DE4427496C2 - Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes zur Gewinnung mindestens zweier unterschiedlich gewichteter Bilder - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Kern­ spintomographiegerätes zur Gewinnung mindestens zweier unter­ schiedlich gewichteter Bilder mit folgenden Schritten:

• a) Ein Untersuchungsobjekt wird in ein konstantes homogenes Magnetfeld gebracht.
• b) In einer Anregephase werden durch Aufschalten eines er­ sten Hochfrequenzpulses Kernspins im Untersuchungsobjekt ausgelenkt.
• c) In einer Auslesephase werden mehrfach nacheinander HF- Refokussierungspulse eingestrahlt, auf die jeweils min­ destens ein Kernresonanzsignal folgt, das durch Phasen­ codierungs- und Auslesegradienten ortscodiert ist.
• d) Die in Schritt c) gewonnenen Kernresonanzsignale werden abgetastet und näher an der Anregephase liegende Kernre­ sonanzsignale in je eine Zeile eines k-Raums einer ersten Rohdatenmatrix eingetragen und weiter von der Anregephase entfernt liegende Kernresonanzsignale in je eine Zeile eines k-Raums einer zweiten Rohdatenmatrix eingetragen.
• e) Die Schritte b) bis d) werden solange mit unterschied­ licher Phasencodierung wiederholt, bis alle Zeilen der Rohdatenmatrizen gefüllt sind.
• f) Aus den Rohdatenmatrizen wird durch Fourier-Transforma­ tion jeweils ein Bild erstellt.

Ein derartiges Verfahren zur Erstellung zweier unterschied­ lich gewichteter Bilder ist aus der US-PS 5,168,226 bekannt. Dabei wird die Tatsache ausgenutzt, daß bei einer Turbo- Spinechosequenz dicht auf die Anregung folgende Kernreso­ nanzsignale wesentlich schwächer T2-gewichtet sind als weiter entfernt von der Anregung liegende Kernresonanzsignale. An­ ders ausgedrückt sind die dicht auf die Anregung folgenden Kernresonanzsignale protonendichte-gewichtet, die weiter von der Anregung entfernt liegenden Kernresonanzsignale T2-ge­ wichtet. In der genannten Patentschrift wird ferner die soge­ nannte "shared-echo"-Technik verwendet, d. h., nur die zentra­ len Zeilen jeder Rohdatenmatrix, die im wesentlichen kon­ trastbestimmend sind, werden für jede Rohdatenmatrix separat gemessen, während die Randzeilen, die im wesentlichen die Auflösung bestimmen, nur einmal gemessen und für beide Roh­ datenmatrizen gemeinsam verwendet werden.

Aus der US-Zeitschrift "Magnetic Resonance in Medicine 3", Seiten 823 bis 833, 1986, ist ebenfalls eine Turbospin-Echo­ sequenz bekannt. Dabei wird darauf hingewiesen, daß die Am­ plituden eines Echozugs aufgrund der T2-Relaxation unter­ schiedlich sind und daß dies je nach Einsortierung der Echos in eine Rohdatenmatrix zu starken Artefakten führen kann. Um dies zu vermeiden, werden geeignete Phasencodiersequenzen vorgeschlagen. Die Gewinnung von Datensätzen für zwei Bilder aus einem Pulszug ist nicht vorgesehen.

In der EP 0 571 212 A1 ist ebenfalls eine Turbospinechose­ quenz beschrieben, bei der nach jedem Hochfrequenz-Refokus­ sierungspuls durch Inversion des Auslesegradienten zwei Echos gewonnen werden, die für jeweils ein Bild verwendet werden. Dabei erreicht man eine unterschiedliche T2-Gewichtung der beiden Bilder durch entsprechende Einsortierung der Echosi­ gnale in die beiden entsprechenden Rohdatenmatrizen. In der ersten Rohdatenmatrix werden die dicht auf die Anregung fol­ genden Echosignale in die mittleren Zeilen eingetragen, in der zweiten Rohdatenmatrix dagegen spätere (also stärker vom T2-Zerfall betroffene) Echosignale.

Bei bekannten Verfahren werden nach jeder Anregung gleich viele Signale für die Rohdatenmatrizen für die zwei unter­ schiedlich gewichteten Bilder gewonnen.

In vielen Fällen müssen dabei jedoch auch Kernresonanzsigna­ le, die bereits relativ stark T2-gewichtet sind, für das protonendichte-gewichtete Bild benutzt werden. Dies führt jedoch zu starken Kantenoszillations-Artefakten im Protonen­ dichtebild sowie zu einem Mischkontrast, der sich deutlich vom Protonendichtebild einer konventionellen Spinecho-Sequenz unterscheidet.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren der eingangs ge­ nannten Art so auszugestalten, daß diese Nachteile vermieden werden.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß für die erste Rohdatenmatrix nach jeder Anregephase weniger Zei­ len gewonnen werden als für die zweite Rohdatenmatrix. Damit wird die Verwendung stärker T2-gewichteter Kernresonanzsigna­ le vermieden, so daß die obengenannten Nachteile nicht auf­ treten.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter­ ansprüchen angegeben.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie­ len und den Fig. 1 bis 11 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 bis 4 zur Erläuterung der Problemstellung eine herkömmliche Turbospinechosequenz,

Fig. 5 die Einsortierung von Echos nach einem herkömmlichen "Shared Echo"-Verfahren,

Fig. 6 den Signalabfall bei Turbospinechosequenz zusammen mit einer schematisierten Puls­ sequenz bei hoher Auslesebandbreite,

Fig. 7 eine schematisierte Pulssequenz bei klei­ ner Auslesebandbreite,

Fig. 8 und 9 zwei Beispiele für die Einordnung von Rohdaten in Rohdatenmatrizen

Fig. 10 und 11 Ausführungsbeispiele für Rohdatenmatri­ zen.

In den Fig. 1 bis 4 ist eine bekannte Pulssequenz darge­ stellt, wie sie häufig als "Turbospinecho" bezeichnet wird. Gemäß Fig. 2 wird zunächst ein 90°-Hochfrequenzpuls RF1 zur Anregung der Kernspins eingeschaltet. Darauf folgen mehrere 180°-Hochfrequenzpulse RF2 bis RF9, die jeweils eine Refokus­ sierung der Kernspins und damit Kernresonanzsignale S1 bis S8 in Form von Spinechos bewirken. Sämtliche Hochfrequenzpulse RF1 bis RF9 werden unter der Einwirkung von Schichtselekt­ ionsgradienten GS eingestrahlt, so daß sie jeweils nur auf Kernspins innerhalb einer Schicht des Untersuchungsobjektes wirken. Die Amplitude der Spinechos S1 bis S8 fällt ohne Be­ rücksichtigung des Phasencodiergradienten GP - wie in Fig. 1 dargestellt - mit der Zeitkonstanten T2 ab. Zur Frequenzco­ dierung der Spinechos S1 bis S8 wird während der Dauer jedes Spinechos ein Auslesegradient GR entsprechend Fig. 3 einge­ schaltet. Zur Ortsauflösung in einer zweiten Richtung wird jedes Spinecho S1 bis S8 individuell phasencodiert, was durch einen jedem Spinecho S1 bis S8 vorangehenden Phasencodier­ gradienten GP entsprechend Fig. 4 erreicht wird. Die durch diesen Phasencodiergradienten verursachte Phasenverschiebung wird durch einen nach jedem Signal S1 bis S8 folgenden Pha­ sencodiergradienten umgekehrter Richtung wieder rückgängig gemacht. Unter Berücksichtigung des Phasencodiergradienten entstehen Signalamplituden, wie sie in Fig. 3 über jedem Auslesegradientenpuls GR eingezeichnet sind.

Wie in Fig. 1 deutlich zu sehen ist, sind die Kernresonanz­ signale in Form von Spinechos S1 bis S8 in sehr unterschied­ lichem Maße vom T2-Abfall abhängig. Dies kann man dazu aus­ nutzen, innerhalb einer Pulssequenz Bilder mit unterschied­ lichem T2-Kontrast zu gewinnen, indem man nämlich die wenig vom T2-Abfall betroffenen Spinechos für eine erste Rohdaten­ matrix zur Erstellung einer ersten Bildmatrix und die stärker vom T2-Abfall betroffenen Spinechos für eine zweite Rohdaten­ matrix zur Erstellung einer zweiten Bildmatrix verwendet. Da­ bei kann man mit der bekannten "Shared Echo"-Technik Meßzeit sparen, indem man für die Randzeilen beider Rohdatenmatrizen Kernresonanzsignale für beide Rohdatenmatrizen gemeinsam ver­ wendet. Dies ist in Fig. 5 schematisch dargestellt. Dabei ist mit M1 eine Rohdatenmatrix zur Gewinnung eines protonen­ dichte-gewichteten Bildes, mit M2 eine Rohdatenmatrix zur Erzeugung eines T2-gewichteten Bildes dargestellt. Jedes der acht Kernresonanzsignale S1 bis S8 wird in eine Zeile der Rohdatenmatrizen M1 und/oder M2 eingetragen. Die Rohdatenma­ trizen M1 und M2, die in der Terminologie der Kernresonanz­ technik einen k-Raum darstellen, sind in Segmente SG1 bis SG5 eingeteilt, deren Anzahl der Anzahl der nach jeder Anregepha­ se für die betreffende Rohdatenmatrix M1 bzw. M2 gewonnenen Kernresonanzsignale 5 entspricht. Im Ausführungsbeispiel wird das Kernresonanzsignal S1 für das mittlere Segment SG3 der Rohdatenmatrix M1 verwendet, die Kernresonanzsignale S2 und S3 für die benachbarten Segmente SG2 und SG4, die Kernreso­ nanzsignale S4 und S5 für die Randsegmente SG1 bzw. SG5 der beiden Rohdatenmatrizen M1 und M2 gemeinsam, das Kernreso­ nanzsignal S8 für das mittlere Segment SG3 der Rohdatenmatrix M2 und die Kernresonanzsignale S6 und S7 für die benachbarten Segmente SG2 und SG4 der zweiten Rohdatenmatrix M2.

Die dargestellte Pulssequenz wird so oft mit entsprechender Wahl der Phasencodierung der Kernresonanzsignale wiederholt, bis alle Zeilen in allen Segmenten der beiden Rohdatenmatri­ zen M1 und M2 belegt sind.

Aus den Rohdatenmatrizen M1 und M2 wird durch zweidimensio­ nale Fourier-Transformation jeweils eine Bildmatrix B1 bzw. B2 gewonnen. Der Kontrast der gewonnenen Bilder ist im we­ sentlichen durch die zentralen Zeilen der Rohdatenmatrizen M1, M2, also durch die Zeilen in den Segmenten SG2 bis SG4 bestimmt. Die Randzeilen, also die Segmente SG1 und SG5 be­ stimmen im wesentlichen die Auflösung. Da die Kernresonanz­ signale in den Segmenten SG2 bis SG4 der Rohdatenmatrix M1 mit den Kernresonanzsignalen S1 bis S3 belegt werden, die weniger vom T2-Abfall betroffen sind, kann man aus der Roh­ datenmatrix M1 ein protonendichte-gewichtetes Bild gewinnen. Die mittleren Segmente SG2 bis SG4 der Rohdatenmatrix M2 sind dagegen von den Kernresonanzsignalen S6 bis S8 belegt, die stark T2-abhängig sind. Damit kann aus der Rohdatenmatrix M2 ein T2-gewichtetes Bild gewonnen werden. Durch die Verwendung der Kernresonanzsignale S4 und S5 gemeinsam für die Rohdaten­ matrizen M1 und M2 kann in erheblichem Umfang Meßzeit gespart werden.

Bei der dargestellten herkömmlichen Technik muß allerdings in Kauf genommen werden, daß auch für die Rohdatenmatrix M1 Kernresonanzsignale S4 und S5 verwendet werden müssen, die bereits eine recht starke Abhängigkeit aufweisen. Dies führt jedoch zu Kantenoszillations-Artefakten in dem daraus erzeug­ ten Protonendichte-Bild sowie unter Umständen zu einem Misch­ kontrast, der sich deutlich vom Protonendichte-Bild einer konventionellen Spinecho-Sequenz unterscheidet. Dieses Pro­ blem wird insbesondere dann gravierend, wenn bei der Kern­ resonanzsignal-Gewinnung eine kleine Auslesebandbreite ge­ nutzt wird, da dann auch k-Raumsegmente mit sehr starker T2- Wichtung für die protonendichtegewichtete Rohdatenmatrix M1 benutzt werden müssen. Dies wird im folgenden anhand der Fig. 6 und 7 erläutert.

Bei der Wahl der Auslesebandbreite ist stets die chemische Verschiebung im Untersuchungsobjekt eine untere Grenze, da die Auslesebandbreite nicht so klein gewählt werden darf, daß aufgrund der chemischen Verschiebung Kernresonanzsignale aus bestimmten Objektteilen nicht mehr erfaßt werden, was zu starken Verschiebungs-Artefakten führen würde. Die chemische Verschiebung im Untersuchungsobjekt ist proportional zur Mag­ netfeldstärke, also in Hochfeldanlagen größer als in Nieder­ feldanlagen. Es gilt ferner, daß das Auslesezeitfenster umso länger wird, je kleiner die Auslesebandbreite ist.

In Fig. 6 ist schematisch eine Turbospinechosequenz mit einem Anregepuls RF1 und acht Refokussierungspulsen RF2 bis RF9 sowie die T2-Abhängigkeit der Signalamplitude darges­ tellt. Fig. 6 bezieht sich auf eine Hochfeldanlage mit zwangsläufig relativ großer Auslesebandbreite, so daß die als Rechtecke dargestellten Zeitfenster für die Kernresonanz­ signale S1 bis S7 relativ kurz sind. Im Vergleich dazu be­ zieht sich Fig. 7 auf eine Kernspintomographieanlage mit geringerer Feldstärke und damit längeren Zeitfenstern für die Datenerfassung.

Durch Vergleich der Fig. 6 und 7 wird deutlich, daß bei einer Kernspintomographieanlage mit niedrigerer Feldstärke das zweite Signal S2 bereits wesentlich stärker vom T2-Abfall abhängt als bei einer Kernspintomographieanlage mit höherer Feldstärke. Ferner können weniger Kernresonanzsignale S1 bis S4 gewonnen werden, bis das Kernresonanzsignal durch den T2- Abfall auf eine vorgegebene Amplitude abgefallen ist. Die relativ starke T2-Abhängigkeit von frühen Kernresonanzsi­ gnalen führt dazu, daß die obengenannten Probleme bezüglich des protonendichte-gewichteten Bildes (Kantenoszillations- Artefakte, Mischkontrast) noch verschärft werden.

Nun könnte man natürlich auch bei niedrigen Feldstärken mit einer größeren Auslesebandbreite, also kurzen Auslesezeitin­ tervallen, arbeiten. Dies ist jedoch ineffektiv, da dann ge­ genüber einer konventionellen Spinechosequenz mit bei niedri­ ger Feldstärke typischerweise extrem niedriger Ausleseband­ breite kein Signal-/Rausch-Vorteil erzielt werden kann. Wei­ terhin wird bei dem längeren Auslesezeitintervall prozentual gesehen mehr Zeit für die Datenaufnahme verwendet wird und weniger Zeit für die Hochfrequenz-Anregung und Phasencodie­ rung. Durch die in der Relation verlängerte Datenaufnahmezeit wird das Signal-Rausch-Verhältnis bei vorgegebener Meßzeit verbessert.

Mit der vorliegenden Erfindung können die obengenannten Pro­ bleme beim protonendichte-gewichteten Bild vermieden werden, ohne daß auf die Vorteile der niedrigen Bandbreite mit langem Datenakquisitionsfenster verzichtet werden muß. Dies wird da­ durch erreicht, daß für die erste Rohdatenmatrix M1 nach je­ der Anregephase weniger Zeilen gewonnen werden als für die zweite Rohdatenmatrix M2.

Ein Ausführungsbeispiel für die Belegung der Rohdatenmatrizen M1 und M2 ist für sieben Kernresonanzsignale nach jeder Anre­ gephase in Fig. 8 dargestellt. Jede Rohdatenmatrix M1 und M2 ist in sieben Segmente eingeteilt. Das am stärksten protonen­ dichte-gewichtete Signal S1 wird in das mittlere Segment SG3 der ersten Rohdatenmatrix M1 eingetragen, die nachfolgenden, noch relativ stark protonendichte-gewichteten Signale S2 und S3 werden in die nachfolgenden Segmente SG2, SG1 eingetragen. Das Kernresonanzsignal S3 wird auch für das oberste Segment SG1 der zweiten Rohdatenmatrix M2 verwendet. Mit den nachfol­ genden, stärker T2-gewichteten Kernresonanzsignalen S4 bis S7 werden die nachfolgenden Segmente SG2 bis SG5 der zweiten Rohdatenmatrix M2 gefüllt. Nach diesem ersten Schritt ist zwar in jedem Segment der zweiten Rohdatenmatrix M2 eine Zeile belegt, aber nur in der Hälfte der Segmente der Rohda­ tenmatrix M1. Nach einer zweiten Anregung werden nun die Kernresonanzsignale S1' bis S3' beginnend beim mittleren Seg­ ment SG3 der Rohdatenmatrix M1 nach unten in die Segmente SG3 bis SG5 eingetragen. Das Kernresonanzsignal S3 wird gleich­ zeitig für das unterste Segment SG5 der zweiten Rohdaten­ matrix M2 verwendet und die nachfolgenden Kernresonanzsignale S4' bis S7' nach oben in die Segmente SG5 bis SG1 der zweiten Rohdatenmatrix M2 einsortiert. Damit sind in zwei Durchgängen alle Segmente SG1 bis SG5 der Rohdatenmatrix M1 belegt, wobei im mittleren Segment SG3 eine Doppelbelegung vorhanden ist, die zur Mittelung der Signale verwendet werden kann. In der Rohdatenmatrix M2 sind in allen Segmenten SG1 bis SG5 die Zeilen doppelt belegt, so daß hier eine Mittelung bezüglich aller Zeilen erfolgen kann.

Durch die Mittelung wird das Signal-Rausch-Verhältnis des aus der Rohdatenmatrix M2 gewonnenen T2-gewichteten Bildes ver­ bessert. Ohne diese Mittelung hätte das T2-gewichtete Bild ein schlechteres Signal-Rausch-Verhältnis als das protonen­ dichte-gewichtete Bild, da die T2-gewichteten Signale auf­ grund des T2-Abfalls eine kleinere Amplitude aufweisen. Bei der dargestellten Technik werden nun auch für die Randzeilen der Rohdatenmatrix M1 relativ frühe Kernresonanzsignale mit geringer T2-Abhängigkeit verwendet, so daß Kantenoszilla­ tions-Artefakte und Mischkontraste vermieden werden. Außerdem können längere Echozüge, d. h. mehr Kernresonanzsignale pro Anregung verwendet werden, da nur noch ein geringerer Teil des Echozugs für das protonendichte-gewichtete Bild benutzt wird.

Die in Fig. 8 dargestellte doppelte Abtastung des k-Raums in der zweiten Rohdatenmatrix M2 hat folgenden weiteren Vorteil: Die Abtastung des k-Raums erfolgt einmal von oben nach unten und dann umgekehrt. Die Amplituden der Kernresonanzsignale S3 bis S7 sind aufgrund des T2-Abfalls stark unterschiedlich. Da jedoch bei der in Fig. 8 dargestellten Einsortierung und Mittelung der Signale immer ein starkes Signal mit einem schwachen Signal gemittelt wird, wird die Amplitudenvertei­ lung im k-Raum symmetrisch. Damit wird die Bildqualität ver­ bessert, die Schärfe nimmt zu, und Kantenoszillationsartefak­ te nehmen ab.

Auch in der Rohdatenmatrix M1 ist eine symmetrische Amplitu­ denverteilung gegeben, da Signale jeweils gleicher Amplitude symmetrisch zum mittleren Segment SG3 angeordnet sind. Bei herkömmlichen Verfahren bestand jedoch stets das Problem einer unsymmetrischen Amplitudenverteilung, was zu Bildver­ schlechterungen führt.

Fig. 9 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel, bei dem jede Rohdatenmatrix M1, M2 in acht Segmente SG1 bis SGB eingeteilt ist, wobei nach jeder Anregung acht Kernresonanzsignale S1 bis S8 gewonnen werden. Auch hierbei sind erst nach zwei An­ regungen alle Segmente der Rohdatenmatrizen M1 und M2 mit je­ weils einer Zeile belegt, wobei die Signale S3, S3' wieder für beide Rohdatenmatrizen gemeinsam verwendet werden. Im Beispiel nach Fig. 9 findet in allen Segmenten SG1 bis SG8 der Rohdatenmatrix M2 eine Mittelung statt, in der Rohdaten­ matrix M1 wird nicht gemittelt.

Bei den Ausführungsbeispielen nach den Fig. 8 und 9 sind jeweils zwei Anregephasen notwendig, um in jedem Segment SG1 bis SG5 der Rohdatenmatrix M1 eine Zeile zu füllen. Man kommt jedoch auch mit einer Anregephase aus, wenn die Rohdatenma­ trix M1 eine gegenüber der Rohdatenmatrix M2 verringerte An­ zahl von Zeilen aufweist, also beispielsweise die halbe Zei­ lenzahl, wenn für die Rohdatenmatrix M1 je Anregephase nur halb so viele Kernresonanzsignale verwendet werden wie für die Rohdatenmatrix M2. Dabei kann beispielsweise entsprechend Fig. 10 mit 128 Zeilen nur die Hälfte des k-Raums abgetastet werden. Damit ist zwar ein Verlust an Auflösung verbunden, das Signal-Rausch-Verhältnis wird aber verbessert. In vielen Fällen wird das Protonendichte-Bild nur als Vergleichsbild verwendet, so daß eine verringerte Auflösung ausreicht.

Alternativ kann gemäß Fig. 11 zwar der gesamte k-Raum abge­ tastet werden, aber mit einer Verdoppelung der Phasencodier­ stufen, so daß mit 128 Zeilen der k-Raum vollständig belegt wird. Damit wird nur ein rechteckförmiger Bildausschnitt (rectangular field of view) gewonnen, wobei die durch Ver­ doppelung der Phasencödierschritte verursachte Bildverzerrung wieder rückgängig gemacht werden muß. Ein derartiges Verfahren ist beispielsweise aus der US-PS 47 48 411 bekannt.

Statt mit einer Anregungsphase die Hälfte der Rodatenmatrix M1, jedoch die gesamte Rohdatenmatrix M2 zu füllen, kann mit der ersten Anregungsphase auch ein anderer Bruchteil, z. B. ein Drittel der Rohdatenmatrix M1 gefüllt werden. Entspre­ chend werden drei Anregephasen benötigt, um die Rohdatenma­ trix M1 zu füllen, währenddessen die Rohdatenmatrix M2 drei­ mal gemittelt werden kann. Selbstverständlich kann auch die­ ses Teilungsverhältnis für die Rohdatenmatrix M1 mit einem förmigen Bildausschnitt, wie oben beschrieben, kombiniert werden.

Claims (7)

1. Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes zur Gewinnung mindestens zweier unterschiedlich gewichteter Bilder mit folgenden Schritten:

• a) Ein Untersuchungsobjekt wird in ein konstantes homogenes Magnetfeld gebracht.
• b) In einer Anregephase (A) werden durch Aufschalten eines ersten Hochfrequenzpulses (RF1) Kernspins im Untersu­ chungsobjekt ausgelenkt.
• c) In einer Auslesephase (B) werden mehrfach nacheinander HF-Refokussierungspulse (RF2-RF9) eingestrahlt, auf die jeweils mindestens ein Kernresonanzsignal (S1-S8) folgt, das durch Phasencodierungs-(GP) und Auslesegradienten (GR) ortscodiert ist.
• d) Die in Schritt c) gewonnenen Kernresonanzsignale (S1-S8) werden abgetastet und näher an der Anregephase (A) lie­ gende Kernresonanzsignale in je eine Zeile eines k-Raums einer ersten Rohdatenmatrix (M1) eingetragen und weiter von der Anregephase (A) entfernt liegende Kernre­ sonanzsignale in je eine Zeile eines k-Raums ei­ ner zweiten Rohdatenmatrix (M2) eingetragen.
• e) Die Schritte b) bis d) werden solange mit unterschiedli­ cher Phasencodierung wiederholt, bis alle Zeilen der Rohdatenmatrizen (M1, M2) gefüllt sind.
• f) Aus den Rohdatenmatrizen (M1, M2) wird durch Fourier- Transformation jeweils ein Bild erstellt,

dadurch gekennzeichnet, daß für die erste Rohdatenmatrix (M1) nach jeder Anregephase (A) weniger Kernresonanzsignale (S1-S2) gewonnen werden als für die zweite Rohdatenmatrix (M2).

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß beide Rohdatenmatrizen (M1, M2) zeilenweise in Segmente (SG1-SG5) eingeteilt sind, wobei je Anregephase (A) in jedem Segment (SG1-SG5) der bei­ den Rohdatenmatrizen (M1, M2) jeweils eine Zeile jedes Segmen­ tes (SG1-SG5) belegt wird und wobei die Zahl der Segmente der ersten Rohdatenmatrix (M1) geringer ist als die der zweiten Rohdatenmatrix (M2).

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Zahl der Zeilen der er­ sten Rohdatenmatrix (M1) bei gleichen Phasencodierschritten entsprechend der geringeren Anzahl der für die erste Rohda­ tenmatrix gemessenen Kernresonanzsignale (S1-S3) geringer ist als die Zahl der Zeilen der zweiten Rohdatenmatrix (M2).

4. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Phasencodierschritte für die erste Rohdatenmatrix (M1) derart vergrößert werden, daß der k-Raum mit einer entsprechend der geringeren Anzahl der zur Verfügung stehenden Zahl an Kernresonanzsignalen verrin­ gerten Zeilenzahl belegt ist und daß die dadurch verursachte Bildverzerrung durch entsprechende Korrektur entzerrt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß bis zur vollständigen Be­ legung der ersten Rohdatenmatrix (M1) Datensätze für die zweite Rohdatenmatrix (M2) gemittelt werden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch ge­ kennzeichnet, daß bei der Belegung der zweiten Rohdatenmatrix (M2) deren k-Raum nacheinander in entgegenge­ setzten Richtungen belegt wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da­ durch gekennzeichnet, daß für Rand­ zeilen der ersten und der zweiten Rohdatenmatrix (M1, M2) dieselben Kernresonanzsignale (S3) verwendet werden.