DE19616387C2

DE19616387C2 - Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersuchung von Gewebe mit verschiedenen T2-Zeiten, sowie Kernspintomographiegerät

Info

Publication number: DE19616387C2
Application number: DE19616387A
Authority: DE
Inventors: Michael Deimling
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1996-04-24
Filing date: 1996-04-24
Publication date: 2002-09-19
Anticipated expiration: 2016-04-25
Also published as: JPH1033504A; DE19616387A1; US5814991A

Description

Aus der Zeitschrift "IEEE Transactions an Medical Imaging", Vol. MI 6, No. 4, Dec. 1987, S. 360-369, ist eine Pulssequenz bekannt, bei der nach einer Anregung durch einen 90°-Hochfre quenz-Anregepuls durch eine Folge von 180°-Refokussierungs pulsen mehrere Spinechos mit unterschiedlicher T1- und T2- Gewichtung gewonnen werden. Aus diesen unterschiedlich ge wichteten Spinechos werden dann T1-, T2- und Protonendichte- Bilder gewonnen.

Aus dem US-Patent 5,229,717 ist eine Pulssequenz bekannt, bei der auf einen 90°-Hochfrequenz-Anregepuls ebenfalls mehrere Refokussierungspulse folgen. Zwischen je zwei Refokussierungs pulsen werden durch Gradientenumkehr zwei Kernresonanzsignale gewonnen. Aus den so gewonnenen Kernresonanzsignalen werden schließlich zwei Bilder mit unterschiedlicher T2-Gewichtung rekonstruiert.

Zur Erkennung von Erkrankungsherden bieten T2-gewichtete Se quenzen in der Kernspintomographie einen besonders hohen Aus sagegehalt. Im Bereich des Gehirns ist jedoch die Anwendung herkömmlicher T2-gewichteter Sequenzen dadurch beschränkt, daß das Signal aus der grauen und weißen Gehirnsubstanz we sentlich schneller abfällt als das der CSF (Cerebro Spinal Fluid). Damit weist CSF bei herkömmlichen T2-gewichteten Bil dern ein wesentlich höheres Signal auf als der sonstige Ge hirnbereich. Bekanntlich entstehen durch die begrenzte räum liche Auflösung bei der Kernspintomographie Teilvolumenef fekte, d. h. ein in einem Pixel liegender Bereich mit hoher Signalintensität überdeckt den übrigen Pixelbereich. Dies führt z. B. dazu, daß kleine Erkrankungsherde, die sich in der Nähe des Ventrikelsystems bzw. den Liquorräumen befinden, nicht erkannt werden. Zusätzlich wird der diagnostische Wert dadurch verringert, daß das CSF pulsiert und somit Pulsa tionsartefakte entstehen.

Um diese Probleme zu umgehen, wurde in dem Artikel J. V. Ha jnal et al., "High Signal Regions in Normal White Matter Shown by Heavily T2-Weighted CSF Nulled IR Sequences", Jour nal of Computer-Assisted Tomography, 16 (4), S. 506-513, Juli/August, 1992, vorgeschlagen, eine Inversion Recovery-Sequenz einzusetzen, wobei die Inversionszeit so gewählt wird, daß das CSF-Signal ausgelöscht wird. Um für das verbleibende Si gnal eine starke T2-Gewichtung zu erreichen, werden ferner lange Echozeiten verwendet. Damit ergeben sich durch lange Inversionszeiten und Repetitionszeiten Meßzeiten, die typi scherweise länger als 12 Minuten sind.

Um die Meßzeit zu verkürzen, wurde in dem Artikel A. W. Litt et al., "Turbo-FLAIR Imaging of the Brain", Proceedings of the SMR, 1994, San Francisco, S. 541, vorgeschlagen, nach Inversionspulsen, die nacheinander auf alle Schichten einge strahlt werden, eine Auslesesequenz nach dem Turbo-Spin-Echo- Verfahren durchzuführen. Auch hierbei ist jedoch eine lange Inversionszeit erforderlich, so daß die gesamte Meßzeit re lativ lang bleibt.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Pulssequenz und eine Anordnung zur Ausführung dieser Pulssequenz anzugeben, bei der die Meßzeit weiter verkürzt werden kann.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des An spruches 1 bzw. 10 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 5 nä her erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 zur Erläuterung der Unterschiede zum Anmeldungsgegenstand den Verlauf der Längs- bzw. Quermagnetisierung bei der herkömmlichen FLAIR- Sequenz,

Fig. 2 ein Beispiel für eine Pulssequenz als erstes Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 3, 4 den Verlauf der Längs- bzw. Quermagnetisierung bei der hier vorgestellten Sequenz,

Fig. 5 den Verlauf der Längs- und Quermagnetisierung zusammen mit den Kernresonanzsignalen,

Fig. 6 ein schematisches Ablaufdiagramm.

Fig. 7 einen Ausschnitt aus einer Pulssequenz als weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung und

Fig. 1 zeigt den typischen Verlauf der Längs- und Quermagne tisierung bei der bekannten FLAIR-Sequenz. Die angestrebte Ausblendung von CSF-Signalen im Bild beruht auf den deutli chen Unterschieden in der T1-Zeit von weißer Substanz, grauer Substanz und CSF im Gehirn. Typische Werte für die Längsre laxationszeit T1, die Querrelaxationszeit T2 (jeweils in ms) bei 1,5 T Feldstärke und die Dichte ρ der betrachteten Proto nen sind in der folgenden Tabelle dargestellt:

Fig. 1 zeigt im linken Teil den Verlauf der Längsmagnetisie rung in Prozentwerten nach einem Inversionspuls für weiße Substanz (W), graue Substanz (G) und CSF. Nach der Inversi onszeit TI folgt zum Zeitpunkt TA eine Anregung der Kern spins, so daß sich - wie im rechten Teil von Fig. 1 darge stellt - eine Quermagnetisierung aufbaut, soweit vorher eine Längsmagnetisierung zur Anregung zur Verfügung stand. Die In versionszeit TI wird nun so bemessen, daß die Längsmagneti sierung für CSF zum Zeitpunkt der Anregung gerade 0 ist, so daß CSF nicht zum Signal beiträgt. Die Inversionszeit TI wird dabei nach folgender Formel ermittelt. Für TR = 6000 ms be trägt T1 z. B.:

TI ≈ -T1(CSF).ln((1 + exp(-TR/T1)/2)) ≈ 1700 ms

Mit der Anregung zum Zeitpunkt TA steht also für die weiße und die graue Substanz eine erhebliche Längsmagnetisierung zur Verfügung, die durch die Anregung in Quermagnetisierung umgewandelt wird. Die Quermagnetisierung zerfällt mit der Zeitkonstante T2. Zum Zeitpunkt TE wird ein Kernresonanzsi gnal ausgelesen. Die Echozeit, also der Abstand zwischen dem Zeitpunkt TA der Anregung und dem Zeitpunkt TE des auftre tenden Signals, wird mit etwa 80 msec relativ lang gewählt, um eine starke T2-Wichtung des Hirngewebes zu bekommen. Die T2-Wichtung ist entscheidend, da sie zur Erkennbarkeit von Läsionen im Gewebe maßgeblich beiträgt. Läsionen unterscheiden sich durch längere T2-Zeiten von gesundem Gewebe. In Fig. 1 ist der Verlauf der Quermagnetisierung für Läsionen mit LES bezeichnet. Das störende Signal aus CSF ist nahezu vollstän dig unterdrückt.

Wie bereits eingangs erläutert, ergeben sich bei der darge stellten FLAIR-Sequenz wegen der langen Inversionszeiten TI und der langen Repetitionszeiten TR erhebliche Meßzeiten. Durch die Anwendung der Turbo-Spin-Echo-Technik in der Ausle sephase, bei der nach einer Anregung mehrere Echos mit unter schiedlicher Phasencodierung gemessen werden, kann zwar die Meßzeit reduziert werden. Es bleibt aber das Problem der not wendigerweise verhältnismäßig langen Inversionszeit TI.

Die vorliegende Erfindung geht daher vom Inversion Recovery- Verfahren ab und verwendet einen Sequenztyp nach dem Satura tion Recovery-Verfahren. Die hier vorgestellte Sequenz wird von uns mit dem Akronym "HIRE" für (High Intensity Reduction Sequence) benannt. Fig. 2 zeigt ein Ausführungsbeispiel für eine solche Sequenz. Es wird zunächst ein 90°-Hochfrequenz puls RF1 eingeschaltet, der unter der Wirkung eines Schicht selektionsgradienten GS schichtselektiv ist. Anschließend wird die durch den Schichtselektionsgradienten GS verursachte Dephasierung durch einen negativen Gradientenpuls GS- rephasiert und in Ausleserichtung wird ein Vorphasier-Gra dientenpuls GRV eingeschaltet. Schließlich folgt eine Mehr zahl von 180°-Hochfrequenzpulsen RF2 bis RF4, die jeweils wieder unter der Wirkung gleichzeitig eingeschalteter Schichtselektionsgradienten GS schichtselektiv wirken. In be kannter Weise entstehen nach jedem Hochfrequenzpuls RF Spin- Echo-Signale S1 bis S3, die unter einem Auslesegradienten GR erfaßt werden. Damit ist eine Frequenzcodierung in Richtung des Auslesegradienten GR gegeben. Zur Phasencodierung in ei ner dazu senkrechten Richtung wird vor jedem Kernresonanzsi gnal S1 bis S3 ein Phasencodiergradient GP eingeschaltet, wo bei die Wirkung des jeweiligen Phasencodiergradienten nach jedem Spin-Echo-Signal S1 bis S3 durch einen entgegengesetzt gerichteten Gradienten wieder zurückgestellt wird. Zu einem späteren Zeitpunkt nach der 90°-Anregung werden durch Ein strahlung weiterer Hochfrequenzpulse RF6 bis RF8 weitere Spin-Echo-Signale S1' bis S3' gewonnen, die ebenfalls wieder durch einen Auslesegradienten GR frequenzcodiert und durch einen Phasencodiergradienten GP phasencodiert sind. Zwischen dem letzten ausgelesenen Spin-Echo-Signal S3 der ersten Gruppe und dem ersten ausgelesenen Spin-Echo-Signal S1' der zweiten Gruppe kann ein Zeitabstand von etlichen Takten der Hochfrequenzpulse RF bestehen, was in Fig. 2 durch das unter brochene Diagramm gekennzeichnet ist. Zweckmäßigerweise läßt man dabei die Hochfrequenzpulse RF und die Gradienten GS und GR im gleichen Takt durchlaufen, damit das sich einstellende Gleichgewicht z. B. bezüglich der Wirbelströme nicht gestört wird. Nach einer Repetitionszeit TR beginnt die dargestellte Sequenz wieder neu mit einem Hochfrequenz-Anregepuls RF1.

Die sich bei dieser Sequenz einstellende Längsmagnetisierung L ist für eine Repetitionszeit TR von 2 sec. für weiße Sub stanz (W), graue Substanz (G) und CSF in Fig. 3 dargestellt. Die Längsmagnetisierung ist zum Anregezeitpunkt TA wegen der Auslenkung der Kernspins durch den 90°-Puls für alle be trachteten Gewebearten gleich 0. Mit der unterschiedlichen Längsrelaxationszeit T1 baut sich die Längsmagnetisierung wieder auf, wobei für CSF ein Wert von etwa 50% erreicht wird, für weiße und graue Substanz ein Wert von etwa 75 bzw. 78%.

In Fig. 4 ist der Verlauf der Quermagnetisierung Q in Prozent nach einer Anregung zum Zeitpunkt TA für weiße Substanz (W), graue Substanz (G), CSF und Läsionen LSE dargestellt. Die Quermagnetisierung für weiße Substanz, graue Substanz und Läsionen ist anfangs ziemlich hoch, da entsprechend hohe Längsmagnetisierung zur Verfügung steht. Für CSF ist dagegen die Quermagnetisierung entsprechend der geringeren zur Verfügung stehenden Längsmagnetisierung niedriger. Die Quermagnetisierung fällt jedoch für die erstgenannte Gruppe von Signalen relativ schnell ab, während die Quermagnetisie rung für CSF längere Zeit auf hohem Niveau bleibt.

Ein wesentlicher Aspekt der Erfindung besteht nun darin, in einer Zeitspanne TAQ1, die relativ früh nach dem Anregezeit punkt TA liegt, eine erste Gruppe von Signalen zu messsen. Diese Gruppe von Signalen ist z. B. in Fig. 2 mit S1 bis S3 bezeichnet. Diese Gruppe von Signalen S1 bis S3 weist - wie in Fig. 4 sichtbar - einen T2-Kontrast auf, der eine gute Differenzierung von Läsionen ermöglicht. Auch die Differen zierung von weißer und grauer Substanz ist deutlich besser als bei dem in Fig. 1 dargestellten Fall der FLAIR-Sequenz. Allerdings würde zu diesem Zeitpunkt CSF noch ein hohes Si gnal liefern, so daß die eingangs erläuterten Probleme auf treten. Dies wird nun dadurch vermieden, daß man in einer Akquisitionsphase TAQ2, in der der Signalbeitrag von CSF noch hoch, alle übrigen Signalbeiträge jedoch klein sind, eine zweite Gruppe von Spin-Echo-Signalen erfaßt. Diese zweite Gruppe von Spin-Echo-Signalen ist im Ausführungsbeispiel nach Fig. 2 mit S1' bis S3' bezeichnet. Die Signale S1' bis S3' sind identisch phasen- und frequenzcodiert wie die entsprechenden Signale S1 bis S3 der ersten Gruppe. Wenn man nun von den Signalen S1 bis S3 der ersten Gruppe die ent sprechenden Signale S1' bis S3' der zweiten Gruppe subtra hiert, wird das CSF-Signal bis auf einen in Fig. 4 mit CSF_R bezeichneten Rest reduziert.

In Fig. 5 ist der zeitliche Ablauf der Sequenz nochmals zu sammenhängend dargestellt. Unter jedem 90°-Puls wird die zur Verfügung stehende Längsmagnetisierung L in Quermagnetisie rung Q umgewandelt und geht dabei selbst auf 0. Die Querma gnetisierung Q zerfällt mit der transversalen Relaxationszeit T2, während sich die Längsmagnetisierung mit der Längs relaxationszeit T1 wieder aufbaut. Kurz nach der Anregung wird eine erste Gruppe von Signalen S1 bis S3, zu einem spä teren Zeitpunkt eine zweite Gruppe von Signalen S1' bis S3' gewonnen.

Fig. 6 zeigt schematisch den Ablauf der dargestellten Sequenz und auch die erforderlichen Komponenten. In einem Kernspinto mographiegerät mit herkömmlichem Magnet- und Gradientensystem werden mit einem Hochfrequenzsender 2 die in Fig. 2 darge stellten Hochfrqequenzpulse eingestrahlt und mit einem Hoch frequenzempfänger 3 die Kernresonanzsignale S1 bis S3, S1' bis S3' empfangen. Die Kernresonanzsignale S1 bis S3 der er sten Gruppe werden abgetastet, digitalisiert und die Digital werte zeilenweise in eine erste Rohdatenmatrix RD1 eingetra gen. Die Signale S1' bis S3' der zweiten Gruppe werden in gleicher Weise verarbeitet und in eine zweite Rohdatenmatrix RD2 eingetragen. Beide Rohdatenmatrizen RD1 und RD2 werden einer zweidimenisonalen Fourier-Transformation unterzogen und aus den so gewonnenen komplexen Werten Betragswerte errech net. Damit erhält man zwei Matrizen mit Betragswerten. Alle einander zugeordneten Betragswerte werden voneinander subtra hiert und die Differenz wird als Bildmatrix verwendet. Im Prinzip könnte man die Subtraktion auch im Rohdatenbereich oder nach der Fourier-Transformation vor der Betragsbildung durchführen. Allerdings würden sich dabei Phasenfehler stär ker auswirken.

Die zur Bildrekonstruktion verwendeten Rohdatenmatrizen wei sen typischerweise 256 oder sogar 512 Zeilen auf, um eine ausreichende Auflösung zu erzielen. Im Ausführungsbeispiel wurden aber je Sequenzrepetition nur jeweils drei Signale, d. h. je drei Zeilen für die beiden Rohdatenmatrizen RD1 und RD2 gewonnen. Die Sequenz muß daher entsprechend oft mit un terschiedlicher Phasencodierung wiederholt werden, bis aus reichend viele Signale zur vollständigen Belegung der beiden Rohdatenmatrizen RD1 und RD2 gewonnen wurden. Die Signale S1 bis S3 und S1' bis S3' werden nach ihrer zeitlichen Zuordnung zum Anregepuls RF1 in unterschiedlche Segmente SG1 bis SG3 bzw. SG1' bis SG3' eingetragen. Diese Technik ist als "segmentierter k-Raum" bekannt.

Für den Bildkontrast sind jeweils die mittleren Fourier-Zei len, also die Segmente SG2 bzw. SG2' maßgeblich. Um einen ho hen T2-Kontrast zu erreichen, kann man daher jeweils die Si gnale S3 aus jeder Sequenz in das Segment SG2 der Rohdatenma trix RD1 und die Signale S1 und S2 in die äußeren Segmente SG1 und SG3 der Rohdatenmatrix RD1 eintragen. Entsprechend kann man durch Eintragen des letzten Signals S3' der zweiten Gruppe in das mittlere Segment SG2' der Rohdatenmatrix RD2 erreichen, daß das am stärksten vom CSF dominierte Signal im relevantesten Segment steht.

Ein Zahlenbeispiel soll die Zeit- und Kontrastverhältnisse dieser Sequenz verdeutlichen. Wenn man das in das mittlere Segment SG2 der Rohdatenmatrix RD1 eingetragene und damit für den Bildkontrast maßgebliche Signal S3 mit einer Echozeit, d. h. einer Zeit zwischen Anregung und Auslesen von TE = 80 msec. ausliest, erhält man für die graue Substanz mit T2 = 100 msec. einen relativen Signalwert von exp(-TE/T2) = 45%. Die Echozeit TE für das letzte Signal S3' der zweiten Gruppe soll so gewählt werden, daß die Magnetisierung des Hirngewe bes nur noch wenige Prozent der Anfangsmagnetisierung be trägt, z. B. für die graue Substanz bei einer Echozeit von 360 msec. etwa 3%. Die Quermagnetisierung der CSF mit einer Querrelaxationszeit T2 = 2000 msec. beträgt jedoch noch etwa 90%. Durch Subtraktion des von CSF dominierten Bildes vom letzten, mit einer Echozeit von 80 msec. T2-gewichteten Bild, wird der CSF-Anteil von 96% auf 12% reduziert.

Bei der bekannten FLAIR-Sequenz beruht die Ausblendung von CSF auf T1-Effekten, bei dem hier beschriebenen Verfahren je doch auf T2-Effekten. Da in der Kernspinresonanz die Längsre laxationszeit T1 immer größer oder gleich der transversalen Relaxationszeit T2 ist, ermöglicht die T2-Methode eine Meß zeitverkürzung.

Bei der bekannten T1-Methode können durch Liquorfluß in die Meßschicht Artefakte auftreten, die sich durch helle Areale im Ventrikelsystem störend bemerkbar machen. Bei dem hier vorgestellten Verfahren wird jedoch nur die Quermagnetisie rung verwendet, so daß Liquorfluß keine Artefake verursacht.

Es ist generell bekannt, daß das Signal-Rausch-Verhältnis beim Sequenztyp der Saturation Recovery-Sequenz, dem auch die hier beschriebene Sequenz zugeordnet werden kann, höher ist als bei einer Inversion Recovery-Sequenz, wie sie z. B. beim FLAIR-Verfahren vorliegt.

Wie bereits vorher anhand der Diagramme dargestellt, ist die Differenzierung zwischen der grauen und der weißen Substanz im Hirngewebe hier größer als bei der FLAIR-Sequenz.

In Fig. 7 ist eine Modifikation der Sequenz dargestellt, die auf dem sogenannten GRASE-Verfahren beruht, wie es in der WO 93/0 15 09 A1 beschrieben wurde. Hierbei werden nach jedem 180°-Hochfrequenzpuls RF mehrere Kernresonanzsignale, im dar gestellten Beispiel drei Kernresonanzsignale S1a bis S1c ge wonnen. Dies erreicht man, indem man den Auslesegradienten GR mehrfach invertiert. Die einzelnen Signale S1a bis S1c werden unterschiedlich phasencodiert, so daß sie unterschiedliche Zeilen der Rohdatenmatrix belegen. Damit wird erreicht, daß die Rohdatenmatrix schneller - im dargestellten Beispiel dreimal so schnell - belegt wird, so daß die Meßzeit entspre chend verkürzt wird. Dadurch ist es mit vertretbaren Meßzei ten sogar möglich, dreidimensionale Datensätze zu erstellen.

Claims

1. Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersu chung eines ersten Gewebes mit einer ersten T2-Zeit (T2₁) in einem Untersuchungsobjekt, das auch Gewebe mit einer wesent lich längeren zweiten T2-Zeit (T2₂) enthält, da durch gekennzeichnet,
daß nach einer Anregung unter mit der jeweiligen T2-Zeit konstante abfallenden Quermagnetisierung zwei Gruppen von ortscodierten Kernresonanzsignalen (S1 bis S3, S1' bis S3') gewonnen werden,
daß die erste Gruppe von Kernresonanzsignalen (S1 bis S3) bald nach der Anregung gewonnen wird,
daß die zweite Gruppe von Kernresonanzsignalen (S1' bis S3') später als die erste Gruppe in einer Zeitspanne ge wonnen wird, in der das Gewebe mit der längeren Zeitkon stante (T2₂) den wesentlichen Signalbeitrag liefert,
daß ein Bild rekonstruiert wird aufgrund von Differenzen der aus den Kernresonanzsignalen übereinstimmender Ortscodierung der ersten und zweiten Gruppe gewonnenen Information.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß ein Bild aus der Differenz von digitalisierten Kernresonanzsignalen (S1 bis S3, S1' bis S3') übereinstimmender Ortscodierung der ersten und zweiten Gruppe rekonstruiert wird.

3. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß ein Bild aus der Differenz von fouriertransformierten Kernresonanzsignalen (S1 bis S3, S1' bis S3') übereinstimmender räumlicher Zuordnung der er sten und zweiten Gruppe rekonstruiert wird.

4. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß ein Bild aus der Differenz der Betragswerte der fouriertransformierten Kernresonanzsi gnale (S1 bis S3, S1' bis S3') übereinstimmender räumlicher Zuordnung der ersten und zweiten Gruppe rekonstruiert wird.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, ge kennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Einstrahlen eines 90°-Hochfrequenzpulses (RF1) auf das Untersuchungsobjekt
b) Einstrahlen mehrerer Refokussierungs-Hochfrequenzpulse (RF2 bis RF8) auf das Untersuchungsobjekt
c) Auslesen der Kernresonanzsignale (S1 bis S3, S1' bis S3') unter Auslesegradienten.

6. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß nach jedem Refokussierungs-Hochfrequenzpuls (RF1 bis RF8) der Auslesegradient (GR) mehrfach invertiert wird, so daß meh rere Kernresonanzsignale (S1a bis S1c) erzeugt werden.

7. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da durch gekennzeichnet, daß vor jedem Kernresonanzsignal (S1 bis S3, S1' bis S3') ein Pha sencodiergradient (GP) mit einer ersten Gradienten-Zeitflä che und nach jedem Kernresonanzsignal (S1 bis S3, S1' bis S3') ein Phasencodiergradient (GP) mit entgegengesetzter Gradienten-Zeitfläche geschaltet wird.

8. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Kernresonanzsignale (S1 bis S3, S1' bis S3') entsprechend ihren Phasenfaktoren für jede Gruppe in je eine einen k-Raum aufspannende Rohdatenmatrix (RD1, RD2) eingetragen werden, dadurch gekennzeichnet, daß nach jeder Anregung nur ein Teil der zur vollständigen Belegung des k-Raums erforderlichen Kernresonanzsignale (S1 bis S3, S1' bis S3') gewonnen wird und daß die Sequenz so oft mit unterschiedlichen Phasencodierungen wiederholt wird, bis der k-Raum vollständig belegt ist.

9. Pulssequenz nach Anspruch 5, dadurch ge kennzeichnet, daß die zentralen k-Raumwerte für die zweite Gruppe von Kernresonanzsignalen am Ende dieser Gruppe gewonnen werden.

10. Kernspintomographiegerät zur Durchführung eines Verfah rens nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekenn zeichnet durch folgende Merkmale:

- eine Sendeeinheit (2) zur Ausstrahlung von 90°- und nachfolgend 180°-Hochfrequenzpulsen,
- eine Empfangseinheit (3) zum Empfangen einer ersten Gruppe von Kernresonanzsignalen (S1 bis S3) in kurzem zeitlichen Abstand von einem zugeordneten 90°-Hochfrequenzpuls und einer zweiten Gruppe von Kernresonanzsignalen (S1' bis S3') in größerem zeitlichen Abstand vom zugeordneten 90°- Hochfrequenzpuls,
- Speichereinheiten (RD1, RD2) zum Abspeichern einer Vielzahl von Kernresonanzsignalen (S1 bis S3, S1' bis S3') aus der ersten und zweiten Gruppe,
- eine Subtraktionseinheit zum Subtrahieren von einander zugeordneten Kernresonanzsignalen aus der ersten und zweiten Gruppe,
- eine Bildrekonstruktionseinheit zur Rekonstruktion eines Bildes aus der Differenz der Kernresonanzsignale der ersten und zweiten Gruppe.