DE4327325C1 - Verfahren zur zeitaufgelösten MR-Bildgebung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur zeitaufgelösten Bildgebung mit Kernresonanzsignalen, wobei Kernspins ange­ regt, phasencodiert und die entstehenden Signale ausgelesen und entsprechend ihrer Phasencodierung in je eine Zeile einer zeilenweise in einzelne Segmente eingeteilten Rohda­ tenmatrix eingetragen werden, wobei aus einer vollständig mit Zeilen belegten Rohdatenmatrix jeweils ein Bild er­ stellt wird und mehrere Bilder zu unterschiedlichen Zeitpunkten eines Bewegungsablaufs gewonnen werden.

Ein derartiges Verfahren ist aus der Literaturstelle: "Atkinson, D. J., und Edelman, R. R.; Radiology 1991, Vol. 178, No. 2, Seiten 357 bis 360, bekannt. Die Darstellung von Bewegungsabläufen in Art eines aus mehreren MR-Bildern zusammengesetzten Films oder einer sogenannten "Cine-Studie" ist in manchen Fällen von hohem diagnostischem Wert. Allerdings reicht bei schneller ablaufenden Vorgängen, beispielsweise bei der Herzbewegung, die Aufnahmegeschwindigkeit auch bei den heute zur Verfügung stehenden schnellen MR-Bildgebungsver­ fahren nicht aus, um die für eine Bildsequenz erforderliche Anzahl von Bildern in Echtzeit aufzunehmen. Bei peri­ odischen Vorgängen, beispielsweise bei Herzuntersuchungen, kann man jedoch eine Herzschlagperiode in eine Mehrzahl von Bewegungsphasen einteilen und Meßvorgänge mit aus einer EKG-Messung abgeleiteten Trigger-Signalen starten. Bei her­ kömmlichen Meßverfahren wird dann bei jeder Herzschlagperi­ ode für jede Bewegungsphase eine Zeile einer Rohdatenmatrix gemessen. Zur Aufnahme der vollständigen Bilder benötigt man dann eine der Anzahl von Zeilen der Rohdatenmatrix ent­ sprechende Anzahl von Herzschlägen.

Aus dem obengenannten Artikel von D. J. Atkinson und R. R. Edelman in Radiology, 1991, ist eine Puls­ sequenz bekannt, bei der die Rohdatenmatrix segmentiert wird und in jeder Bewegungsphase eines Herzschlags mehrere Zeilen einer Rohdatenmatrix gewonnen werden, die den Seg­ menten zugeordnet sind. Damit kann die Meßzeit verkürzt werden. Allerdings müssen längere Bewegungsphasen, in die­ sem Fall Herzphasen, gewählt werden, da zur Messung jeder einzelnen Herzphase eine längere Zeit benötigt wird. Damit wird die Anzahl der Herzphasen pro Herzperiode entsprechend kleiner. Dies führt jedoch zur Verringerung der zeitlichen Auflösung innerhalb einer Herzperiode.

Aus dem Artikel "Keyhole imaging offers Shortcut to fast MR scans" in Diagnostic Imaging, Februar 1993, Seite 36, ist es bekannt, die Datenakquisitionszeit dadurch zu verkürzen, daß nur für ein Referenz-Bild der gesamte K-Raum gemessen wird, während bei allen nachfolgenden Rohdatenmatrizen nur ein zentraler Teil des K-Raums gemessen wird. Dieses Ver­ fahren ist für Kontrast-Messungen geeignet, bei denen die Anatomie stationär ist.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszugestalten, daß die Meßzeit für be­ wegte Vorgänge verkürzt wird, ohne daß Abstriche bei der zeitlichen Auflösung in Kauf genommen werden müssen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst, vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend an­ hand der Fig. 1 bis 22 näher erläutert.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann im Prinzip mit jeder für die Bildgebung geeigneten MR-Pulssequenz durchgeführt werden. Besonders eignen sich natürlich schnelle Pulsse­ quenzen, wie z. B. die sogenannte FLASH-Sequenz (siehe z. B. US-A 4 707 658) oder die sogenannte FISP-Sequenz (siehe z. B. US-A 4 769 603).

Die FISP-Sequenz wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 5 kurz erläutert, eine genauere Beschreibung findet sich im US-Patent 4 769 603. Durch eine Folge von Hochfrequenzpul­ sen RF gemäß Fig. 1 werden die in einem Grundmagnetfeld aus­ gerichteten Kernspins eines Untersuchungsobjekts ausge­ lenkt. Die Hochfrequenzpulse RF werden gemäß Fig. 2 unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten SS einge­ strahlt, so daß sie selektiv nur auf eine Schicht des Un­ tersuchungsobjekts wirken. Auf jeden positiven Puls des Schichtselektionsgradienten SS folgt ein negativer Puls, so daß die durch den positiven Puls verursachte Dephasierung wieder rückgängig gemacht wird. Nach jeder Anregung wird ein Puls eines Phasencodiergradienten Ph eingeschaltet, des­ sen Amplituden-Zeitfläche sich von Anregepuls zu Anregepuls ändert. Damit werden die Kernspins von Anregung zu Anregung unterschiedlich phasencodiert. Durch einen bipolaren Auslesegradienten RO gemäß Fig. 4 wird schließlich ein Kernresonanzsignal S gemäß Fig. 5 erzeugt, das unter der Wirkung des positiven Teils jedes Auslesegradienten RO aus­ gelesen wird. Nach jedem Kernresonanzsignal S und vor der Anregung wird die Phase der Kernspins in Phasencodierrich­ tung durch einen negativen Puls des Phasencodiergradienten Ph wieder zurückgesetzt.

Die so gewonnenen Kernresonanzsignale S werden im Zeitbereich abgetastet, digitalisiert und die damit erhaltenen numerischen Werte je Kernresonanzsignal S in eine Zeile ei­ ner Rohdatenmatrix eingetragen. Die Rohdatenmatrix kann man als Meßdatenraum, bei dem im Ausführungsbeispiel vorlie­ genden zweidimensionalen Fall als Meßdatenebene betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der Kernspintomographie im allgemeinen als "K-Raum" bezeichnet.

Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räumliche Herkunft der Signalbeiträge S ist in der Phasen­ information codiert, wobei zwischen dem Ortsraum mit den kartesischen Koordinaten x, y und z (also dem Bild) und dem K-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zweidimen­ sionale Fourier-Transformation besteht. Es gilt:

S(k_x, k_y) = ∫∫ ρ(x, y) dxdy.

Dabei gelten folgende Definitionen:

wobei gilt:
γ = gyromagnetische Konstante
G_x(t′) = Gradient in x-Richtung
G_y(t′) = Gradient in y-Richtung
ρ = Kernspindichte
τ = Dauer des Gradienten G_y.

Durch schrittweise Fortschaltung des Phasencodiergradienten Ph gemäß Fig. 3 erfolgt die Abtastung im K-Raum in auf­ einanderfolgenden Zeilen.

Aus der so erhaltenen Rohdatenmatrix wird durch zweidimen­ sionale Fourier-Transformation eine Bildmatrix gewonnen, aufgrund derer dann eine Bildrekonstruktion erfolgt.

Es sei nochmals betont, daß das hier dargestellte FISP-Ver­ fahren nur eine von vielen möglichen Sequenzen zur Durch­ führung der erfindungsgemäßen zeitaufgelösten Bildgebung darstellt.

Zur Erläuterung der Problemstellung ist in Fig. 6 eine her­ kömmliche Datenaufnahme für die zeitaufgelöste Erfassung der Herzbewegung dargestellt. Dabei wird ein EKG erfaßt und mit den R-Zacken jeweils eine Messung getriggert. Jede Herzperiode, d. h. die Zeit zwischen zwei R-Zacken wird in Herzphasen eingeteilt. Dabei ist jeder Herzphase ein Daten­ akquisitionsfenster, im Ausführungsbeispiel nach Fig. 6 jeweils die Datenakquisitionsfenster DA1 bis DA6 zugeordnet. Während jedes Datenakquisitionsfensters DA1 bis DA6 wird durch eine FISP-Sequenz ein einzelnes Signal, also eine Zeile einer Rohdatenmatrix gewonnen. Wenn man also sechs Herzphasen er­ fassen will, so erhält man in sechs Datenakquisitionsphasen DA1 bis DA6 sechs Signale, die jeweils einer Zeile einer Rohdatenmatrix zur Erstellung von sechs aufeinander­ folgenden Bildern zugeordnet werden. Nach der nächsten R- Zacke des EKG gewinnt man durch Fortschaltung der Phasenco­ diergradienten jeweils eine weitere Zeile für jedes der sechs Bilder. Die gesamte Meßzeit ergibt sich dann aus dem Produkt der Anzahl N der Zeilen der Rohdatenmatrix und des mittleren Abstands T_RR zweier aufeinanderfolgender R-Zacken des EKGs. Bei 128 Zeilen der Rohdatenmatrix benötigt man für eine vollständige Messung somit etwa 128 sec. Da dies nicht innerhalb einer Atemanhalteperiode durchgeführt wer­ den kann, ergeben sich fast zwangsläufig Bewegungsarte­ fakte.

Aus dem bereits eingangs genannten Artikel von D. J. Atkin­ son und R. R. Edelmann ist es bekannt, innerhalb jeder Herzphase für jedes der Bilder mehrere Fourier-Zeilen schnell hintereinander zu messen und diese dann Segmenten des Rohdatensatzes mit der entsprechenden Herzphase zuzu­ ordnen. Dieses als segmentierte K-Raumtechnik bekannte Ver­ fahren ist schematisch in Fig. 7 dargestellt. Dabei wird in jedem Datenakquisitionsfenster DA für die jeweiligen Herz­ phasen (in Fig. 7 ist der Übersichtlichkeit wegen nur je­ weils das erste Datenakquisitionsfenster DA1 dargestellt) eine Mehrzahl von unterschiedlich phasencodierten Signalen gewonnen. Die Rohdatenmatrix RM wird gleichmäßig in eine Anzahl von Segmenten SG1-SGN eingeteilt. In der ersten Da­ tenakquisitionsphase DA1 nach der ersten R-Zacke R1 werden jeweils die ersten Zeilen jedes Segments SG eingetragen, in der ersten Datenakquisitionsphase DA1′ nach der zweiten R- Zacke werden jeweils die zweiten Zeilen jedes Segments ein­ getragen usw. Auf dieselbe Weise, jedoch mit Daten­ akquisitionsfenstern, die in unterschiedlichem Abstand zur jeweiligen R-Zacke liegen, werden die Segmente SG für die Bilder der weiteren Herzphasen gewonnen.

In Fig. 8 ist schematisch die Zuordnung einer Pulssequenz zur Datenakquisitionsphase DA1 dargestellt. Im Vergleich zur Fig. 6 erkennt man, daß hier mehrere Anregungen während der Datenakquisitionsphase DA1 erfolgen und mehrere unter­ schiedlich phasencodierte Signale gewonnen werden.

In Fig. 9 ist der zeitliche Ablauf einer Messung darge­ stellt. Dabei sind auf einer Zeitachse t jeweils die Meß­ zeitpunkte innerhalb einer Herzperiode T_RR eingezeichnet. Unter SG ist die Zuordnung der Messungen zu den K-Raum-Seg­ menten angegeben und unter HP die Zuordnung zur Herzphase bzw. zu einem Bild in der Bildsequenz. Dabei wird davon ausgegangen, daß jede Rohdatenmatrix in neun Segmente ein­ geteilt ist. Dann wird, wie man aus Fig. 9 erkennt, bei­ spielsweise die erste Messung dem ersten Segment des der ersten Herzphase entsprechenden ersten Bildes zugeordnet, die zehnte Messung dem ersten Segment des der zweiten Herz­ phase entsprechenden zweiten Bildes. Entsprechend der An­ zahl der pro Herzphase bzw. Datenakquisitionsphase durch­ zuführenden Messungen muß man allerdings die Datenakquisi­ tionsphasen länger machen. Damit kann man die Herzperiode in weniger Herzphasen unterteilen. Wenn man beispielsweise wie im Ausführungsbeispiel pro Herzphase bzw. Daten­ akquisitionsphase neun Bilder mit einer Repetitionszeit TR gewinnt, so beträgt der kürzeste zeitliche Abstand zwischen aufeinanderfolgenden Herzphasenbildern 9 × TR. Mit den zur Zeit technisch realisierbaren Repetitionszeiten von ca. 10 ms erreicht man somit eine zeitliche Auflösung von 90 ms oder ca. 11 Bildern pro Herzphase, was im allgemeinen für kardiologische Untersuchungen unbefriedigend ist. Eine Re­ duzierung der Anzahl von Segmenten und damit der je Herz­ phase gewonnenen Rohdatenzeilen führt zwar zu einer Ver­ besserung der zeitlichen Auflösung, ergibt aber eine gerin­ gere Meßzeitreduktion. Allgemein ergibt sich die gesamte Meßzeit TA bei einer Segmentzahl m zu:

TA = N · T_RR/m.

Die Durchführung von "Cine-Studien" innerhalb eines einzi­ gen Atemanhaltezyklus setzt eine Segmentzahl von etwa 9 voraus.

Die Erfindung geht nun von der Idee aus, eines oder mehrere Signale S für die Rohdatenzeilen zweier aufeinanderfolgen­ der Bilder zu verwenden. Eine Möglichkeit ist in Fig. 10 dargestellt. Auch dabei ist die Rohdatenmatrix jedes Bildes in neun Segmente SG eingeteilt. Im Unterschied zum Stand der Technik nach Fig. 9 wird jedoch jetzt jedes neunte Signal für zwei aufeinanderfolgende Herzphasenbilder ver­ wendet. Beispielsweise wird das Signal mit der Nummer 9 so­ wohl für das neunte Segment der Rohdatenmatrix für das Bild der ersten Herzphase HP als auch für das neunte Segment der Rohdatenmatrix für das Bild der zweiten Herzphase verwen­ det; das Signal Nr. 17 wird sowohl für das erste Segment der Rohdatenmatrix für das Bild der zweiten Herzphase HP als auch für das erste Segment der Rohdatenmatrix für das Bild der dritten Herzphase HP verwendet usw. Bei einer Re­ petitionszeit TR jeder Pulssequenz benötigt man damit in­ nerhalb einer Herzperiode je Herzphasenbild die Zeit 8 TR im Vergleich zu 9 TR beim Stand der Technik entsprechend Fig. 9. Man kann also pro Herzperiode entsprechend mehr Bil­ der unterbringen und damit die zeitliche Auflösung erhöhen. Da beim Fouriertransformations-Verfahren für den Bildkontrast in erster Linie die mittleren Rohdatenzeilen maßgeblich sind, wirken sich auf die zeitliche Bildauflö­ sung die zu späteren bzw. früheren Zeitpunkten gewonnenen äußeren Rohdatenzeilen kaum aus. Im dargestellten Aus­ führungsbeispiel nach Fig. 10 ist die Erhöhung der zeitli­ chen Auflösung allerdings relativ gering, da in jeder Herz­ phase nur eine Datenakquisition eingespart wird.

Eine weitere Verbesserung der zeitlichen Auflösung ist aber möglich, wenn man nicht nur ein Signal, sondern mehrere Si­ gnale für zwei aufeinanderfolgende Herzphasenbilder ge­ meinsam verwendet. Ein entsprechendes Ausführungsbeispiel ist in Fig. 11 dargestellt. Hierbei werden jeweils vier Sig­ nale für die Rohdatenmatrizen zweier aufeinanderfolgender Herzphasenbilder verwendet, also beispielsweise die Signale 5 bis 9 für die Rohdatenmatrizen der Bilder der ersten und zweiten Herzphase HP, die Signale 11 bis 14 für die Rohda­ tenmatrizen der Bilder der zweiten und dritten Herzphase. In diesem Fall ist - wie in Fig. 11 angegeben - nur noch die fünffache Repetitionszeit 5TR je Herzphasenbild erforder­ lich, so daß die zeitliche Auflösung im Vergleich zur Da­ tenakquisition nach Fig. 9 nahezu verdoppelt werden kann. Zur Verdeutlichung sind in Fig. 12 schematisch drei Rohda­ tenmatrizen RD1 bis RD3 mit jeweils neun Segmenten SG1 bis SG9 dargestellt. Der Übersichtlichkeit wegen sind pro Seg­ ment nur fünf Rohdatenzeilen eingezeichnet. In der Praxis wird man wesentlich mehr Rohdatenzeilen vorsehen, um z. B. zu einer gesamten Zeilenzahl der Rohdatenmatrizen RT von 124 zu kommen. Wie durch die Pfeile in Fig. 12 angedeutet, werden die Rohdatenzeilen der Rohdatensegmente SG8 und SG9 der Rohdatenmatrix RD1 in die entsprechenden Segmente SG8, SG9 der Rohdatenmatrix RD2 übertragen. Entsprechend werden die ersten Segmente SG1 bis SG2 der zweiten Rohdatenmatrix RD2 in die entsprechenden Segmente der dritten Rohdaten­ matrix RD3 übertragen.

Wenn man die Phasencodierreihenfolge linear wählt, also die einzelnen Segmente in der zeitlichen Reihenfolge mißt, wie sie in der Rohdatenmatrix angeordnet sind, so erhält man bei jedem zweiten Bild eine starke Diskontinuität in der zeitlichen Erfassung von Segmenten. Dies wird anhand von Fig. 13 deutlich, wo für jedes Segment SG der relative Zeit­ punkt (also bezogen auf den Zeitpunkt der ersten Datener­ fassung innerhalb einer Rohdatenmatrix) dargestellt ist. Die Datenerfassungszeitpunkte für die erste Rohdatenmatrix RD1 verlaufen von Segment zu Segment linear und kontinuier­ lich. Wenn man aus der ersten Rohdatenmatrix beispielsweise die vier letzten Segmente in die nächsten Rohdatenmatrix RD2 übernimmt, so ergibt sich zwischen den Datenerfassungs­ zeitpunkten des neunten und des ersten Segments der zweiten Rohdatenmatrix RD2 eine starke Diskontinuität, wie man in Fig. 13 deutlich sieht. Durch entsprechende Umordnung der Phasencodierschritte kann man diese Diskontinuität verrin­ gern. Wenn man beispielsweise entsprechend Fig. 11 die Pha­ sencodierung so ordnet, daß die Segmente in der Reihenfolge 3-1-2-4-5-7-9-8-6 gemessen werden, so erhält man einen Verlauf der relativen Datenakquisitionszeiten für die Rohdatenmatrizen RD1 und RD2 entsprechend Fig. 14. In diesem Fall haben alle Bilder dieselbe zeitliche Filterfunktion mit einer Symmetrie für jedes zweite Bild, was für Bildda­ ten, die auf Realwerten beruhen, kein Problem darstellt.

Zwischen dem von der R-Zacke ausgelösten Triggersignal und der eigentlichen Meßwerterfassung können spezielle Pulse zur Spinpräparation eingesetzt werden. Solche Präparations­ pulse bestehen allgemein aus einer Kombination von Hf-Pulsen und Gradientenpulsen. Damit können spezielle Kontraste bzw. Intensitätsverteilungen erzeugt werden. Beispielsweise kann durch eine in Fig. 15 dargestellte Pulsfolge von zwei Hochfrequenzpulsen RFP1, RFP2 und einem dazwischenliegenden Gradientenpuls G eine räumliche Modulation der Magnetisierung erzielt werden. Dies ist im Detail in der US-PS 5 054 489 beschrieben. Bei entsprechender Dimensio­ nierung der Pulse entsteht eine rasterförmige Sättigung der Magnetisierung, die sich in dunklen Linien im Bild äußert. Diese dunklen Linien können nun über den Verlauf des Herz­ zyklus verfolgt werden, woraus indirekt eine Untersuchung der Herzwandbewegung abgeleitet werden kann. Mit Hilfe der erfindungsgemäßen Datenakquisitions-Technik kann man diese Untersuchungen innerhalb eines Atemanhaltezyklus mit hoher zeitlicher Auflösung durchführen, so daß Artefakte aufgrund der Atembewegung relativ leicht vermieden werden können.

Bekanntlich werden bei der MR-Bildgebung die entstehenden Kernresonanzsignale phasensensitiv erfaßt. Die Auswertung der Phase in den einzelnen Herzphasenbildern ermöglicht eine Bestimmung der Flußgeschwindigkeit. Da die Phase des Kernresonanz-Signals allerdings auch von anderen Größen außer der Geschwindigkeit abhängt, empfiehlt es sich, eine Phasenkontrasttechnik einzusetzen, bei der abwechselnd eine Anregung mit Flußkompensation und mit Flußsensitivität stattfindet.

Eine entsprechende Pulssequenz ist in den Fig. 16 bis 20 dargestellt. Auch hierbei wird, wie bei der Pulssequenz nach den Fig. 1 bis 5, jeweils unter einem Schichtselek­ tionsgradienten SS ein Hochfrequenzpuls RF eingestrahlt. Durch Phasencodiergradienten PH werden die Kernspins pha­ sencodiert, durch einen Auslese-Gradienten RO in negativer Richtung dephasiert und durch Umkehr dieses Gradienten wieder rephasiert, so daß jeweils ein Kernresonanzsignal S entsteht. Im Unterschied zur Pulssequenz nach den Fig. 1 bis 5 ist jedoch nach jeder zweiten Anregung ein bipolarer Gradient GS in Schichtselektionsrichtung vorgesehen, der das nachfolgende Kernresonanzsignal S1 phasensensitiv be­ züglich Geschwindigkeit bzw. Fluß macht. Bei der Subtrak­ tion zweier aufeinanderfolgender Signale S1, S1′ bleibt lediglich ein flußabhängiger Term übrig. Bezüglich einer genaueren Beschreibung der Phasenkontrasttechnik wird auf das Europäische Patent 0 115 642 verwiesen.

Ein Anwendungsbeispiel für die Flußmessung in Verbindung mit der beschriebenen segmentierten Datenakquisition bei Mehrfachverwendung von Kernresonanzsignalen ist in Fig. 21 dargestellt. Dabei wird der Übersichtlichkeit wegen von le­ diglich drei Segmenten mit je einem doppelt verwendeten Echo ausgegangen. In Fig. 21 kennzeichnet eine einfache Zahl eine Rohdatenzeile des entsprechenden Segments mit Flußkom­ pensation, eine Zahl mit Hochkomma eine Rohdatenzeile, die aus einer Sequenz mit Flußsensitivität gewonnen wurde. Nach einer paarweisen Subtraktion der Rohdaten werden die ein­ zelnen Segmente zu einem Rohdatensatz bei der jeweiligen Herzphase HP zusammengefaßt, wobei wiederum, wie in Fig. 21 gezeigt, jeweils ein Segment für zwei benachbarte Rohdaten­ sätze verwendet wird.

Die Mehrfachverwendung von Kernresonanzsignalen für aufein­ anderfolgende Rohdatensätze läßt sich vorteilhaft auch bei ungetriggerten Messungen einsetzen, insbesondere zur Unter­ suchung von schnell ablaufenden Vorgängen. Beispielsweise sind für Perfusions-Messungen oder funktionelle Bildgebung schnell ablaufende Vorgänge mit hoher zeitlicher Auflösung zu messen. Eine derartige Meßsequenz ist in Fig. 22 darge­ stellt. Dabei sind die Rohdatensätze in neun Segmente SG mit jeweils n Rohdatenzeilen eingeteilt, die unmittelbar hintereinander gemessen werden. Die Gesamtzahl der Rohda­ tenzeilen beträgt somit neun mal n. Wie in Fig. 22 darge­ stellt, werden jeweils vier Segmente zwischen zeitlich auf­ einanderfolgenden Bildern B aufgeteilt, so daß der zeitli­ che Abstand dt zwischen zwei Messungen nur noch

dt = 5 × n × TR

beträgt, anstelle von 9 × n × TR im konventionellen Fall. Wie anhand der Ausführungsbeispiele für periodische Mes­ sungen bereits erläutert, kann man selbstverständlich die Anzahl der Segmente insgesamt und der gemeinsam verwendeten Segmente entsprechend den jeweiligen Erfordernissen der Messung variieren.

Claims (8)

1. Verfahren zur zeitaufgelösten Bildgebung mit Kernresonanz­ signalen, wobei Kernspins angeregt, phasencodiert, die ent­ stehenden Signale ausgelesen und entsprechend ihrer Phasenco­ dierung in je eine Zeile einer in einzelne Segmente (SG) ein­ geteilten Rohdatenmatrix (RM) eingetragen werden, wobei aus einer vollständig mit Zeilen gefüllten Rohdatenmatrix (RM) ein Bild erstellt wird und wobei mehrere Rohdatenmatrizen zu unterschiedlichen Zeitpunkten eines Bewegungsablaufs gewonnen werden, dadurch gekennzeichnet, daß Signale (S) wenigstens eines Segments (SG) gemeinsam für zwei zeitlich aufeinanderfolgende Rohdatenmatrizen (RM) verwendet werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß Randsegmente zweier aufeinanderfol­ gender Rohdatenmatrizen (RM) gemeinsam verwendet werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß der Bewegungsablauf eines periodischen Vorgangs untersucht wird, wobei jede Periode des Vorgangs in eine Mehrzahl von auf einen Triggerpuls folgenden Bewegungsphasen (HP) eingeteilt wird, wobei eine der Anzahl der Bewegungsphasen (HP) entsprechende Anzahl von Roh­ datenmatrizen (RM) und diesen entsprechenden Bildern gewonnen werden, wobei während jeder Bewegungsphase mehrere Zeilen der zeilenweise in Segmente (SG) eingeteilten Rohdatenmatrix (RM) gewonnen werden und wobei einzelne Segmente (SG) jeder Rohdatenmatrix (RM) auch für die der nächstfolgenden Bewegungsphase zugeordnete Rohdatenmatrix (RM) verwendet werden.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Phasencodierung derart vorgenommen wird, daß die Segmente (SG) innerhalb jeder Rohdatenmatrix (RM) bezüglich des Abstands der zugeordneten Signale (S) zum jeweiligen Triggerpuls (R) möglichst gleichmäßig verteilt werden.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß ab­ wechselnd Segmente (SG) aus dem oberen und dem unteren Teil einer Rohdatenmatrix (RM) in die nachfolgende Rohdatenma­ trix (RM) übernommen werden.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da­ durch gekennzeichnet, daß ab­ wechselnd Signale (S) mit Flußkompensation und Flußsensi­ tivität gemessen werden, daß die beiden so gewonnenen Signale (S) subtrahiert werden und daß die so gewonnene Differenz in eine Zeile der Rohdatenmatrix (RM) eingetragen wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da­ durch gekennzeichnet, daß vor der eigentlichen Anregephase Präparationspulse, bestehend aus Hochfrequenz- und/oder Gradientenpulsen, angewandt werden.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Präparationspulse in zeitlicher Reihenfolge aus einem Hochfrequenzpuls (RFP1), einem Gradientenpuls (G) und einem weiteren Hochfrequenz­ puls (RFP2) bestehen.