DE4306012C2 - Verfahren zur Kernspintomographie - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft das Verringern der Bilderstellungs­ zeit und ein Verbessern der Bildqualität bei einem Kernspin­ tomographen zum Abbilden eines gewünschten Teils eines Ge­ genstandes oder einer Person unter Verwendung magnetischer Resonanz.

Ein Kernspintomograph (nachfolgend als MRI (Magnetic Reso­ nance Imaging)-Vorrichtung bezeichnet) mißt die Dichtever­ teilung von Kernspins, die Verteilung von Relaxationszeiten usw. in einem gewünschten, zu untersuchenden Teil innerhalb eines Gegenstandes oder einer Person unter Verwendung von Kernspinresonanz und erstellt aus den Meßdaten das Bild eines Abschnitts des Gegenstandes oder der Person.

Die Kernspins des in einem Generator für ein homogenes und starkes statisches Magnetfeld angeordneten Gegenstandes bzw. einer Person präzedieren mit der Richtung des statischen Magnetfeldes als Achse mit einer Frequenz (Larmorfrequenz), die durch die Intensität des statischen Magnetfelds bestimmt wird. Wenn ein Hochfrequenzimpuls mit einer der Larmorfre­ quenz entsprechenden Frequenz von außen eingestrahlt wird, werden die Kernspins angeregt und erfahren eine Verschiebung in einen höherenergetischen Zustand (Kernspinresonanz). Wenn die Einstrahlung des Hochfrequenzimpulses beendet wird, kehrt jeder Kernspin mit einer dem jeweiligen Zustand ent­ sprechenden Zeitkonstante in seinen ursprünglichen nieder­ energetischen Zustand zurück und emittiert eine elektroma­ gnetische Welle (NMR(Nuclear Magnetic Resonance = Kernspin­ resonanz)-Signal) nach außen. Dieses Signal wird durch eine Hochfrequenz-Empfangsspule erfaßt, die auf die entsprechende Frequenz abgestimmt ist. Um dem erfaßten Signal Positions­ daten hinzuzufügen, werden in einer MRI-Vorrichtung im Raum des statischen Magnetfeldes Gradientenmagnetfelder in drei Achsen angelegt, die einer Scheibenrichtung, einer Codie­ rungsrichtung und einer Ausleserichtung entsprechen. Im Er­ gebnis kann das Signal von jeder Position innerhalb des Ge­ genstandes oder der Person als Frequenzdatenwert abgetrennt und unterschieden werden.

Nachfolgend wird ein Bilderstellungsverfahren in einer MRI- Vorrichtung erläutert. Zu Anfang wird eine Impulsfolge bei einem allgemein verwendeten Spinechoverfahren erläutert. Fig. 2 der beigefügten Zeichnungen zeigt die Impulsfolge. Als Hochfrequenzimpulse (HF-Impulse) existieren zwei Arten von Impulsen, nämlich ein 90°- und ein 180°-Impuls. Diese Impulse werden in Richtung des Scheibengradientenmagnetfelds an den Gegenstand oder die Person gelegt, um die Kernspins im zu untersuchenden Abschnitt bzw. der zu untersuchenden Scheibe anzuregen. Wenn das Scheibengradientenmagnetfeld G_Z in Richtung der Z-Achse angelegt wird und die HF-Impulse an­ gelegt werden, wie dies in Fig. 1 dargestellt ist, werden die Kernspins nur mit dem Frequenzanteil der HF-Impulse in Richtung der Z-Achse angeregt. Zunächst wird der 90°-Impuls angelegt, und direkt danach wird das Auslesegradientenma­ gnetfeld Gx angelegt, um eine Phasendiffusion der angeregten Spins zu fördern. Danach werden, wenn der 180°-Impuls ange­ legt wird, die Kernspins um 180° geklappt, und die Diffu­ sionsrichtung der Kernspins dreht sich um. Wenn das Auslese­ gradientenmagnetfeld erneut angelegt wird, konvergieren die Kernspins und erzeugen scharfe Echosignale innerhalb einer Zeitspanne, die dem Doppelten des Impulsintervalls zwischen dem 90°- und dem 180°-Impuls entspricht. Diese Zeitspanne wird als "Echozeitspanne" (Te) bezeichnet.

Das hierbei erhaltene Echosignal verfügt über eindimensional projizierte Bilddaten in Ausleserichtung (X-Achsen-Richtung in Fig. 1), so daß alleine durch diese Daten kein zweidimen­ sionales Bild erstellt werden kann. Daher wird das Gradien­ tenmagnetfeld Gy in einer Codierungsrichtung (Y-Achsen-Rich­ tung) während des Anlegens des Auslesegradientenmagnetfeldes angelegt, das für die Pha­ sendiffusion zwischen den 90°- und den 180°-Impulsen sorgt, um den Kernspins eine Phasenrotation, abhängig von den Posi­ tionen in Richtung der Y-Achse, zu vermitteln. Auf diese Weise werden Daten in Codierungsrichtung dem Echosignal als Phasendaten überlagert. Ferner werden die Echosignale wie­ derholt durch Anlegen dieses Gradientenmagnetfeldes gemes­ sen, während dessen Intensität verändert wird. In diesem Fall wird die Zeitspanne zwischen den 90°-Impulsen als "Wie­ derholungszeitspanne" (Tr) bezeichnet. Die Codierungsgröße wird mit positiven und negativen Zahlen versehen. Wenn die Codierungszahl Null ist, ist die Stärke des codierenden Gra­ dientenmagnetfeldes Null, und es werden positive und negati­ ve Codierungsgrößen zugeteilt.

Im allgemeinen ist die Anzahl der Codierungsvor­ gänge 128 bis 256, um ausreichende Bildauflösung zu gewähr­ leisten.

Wenn der auf diese Weise erhaltene Echosignalzug mit einer Einrichtung für zweidimensionale Fouriertransformation ana­ lysiert wird, können zweidimensionale Bilddaten erhalten werden. Ein Bilderstellungsverfahren unter Verwendung einer zweidimensionalen Fouriertransformation wird nachfolgend als "2DTF" bezeichnet.

Anschließend wird Bildgewichtung erläutert, die für klini­ sche MRI-Bilder von Bedeutung ist. Die Spins von Protonen verfügen über zwei Relaxationsarten, die sich abhängig von der vorhandenen Umgebung ändern, nämlich eine Längs- und eine Querrelaxation. Eine Signalintensität S kann aus den Relaxationen, wie durch die folgende Gleichung (1) wieder­ gegeben, berechnet werden:

S = ρ(1 - exp(-Tr/T1)) . (exp(-Te/T2))... (1)

mit:
ρ: Dichte der vorhandenen Protonen;
T1: Zeitspanne, die erforderlich ist, damit sich die Signal­ dichte auf 1 - 1/e erholt, wenn der Sättigungspegel der Signalintensität für die Längsrelaxation "1" ist, wobei es sich um einen einer jeweiligen Struktur innewohnenden Wert handelt;
T2: Zeitspanne, die die Signalintensität benötigt, um sich hinsichtlich der Querrelaxation auf 1/e zu erholen, wobei es sich um einen einer jeweiligen Struktur innewohnenden Wert handelt.

Der zweite Term auf der rechten Seite von Gleichung (1) re­ präsentiert einen Erholungsprozeß für die Signalintensität hinsichtlich der Wiederholungszeitspanne Tr; dies ist die Längsrelaxation (die vom Wert T1 abhängt). Der dritte Term repräsentiert einen Abklingprozeß für die Signalintensität hinsichtlich der Echomeßzeitspanne Te; er rührt von der Querrelaxation her (die vom Wert T2 abhängt).

Die Fig. 3A bis 3E sind erläuternde Darstellungen, die zum 35 Erläutern der Beziehung zwischen der gemessenen Echosignal­ intensität und Tr wie auch Te hilfreich sind. Hierbei ist angenommen, daß ein Gegenstand an einer Außenseite eine Struktur A und im Innern eine Struktur B aufweist. Fig. 3A zeigt den Erholungsprozeß des Signals aufgrund von Längsre­ laxation, Fig. 3B zeigt den Abklingprozeß des Signals auf­ grund von Querrelaxation, und die Fig. 3C bis 3E zeigen Bildkontraste, wenn Tr und Te auf verschiedene Weisen kombi­ niert werden.

Wenn ein mit T1 gewichtetes Bild, was den T1-Wert reflek­ tiert, zu erstellen ist, werden alle Einflüsse von exp(-Te/T2) in Gleichung (1) unter Verwendung eines Wertes Te minimiert, der so klein wie möglich ist (in Fig. 3A durch das Symbol S repräsentiert), um die Einflüsse der Querrela­ xation zu unterdrücken, und für Tr wird ein relativ kleiner Wert verwendet (durch das Symbol S in Fig. 3A repräsentiert; im allgemeinen nicht größer als 500 ms im menschlichen Kör­ per), so daß eine Differenz T1 zwischen den Strukturen A und B gewonnen werden kann. Bei diesem Beispiel ist der Wert von T1 für die Struktur B kleiner als derjenige für die Struktur A, wie dies in Fig. 3A dargestellt ist. Daher ist die Si­ gnalerholung für die Längsrelaxation in der Struktur B schneller als in der Struktur A, und es kann ein Signal mit höherer Signalintensität als in der Struktur A erhalten wer­ den. Infolgedessen kann für die Struktur B ein helleres Bild als für die Struktur A erhalten werden, wie dies in Fig. 3C dargestellt ist. Wenn ein mit T2 gewichtetes Bild zu erstel­ len ist, wird für eine Erholung des Signals jeder Struktur durch Verwendung eines ausreichend langen Wertes Tr gesorgt (in Fig. 3A durch das Symbol "L" repräsentiert; im allgemei­ nen nicht kürzer als 1500 ms), und Bilderstellung wird aus­ geführt, während Te auf einen längeren Wert eingestellt ist (in Fig. 3B durch das Symbol "L" repräsentiert; im allgemei­ nen etwa 100 ms). Da bei diesem Beispiel der Wert T2 für die Struktur A größer ist, wie dies in Fig. 3B dargestellt ist, kann ein Bild erhalten werden, dessen Kontrast gegenüber dem des mit T1 gewichteten Bildes umgekehrt ist, wie dies in Fig. 3D dargestellt ist. Wenn Tr auf einen großen Wert ge­ setzt wird, während Te auf einen kurzen Wert gesetzt wird, kann ein Bild erhalten werden, das durch die Werte T1 und T2 der beiden Strukturen nicht beeinflußt ist, wie dies in Fig. 3E dargestellt ist. Dieses Bild ist das einzige, das sich auf die Protonendichte der Struktur stützt. Es wird als "Protonendichtebild" bezeichnet. Die Werte T1 und T2 ändern sich, selbst in derselben Struktur, abhängig vom Zustand (z. B. einem Tumor) und werden daher dazu verwendet, einen Krankheitsbereich zu spezifizieren.

Um verschiedene gewichtete Bilder zu erhalten, wie sie für klinische Studien von Nutzen sind, muß eine für die Impuls­ folge optimale Kombination von Tr und Te, abhängig von der abzubildenden Struktur eingestellt werden. Um das mit T2 ge­ wichtete Bild zu erhalten, muß allerdings Tr auf einen gro­ ßen Wert gesetzt werden. Da die Bilderstellungszeitspanne durch das Produkt aus dem Wert Tr und der Anzahl der Phasencodierungen ge­ geben ist, verbleibt die Schwierigkeit, daß die Bilderstel­ lung nicht innerhalb einer kurzen Zeitspanne abgeschlossen werden kann. Andererseits muß Te verkürzt werden, um ein mit T1 gewichtetes Bild zu erhalten. Um dieser Forderung zu ge­ nügen, muß ein Empfangsband bei der Signalmessung erweitert werden. Daher verbleibt die Schwierigkeit, daß sich das Si­ gnal/Rausch(S/R)-Verhältnis verschlechtert.

Um unter mehreren Bildern das aussagekräftigste auswählen zu können, sind bisher in der Medizin von der gleichen Scheibe eines Körpergewebes mehrere Bilder mit jeweils unterschiedli­ cher Gewichtung, d. h. beispielsweise mit unterschiedlicher Wiederholungszeitspanne Tr aufgenommen worden. US-4,717,879 schlägt dazu vor, mit der Aufnahme eines Bildes nicht erst nach Abschluß des vorangegangenen Bildes zu beginnen, sondern jeweils für alle Bilder die Messungen mit dem gleichen pha­ sencodierenden Gradienten zusammenzufassen und nacheinander auszuführen, bevor der phasencodierende Gradient geändert wird, um die Korrelation zwischen den Bildern zu verbessern. Um die Zeit zur Aufnahme mehrerer verschiedener Scheiben zu verkürzen, schlägt diese Druckschrift außerdem vor, Messungen für eine Scheibe in Lücken innerhalb der Wiederholungszeit­ spanne einer anderen Scheibe einzufügen. Diese Maßnahmen ver­ ringern jedoch nicht die Meßzeit für eine einzelne Scheibe, die insbesondere bei großen Tr-Werten lange dauert.

Der Oberbegriff des Patentanspruchs 1 geht von diesem Stand der Technik nach US-4,717,879 aus.

US-4,979,512 offenbart ein Kernspintomographie-Verfahren, bei dem jede Anregungs/Auslesesequenz für das Bild einer Scheibe eines Patientenkörpers von einem Ereignis, beispielsweise dem Herzschlag, ausgelöst wird, damit sich der Körper bei jeder Sequenz im gleichen Zustand befindet. Dadurch können sich un­ terschiedliche Wiederholungszeitspannen für die Sequenzen ergeben.

US-4,884,029 offenbart ein Kernspintomographie-Verfahren, bei dem der Gesamtbereich aller phasencodierender Gradienten in Teilbereiche eingeteilt ist. Nach der Anregung einer Scheibe eines Patientenkörpers werden mehrere Spin-Echos für unter­ schiedliche phasencodierende Gradientenmagnetfelder aus den unterschiedlichen Teilbereichen gemessen. So liefern nach je­ der Anregung bestimmte Echos die Daten für kleine phasen­ codierende Gradienten und damit für die Grobstruktur des Bil­ des (den Hell/Dunkel-Kontrast) und andere Echos die Daten für große phasencodierende Gradienten und damit für die Fein­ struktur des Bildes (Profildaten).

Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Kern­ spintomographie anzugeben, mit dem aussagekräftige Bilder hoher Qualität innerhalb kurzer Zeit erstellt werden können.

Die Lösung dieser Aufgabe gelingt mit dem in Anspruch 1 ange­ gebenen Verfahren.

Damit das Prinzip der Erfindung besser verstanden wird, zei­ gen die Fig. 4A bis 4C Unterschiede von MRI-Bildern, abhän­ gig vom Meßdatenbereich.

Bei 2DFT-Signalmessung können detailliertere Daten in Codie­ rungsrichtung dadurch erfaßt werden, daß ein stärkeres co­ dierendes Gradientenmagnetfeld angelegt wird. Um die Erläu­ terung zu vereinfachen, wird hierbei angenommen, daß die Signaldatenmessung elf Mal von einer Codierungsnummer +5 bis zu einer Codierungsnummer -5 ausgeführt wird und daß normale Bilder erhalten werden können, wenn die Bilderstellungsver­ arbeitung unter Verwendung aller Daten ausgeführt wird, wie in Fig. 4A dargestellt. Hierbei werden, wenn die Bilderstel­ lungsverarbeitung unter Verwendung der fünf innerhalb des Bereichs ±2 des mittleren Bereichs zu codierenden Daten ausgeführt wird, wie in Fig. 4B dargestellt, nur grobe Daten in Codierungsrichtung verwendet (Niederfrequenzkomponenten entsprechend). Demgemäß können, obwohl Helligkeitskontrast des Bildes erzielt werden kann, detaillierte Daten, wie Pro­ fildaten, nicht erhalten werden, weswegen das Bild undeut­ lich wird. Wenn dagegen die Bilderstellungsverarbeitung durch Einfügen von Nulldaten für die Codierung des mittleren Bereichs und ansonsten mit den Codierungen +3 bit +5 und -3 bis -5 für die Randbereiche durchgeführt wird (entsprechend den Hochfrequenzdaten) kann ein Bild mit hervorgehenden Profildaten erhalten werden. Daraus ist ersichtlich, daß die Daten des erstellten Bildes im wesentlichen in eine Kon­ trastkomponente und eine Profilkomponente unterteilt werden können, abhängig vom verwendeten Codierungsbereich.

Daher ist es möglich, die Bilderstellungszeitspanne zu ver­ kürzen und ein Bild mit hohem S/R-Verhältnis zu erzielen, wenn die Daten dadurch so schnell wie möglich gemessen wer­ den, daß Tr auf einen kleinen Wert und Te auf einen Wert ge­ setzt werden, der beim Codieren der Randbereiche, die die Auflösung des Bildes bestimmen, ein ausreichendes S/R-Ver­ hältnis gewährleisten kann, und die Daten dadurch gemessen werden, daß Tr und Te auf kürzere Werte eingestellt werden, als sie zum Codieren der Randbereiche verwendet werden, wie auf die normalen Werte Tr und Te, wenn der mittlere Bereich codiert wird, der zum Kontrast des Bildes beiträgt. In die­ sem Fall werden die Daten der verschiedenen Folgen zusammen­ gesetzt und bei der Bilderstellungsverarbeitung wiedergewon­ nen. Daher wird eine Korrektur von Signalpegeln und Diskon­ tinuitäten ausgeführt.

Bei der oben beschriebenen, erfindungsgemäßen Impulsfolge werden die Signale dadurch gemessen, daß Tr und Te während der Ausführung einer vollständigen Codierung verändert wer­ den, und das Bild wird aus Daten mit Bilddaten erstellt, die sich abhängig vom Codierungsbereich voneinander unterschei­ den. Infolgedessen sorgt die Erfindung für Vorteile, wie für ein Verkürzen der Bilderstellungszeitspanne, eine Verbesse­ rung des S/R-Verhältnisses und des Bildgewichtungszustandes sowie für ein willkürliches Einstellender Bilderstellungs­ zeitspanne. Auf diese Weise können mit der Erfindung immer ausgezeichnete Bilder erstellt werden.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von durch Figuren veranschaulichten Ausführungsbeispielen näher erläutert.

Fig. 1 ist ein Diagramm, das die Beziehung zwischen einer Scheibenebene und einem Gradientenmagnetfeld zeigt;

Fig. 2 ist ein Impulsfolgediagramm für ein herkömmliches Spinechoverfahren;

Fig. 3A bis 3E sind erläuternde Ansichten, die zum Erläutern von Bildkontrasten, abhängig von einer Relaxationszeitspan­ ne, von Nutzen sind;

Fig. 4A bis 4C sind erläuternde Ansichten, die zum Erläutern der Unterschieds zwischen MRI-Bildern, abhängig vom Meßda­ tenbereich, von Nutzen sind;

Fig. 5 ist ein Blockdiagramm, das die Gesamtstruktur einer MRI-Vorrichtung zeigt;

Fig. 6A ist ein Flußdiagramm für eine herkömmliche Impuls­ folge;

Fig. 6B ist ein Flußdiagramm für eine erfindungsgemäße Im­ pulsfolge;

Fig. 7A ist ein Diagramm, das zum Erläutern der Beziehung zwischen einer herkömmlichen Codierungsnummer und einer Wie­ derholungszeitspanne von Nutzen ist;

Fig. 7B ist ein Diagramm, das zum Erläutern der Beziehung zwischen der Codierungsnummer und der Wiederholungszeitspan­ ne bei der Erfindung von Nutzen ist;

Fig. 8 ist ein zeitliches Ablaufdiagramm für eine erfin­ dungsgemäße Impulsfolge;

Fig. 9A bis 9D sind erläuternde Ansichten, die zum Erklären von Beispielen für erfindungsgemäße Bilderstellung von Nut­ zen sind;

Fig. 10 ist ein Impulsfolgediagramm für den Fall, daß die Erfindung auf ein Mehrechoverfahren angewendet wird;

Fig. 11A ist ein Diagramm, das die Beziehung zwischen einer Codierungszahl und einer Wiederholungszeitspanne beim her­ kömmlichen Mehrechoverfahren zeigt;

Fig. 11B ist ein Diagramm, das die Beziehung zwischen der Codierungszahl und der Wiederholungszeitspanne beim Mehr­ echoverfahren zeigt, auf das die Erfindung angewendet wird;

Fig. 12 ist ein Impulsfolgediagramm für den Fall, daß die Erfindung auf ein Mehrcodierungsverfahren angewendet wird;

Fig. 13A ist eine erläuternde Ansicht, die zum Erläutern eines Meßverfahrens von Nutzen ist, wenn die Erfindung auf ein Einfachcodierungsverfahren angewendet wird;

Fig. 13B ist eine erläuternde Ansicht, die zum Erklären eines Meßverfahrens von Nutzen ist, wenn die Erfindung auf ein Mehrcodierungsverfahren angewendet wird;

Fig. 14 ist eine erläuternde Ansicht für den Fall, daß die Zeitachse in Fig. 13B als Bezugsachse verwendet wird;

Fig. 15 ist ein Diagramm, das ein anderes Ausführungsbei­ spiel der Erfindung zeigt; und

Fig. 16A und 16B sind Diagramme, die noch ein anderes Aus­ führungsbeispiel der Erfindung zeigen.

Fig. 5 ist eine Strukturansicht, die ein Beispiel des Ge­ samtaufbaus einer MRI-Vorrichtung zeigt.

Diese MRI-Vorrichtung erstellt ein Tomogramm einer Person 6 unter Verwendung von Kernspinresonanz (NMR = Nuclear Magne­ tic Resonance). Sie weist folgendes auf: einen Magneten 10 zum Erzeugen eines statischen Magnetfeldes, eine zentrale Verarbeitungseinheit (nachfolgend als CPU bezeichnet) 11 mit RAMs, ROMS und einer CPU, eine Ablaufsteuerung 12, ein Sen­ desystem 13, ein Gradientenmagnetfeld-Erzeugungssystem 14, ein Empfangssystem 15 und ein Signalverarbeitungssystem 16. Der Magnet 10 zum Erzeugen des statischen Magnetfeldes er­ zeugt in einem Raum mit bestimmter Ausdehnung um die Person ein starkes und homogenes statisches Magnetfeld, und er weist ein widerstandsbehaftetes oder ein supraleitendes Ma­ gnetsystem auf.

Die Ablaufsteuerung 12 arbeitet unter Steuerung durch die CPU 11 und gibt an das Sendesystem 13 und das Gradienten­ magnetfeld-Erzeugungssystem 15 verschiedene Anweisungen aus, wie sie zum Erfassen von Daten eines Tomogramms der Person 6 erforderlich sind.

Das Sendesystem 13 weist einen Hochfrequenzoszillator 17, einen Modulator 18, einen Leistungsverstärker 19 und eine Bestrahlungsspule 20 auf der Sendeseite auf. Vom HF-Oszilla­ tor 17 ausgegebene HF-Impulse werden vom Modulator 18, ab­ hängig von einer Anweisung von der Ablaufsteuerung 12, modu­ liert, und die modulierten HP-Impulse werden durch den Lei­ stungsverstärker 19 verstärkt und der Bestrahlungsspule 20 zugeführt, die in der Nähe der Person 6 angeordnet ist, so daß eine elektromagnetische Welle zu dieser hin gesendet werden kann.

Das Gradientenmagnetfeld-Erzeugungssystem 14 weist Gradien­ tenmagnetfeldspulen 21, die in Richtung der drei Achsen X, Y und Z gewickelt sind, sowie Gradientenmagnetfeld-Spannungs­ versorgungen 22 zum Betreiben dieser Spulen auf. Wenn dieses System 14 die Gradientenmagnetfeld-Spannungsversorgungen 22 für die jeweiligen Spulen, abhängig von Anweisungen von der Ablaufsteuerung 12, betreibt, werden Gradientenmagnetfelder Gx, Gy und Gz in Richtung der drei Achsen X, Y bzw. Z an die Person 6 gelegt. Abhängig vom Verfahren des Anlegens dieser Gradientenmagnetfelder kann für die Person 6 eine Scheiben­ ebene eingestellt werden.

Das Empfangssystem 15 weist eine Empfangsspule 22, eine Em­ pfangsschaltung 23, einen Quadraturphasendetektor 24 und einen A/D-Wandler 25 auf. Die elektromagnetische Antwort­ welle (NMR-Signal) von der Person 6 auf die durch die Be­ strahlungsspule 20 auf der Sendeseite ausgestrahlte elektro­ magnetische Welle hin wird durch die in der Nähe der Person angeordnete Empfangsspule 2 erfaßt und durch die Empfangs­ schaltung 23 verstärkt. Das verstärkte Signal wird durch den Quadraturphasendetektor 24 mit Hilfe eines vom HF-Oszillator 17 ausgegebenen Bezugsfrequenzsignals orthogonal gleichge­ richtet und in Erfassungsdaten für zwei Systeme umgewandelt. Dann werden diese Signale durch den A/D-Wandler 25 zu Zeit­ punkten in digitale Signale umgewandelt, wie sie durch einen Befehl von der Ablaufsteuerung 12 angezeigt werden, und dann werden sie zum Verarbeitungssystem 16 gegeben. Dieses weist die CPU 11, eine Aufzeichnungsvorrichtung, wie eine Magnet­ platte 26, und eine optische Platte 27 sowie eine Anzeige 28, wie eine Kathodenstrahlröhre, auf. Die CPU 11 führt eine Verarbeitung, wie eine Fouriertransformation, eine Korrek­ turkoeffizientenberechnung, Bilderstellung usw., aus, führt eine geeignete Berechnung für eine Signalintensitätsvertei­ lung für einen willkürlichen Abschnitt, wie die Scheiben­ ebene, oder für mehrere Signale aus und wandelt die sich er­ gebende Verteilung in ein Bild um und stellt dieses auf der Anzeige 28 dar. In dieser Zeichnung sind die Bestrahlungs­ spule 20, die Empfangsspule 2 und die Gradientenmagnetfeld­ spule 21 innerhalb des Magnetfeldraums des Magneten 10 zum Erzeugen des statischen Magnetfeldes angeordnet, der im Raum um die Person 6 angebracht ist.

Nachfolgend wird die Impulsfolge bei der Erfindung im Ver­ gleich zu einer herkömmlichen Impulsfolge erläutert.

Wie in Fig. 6A dargestellt, weist die herkömmliche Folge die Schritte des Einstellens von Tr und Te vor dem Ausführen der Impulsfolge (Schritt 101), Einstrahlen des Gradientenmagnet­ feldes und der HF-Impulse (Schritt 102), Empfangen der Echo­ signale (Schritt 103), Ändern des codierenden Gradienten­ magnetfeldes (Schritt 104), Ausführen der Messung mit den­ selben Werten von Tr und Te bis zum vollständigen Abschlie­ ßen des Codierens (Schritt 105) und nachfolgendes Ausführen einer Bilderstellungsberechnung (106) aus. Bei der bekannten Technik liegt Tr fest.

Fig. 6B zeigt die Schrittfolge gemäß der Erfindung. Diese Schrittfolge wird ausgeführt, wenn die Ablaufsteuerung 12 die Zeitspannen zum Anlegen und die Pegel des Gradientenma­ gnetfeldes und der HF-Impulse an die Gradientenmagnetfeld- Spannungsversorgungen 22 für X, Y und Z sowie den Modulator 18 unter Steuerung durch die CPU 11 ausgibt.

Mehrere verschiedene Werte Tr und Te werden abhängig vom In­ tensitätsbereich des codierenden Gradientenmagnetfeldes an­ gelegt, bevor die Impulsfolge ausgegeben wird (Schritt 201). Das Gradientenmagnetfeld-Erzeugungssystem 14 und das Sende­ system 15 werden auf Grundlage einer Beziehung zwischen der Intensität des codierenden Gradientenmagnetfeldes und der wie oben angegeben eingestellten Werte Tr und Te gesteuert, und die Gradientenmagnetfelder Gz, Gy, Gx und die HF-Impulse werden mit einer vorgegebenen Folge eingestrahlt (Schritt 202). Die durch diese Folge erzeugten Echosignale werden em­ pfangen (Schritt 202), und die Intensität des codierenden Gradientenmagnetfeldes wird zum Messen des nächsten Echosi­ gnals verändert (Schritt 204). Hierbei wird überprüft, ob Tr und Te zu ändern sind (Schritte 205 und 206), und wenn vorab eine Änderung für Tr und Te eingestellt ist, wird die Mes­ sung des Echosignals unter Änderung von Tr und Te ausgeführt (Schritte 207, 202, 203, 204). Wenn die Codiervorgänge voll­ ständig abgeschlossen sind, werden Diskrepanzen zwischen den Datenpegeln, wie sie von den Unterschieden von Tr und Te herrühren, sowie Datendiskontinuitäten korrigiert. Danach erfolgt eine Verarbeitung zum Synthetisieren dieser Daten und zum erneuten Ausrichten derselben, abhängig von der Co­ dierungsfolge (Schritt 208). Darauffolgend wird eine Bild­ erstellungsberechnung ausgeführt (Schritt 209).

Was das Einstellen der Wiederholungszeitspanne betrifft, sind zwei Fälle möglich, d. h. ein Fall, bei dem die Wieder­ holungszeitspanne automatisch durch vorbestimmte Funktionen eingestellt wird, wenn Bilderstellungsbedingungen, wie die Bilderstellungszeitspanne und die Art des gewichteten Bildes eingegeben sind, sowie ein Fall, gemäß dem ein Benutzer die Wiederholungszeitspanne, abhängig von Bilderstellungsbedin­ gungen, einstellt.

Die Beziehung zwischen der Intensität des codierenden Gra­ dientenmagnetfeldes und den eingestellten Werten Tr, Te wird im RAM innerhalb der CPU 11 abgespeichert, sequentiell für jede Impulsfolge ausgelesen und an die Ablaufsteuerung 12 ausgegeben.

Bei einem anderen Ausführungsbeispiel wird die Beziehung zwischen der Intensität des codierenden Gradientenmagnetfel­ des sowie Tr, Te jedesmal durch Berechnung an die Ablauf­ steuerung 12 ausgegeben.

Fig. 7A zeigt die Beziehung zwischen einer Codierungsnummer (Nr.) sowie Tr, Te bei einer herkömmlichen Folge, während Fig. 7B die entsprechende Beziehung für die erfindungsgemäße Impulsfolge zeigt.

In Fig. 7B ist Tr auf einen kleineren Wert als Tr2 bei der herkömmlichen Folge für den Bereich der Codierungsnummern 5 bis 3 und -3 bis -5 eingestellt, dagegen für die Codierungs­ nummern 2 bis -2 auf einen Wert Tr1, der größer ist als Tr2; unter dieser Bedingung wird die Messung ausgeführt. Wenn die Codierungsnummer 2 und -3 erreicht, werden Tr und Te jeweils auf vorgegebene Werte eingestellt, und das Echosignal wird gemessen.

In den Fig. 7A und 7B wird die Messung dadurch ausgeführt, daß das codierende Gradientenmagnetfeld über die Stufen ±5 verändert wird, anders gesagt, insgesamt elf Mal, jedoch wird bei praktischer Bilderstellung diese Änderung etwa 256 Mal ausgeführt. Da die gesamte Meßzeitspanne das Produkt aus dieser Anzahl von Malen der Codierung und der Wiederho­ lungszeitspanne Tr ist, ist sie in diesen Zeichnungen durch eine Fläche ausgedrückt. Wenn das S/R-Verhältnis durch Be­ rechnen eines Additionsmittelwertes verbessert wird, nimmt die Fläche entsprechend zu. Wenn z. B. ein mit T2 gewichte­ tes Bild zu erstellen ist, ist ein größerer Wert Tr erfor­ derlich. Daher ist dann, wenn Tr auf 2000 ms eingestellt wird, eine Meßzeitspanne von 2000 × 256 = 8 Minuten 30 Se­ kunden erforderlich.

Daher wird bei der Erfindung der mittlere Codierungsbereich (von +2 bis -2), der Kontrast hervorruft, mit derselben Wie­ derholungszeitspanne gemessen wie beim herkömmlichen Verfah­ ren, jedoch werden die Codierungsbereiche am Rand, die für Profilkomponentendaten des zu messenden Bildes sorgen, mit einer kürzeren Wiederholungszeitspanne durch Verändern der­ selben gemessen, um die Bilderstellungszeitspanne zu verkür­ zen. In Fig. 7B ist die Wiederholungszeitspanne für den Be­ reich der Codierungen ±2 auf den Wert Tr1 eingestellt, dage­ gen auf den kleineren Wert Tr2 für die anderen Bereiche. Aus der Verkleinerung der Fläche ist erkennbar, daß die Gesamt­ meßzeitspanne verringert ist.

Es sei nun das Beispiel des mit T2 gewichteten, oben be­ schriebenen Bildes praxisbezogener untersucht. Die Wieder­ holungszeitspanne ist für die 128 Codierungen im mittleren Bereich (Codierungsnummern +63 bis -64) auf Tr = 2000 ms eingestellt und für die Codierungsbereiche am Rand auf eine kleinere Zeitspanne von 500 ms. Dadurch nimmt die Gesamtmeß­ zeitspanne den folgenden Wert ein:

(2000 × 128) + (500 × 128) = 5 min. 20 sec.

Anders gesagt, kann die Bilderstellungszeitspanne um etwa 40% verkürzt werden, mit im wesentlichen derselben Bildqua­ lität. Dabei kann durch gleichzeitiges Verkürzen von Te im mittleren Codierungsbereich und den Randbereichen eine Ver­ besserung des S/R-Verhältnisses erwartet werden. Die Signal­ intensität wird mit kürzerer Zeit Te stärker, da sie auf­ grund der Querrelaxation exponentiell abfällt, wie dies in Fig. 3B dargestellt ist.

Fig. 8 ist ein Zeitablaufdiagramm für eine erfindungsgemäße Impulsfolge; sie zeigt die Bereiche +2 und +3 der Codierung. Zum Verkürzen von Tr wird t2 der Codierung +3 kleiner ge­ macht als t1 der Codierung +2. Auch Te wird dadurch ver­ kürzt, daß t4 kleiner gemacht wird als t3.

Die CPU 11 führt eine Bilderstellungsverarbeitung auf Grund­ lage der so erhaltenen Meßdaten aller Codierungen aus. Dabei werden die unterschiedlichen Datenpegel korrigiert, wie sie aus der Änderung der Impulsfolge während der Messung herrüh­ ren. Übrigens wird die Bilderstellungszeit um so kürzer, je kleiner der Codierungsbereich in der Mitte ist, der die nor­ malen Werte von Tr und Te verwendet, jedoch muß ein geeigne­ ter Bereich eingestellt werden, da sich die Bildqualität stärker als beim herkömmlichen Verfahren ändert. Neben dem mit T2 gewichteten Bild liefert dieses Bilderstellungsver­ fahren eine Verringerung der Bilderstellungszeitspanne oder eine Verbesserung des S/R-Verhältnisses für andere Bilder­ stellungsabläufe, wie für ein mit T1 gewichtetes Bild und ein Protonendichtebild.

Die Fig. 9B bis 9D zeigen ein Verfahren, bei dem eine Mes­ sung unter Verwendung einer Impulsfolge ausgeführt wird, die dazu in der Lage ist, die Randbereiche innerhalb einer kur­ zen Zeitspanne bei erhöhtem S/R-Verhältnis auszumessen, im mittleren Codierungsbereich eine kontinuierliche Messung durch Veränderung von Tr und Te ausführt und die Meßdaten der Codierungsbereiche am Rand mit den Meßdaten des mittle­ ren Codierungsbereichs kombiniert, um eine Bilderstellungs­ verarbeitung auszuführen, und das für eine Bilderstellung unterschiedliche gewichteter Bilder innerhalb einer kurzen Zeitspanne sorgt. Von einem klinischen Gesichtspunkt her müssen Bilder mit T1, T2 und für die Protonendichte erstellt werden, wobei dieses Verfahren sehr wirkungsvoll ist, da es derartige Bilder wirkungsvoll aufnehmen kann.

Fig. 9A zeigt teilweise erstellte Bilder 51 bis 54, wie sie durch Messen der in den Fig. 3A bis 3E dargestellten Struk­ turen A, B mit der Bedingung gemäß Fig. 9A erhalten wurden.

Das Bild 51 repräsentiert nur das Profil, das deutlich un­ terscheidbar ist.

Im Bild 52 ist das Profil nicht deutlich, und das Bild ist vom mittleren bis in den Randbereich dunkel.

Im Bild 53 ist das Profil nicht unterscheidbar, und das Bild ist im mittleren Bereich dunkler als im Randbereich.

Das Profil im Bild 54 ist nicht unterscheidbar, und das Bild weist insgesamt gleichförmige Helligkeit auf.

Wenn das Bild 51 mit einem der Bilder 52, 53 und 54 kombi­ niert wird, kann ein gewünschtes Bild erhalten werden, wie es in den Fig. 9B bis 9D dargestellt ist.

Bilderstellung kann wirkungsvoller mit wohlbekannten Mehr­ echoverfahren unter Verwendung des charakteristischen Merk­ mals ausgeführt werden, daß die Daten im mittleren Bereich des mit T2 gewichteten Bildes und diejenigen des Protonen­ dichtebildes einen großen Wert Tr aufweisen. Fig. 10 zeigt ein Zeitablaufdiagramm für den Fall, daß eine Mehrechofolge auf die Erfindung angewendet wird. Nachdem in der Mehrecho­ folge das erste Echosignal auf diese Weise erfaßt wurde, wird eine Folge von Reihen unterhalb der 180°-Impulse wie­ derholt, und der Spin wird erneut so konvergiert, daß mehre­ re Echosignale innerhalb eines Intervalls Tr gemessen wer­ den. Obwohl Fig. 10 ein Beispiel für zwei Echos zeigt, lie­ fert das Mehrechoverfahren den Vorteil, daß Signale mit zwei verschiedenen Te (d. h. STe und LTe) innerhalb eines Inter­ valls Tr erhalten werden können.

Gemäß dem herkömmlichen Mehrechoverfahren können sowohl das Bild für kurze Zeitspannen Te (STe) als auch für lange Zeit­ spannen Te (LTe) durch eine einzige Folge erhalten werden, wie dies in Fig. 11A dargestellt ist. Wenn dieses Mehrecho­ verfahren auf die Erfindung angewendet wird, wie dies in Fig. 11B dargestellt ist, können daher Bilder verschieden gewichteter Zustände innerhalb einer kürzeren Zeitspanne da­ durch erhalten werden, daß die Randcodierungsbereiche, die nicht zum Kontrast des Bildes beitragen, auf eine kürzere Wiederholungszeitspanne Tr2 eingestellt werden, um Signale durch das einzige Echo von STe zu erhalten, wobei STe und LTe gleichzeitig dadurch erhalten werden, daß die mittleren Codierungsabschnitte auf die Wiederholungszeitspanne Tr1 eingestellt werden. Auch dieses Mehrechoverfahren kann für kleine Werte Tr in den Randbereichen ausgeführt werden.

Die Ablaufgeschwindigkeit kann ferner dadurch verbessert werden, daß die Folge eines Mehrcodierungsverfahrens (das auch als "Hochgeschwindigkeits-SE-Verfahren" bezeichnet wird) auf die Erfindung angewandt wird. Fig. 12 zeigt ein Zeitablaufdiagramm für den Fall, daß ein Mehrcodierungsver­ fahren auf die Erfindung angewandt wird. Es handelt sich da­ bei um ein solches, das gleichzeitig die Echosignale ver­ schiedener Codierungsgrößen dadurch erhält, daß das Codie­ rungsgradientenmagnetfeld für jedes Echosignal impulsförmig angelegt wird. In Fig. 12 entspricht der Bereich Tr2 dem Mehrcodierungsverfahren, und Messungen für die Codierungen +3 und +2 werden unter Verwendung von zwei Echos ausgeführt. Da die Messung dadurch ausgeführt werden kann, daß zwei Ar­ ten codierender Gradientenmagnetfelder innerhalb der Zeit­ spanne Tr2 angelegt werden, wie dies im Zeitablaufdiagramm dargestellt ist, kann die Bilderstellungszeit in einem Aus­ maß verringert werden, das der Anzahl von Echos entspricht.

Unter Bezugnahme auf die Fig. 13A und 13B wird ein Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung unter Verwendung des Mehrcodie­ rungsverfahrens erläutert. Um gleichzeitig klinisch wir­ kungsvolle, mit T1 und T2 gewichtete Bilder zu erhalten, wie dies in den Fig. 9B, 9C dargestellt ist, muß die Kombination von LTr, LTe sowie STr, STe im mittleren Codierungsabschnitt erstellt werden, der den Kontrast bestimmt.

Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung erfolgt Signal­ empfang unter Veränderung von Tr und Te nur für den mittle­ ren Codierungsbereich, wie dies in Fig. 13A dargestellt ist, und Teildaten werden so erfaßt, daß ein Überlappen der Rand­ bereiche vermieden wird. In der Zeichnung ist die Anzahl von Codierungen für LTr und LTe 350 (Male) von +175 bis -174, während sie im mittleren Bereich 150 (Male) von +75 bis -74 ist.

Demgemäß erfolgt Signalempfang ohne Mehrcodierung von STr und STe, nach der Messung von LTr und LTe, 150 Mal, und die Gesamtanzahl von Messungen ist 500. Wenn angenommen wird, daß LTr = 2000 ms und STr = 500 ms sind, ist die Bilderstellungszeit (2 × 350) + (0,5 × 150) 12 min 55 sec.

In Fig. 13B, die ein Anwendungsbeispiel für das Mehrcodie­ rungsverfahren zeigt, sind die gesamten 350 Codierungen in­ nerhalb von LTr durch 50 in sieben Blöcke aufgeteilt, von einer Blocknummer +3 bis zu einer Blocknummer -3, wie in der Zeichnung dargestellt, und zwar so, daß der Block mit der Nummer +3 die Codierungsnummern +175 bis +126 überdeckt und der Block mit der Nummer +2 die Codierungsnummern +125 bis +76 überdeckt. Durch das vorstehend genannte Mehrechoverfah­ ren werden sieben Echosignale von e1 bis e7 immer dann er­ zeugt, wenn ein Signal empfangen wird, jedes Signal wird co­ diert, und Bilderzeugung wird auf solche Weise ausgeführt, daß die Empfangsdaten an jeden Block verteilt werden, wie dies in der Zeichnung durch Pfeile veranschaulicht ist. An­ ders gesagt, werden sieben codierte Signale für +175, +125, +75, +25, -25, -75 und -125 gleichzeitig innerhalb eines Zeitraums Tr beim Empfang des ersten Signals empfangen, und sieben codierte Signal für die Codierungen +174, +124, +74, +24, -26, -76 und -126 werden entsprechend beim Empfang des zweiten Signals empfangen. Wenn die Impulsfolge dadurch aus­ geführt wird, daß die Codierungsnummern auf diese Weise se­ quentiell verschoben werden, können sieben Blöcke durch 50- malige Messung vollständig erstellt werden. Zu diesem Zeit­ punkt bestimmt der Block mit der Nummer 0, der die Nullco­ dierung enthält, den Gewichtungszustand des Bildes. Daher muß ein effektiver Wert von Te dadurch auf einen langen Wert LTe gesetzt werden, daß die mittleren Blöcke mit den Nummern +1 bis -1 den Echosignalen e3 bis e5 zugeordnet werden.

Nachfolgend wird Datenempfang für die Blöcke +1 bis -1 im mittleren Bereich durch Verändern von Tr auf STr ausgeführt. Da hierbei die Anzahl von Blöcken 3 ist, ist die Anzahl von Echos 3, und die Echosignale werden so verteilt, daß das Echosignal e1 im Block mit der Nummer 0 vorhanden ist, um STe zu erhalten. Da auch dieser Bereich durch 50-malige Mes­ sung vollständig erstellt werden kann, ist die Gesamtanzahl von Messungen 100. Die Meßzeitspanne beträgt (2 × 50) + (0,5 × 50) = 2 min 5 sec; die Meßzeitspanne kann drastisch verringert werden.

Fig. 14 zeigt dieses Beispiel für eine Folge, ausgedrückt mit Hilfe einer Zeitachse. Beim 100-maligen Signalempfang entspricht die vordere Hälfte (1 bis 50) LTr, während die hintere Hälfte (51 bis 100) STr entspricht. Signale mit den jeweiligen, im Diagramm dargestellten Echonummern werden auf jeden Block so verteilt, daß Te effektiv an den umkreisten Stellen positioniert wird.

Bei diesem Ausführungsbeispiel ist der Bereich von LTr und der Bereich von STr unterteilt, und die Messung innerhalb von STr wird nach der Messung innerhalb von LTr ausgeführt, jedoch kann sich in diesem Fall das Bild verschlechtern, wenn innerhalb des untersuchten Gegenstandes irgendeine Be­ wegung stattfindet. Dies, weil dann, wenn die mit T1, T2 ge­ wichteten Bilder durch Austauschen des mittleren Abschnitts erstellt werden, die vorab empfangenen Blöcke ±3 und ±2 mit den später empfangenen Blöcken +1 bis -1 kombiniert werden.

Diese Schwierigkeit kann durch ein alternierendes Empfangs­ verfahren umgangen werden, gemäß dem zunächst der Bereich LTr und dann der Bereich STr empfangen wird, wie dies in Fig. 15 dargestellt ist. Auch in diesem Fall bleibt die Meß­ zeitspanne dieselbe. Jedoch muß, da Tr zur Erholungszeit­ spanne T1 beiträgt, die Tatsache berücksichtigt werden, daß das Empfangssignal durch die vorige Zeitspanne Tr beeinflußt wird. Anders gesagt, muß die effektive Zeitspanne Te dadurch effektiv bewegt werden, daß die Entsprechungsbeziehung zwi­ schen der Blocknummer und der Echonummer verändert wird, wie dies in Fig. 15 dargestellt ist.

Die obige Beschreibung handelt von einer umschaltenden Im­ pulsfolge, die zwei Arten von Zeitspannen Tr, kurze und lan­ ge, verwendet. Die Fig. 16A und 16B zeigen ein anderes Aus­ führungsbeispiel, das Bilderstellung dadurch ausführt, daß es Tr und Te für jede Codierung kontinuierlich verändert. Die Bilderstellungszeitspanne kann dadurch verkürzt werden, daß Tr so gesteuert wird, daß diese Zeitspanne in den Rand­ codierungsbereichen klein wird, wie in Fig. 16A dargestellt. In diesem Fall kann die Steuerung so erfolgen, daß der ge­ wichtete Zustand eingestellt wird und die Messung innerhalb einer willkürlich eingestellten Zeit beendet wird, wobei das Änderungsverhältnis für Tr entweder manuell oder durch eine vorgegebene Funktion eingestellt wird. Wenn die Steuerung so erfolgt, daß Tr und Te im mittleren Codierungsbereich wäh­ rend der Bilderstellung des mit T2 gewichteten Bildes ver­ längert werden und die sich ergebende Verlängerung der Meß­ zeitspanne in den Randcodierungsbereichen verkürzt wird, kann ein Bild mit höherem Kontrast erzielt werden, ohne daß die Bilderstellungszeitspanne gegenüber derjenigen beim Stand der Technik verändert wird.

Auch in diesem Fall wird die Beziehung zwischen der Codie­ rungsnummer und Tr, Te entweder von Hand oder durch eine vorgegebene Funktion eingestellt.

Wenn diese Beziehung durch eine vorgegebene Funktion auto­ matisch eingestellt wird, muß eine geeignete Bilderstel­ lungsbedingung, wie die Gesamtbilderstellungszeit oder das gewichtete Bild charakterisierende Terme eingegeben werden.

Claims (6)

1. Kernspintomographie-Verfahren mit folgenden Schritten:
Anlegen eines statischen Magnetfelds an ein Objekt (6),
Messen von Kernspinresonanzsignalen durch wiederholtes Anlegen eines eine Scheibe auswählenden Gradientenmagnetfelds (Gz), eines phasencodierenden Gradientenmagnetfelds (Gy), ei­ nes Auslesegradientenmagnetfelds (Gx) sowie von HF-Impulsen an das Objekt mit verschiedenen Wiederholungszeitspannen (TR1, TR2), und
Erstellen eines Bildes aufgrund der mit den verschiede­ nen Wiederholungszeitspannen gemessenen Kernspinresonanzsi­ gnalen,
dadurch gekennzeichnet,
daß der Wertebereich des phasencodierenden Gradientenma­ gnetfelds in einen ersten Bereich, der den Wert 0 enthält, und einen zweiten Bereich, der außerhalb des ersten Bereiches liegt, aufgeteilt wird,
daß das Messen der Kernspinresonanzsignale für ein in­ nerhalb des ersten Bereichs liegendes phasencondierendes Gra­ dientenmagnetfeld mit einer ersten Wiederholungszeitspanne (TR1) und für ein innerhalb des zweiten Bereichs liegendes phasencodierendes Gradientenmagnetfeld mit wenigstens einer anderen zweiten Wiederholungszeitspanne (TR2) erfolgt, und
daß zur Bilderstellung die für den ersten Bereich mit der ersten und die für den zweiten Bereich mit der zweiten Wiederholungszeitspanne gemessenen Kernspinresonanzsignale zu einem kompletten Satz Kernspinresonanzsignale für den genann­ ten Wertebereich des phasencodierenden Gradientenmagnetfelds zusammengesetzt werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der zweite Bereich in mehrere Unterbereiche unterteilt wird, für die die Kernspin­ resonanzsignale mit jeweils unterschiedlichen zweiten Wieder­ holungszeitspannen gemessen werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei HF-Impulse zur Erzeugung mehrerer Kernspinresonanzsignale innerhalb der er­ sten Wiederholungszeitspanne an das Objekt (6) angelegt wer­ den.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei mehre­ re verschiedene phasencodierende Gradientenmagnetfelder zur Erzeugung mehrerer Kernspinresonanzsignale innerhalb der er­ sten Wiederholungszeitspanne an das Objekt (6) angelegt wer­ den.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei für ein innerhalb des ersten Bereichs liegendes phasencodierendes Gradientenmagnetfeld Kernspinresonanzsignale zusätzlich mit der genannten zweiten Wiederholungszeitspanne (TR2) gemessen und mit den für den zweiten Bereich gemessenen Kernspinreson­ anzsignalen zu einem weiteren Satz Kernspinresonanzsignale zusammengesetzt werden, um ein weiteres Bild mit anderem Kon­ trast zu erstellen.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei die verschiedenen Wie­ derholungszeitspannen abwechselnd eingestellt werden.