder mehrere gleiche Multiechoabfolgen wiederholt werden (z. B. Multi- Shot-EPI [13]) oder bei denen jedes Spinecho einer Einzelabfolge-Sequenz (RARE) durch Lesegradienten- Umschaltungen in eine Mehrzahl von Gradientenechos "aufgespalten" wird (GRASE [6-8]). Diese Verfahren erlau ben Gesamtmeßzeiten in der Größenordnung von 100 ms-30 s und bieten den Vorteil geringer Signalverluste und damit verbunden ein höheres S/R. Nachteile beinhalten die durch diese Aufnahmeverfahren bedingten Signalmodulationen, die in Geisterbildern resultieren können, aber auch die erhöhte Empfindlichkeit auf Meßfehler durch Fluß und Bewegung.
e) Parallelverfahren, bei denen gleichzeitig verschiedene Signalempfangsspulen verwendet werden, um in simultaner- Weise verschiedene Zeilen des K-Raumes zu füllen. Solche Verfahren (z. B. SMASH [16] oder SENSE [17]) können mit fast allen existierenden Bildgebungssequenzen durchge führt werden und bringen derzeit eine zusätzlich Verringerung der Gesamtmeßzeit um einen Faktor von etwa 2 bis 8. Der Nachteil dieser Parallelverfahren besteht darin, daß sie bislang noch nicht technisch ausgereift sind.

Wesentliches gemeinsames Merkmal aller heute bekannten MR- Sequenzkategorien (a)-(d) ist, daß sich alle MR-Sequenzen als Folge einer oder mehrerer nahezu identischer Abfolgen zusam mensetzen lassen, wobei sich für den Fall der Mehrfachabfolge verfahren, jede Abfolge nur durch den Grad der Phasencodierung und anderen geringfügigen Änderungen von der vorhergehenden oder nachfolgenden Abfolge unterscheidet (z. B. Änderungen in der Zeitstruktur, auch als Echo-Time-Shifting bekannt, vgl. [30, 31]). So läßt sich z. B. das FLASH-Verfahren als Mehr fachabfolgeverfahren beschreiben, da dieses aus identischen Abfolgen von HF-Impulsen, Schicht- und Lesegradient zusammen setzt wird, bei der lediglich von Abfolge zu Abfolge ein Phasengradient schrittweise inkrementiert wird. Eine EPI- Sequenz läßt sich dementsprechend als Einzelabfolgeverfahren definieren, bei dem in einer einzigen Abfolge die gesamte Bildinformation aufgenommen wird. Segmentierte EPI-Verfahren oder GRASE lassen sich gemäß der hier eingeführten Klassifika tion ebenfalls als Mehrfachabfolgeverfahren definieren, da diese sich ebenfalls aus identischen Abfolgeblöcken von HF- Impulsen, Schicht- und Lesegradient zusammensetzten, bei der lediglich von Abfolge zu Abfolge der Wert des eingesetzten Phasengradienten verändert wird.

Jede der vier Verfahrenskategorien (a)-(d) hat ihre eigenen Vor- und Nachteile, wobei jedes Verfahren, das einen bestimm ten Vorteil bietet, auch eine Reihe von Nachteilen nach sich zieht. Unterschiedliche Aspekte der Bildqualität wie Kontrast, Schärfe, Signal/Rausch-Verhältnis (S/N), Kontrast/Rausch- Verhältnis (C/R), räumliche Auflösung und das Auftreten bestimmter Artefakte werden bei unterschiedlichen Sequenzen verschieden stark betont oder gedämpft. So ist bei Anwendung einer Sequenz, die einen oder auch mehrere bestimmte Aspekte der Bildqualität hervorhebt, mit einer Verschlechterung zumin dest eines der anderen Aspekte zu rechnen. Praktisch unumstöß lich beim bisherigen Stand der Technik ist auch der Umstand, daß Maßnahmen, die zur Verkürzung der Gesamtmeßzeit und damit zur Beschleunigung der Bildgebung eingesetzt werden, oft einhergehen mit einer merklichen Verschlechterung der Bildqua lität. Dies gilt für nahezu sämtliche Aspekte der Bildquali tät. Artefakte jedoch, die durch Objektbewegung entstehen, werden bei Beschleunigung der Datengewinnung oftmals vermindert.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Ver fahren zum Gewinnen von Daten zur MR-Bildgebung so auszubil den, daß ein besserer Kompromiß als bisher zwischen verschie denen Aspekten der Bildqualität oder zwischen der Geschwindig keit der Datenaufnahme und dem jeweils gewünschten Aspekt der Bildqualität erreicht wird. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Patentanspruch 1 beschriebenen Maßnahmen gelöst. Besondere Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung sind in Unteransprüchen gekennzeichnet. Die Merkmale einer erfindungsgemäßen Vorrichtung sind im Patentanspruch 18 aufgeführt.

Mit der Erfindung kann in neuartiger Weise die Erkenntnis genutzt werden, daß der Kontrast eines MR-Bildes hauptsächlich bestimmt wird durch die Information niedriger Raumfrequenz, die in der Mitte des K-Raumes residiert, denn im Zentrum des K-Raumes ist die Bildenergie stärker konzentriert. Dies gilt gleichermaßen auch für das S/R und das C/R. In den äußeren Bereichen des K-Raumes liegt höherfrequente Information, die mehr zur Kantenschärfe des MR-Bildes beiträgt. Eine weitere, mit der Erfindung in neuartiger Weise nutzbare Erkenntnis ist, daß Bewegungsartefakte umso geringer sind, je weiter entfernt die während signifikanter Bewegung aufgenommenen MR-Signale vom Zentrum des K-Raumes liegen, vgl. [23] bis [27].

Dementsprechend besteht das Prinzip der Erfindung darin, unterschiedliche Bedingungen im Verlauf der Signalerzeugung herzustellen, indem die Sequenz aus mindestens zwei zeitlich aufeinanderfolgenden unterschiedlichen Abfolgen von HF- und Gradientenimpulsen zusammengesetzt wird, wobei sich jede Abfolge unterscheidet in mindestens einem der für verschiedene Aspekte der Bildqualität verantwortlichen Merkmale der Echo erzeugung. Die in dieser Weise durch unterschiedliche Abfolgen erzeugten Echosignale werden dann jeweils in eigenen Bändern des K-Raumes zusammengefaßt. Vorzugsweise ist zur Hervorhebung eines gewünschten Aspektes der Bildqualität eine Abfolge zu wählen, die optimal für diesen Aspekt ist, wobei jedoch nur das mittlere Band des K-Raumes mit den abgetasteten MR-Daten (Echo-Abtastwerte) dieser Abfolge gefüllt wird. Der übrige Teil des K-Raumes, der weniger intensiv zur Gesamterscheinung des Bildes beiträgt, wird hingegen mit den Echos einer anderen Abfolge gefüllt, die den gewünschten Aspekt weniger betonen mag, dafür aber einen anderen Aspekt betont, der sich beson ders günstig an den Rändern des K-Raumes auswirkt. Die besagfte andere Abfolge kann auch eine schnellere sein, um so eine insgesamt verkürzte Meßzeit zu erzielen, ohne daß die gewün schte Bildqualität erkennbar leidet und ohne daß bewegte Objektbereiche zu starken Artefakten führen.

Das Erfindungsprinzip ist ein Hybrid-Verfahren, welches sich aber von den weiter oben erwähnten bekannten Hybrid-Verfahren darin unterscheidet, daß verschiedenartige und eventuell unterschiedlich schnelle Abfolgen zeitlich nacheinander durchgeführt werden und die Signale der verschiedenen Abfolgen getrennten Bändern des K-Raumes zugeordnet werden. Eine gezielte, bänderartige Einordnung von Echogruppen, die an vorgewählten Gruppen von Zeitfenstern innerhalb der Gesamt folge erscheinen, in vorgewählte Bänder des K-Raumes ist zwar in Verbindung mit dem GRASE-Verfahren bekannt (sogenanntes k- banded GRASE), jedoch nur im Rahmen einer einzigen Abfolge oder deren unveränderter Wiederholung. Hinsichtlich GRASE sei der Vollständigkeit wegen erwähnt, daß dort Echosignale unter schiedlicher Art zeitlich geschachtelt innerhalb jeweils einer einzigen Abfolge erzeugt werden, und dann bänderartig oder beliebig in den K-Raum eingeordnet werden können, wobei die Abfolge mehrmals unverändert wiederholt werden mag.

Trotz der großen Vielzahl geläufiger MR-Bildgebungssequenzen und trotz der vielen, sich auch in der oben aufgeführten Lite ratur widerspiegelnden Bemühungen, Hybridformen hervorzu bringen, ist ein mit der vorliegenden Erfindung vergleichbares Kombinationsverfahren bisher nicht vorgeschlagen worden. Grund hierfür dürfte die Meinung gewesen sein, daß eine zeitliche Hintereinanderschaltung unterschiedlicher MR-Abfolgen mit verschiedener Signal- und Kontrast-Charakteristik zur Bildung einer Gesamtsequenz technisch nicht machbar sei und außerdem zu signifikanten Bildartefakten führe. Es wurde nun gefunden, daß dies ein Vorurteil ist, das mit der vorliegenden Erfindung überwunden wird.

Ein möglicher weiterer Optimierungsschritt bei einem erfin dungsgemäßen Verfahren beinhaltet den gezielten Einsatz des Prinzips der gemischten Bandbreite, wobei eine abfolgenabhän gige Änderung der Bandbreite der Echoauslesung geschaffen wird. Hierbei erfolgt die Zuordnung der unterschiedlichen Bandbreiten zu den mit unterschiedlichen Abfolgen ausgelesenen Echos im K-Raum ebenfalls abhängig davon, welche Aspekte des Bildqualität betont werden sollen. Steht z. B. der Wunsch nach einer Kantenanhebung im Vordergrund, dann sind für den mittle ren Bereich des K-Raumes höhere Auslesebandbreiten als für die äußeren Bereiche zu verwenden.

Das Prinzip einer erfindungsgemäßen Bildsequenz läßt sich zusammenfassend als eine Aufeinanderfolge verschiedener Abfol gen von HF- und Magnetfeldgradientenimpulsen beschreiben (und damit verbunden einer Änderungen in der Echoerzeugung und/oder Änderungen in der aufgenommenen Echoart), die nach Wunsch auch mit einer Änderung der Bandbreite bei der Echoauslesung kombi niert werden kann.

Für die praktische Realisierung eines erfindungsgemäßen Verfahrens kann der Fachmann in folgender Weise vorgehen:

1. Als erster Schritt wird als "Hauptabfolge" eine Abfolge ausgewählt, die den Vorteil hat, den im speziellen Anwen dungsfall erwünschten Bildkontrast erbringen zu können.
2. Als zweiter Schritt wird als "Zusatzabfolge" mindestens eine andere Abfolge ausgewählt, die einen anderen gewünschten und mit der vorgenannten Abfolge weniger gut erzielbaren Vorteil hat.
3. In einem Optimierungsschritt wird ein Anteilsfaktor λ aus gewählt, der vorgibt, wie breit das von den Echosignalen der Hauptabfolge zu füllende mittlere Band des K-Raumes im Verhältnis zur Gesamtbreite des K-Raumes sein soll. Bei der Optimierung kann ferner entschieden werden, ob und in welcher Weise die Bandbreite der Echoauslesung beim Füllen des K-Raumes geändert wird.
4. Haupt- und Zusatzabfolge werden zeitlich nacheinander (in beliebiger Reihenfolge) durchgeführt, wobei die Echo signale der Hauptabfolge in den mittleren Bereich (λ) und die Echosignale der Zusatzabfolge in den restlichen Teil (1-λ) des K-Raumes geschrieben werden, gegebenenfalls mit variierender Bandbreite.

Die Möglichkeit, eine Optimierung durch Variation der relati ven Breite der jeweils zu füllenden Bänder des K-Raumes vorzunehmen, ist ein wesentlicher Vorteil des Prinzips der vorliegenden Erfindung. Die Optimierungsmöglichkeit durch variierende Auslesebandbreite befreit den Sequenzdesigner auch von dem Zwang, gleichbreite Zeitfenster (und somit auch gleichstarke Lesegradienten) für die Echoauslesung zu verwenden.

Die vorstehend angesprochenen und weitere Ausgestaltungen der Erfindung werden nachstehend an Ausführungsbeispielen erläu tert, teilweise unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeich nungen.

Fig. 1a bis 1d zeigen beispielgebende Aufteilungen zwei- und dreidimensionaler K-Räume in verschiedene Bereiche für die Unterbringung von Echosignalen, die gemäß der Erfindung unter verschiedenen Bedingungen der Echoerzeugung erhalten werden;

Fig. 2a und 2b zeigen das Schema zur Durchführung zweier unterschiedlicher MR-Bildgebungssequenzen und die Trajektorien beim Füllen des K-Raumes mit den Echosignalen dieser Sequenzen an einem ersten Ausführungsbeispiel;

Fig. 3a und 3b veranschaulichen in ähnlicher Darstel lung wie die Fig. 2a und 2b ein zweites Ausführungs beispiel;

Fig. 4a und 4b veranschaulichen in ähnlicher Darstel lung wie die Fig. 2a und 2b ein drittes Ausführungs beispiel;

Fig. 4c zeigt im Detail die Amplitudenmodulation längs der Phasenachse des K-Raumes bei einer praktischen Durchführung des dritten Ausführungsbeispiels;

Fig. 5, 6 und 7 veranschaulichen in ähnlicher Darstel lung wie die Fig. 2a ein viertes, fünftes und sechstes Ausführungsbeispiel;

Fig. 8a, 8b, 9 und 10 zeigen Bilder, die mittels der verschiedenen Ausführungsbeispiele von Bildgebungssequenzen erhalten wurden;

Fig. 11 veranschaulicht die Durchführung eines erfindungs gemäßen Verfahrens mit Vorexperimenten;

Fig. 12 zeigt das Blockschaltbild einer Vorrichtung zur Durchführung erfindungsgemäßer Verfahren.

Charakteristisch in allen nachstehend beschriebenen Ausfüh rungsformen ist die Aufteilung des K-Raumes in Bänder, die gemäß der Erfindung unter verschiedenen Bedingungen der Echoerzeugung aufgefüllt werden. Die Zeitfolge der Bänderfül lung und die Orientierung der Bänder im K-Raum kann dabei je nach Anwendung variieren.

In den einzelnen Abbildungen der Fig. 1a und 1b ist jeweils ein zweidimensionaler K-Raum als Rechteck dargestellt, er beinhaltet in Form einer zweidimensionalen Matrix die Abtast werte aufeinanderfolgender MR-Echos für eine zweidimensionale Bildgebung. Jedes Echo füllt mit seinen zeitlich aufeinander folgenden Abtastwerten eine in Richtung der k_x-Achse (hori zontal) verlaufende Zeile. Diese Achse wird auch als Leseachse bezeichnet. Die Koordinatenwerte der dazu senkrechten (verti kalen) k_y-Achse geben das Maß der Phasencodierung des betref fenden Echos an. Bei Anwendung der weiter oben erläuterten kombinierten Frequenz- und Phasencodierung ist dieses Maß das bis zum Erscheinungszeitpunkt des Echos aufgelaufene Zeit integral der Phasengradienten. Dementsprechend wird die k_y- Achse auch als Phasenachse bezeichnet.

Zum Füllen eines solchen K-Raumes werden gemäß der Erfindung zeitlich hintereinander verschiedenartige Abfolgen von MR- Signalen erzeugt, z. B. zwei Abfolgen i und j oder drei Abfolgen i, j und k.

Im oberen linken Bild der Fig. 1a ist der K-Raum in drei Bänder unterteilt, wobei das mittlere Band der relativen Breite λ mit den Signalen einer ersten Abfolge i gefüllt werden und die äußeren Bänder, die zusammengenommen den Rest 1-λ der Gesamtbreite 1 ausmachen, mit den Signalen einer zweiten Abfolge j gefüllt werden. Das untere linke Bild der Fig. 1a zeigt eine Aufteilung in drei Bänder im Breiten verhältnis λ2 : λ1 : λ3 für drei Abfolgen i, j und k. Das obere mittlere Bild der Fig. 1a zeigt ein Beispiel, wie die Signale dreier Abfolgen i, j und k auf fünf Bänder des K-Raumes aufgeteilt werden können. Das untere mittlere Bild in Fig. 1a zeigt eine Aufteilung der Signale zweier Abfolgen i und j in zwei Bänder. Die beiden rechten Bilder in Fig. 1a zeigen ebenfalls eine Aufteilung der Signale zweier Abfolgen i und j in verschieden Bänder des K-Raumes, wobei sich parallele Bandgrenzen schräg zu den Achsen des K-Raumes erstrecken (rechts oben) bzw. eines von zwei Bändern das andere allseits umschließt (rechts unten). Eine derartige Aufteilung kann z. B. durch eine geeignete Kombination zweier Gradienten, die zeitgleich zur Phasen- und Lesecodierung eingesetzt werden, realisiert werden (Beispiel rechts oben).

Um eine erhöhte räumliche Auflösung zu erzielen, kann jede Abfolgenkombination ein- oder mehrmals wiederholt werden, jeweils mit einer derartigen Verschiebung der Phasencodierung, daß bei der Wiederholung zusätzliche Zeilen zwischen die vorhergehend eingeschriebenen Zeilen gefüllt werden. Die jeweils gewählte K-Bandaufteilung kann dabei erhalten bleiben. Eine solche "Segmentierung" ist an zwei Beispielen in Fig. 1b veranschaulicht, wobei die Bandaufteilung derjenigen ent spricht, die im linken oberen Bild der Fig. 1a gezeigt ist.

Zur 3D-Bildgebung kann auch ein dreidimensionaler K-Raum ver wendet werden, siehe Fig. 1c. Charakteristisch ist hier die Aufteilung eines dreidimensionalen K-Raumes in "Volumen bänder", die gemäß der Erfindung unter verschiedenen Bedin gungen der Echoerzeugung aufgefüllt werden. Die Zeitfolge der Volumenbänderfüllung kann dabei je nach Anwendung variieren.

Auch kann der K-Raum aus anderen, nicht-rechtwinkligen Koordinatensystemen hergeleitet werden, siehe Fig. 1d, z. B. aus Polarkoordinaten, wie man sie bei spiraliger Objektabtastung oder bei Anwendung der sogenannte Projektions-Rekonstruktions- Methode (projection reconstruction) mit sich drehendem Lese gradienten findet.

Ganz allgemein kann der K-Raum definiert werden als eine n- dimensionale Matrix von Werten, die durch ndimensionale Transformation in eine Matrix von Pixelwerten für ein n- dimensionales Bild transformiert werden kann.

Nachstehend werden anhand der Fig. 2a, 2b und 3a, 3b und 4a, 4b, 5, 6 und 7 sechs Ausführungsbeispiele für das Füllen eines zweidimensionalen K-Raumes unter Anwendung des erfindungsgemäßen Prinzips beschrieben.

Beispiel 1

Das in den Fig. 2a und 2b veranschaulichte Verfahrensbei spiel vereinigt die Vorzüge einer schnellen Spinecho-Sequenz (RARE-Verfahren) mit den Vorzügen des Echo Planar Imaging (EPI) in neuartiger Weise.

Nach einem HF-Anregungsimpuls, vorzugsweise mit einem Flipwin kel von 90° und unter Anwesenheit eines Schichtgradienten, werden durch eine Kette von m 180°-Refokussierungsimpulsen nacheinander m Spinechos erzeugt (RARE-Abfolge), deren jedes unter Anwesenheit eines Lesegradienten abgetastet und in eine ausgewählte Zeile des K-Raumes geschrieben wird. Die Auswahl der betreffenden Zeile erfolgt in der üblichen Weise durch die Bemessung (Dauer und Amplitude) eines vor dem Echo angelegten Phasengradienten-Impulses, dessen Wirkung nach dem Echo durch einen entgegengesetzten Phasengradienten-Impuls ("Rewinder"- Impuls) wieder neutralisiert wird. Diese Phasencodierung wird im vorliegenden Fall so gesteuert, daß die besagten m Spin echos die Zeilen des mittleren Bereiches oder "Bandes" des K- Raumes füllen. Die hierbei verfolgten Trajektorien des K- Raumes sind in Fig. 2b in der Mitte des K-Raumes dargestellt.

Nach dem m-ten Spinecho der RARE-Abfolge wird noch ein weite rer (letzter) 180°-Refokussierungsimpuls angelegt (ebenfalls mit Schichtgradient), und durch nachfolgendes Anlegen und vielmaliges Umpolen des Lesegradienten in ultraschneller Folge wird eine entsprechende Vielzahl n von Gradientenechos erzeugt, gemäß dem an sich bekannten EPI-Prinzip. Allerdings erfolgt im vorliegenden Fall die Phasencodierung derart, daß vor dem ersten Gradientenecho eine Art "vorspannender" Start- Phasengradientenimpuls angelegt wird und die Phasencodierung der folgenden Gradientenechos durch jeweils kleine Phasen gradienten-Impulse ("Blips") konstanter Amplitude und Dauer gesteuert wird. Die Bemessung der Phasengradienten-Impulse wird so gewählt, daß die EPI-Gradientenechos den äußeren Bereich des K-Raumes füllen, gemäß der in Fig. 2b gezeigten unteren Trajektorie.

Der erwähnte Start-Phasengradientenimpuls bestimmt, bei wel cher Zeile des K-Raumes die Trajektorie beginnt. Gewünsch tenfalls kann die gesamte Abfolge-Kombination ein- oder mehr mals wiederholt werden, wobei die Phasengradienten-Impulse der ersten (RARE-)Abfolge und der Start-Phasengradientenimpuls der zweiten (EPI-)Abfolge derart geändert werden, daß zusätzliche Zeilen bzw. Zwischenzeilen in den K-Raum geschrieben werden, unter Beibehaltung der K-Band-Aufteilung zwischen den Echo signalen der beiden Abfolgen. Diese (bereits oben in Verbin dung mit Fig. 1b erläuterte) "Segmentierung" erhöht die räum liche Auflösung des rekonstruierbaren Bildes entsprechend.

Im Vergleich zum GRASE-Verfahren, das alternierend Spin- und Gradientenechos innerhalb jeder von einander gleichen Abfolgen aufnimmt und bestimmten Zeilen des K-Raumes zuordnet, werden in diesem Verfahrensbeispiel erst vielfache Spinechos mit einer ersten Abfolge und darauffolgend Gradientenechos mit einer anderen Abfolge aufgenommen und unterschiedlichen Bän dern des K-Raumes zugeordnet.

Die vorstehend anhand der Fig. 2a, 2b beschriebene Ausfüh rungsform bringt wichtige Vorteile. Wie das Diagramm in Fig. 2b rechts neben dem K-Raum offenbart, welches die Modulation der Signalamplitude in Richtung der k_y-Achse zeigt, macht sich der Effekt von T2 und T2* in den beiden Abfolgen in unter schiedlicher Weise längs der k_y-Achse bemerkbar, gleiches gilt auch für Frequenzverschiebungen infolge magnetischer Inho mogenitäten (Off-Resonanz-Signale). Jedoch gibt es in Richtung der k_y-Achse keine schnelle Modulation aufgrund unterschiedli cher chemischer Verschiebung und T2/T2*-Änderungen, vielmehr zeigt sich in dieser Hinsicht ein weicher Übergang entlang der gesamten Echofolge. Der gestufte Signalabfall resultiert aus dem verwendeten Schema mehrfacher Anregung, da der T2/T2*- bedingte Signalabfall und die Phasenverschiebungen eines Echos für alle Anregungen die gleichen sind.

Ergebnisse praktischer Versuche mit der vorstehend beschriebe nen Ausführungsform sind in den Fig. 8a, 8b veranschau licht. Die RARE/EPI-Abfolgenkombination nach Fig. 2a wurde durchgeführt mit 9 Spinechos im Abstand von jeweils 7,12 ms im ersten Abschnitt und 6 Gradientenechos im Abstand von jeweils 2,66 ms im zweiten Abschnitt. Alle Echosignale wurden mit einer Bandbreite von 390 Hz/Pixel ausgelesen. Das mittlere Band des K-Raumes wurde leicht asymmetrisch mit den 9 Spin echos gefüllt, wobei das sechste Spinecho die Zeile im Zentrum des K-Raumes füllte. Das Aufteilungsverhältnis betrug also 9 : 6, d. h. λ = 9/15 = 0,6. Die effektive Echozeit für das Zentrum des K-Raumes betrug 44 ms. Die Akquisitionszeit betrug 67 ms für den ersten Abschnitt und 16 ms für den zweiten Abschnitt.

Zur Erzeugung von Schnittbildern des Gehirns, von denen vier in Fig. 8a gezeigt sind, wurde die Abfolgenkombination mit einer Repetitionszeit TR = 3 s jeweils 20mal wiederholt (jeweils unter Zwischenschaltung eines die vorangegangene Codierung aufhebenden Spoiler-Gradientenimpulses), um 300 Zeilen zu füllen und somit nach zweidimensionaler Fourier- Transformation des K-Raumes eine Bildmatrix aus 300 × 512 Pixeln zu erhalten. Zur Erzeugung verschiedener Schnittbilder des Bauchraums, von denen vier in Fig. 8b gezeigt sind, erfolgte die 20malige Wiederholung mit einer Repetitionszeit TR = 1 s.

Es zeigt sich in diesen Bildern, daß die Bildqualität überall gleichmäßig ist und keine Verschlechterungen an Stellen nied riger Homogenität des statischen Magnetfeldes zu erkennen sind. Geisterbild-Artefakte, räumliche Verzerrungen infolge von Magnetfeld-Inhomogenitäten und Artefakte infolge chemi scher Verschiebung sind nicht zu erkennen.

Beispiel 2

Die in den Fig. 3a und 3b veranschaulichte Ausführungsform ist ein Beispiel für die Anwendung des Erfindungsprinzips zur besonders schnellen Bildaufnahme. Im Vergleich zum Single- Shot-EPI sind hierbei Signalverluste und Bildverzerrungen reduziert.

Gemäß der Fig. 3a wird eine Abfolge von HF-Anregungsimpulsen mit Flipwinkeln < 90° und mit kurzer Repetitionszeit « T1 erzeugt, jeweils in Anwesenheit eines Schichtgradienten. Durch vorübergehendes Anlegen und Polaritätsumkehr eines Lese gradienten nach jedem der ersten m Anregungsimpulse wird jeweils ein Gradientenecho erzeugt. Diese Abfolge entspricht dem weiter oben erwähnten bekannten FLASH-Verfahren. Jedes der m Gradientenechos wird unter Anwesenheit des Lesegradienten abgetastet und in eine ausgewählte Zeile des K-Raumes geschrieben. Die Auswahl der betreffenden Zeile erfolgt in der üblichen Weise durch die Bemessung (Dauer und Amplitude) eines vor dem Echo angelegten Phasengradienten-Impulses, dessen Wirkung nach dem Echo durch einen entgegengesetzten Phasen gradienten-Impuls ("Rewinder"-Impuls) wieder neutralisiert wird. Diese Phasencodierung wird im vorliegenden Fall so gesteuert, daß die besagten m Gradientenechos die Zeilen des mittleren Bandes des K-Raumes füllen. Die hierbei verfolgten Trajektorien des K-Raumes sind in Fig. 3b in der Mitte des K- Raumes dargestellt.

Der FLASH-Abfolge wird eine EPI-Abfolge nachgeschaltet:
Nach dem (m + 1)-ten HF-Impuls wird durch nachfolgendes Anlegen und vielmaliges Umpolen des Lesegradienten in ultraschneller Folge eine entsprechende Vielzahl n von Gradientenechos erzeugt, gemäß dem an sich bekannten EPI-Prinzip. Die Phasen codierung erfolgt in gleicher Weise wie bei den EPI-Gradien tenechos des vorstehend beschriebenen Beispiels 1, so daß auch hier die n EPI-Gradientenechos den äußeren Bereich des K-Rau mes füllen, gemäß der in Fig. 3b gezeigten unteren Trajekto rie.

Um die Bildqualität noch weiter zu verbessern, wird zusätzlich Gebrauch gemacht von der weiter oben erwähnten Maßnahme einer Änderung der Auslesebandbreite im Verlauf der Echofolge. Im einzelnen erfolgt die Auslesung der m Echos der ersten Abfolge (FLASH-Abschnitt) mit einer relativ geringen Bandbreite, unter Anwendung relativ langer Auslesezeiten (geringe Abtastfre quenz) und einer relativ niedrigen Amplitude des Lesegradien ten. Dies führt zu einem besseren S/R. Die n Echos der zweiten Abfolge (EPI-Abschnitt) werden mit höherer Bandbreite ausgele sen, unter Anwendung kürzerer Auslesezeiten (höhere Abtastfre quenz) und höherer Amplitude des Lesegradienten. Dies trägt zur zeitlichen Verkürzung dieses Abschnittes bei und reduziert T2*-bedingte Signalverluste, Bildverzerrungen und durch Fluß- und Bewegungserscheinungen bedingte Artefakte. In der ersten (FLASH-)Abfolge können zusätzliche und an sich bekannte Maß nahmen zur Kompensation von Fließerscheinungen getroffen werden.

Da die Echofolge nach Fig. 3a ausschließlich aus Gradien tenechos besteht, kann der Flipwinkel aufeinanderfolgender Anregungsimpulse schrittweise erhöht werden (der Flipwinkel des letzten Impulses kann dann 90° betragen), um die jeweils bleibende longitudinale Restmagnetisierung zum Ende hin voll für die Anregung auszuschöpfen. Da es die in Fig. 3a gezeigte Sequenz-Kombination erlaubt, mit einer gegenüber dem Standard- FLASH-Verfahren geringeren Anzahl von Anregungsimpulsen auszu kommen (bei gleicher Anzahl der Echos), können die Flipwinkel auch insgesamt größer gewählt werden, so daß sich neben dem Vorteil kürzerer Gesamtmeßzeit auch der Vorteil höherer Signalstärke und somit eines verbesserten S/R ergibt.

Wie das Diagramm der Amplitudenmodulation in Fig. 3b zeigt, dargestellt rechts neben dem K-Raum, wirkt sich T2* in den beiden Abfolgen unterschiedlich aus; gleiches gilt für inhomo genitätsbedingte Off-Resonanz-Signale. Während es bei den Echos der ersten Abfolge keine Modulation in dieser Hinsicht gibt, existiert in der zweiten (EPI-)Abfolge eine von T2* und chemischer Verschiebung abhängige Modulation.

Auch bei der in den Fig. 3a, 3b veranschaulichten Ausfüh rungsform kann die weiter oben erwähnte "Segmentierung" unter Wiederholung der gesamten Abfolgen-Kombination mit entspre chend geänderten Phasengradienten vorgenommen werden.

Ergebnisse praktischer Versuche mit der vorstehend beschriebe nen Ausführungsform sind in den Fig. 9a, 9b veranschau licht. Die FLASH/EPI-Abfolgenkombination nach Fig. 3a wurde durchgeführt mit 8 Gradientenechos in der ersten Abfolge (FLASH-Abfolge) und 7 Gradientenechos in der zweiten Abfolge (EPI-Abfolge) (λ = 8/15 = 0,53). Die Flipwinkel wurden in der Schrittfolge 18°, 20°, 22°, 25°, 31°, 33°, 38°, 48°, 90° erhöht. Die Akquisitionszeit betrug 79 ms für die ersten Abschnitt und 27 ms für den zweiten Abschnitt. Die Echosignale wurden in der ersten Abfolge mit einer Bandbreite von 195 Hz/Pixel und in der zweiten Abfolge mit einer Bandbreite von 260 Hz/Pixel ausgelesen. Das mittlere Band des K-Raumes wurde leicht asymmetrisch mit den FLASH-Gradientenechos belegt, wobei das sechste Echo die Zeile im Zentrum des K-Raumes füllte.

Zur Erzeugung von Schnittbildern der Herzkranzgefäße, von denen sechs in Fig. 9a gezeigt sind, wurde die Abfolgen kombination für jedes Bild jeweils 20mal wiederholt, unter Triggerung synchron mit dem Herzschlag und bei angehaltenem Atem, um in 16 Sekunden 300 Zeilen zu füllen und somit nach zweidimensionaler Fourier-Transformation des K-Raumes eine Bildmatrix aus 300 × 512 Pixeln zu erhalten. Man erkennt, daß kleine Gefäße des linken (schwarze Pfeile) und rechten (weiße Pfeile) Herzkranzsystems in guter räumlicher Auflösung abgebildet werden. In den Bildern, deren räumliche Auflösung bei 800 µm liegt, wird selbst die kleinkalibrige linke Herzkranzarterie (Durchmesser < 1,5 mm) gut aufgelöst.

Die Fig. 9b zeigt zwei verschiedene Schrägschnitte des Her zens, aufgenommen unter den gleichen Bedingungen wie die Bilder nach 9a. Im linken Bild der Fig. 9b erkennt man gut ein langes Segment der rechten Herzkranzarterie, das vertikal nahe der Bildmitte verläuft. Im rechten Bild ist die linke Haupt- Herzkranzarterie nahe ihrem Aortenabgang zu sehen.

Die Versuche belegen, daß eine erfindungsgemäße FLASH/EPI- Abfolgenkombination eine schnelle und robuste Methode zur Datengewinnung für Bilder bewegter und durchflossener Objekte (Blutgefäße) ist. Das S/R für Blut (mittlere Signalstärke des Blutes dividiert durch die Standardabweichung der Hintergrund intensität) betrug, gemäß Messung an der linken Herzkammer, etwa 40.

Beispiel 3

Bei dieser, in den Fig. 4a und 4b gezeigten Ausführungs form, werden in einer ersten Abfolge m Gradientenechos auf die gleiche Weise erzeugt, ausgelesen und in das mittlere Band des K-Raumes geschrieben wie in der ersten Abfolge des Beispiels 2. Dieser FLASH-Abfolge folgt ein refokussierender HF-Impuls (idealerweise: Flipwinkel 180°) und eine sich anschließende Reihe von Lesegradienten-Impulsen, mit denen Spinechos codiert werden, deren Erscheinungszeiten bezüglich des Refokussie rungsimpulses symmetrisch zu den Gradientenechos der ersten Abfolge liegen (sogenannte BURST-Abfolge, wie an sich bekannt aus [9, 10]). Diese Spinechos werden durch passende Phasen gradienten-Impulse derart phasencodiert und dann ausgelesen, daß sie den äußeren Bereich des K-Raumes füllen (vgl. Fig. 4b). Ähnlich wie in den jeweils zweiten (EPI-)Abschnitten der Beispiele 1 und 2 erfolgt auch hier die Phasencodierung durch einen Start-Phasengradientenimpuls und spätere Gradienten- "Blips".

Bei Realisierung dieser Abfolgen-Kombination sind die Lesegra dienten-Impulse der ersten und der zweiten Abfolge derart gegeneinander auszubalancieren, daß die vom Lesegradienten hervorgerufenen ortsabhängigen Phasenverschiebungen der ersten (FLASH-)Abfolge durch die Lesegradienten-Impulse der zweiten (BURST-)Abfolge exakt wieder rückgängig gemacht werden. Zu erfüllen ist somit die Forderung:

wobei G die Amplitude und S die Dauer jedes Lesegradienten- Impulses in der ersten Abfolge ist, gemessen ab der Mitte des betreffenden Echosignals bis zum Ende des Impulses, und wobei g die Amplitude und d die Dauer jedes Lesegradienten-Impulses während der zweiten Abfolge ist.

Die in der ersten Abfolge erscheinenden m Echos haben konstante Echozeit TE_F (Abstand vom Anregungsimpuls zur Echo mitte) und einen gegenseitigen Abstand T. Die in der zweiten Abfolge erscheinenden Echos haben verschiedene Echozeiten TE_B und ebenfalls den gegenseitigen Abstand T. T2* wirkt sich in den beiden Abfolgen unterschiedlich aus; gleiches gilt für inhomogenitätsbedingte Off-Resonanz-Signale. Bei den Echos der ersten Abfolge gibt es aber keine Modulation in dieser Hin sicht; in der zweiten Abfolge existiert nur eine von T2 abhän gige Modulation (vgl. das Diagramm der Signalamplitude rechts neben dem K-Raum in Fig. 4b).

Diese FLASH/BURST-Variante wurde entwickelt, um zu demonstrie ren, daß Kombinationen verschiedenartiger Abfolgen entspre chend dem erfindungsgemäßen Verfahren zu einer technisch mach baren Bildgebungssequenz zusammengesetzt werden können. Auch bei der in den Fig. 4a, 4b veranschaulichten Ausführungs form kann die weiter oben erwähnte "Segmentierung" unter Wiederholung der gesamten Abfolgen-Kombination mit entspre chend geänderten Phasengradienten vorgenommen werden.

Ergebnisse praktischer Versuche mit der vorstehend beschriebe nen Ausführungsform sind in der Fig. 4c und in der Fig. 10 veranschaulicht. Die FLASH/BURST-Abfolgekombination nach Fig. 4a wurde durchgeführt mit 8 FLASH-Gradientenechos im Abstand von jeweils 4,5 ms in der ersten Abfolge und 7 BURST-Spinechos im Abstand von jeweils 4,5 ms in der zweiten Abfolge (λ = 0,53). Für die Anregung in der FLASH-Abfolge wurden HF-Impulse mit Flipwinkel von 10°, einer Dauer von 500 µs und einer sinc- Hüllkurve verwendet, also entsprechend der Funktion (sin x)/x. Der 180°-Refokussierungsimpuls hatte eine Breite von 2560 µs. Die Echozeit TE_F in der ersten Abfolge betrug 2,1 ms, für die zweite Abfolge ergaben sich unterschiedliche Echozeiten TE_B von 39,9 bis 66,8 ms. Jede Abfolge belegte eine Akquisiti onszeit von 35 ms, so daß sich 70 ms Gesamtmeßzeit für die Abfolgenkombination ergab. Alle Echosignale wurden mit einer Bandbreite von 780 Hz/Pixel ausgelesen. Das mittlere Band des K-Raumes wurde leicht asymmetrisch mit den FLASH-Gradien tenechos gefüllt, wobei das sechste Echo die Zeile im Zentrum des K-Raumes füllte. Die gesamte Sequenzkombination (jeweils 15 Echos) wurde 10mal wiederholt mit TR = 1000 ms (also 10 zeilenverschachtelte "Segmente").

Die Fig. 4c zeigt die Verteilung der Signalintensitäten im K- Raum (Amplitudenmodulation entlang der k_y-Achse) bei diesem Versuch. Die Gradientenechos der FLASH-Abfolge haben nahezu konstante Amplitude (infolge der kleinen Flipwinkel), die Spinechos der BURST-Abfolge zeigen das erwartete Abklingen infolge der T2-Relaxation. Die um etwa den Faktor 3 geringere Amplitude der BURST-Echos erklärt sich aus dem Signalverlust infolge der räumlichen Selektivität der einphasigen FLASH- Anregung.

Die Fig. 10 zeigt Schnittbildaufnahmen b, c und d des Gehirns bei den obigen Abfolgeparametern. Bei der Bildaufnahme b wurde zu Vergleichszwecken die (BURST-)Abfolge weggelassen; die somit unbeschriebenen 70 Zeilen des K-Raumes wurden mit Null signalen aufgefüllt. Bei der Bildaufnahme c wurde die gesamte FLASH/BURST-Abfolgenkombination durchgeführt, und im Falle der Bildaufnahme d erfolgte zusätzlich eine Amplitudenkorrektur der BURST-Echosignale. Der Bildvergleich zeigt den deutlichen Gewinn an räumlicher Auflösung und die bessere Hervorhebung feiner Strukturen durch Hinzunahme der BURST-Abfolge, insbe sondere bei vorgenommener Amplitudenkorrektur. Allerdings ist im letzteren Fall ein vermindertes S/R zu beobachten, was seine Ursache in der Verstärkung der Rauschkomponenten durch die Amplitudenkorrektur hat.

Beispiel 4

Das in Fig. 5 veranschaulichte Verfahrensbeispiel vereinigt die Vorzüge einer EPI-Abfolge mit einer RARE-Abfolge. Nach einem HF-Anregungspuls, vorzugsweise mit einem Flipwinkel von 90° und unter Anwesenheit eines Schichtgradienten, wird durch vielmaliges Umpolen des Lesegradienten in schneller Folge eine entsprechende Vielzahl n von Gradientenechos erzeugt, gemäß dem an sich bekannten EPI-Prinzip. Nach dem n-ten Gradien tenecho der EPI-Sequenz werden durch eine Kette von m Refo kussierungspulsen, vorzugsweise 180°-Pulse, und unter Anwe senheit eines Schichtgradienten nacheinander m Spinechos erzeugt. Die Phasencodierung wird im vorliegenden Fall so gesteuert, daß die besagten Gradientenechos das mittlere Band des K-Raumes füllen, während die Spinechos die äußeren Bänder des K-Raumes füllen. Dieses EPI/RARE Verfahrensbeispiel kann für bestimmte Anwendungen, wie z. B. die funktionelle oder diffusionsgewichtete MR-Bildgebung, sinnvoll eingesetzt werden.

Beispiel 5

Das in Fig. 6 veranschaulichte Verfahrensbeispiel vereinigt die Vorzüge einer FLASH-Abfolge mit einer RARE-Abfolge. Es werden n Gradientenechos jeweils nach einem HF-Anregungsimpuls gemäß dem bekannten FLASH Prinzip erzeugt. Nach dem n-ten Gradientenecho der FLASH-Abfolge werden durch eine Kette von m Refokussierungspulsen, vorzugsweise 180°-Pulse und unter Anwesenheit eines Schichtgradienten, nacheinander m Spinechos erzeugt. Die Phasencodierung wird im vorliegenden Fall so gesteuert, daß die besagten Gradientenechos das mittlere Band des K-Raumes füllen, während die Spinechos die äußeren Bänder des K-Raumes füllen.

Beispiel 6

Das in Fig. 7 veranschaulichte Verfahrensbeispiel vereinigt eine RARE-Abfolge mit einer GRASE-Abfolge. Nach einem HF-Anre gungsimpuls, vorzugsweise mit einem Flipwinkel von 90° und unter Anwesenheit eines Schichtgradienten, werden durch eine Kette von m 180°-Refokussierungsimpulsen nacheinander m Spinechos erzeugt (RARE-Abfolge), deren jedes unter Anwesen heit eines Lesegradienten abgetastet und in eine ausgewählte Zeile des K-Raumes geschrieben wird. Nach dem m-ten Spinecho der RARE-Abfolge werden noch n weitere 180°-Refokussierungs impulse angelegt (ebenfalls mit Schichtgradient), wobei nach jedem Refokussierungspuls durch nachfolgendes Anlegen und vielmaliges Umpolen des Lesegradienten eine entsprechende Vielzahl k von Gradientenechos erzeugt wird, gemäß dem an sich bekannten GRASE-Prinzip, die in ausgewählte Zeilen des K- Raumes geschrieben werden. Diese Abfolgenkombination ist für die Erstellung von höchstaufgelösten MR-Bildern in kurzen Meßzeiten besonders geeignet.

Neben den vorstehend beschriebenen Ausführungsformen sind natürlich viele andere Abfolgekombinationen im Rahmen des Erfindungsgedankens möglich. So kann eine schnelle Einzelecho- Abfolge mit Gradientenechos, etwa nach dem FLASH-Prinzip, auch zum Füllen der äußeren Bereiche des K-Raumes benutzt werden, während das mittlere Band mit den Gradientenechos einer EPI- Abfolge oder mit den Spinechos einer RARE-Abfolge gefüllt wird. Zum Füllen des mittleren Bandes kann auch eine Mehrecho- Abfolge mit Spinechos bzw. Spin- und Gradientenechos, z. B. nach dem GRASE-Prinzip, angewandt werden.

Auch kann z. B. eine Multiechoabfolge, etwa nach dem segmentier ten EPI-Prinzip, zum Füllen der äußeren bzw. mittleren Bänder des K-Raumes benutzt werden, während der mittlere bzw. äußere Bereich mit z. B. Gradientenechos einer FLASH-Abfolge gefüllt wird.

Auch ganz spezielle Abfolgevarianten, wie z. B. Echo-Shifting [37], bei der in einer Einzelabfolgesequenz mit Gradienten echos, das Gradientenechosignal in eine nachfolgende Abfolge periode geschoben wird, können zum Füllen des mittleren/äu ßeren Bereiches des K-Raumes verwendet werden.

Die vorliegende Erfindung umfaßt im Grunde beliebige Kombina tionen aus allen denkbar verschiedenen Abfolgen, auch mehr als zwei (siehe z. B. das Aufteilungsschema im oberen mittleren Bild der Fig. 1a). Ferner können in einer oder mehreren der Abfolgen nicht nur Gradientenechos und Spinechos sondern, alternativ oder zusätzlich, auch stimulierte Echos akquiriert werden. Bei Abfolgenkombinationen, in denen die zweite Abfolge keine eigenen Anregungsimpulse beeinhaltet, sondern die Anregung aus der ersten Abfolge refokussiert (durch HF oder Gradientenumkehr), ist die erste Abfolge vorzugsweise die jenige, mit deren Signalen das mittlere Band des K-Raumes gefüllt wird.

Die Änderung der Auslesebandbreite kann bei jeder angewendeten Abfolgenkombination erfolgen. Die Änderung der Ausleseband breite kann dabei auch kontinuierlich nach irgendeiner ge wünschten Funktion von Echo zu Echo erfolgen und auch inner halb einer Echoauslesung erfolgen.

Die oben beschriebenen Ausführungsbeispiele beziehen sich auf das Füllen eines rechtwinkligen kartesischen zweidimensionalen K-Raumes. Das Prinzip der Erfindung erlaubt es jedoch ohne weiteres, verschiedene kartesische und polare Bildraster techniken zu kombinieren und auch 3D-Techniken anzuwenden, siehe Fig. 1c und 1d.

Insgesamt wird mit der Erfindung ein äußerst flexibles Konzept zu Datengewinnung für die MR-Bildgebung geschaffen, welches die Möglichkeit bietet, die für jeden Anwendungsfall bestmög liche Bildqualität zu erhalten. Die erfindungsgemäß in schnel ler Folge angewandten unterschiedlichen Akquisitions-Strate gien für verschiedene Bänder des K-Raumes können einzeln und unabhängig voneinander optimiert werden.

Zusätzlich können die erfindungsgemäßen Verfahren mit beliebi gen Vorexperimenten (zur Magnetisierungspräparation) kombi niert werden, siehe die Fig. 11, die als Beispiele zwei ver schiedene Vorexperimente in der linken Hälfte der Figur zeigt. In den dort gezeigten Fällen bestehen Vorexperimente aus einem an sich bekannten Spin-Echo-Vorexperiment (90°-180°-Vorexperi ment) zur Diffusionswichtung mit jeweils einem Diffusions gradientenimpuls vor und nach dem 180°-Refokussierungsimpuls und mit einem Schichtgradienten (links oben in Fig. 11) bzw. aus einem 180°-Inversionsimpuls gefolgt von einer Wartezeit T1 zur T1-Wichtung (links unten in Fig. 11). Die Vorexperimente sind als Beispiel in Verbindung mit einer EPI+RARE-Abfolgen kombination (ähnlich derjenigen nach Fig. 5) dargestellt, sie können natürlich auch mit beliebigen anderen erfindungsgemäßen Abfolgekombinationen realisiert werden.

Erfindungsgemäße Verfahren lassen sich gleichermaßen auch mit Vorexperimenten zur T2-, T2*-, T1ρ-Wichtung, Flußwichtung oder mit Vorexperimenten zur Erzeugung von Magnetisierungstransfer kontrast (MTC) oder mit Vorexperimenten zur Unterdrückung der Wasser- bzw. Fettkomponenten eines Gewebes kombinieren. Solche Vorexperimente sind aus der Fachliteratur hinreichend bekannt.

Erfindungsgemäße Verfahren lassen sich mit einem Spinresonanz gerät durchführen, wie es in stark vereinfachter Blockdarstel lung in Fig. 12 gezeigt ist. Das dargestellte MR-Gerät enthält eine Meßstation 10, einen Stromversorgungsteil 20, einen Steuerteil 30 und einen Computer 40. Die Meßstation 10 kann, wie üblich, einen Magneten 11 zum Erzeugen eines konstanten, homogenen ("longitudinalen") B₀-Feldes enthalten, ferner Spulensätze 12, 13, 14 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 15 vorgesehen, der HF-Impulse zugeführt werden können, unter anderem die zur Anregung und zur Refokus sierung transversaler Magnetisierung benötigten HF-Impulse. Diese HF-Spule 15 dient im allgemeinen auch zum Empfang der vom Objekt abgestrahlten MR-Signale. Der Stromversorgungsteil 20 enthält eine Stromversorgungseinheit 21 für den B₀-Magne ten, eine Stromversorgungseinheit 22 für die Gradientenspulen 12, 13, 14 und einen Hochfrequenzgenerator 23, der die HF- Impulse für die Spule 15 liefert. Der Steuerteil 30 steuert die Dauer und Amplitude der den jeweiligen Gradientenspulen zugeführten Ströme sowie die Dauer, Amplitude, Frequenz und Hüllkurve der HF-Impulse. Der Steuerteil 30 steuert ferner die Auslesung der von der HF-Spule 15 empfangenen MR-Signale zum Computer 40 in ausgewählten Zeitperioden und mit ausgewählter Abtastfrequenz, wie es mit der gezeigten Torschaltung 50 symbolisiert ist. Die ausgelesenen Abtastwerte werden digita lisiert und in einem den K-Raum bildenden Speicher gespei chert. Der zur Digitalisierung benötigte A/D-Wandler und der Speicher können im Computer 40 integriert sein.

MR-Anlagen dieser Art sind bekannt und im Handel erhältlich, so daß sich eine weitere Erläuterung apparativer Details erüb rigt. Zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens wird das zu untersuchende Objekt in den von den B₀- und Gradienten- Spulen 11, 12, 13, 14 umgebenen Raum gebracht, und die HF- Spule 15 wird so angeordnet, daß der zu untersuchende Objekt bereich in ihrem Einflußbereich liegt. Dann werden nach einem ausgewählten Programm, das in den Steuerteil 30 eingespeist worden ist, der HF-Generator 23, die Gradientenspulen-Versor gungseinheit 22 und die Ausleseschaltung 50 gesteuert, um die benötigten HF-Impulse und Gradientenimpulse für ausgewählte Bildgebungs-Sequenzen anzulegen und die erscheinenden Echo signale auszulesen. Der Computer 40 gewinnt aus den dann in den K-Raum-Speicher geschriebenen Daten durch mathematische Transformationen die Pixelmatrix für die Bildwiedergabe

Der Steuerteil 30 zur Bemessung der Zeit-, Frequenz- und Amplitudenparameter für die HF-Impulse, die Gradienten und die Echoauslesung wird jeweils so ausgebildet bzw. programmiert, daß die Vorgänge zur Datengewinnung entsprechend der jeweils ausgewählten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Verfah rens ablaufen. Der Steuerteil 30 kann natürlich ebenfalls, ganz oder teilweise, im Computer 40 integriert sein.

Claims

1. Verfahren zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstel lung, welche die räumliche Verteilung des Magnetresonanz- Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Orts bereiches zeigt,
der in einem stationären Magnetfeld angeordnet ist und einer Folge aus HF-Impulsen und Impulsen von Magnetfeld gradienten in unterschiedlichen Raumrichtungen ausgesetzt wird, derart, daß eine Folge von Magnetresonanzsignalen erscheint, die durch Abtastung unter Einwirkung jeweils eines Lesegradienten ausgelesen werden und als Datensatz zum Füllen des K-Raumes verwendet werden, dadurch gekennzeichnet,
daß mindestens zwei unterschiedliche Abfolgen von HF-Impulsen und Magnetfeldgradientenpulsen verwendet werden, die sich unterscheiden in mindestens einem der für verschiedene Aspekte der Bildqualität verantwortlichen Merkmale der Signalerzeu gung, und
daß diese Abfolgen zeitlich hintereinander ausgeführt werden, wobei die bei unterschiedlichen Abfolgen ausgelesenen Magnetresonanzsignale in unterschiedliche Bänder des K-Raumes eingeordnet werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur Hervorhebung eines gewünschten Aspektes der Bildqualität eine diesen Aspekt betonende Abfolge von HF-Pulsen und Magnet feldgradienten-Impulsen durchgeführt wird und die dabei abge tasteten Signale im mittleren Band des K-Raumes zusammengefaßt werden, und daß zum Füllen des übrigen Teils des K-Raumes eine oder mehrere andere, wenn auch den betreffenden Aspekt weniger betonende Abfolgen durchgeführt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur Hervorhebung eines gewünschten Aspektes der Bildqualität eine diesen Aspekt betonende Abfolge von HF-Pulsen und Magnet feldgradienten-Impulsen durchgeführt wird und die dabei abge tasteten Signale im mittleren Band des K-Raumes zusammengefaßt werden, und daß zum Füllen des übrigen Teils des K-Raumes eine oder mehrere schnellere, wenn auch den betreffenden Aspekt weniger betonende Abfolgen durchgeführt werden.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß das mittlere Band des K-Raumes mit den Abtastwerten von Gradientenechos gefüllt wird, die erzeugt werden nach jedem Exemplar einer Kette von HF-Anregungsimpul sen mit Flipwinkeln < 90° und einer Repetitionszeit « T1.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß anschließend der übrige Teil des K-Raumes mit Abtastwerten von Magnetresonanzsignalen gefüllt wird, die erzeugt werden durch Refokussierung der zuvor erzeugten Gradientenechos mittels eines refokussierenden HF-Impulses.

6. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß anschließend der übrige Teil des K-Raumes mit Abtastwerten von Magnetresonanzsignalen gefüllt wird, die erzeugt werden durch eine darauffolgende Serie von refokussierenden HF-Impulsen.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß das mittlere Band des K-Raumes mit Abtast werten von Spinechosignalen gefüllt wird, die erzeugt werden durch einen Anregungsimpuls und eine darauffolgende Serie refokussierender HF-Impulse.

8. Verfahren nach Anspruch 4 oder 7, dadurch gekennzeich net, daß der übrige Teil des K-Raumes mit Abtastwerten von Gradientenechos gefüllt wird, die erzeugt werden durch mehrma lige Polaritätsumkehr des Lesegradienten nach einem HF-Anre gungspuls.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß das mittlere Band des K-Raumes mit den Abtastwerten von Gradientenechos gefüllt wird, die erzeugt werden durch mehrmalige Polaritätsumkehr des Lesegradienten nach einem HF-Anregungspuls.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß anschließend der übrige Teil des K-Raumes mit Abtastwerten von Signalen gefüllt wird, die erzeugt werden durch eine darauffolgende Kette refokussierender HF-Impulse.

11. Verfahren nach Anspruch 7 oder 9, dadurch gekenn zeichnet, daß anschließend der übrige Teil des K-Raumes mit Abtastwerten von Gradientenechos gefüllt wird, die erzeugt werden jeweils nach HF-Anregungsimpulsen.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 4, 7 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß anschließend der übrige Teil des K-Raumes mit Abtastwerten von Echos gefüllt wird, die erzeugt werden durch eine Serie von anregenden oder refokussierenden HF-Impulsen, zwischen denen durch mehrmalige Polaritätsumkehr des Lesegradienten Echosignale erzeugt werden.

13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der zu füllende K-Raum zwei- oder mehrdimensional ist.

14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß beim Füllen des K-Raumes Trajekto rien verfolgt werden, die anderen Bahnen als dem Verlauf der Zeilen des K-Raumes entsprechen.

15. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß unterschiedliche Abfolgen mit unterschiedlichen Bandbreiten der Echoabtastung ausgelesen werden.

16. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch seine Kombination mit einem oder mehreren Vorexperimenten.

17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß ein Vorexperiment besteht aus einer geeigneten Kombination von HF- und Magnetfeldgradientenimpulsen zur Erzeugung eines Bildkontrastes auf der Basis von T1, T1ρ, T2, T2*, Fluß, oder Diffussion oder zur Erzeugung eines Magnetisierungstransfer kontrastes (MTC) oder zur Fett- oder Wasserunterdrückung.

18. Vorrichtung (Fig. 12) zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstellung, welche die räumliche Verteilung des Magnet resonanz-Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewähl ten Ortsbereiches zeigt, mit
einer Einrichtung (11, 21) zum Erzeugen eines homogenen Magnetfeldes im zu untersuchenden Objektbereich, das die Spins in die Feldrichtung ausrichtet,
einer Einrichtung (15, 23) zum Erzeugen von HF-Impulsen, die auf den Objektbereich einwirken,
Einrichtungen (12, 13, 14, 22) zum Erzeugen von Magnetfeld gradienten in unterschiedlichen Raumrichtungen,
einer Einrichtung (40, 50) zur Auslesung der vom Objekt bereich ausgehenden Magnetresonanzsignale und deren Einschrei bung in den K-Raum,
und einer Steuereinrichtung (30) zum derartigen Steuern der die HF-Impulse erzeugenden Einrichtung und der die Magnet feldgradienten erzeugenden Einrichtungen und der Auslese einrichtung, daß der Objektbereich einer Sequenz von HF- und Magnetfeldgradienten-Impulsen ausgesetzt wird, um eine Folge von MR-Echos hervorzurufen und auszulesen,
gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuer einrichtung (30), daß bei ihrer Aktivierung die Erzeugung der Echosignale und deren Einschreibung in den K-Raum gemäß einem der Ansprüche 1 bis 18 erfolgt.