DE19511835A1 - Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorgegebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer Raumrichtung und Vorrichtung zur Ausführung der Pulssequenz - Google Patents

Description

Kernspintomographie wird üblicherweise in Magnetfeldern mit hohem Homogenitätsgrad durchgeführt, da sonst bei herkömmli­ chen Pulssequenzen räumliche Verzerrungen des Objekts auftre­ ten. Es ist jedoch aufwendig, Magnete mit der üblicherweise geforderten Homogenität herzustellen. Insbesondere gelingt dies bei Helmholtz-Anordnungen, wie sie insbesondere für supraleitende Magneten üblich sind, nur bei einer bestimmten Mindestlänge des Magneten. Bei Polschuhmagneten darf das Ver­ hältnis Polschuhfläche zu Polschuhabstand einen bestimmten Wert nicht unterschreiten. Die geforderte Baulänge bzw. Pol­ schuhfläche bedingt nicht nur einen hohen Aufwand, sondern fuhrt auch zu einer Einschränkung der Zugänglichkeit und bei rohrförmigen Magneten außerdem zu verstärkten Klaustrophobie- Problemen. Für die interventionelle Kernspintomographie ist die gute Zugänglichkeit zum Patienten ein essentieller Fak­ tor.

Sowohl unter Kostengesichtspunkten als auch in Hinblick auf interventionelle Anwendungen wurden daher Bildgebungsverfah­ ren gesucht, die auch bei größeren Magnetfeldinhomogenitäten zu brauchbaren Ergebnissen führen. Eine Möglichkeit besteht z. B. im Single Point-Bildgebungsverfahren, wie es beispiels­ weise in den SMPM Abstracts 1993, Seite 1215, beschrieben ist. Ein derartiges Verfahren ermöglicht eine Bildgebung in inhomogenen Feldern, indem der Auslesegradient durch Phasen­ codierschritte ersetzt wird. Dabei wird jedoch je Scan nur ein Punkt im k-Raum gewonnen, so daß sich für eine Schicht bei einer quadratischen Rohdatenmatrix der Größe N und einer Repetitionszeit TR eine Meßzeit von N · N · TR ergibt. Bei mehreren Schichten wird die Meßzeit noch entsprechend verlän­ gert.

Diese Meßzeit dürfte für viele Anwendungen unakzeptabel lang sein.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Pulssequenz anzuge­ ben, bei der die Meßzeit deutlich verkürzt wird.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Dabei ist vorausgesetzt, daß der Magnet eine vorgegebene, zeitlich konstante Inhomogenität in einer ersten Raumrichtung aufweist, während die Inhomogenität zumindest in der Richtung des Auslesegradienten wesentlich geringer ist. In einer zweiten Raumrichtung, nämlich in Phasencodierrich­ tung, kann ebenfalls eine verhältnismäßig große Inhomogenität toleriert werden, da es bei der Phasencodierung nur auf die Phasenunterschiede der Kernresonanzsignale zwischen auf einan­ derfolgenden Phasencodierschritten ankommt, so daß der Ein­ fluß einer zeitlich konstanten Inhomogenität in Phasencodier­ richtung eliminiert wird. Ein Magnet, bei dem man eine we­ sentliche Inhomogenität zumindest in einer Raumrichtung zu­ läßt, ist wesentlich einfacher aufzubauen als herkömmliche Magnete mit hohen Homogenitätsanforderungen in allen Raum­ richtungen. Unter der genannten Voraussetzung gelingt mit der erfindungsgemäßen Pulssequenz eine Bilderzeugung in relativ kurzer Zeit.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter­ ansprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 17 erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel für einen besonders einfachen Magneten, der den obengenannten Anforderungen genügt,

Fig. 2 bis 5 eine Pulssequenz als erstes Ausführungsbei­ spiel der Erfindung,

Fig. 6 bis 9 eine Pulssequenz als zweites Ausführungsbei­ spiel der Erfindung,

Fig. 10 die Isolinien des Magnetfeldes bzw. der Re­ sonanzfrequenz unter einem Gradienten in z- Richtung,

Fig. 11 die Isolinien des Magnetfeldes bzw. der Re­ sonanzfrequenz unter einem Gradienten in x- Richtung,

Fig. 12 die Isolinien des Magnetfeldes bzw. der Re­ sonanzfrequenz bei gleichzeitigem Aufschal­ ten von x- und z-Gradienten,

Fig. 13 die räumliche Auflösung in einem Quader,

Fig. 14 die Aufteilung der Zeilen einer Rohdatenma­ trix,

Fig. 15 die unterschiedliche Vorphasierung von Kern­ resonanzsignalen,

Fig. 16 die unterschiedliche Vorphasierung von meh­ reren Kernresonanzsignalen innerhalb einer Sequenz,

Fig. 17 die Entzerrung gekrümmter Schichten.

In Fig. 1 ist schematisch ein besonders einfaches Magnet­ design dargestellt, das den hier gestellten Anforderungen genügt. Das Magnetsystem steht auf einem Sockel 1 und weist lediglich einen Polschuh 2 auf. Der magnetische Antrieb er­ folgt im Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 durch eine normal­ leitende Magnetspule 5, er kann jedoch auch als Permanentma­ gnet ausgeführt werden. Im Bereich des Polschuhs 2 sind Gra­ dientenspulensätze 7 und Hochfrequenzantennen 4 angebracht. Im Gegensatz zu herkömmlichen Anordnungen, wo drei Gradien­ tenspulensätze für drei senkrecht aufeinanderstehende Raum­ richtungen erforderlich sind, werden hier nur zwei Gradien­ tenspulensätze für zwei Raumrichtungen benötigt, was im fol­ genden noch verdeutlicht wird. Die Hochfrequenzantenne 4 dient im Ausführungsbeispiel sowohl zum Senden als auch zum Empfangen von Signalen. Im Magneten ist ein Untersuchungs­ objekt 6 positioniert. Die dargestellte Konstruktion ent­ spricht in einigen Teilen einem Magnetsystem, wie es im US- Patent 5,200,701 näher erläutert ist, jedoch mit dem wesent­ lichen Unterschied, daß nur ein Polschuh und nur zwei Gra­ dientenspulensätze vorhanden sind.

Die Magnetspule 5 wird von einer Magnetstromversorgung 8 ge­ speist und die Gradientenspulensätze 7 von einer Gradienten­ stromversorgung 9. Die Antenne 4 ist mit einer Hochfrequenz­ einheit 10 verbunden. Aus den von der Hochfrequenzeinheit ge­ wonnenen Signalen wird durch einen Bildrechner 12 ein Bild rekonstruiert, das auf einem Monitor 13 abgebildet wird. Die Magnetstromversorgung 8, die Gradientenstromversorgung 9, die Hochfrequenzeinheit 10 und der Bildrechner 12 werden von einem Steuerrechner 11 gesteuert.

Bei dieser Konstruktion ergibt sich im Bereich des Untersu­ chungsobjekts 6 zwangsläufig ein relativ starker Magnetfeld­ gradient senkrecht zum Polschuh 2, also in z-Richtung gemäß dem Koordinatenkreuz 3 gemäß Fig. 1. Der Verlauf dieses Gra­ dienten kann allerdings genau berechnet werden. Bei entspre­ chender Auslegung des Magnetsystems kann in den zur z-Rich­ tung senkrecht stehenden Richtungen x und y eine verhältnis­ mäßig gute Homogenität erzielt werden.

In den Fig. 2 bis 5 ist als erstes Ausführungsbeispiel eine Pulssequenz dargestellt, mit der das in Fig. 1 darge­ stellte Kernspintomographiesystem betrieben werden könnte. Gemäß Fig. 2 werden die Kernspins zunächst durch Einstrah­ lung eines ersten Hochfrequenzpulses RF1, bevorzugt mit einem Flipwinkel von 90°, angeregt. Da der Gradient G_z in z-Rich­ tung permanent wirksam ist und der Hochfrequenzpuls RF1 fre­ quenzselektiv ist, wird damit eine Schicht des Untersuchungs­ objekts 6 angeregt.

Anschließend werden die Kernspins unter einem Phasencodier­ gradienten G_y phasencodiert. Durch einen zweiten Hochfre­ quenzpuls RF2 mit einem Flipwinkel von vorzugsweise 180° wer­ den die angeregten Spins rephasiert, so daß ein Spinecho S gemäß Fig. 2 entsteht. Die Spinechoerzeugung wurde deshalb gewählt, weil Spinechos im Vergleich zu Gradientenechos auf Inhomogenitäten unempfindlich sind. Das Auslesen des Kern­ resonanzsignals S erfolgt unter der Wirkung eines Gradienten G_x in x-Richtung, dem ein Vorphasiergradient G_xv in negativer Richtung vorangestellt ist.

Beim Auslesen des Kernresonanzsignals S ist aber nicht nur der Gradient G_x als Auslesegradient wirksam, sondern auch der permanent vorhandene Gradient G_z. Wegen dieser Überlagerung zweier Gradienten beim Auslesen wurde diese Technik bisher stets verworfen. Wie im folgenden dargelegt wird, erhält man dabei zwar gescherte Pixel, wie anhand der Fig. 10 bis 12 erläutert wird, kann dies jedoch toleriert werden, wenn man gewisse Restriktionen einhält. In Fig. 10 sind zunächst die Isolinien gleicher magnetischer Feldstärke und damit gleicher Resonanzfrequenz für den Fall dargestellt, daß man in her­ kömmlicher Weise nur einen Gradienten G_z in z-Richtung ein­ schaltet. In Fig. 11 sind die entsprechenden Isolinien für die ausschließliche Anwendung eines Gradienten G_x in x-Rich­ tung dargestellt. Wenn nun während der Auslesephase sowohl der Gradient G_x als auch der Gradient G_z wirksam ist, so gilt für die Isolinien des Gradientenfeldes:

G_z · Δz = G_x · Δx

wie dies in Fig. 12 dargestellt ist. Dabei ist Δz die Auf­ lösung in z-Richtung, also die Dicke der angeregten Schicht und Δx die Auflösung in x-Richtung innerhalb einer Abtastung.

Wenn man die Bedingung G_z · Δz = G_x · Δx einhält, so entste­ hen zwar gescherte Pixel, die Lage der Pixel untereinander ist aber verzerrungsfrei und eindeutig.

Wenn der permanente Gradient G_z allerdings sehr viel stärker ist als der schaltbare Gradient G_x (was in der Praxis bei dem dargestellten Magnetdesign nach Fig. 1 der Fall sein dürf­ te), so ergibt sich folgendes Problem bezüglich der räumli­ chen Auflösung: Wenn beispielsweise eine räumliche Auflösung von Δ_x = 1 mm bei einer Auslesephase erreicht werden soll und das Verhältnis von G_z/G_x = 10 angenommen wird, so darf die Schichtdicke Δz nur 0,1 mm betragen. Dies bedeutet zum einen, daß man sehr viele Schichten messen müßte, um ein bestimmtes Objektvolumen zu erfassen. Noch gravierender ist allerdings das Problem, daß derartig dünne Schichten kein ausreichendes Signal für die weitere Verarbeitung liefern. Um auch bei stärkeren Gradienten G_z zu einer praktikablen Schichtdicke zu kommen, erhält man innerhalb einer Auslesephase nur eine recht grobe Auflösung in Richtung des Gradienten G_x. In Fig. 13 ist dies für einen Quader dargestellt. Während man in z- Richtung durch Ausmessen von dünnen aufeinanderfolgenden Schichten eine gute örtliche Auflösung erreichen kann, bleibt die Auflösung in x-Richtung recht grob. In y-Richtung (also in Richtung der Phasencodierung) kann dagegen die Auflösung ebenfalls beliebig fein gewählt werden. Bei der Phasencodie­ rung stört nämlich der gleichzeitig wirksame Gradient G_z nicht, da es bei der Auswertung letztlich auf die Differenz zwischen zwei aufeinander folgenden Phasencodierschritten an­ kommt und somit der konstante Gradient G_z eliminiert wird.

Die Auflösung in x-Richtung kann allerdings erhöht werden, wenn man bei einer Messung nicht eine vollständige k-Raum­ zeile abtastet, sondern die Abtastung einer k-Raumzeile auf mehrere Sequenzen verteilt. Zur Erläuterung dieses Konzepts wird zunächst auf die übliche Art der Bildgewinnung mit zwei­ dimensionaler Fourier-Transformation eingegangen.

Generell werden die gewonnenen Kernresonanzsignale in der Kernspintomographie im Zeitbereich abgetastet, und die damit erhaltenen numerischen Werte je Kernresonanzsignal in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen. Die Rohdatenmatrix kann man als Meßdatenraum, im zweidimensionalen Fall als Meß­ datenebene betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der Kern­ spintomographie im allgemeinen als "k-Raum" bezeichnet. Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räum­ liche Herkunft der Signalbeiträge S ist in der Phaseninfor­ mation codiert, wobei zwischen dem Ortsraum (also dem Bild) und dem k-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zwei­ dimensionale Fourier-Transformation besteht. Es gilt:

Dabei gelten folgende Definitionen:

G_x = Gradient in x-Richtung
G_y = Gradient in y-Richtung
ρ = Kernspindichte
γ = gyromagnetische Konstante.

Durch schrittweise Fortschaltung des Phasencodiergradienten erfolgt die Abtastung im k-Raum in aufeinanderfolgenden Zei­ len.

Aus der so erhaltenen Rohdatenmatrix wird durch zweidimensio­ nale Fourier-Transformation eine Bildmatrix gewonnen, auf­ grund derer dann eine Bildrekonstruktion erfolgt.

Bei diesem üblichen Verfahren wird je Kernresonanzsignal eine vollständige Zeile der Rohdatenmatrix abgetastet oder - an­ ders ausgedrückt - eine vollständige k-Raumzeile gewonnen. Wie oben erwähnt, hat dieses Vorgehen im hier vorliegenden speziellen Fall allerdings den Nachteil, daß die damit mögli­ che Auflösung in Richtung des Auslesegradienten, also in x- Richtung, wesentlich geringer als die Auflösung in z-Richtung ist, wenn der z-Gradient wesentlich größer als der x-Gradient ist. Dies kann man allerdings dadurch umgehen, daß man beim Auslesen jedes Kernresonanzsignals nicht mehr eine vollstän­ dige k-Raumzeile, sondern jeweils nur einen Teil einer k- Raumzeile erfaßt, und somit erst nach mehreren Messungen eine k-Raumzeile vollständig gefüllt hat. In Fig. 14 ist für eine Rohdatenmatrix RD schematisch angedeutet, daß beispielsweise die erste k-Raumzeile in drei Abschnitte unterteilt ist, die jeweils durch Abtastwerte aus drei unterschiedlichen Signalen S1 bis S3 gefüllt sind.

Aufgrund des starken Gradienten in z-Richtung zerfällt das Kernresonanzsignal sehr schnell, so daß man sinnvollerweise nur mit einem kurzen Abtastfenster arbeiten kann. Um weitere k-Raumwerte zu gewinnen, benötigt man also mehrere Scans. Da­ bei werden die Kernresonanzsignale innerhalb der jeweiligen konstant gehaltenen Abtastfenster durch unterschiedliche Vor­ phasierungen unterschiedlich positioniert. Dies ist in Fig. 15 schematisch dargestellt. Zur Gewinnung des Signals S1 ist dem Auslesegradienten G_x ein negativer Vorphasiergradient G_xv⁻ vorangestellt, der bewirkt, daß das Signalmaximum in der Mitte des Auslesefensters ADC positioniert wird. Damit werden die mittleren k-Raumwerte erfaßt.

Beim Kernresonanzsignal S2 dagegen ist kein Vorphasiergra­ dient vorgesehen, so daß das Ende des Signals, also die hohen k-Raumwerte erfaßt werden. Für das Signal S3 ist schließlich ein positiver Vorphasiergradient G_xv⁺ vorgesehen, so daß im Auslesefenster ADC3 der Anfang des Kernresonanzsignals 53 ab­ getastet wird. Dies entspricht den niedrigeren k-Raumwerten. Damit alle Kernresonanzsignale S1 bis S3 in derselben k-Raum­ zeile zu liegen kommen, muß natürlich die Phasencodierung für alle drei Signale gleich sein. Die dargestellte Art der Meß­ datengewinnung mit mehreren Kernresonanzsignalen je k-Raum­ zeile ist natürlich mit einer entsprechenden Verlängerung der Meßzeit verbunden. Sie stellt in gewisser Weise einen Mittel­ weg zwischen herkömmlichen Verfahren und dem obengenannten Single-Point-Verfahren dar. Allerdings bleibt die Meßzeitver­ längerung auch in ungünstigen Fällen unter der des eingangs genannten Single-Point-Verfahrens, da nach jeder Anregung zu­ mindest mehrere k-Raumpunkte gewonnen werden.

Das Verfahren kann noch schneller gemacht werden, indem man in einer Anregephase mehrere Schichten kurz nacheinander an­ regt. Eine derartige Sequenz ist in den Fig. 6 bis 9 dar­ gestellt. Dabei werden kurz hintereinander n 90°-Hochfre­ quenzpulse eingestrahlt, deren Frequenzspektren so gestaffelt sind, daß sie unter der Wirkung des permanenten G_z-Gradienten räumlich versetzte Schichten anregen. Alle angeregten Schich­ ten werden entsprechend Fig. 9 mit einem Gradienten G_y gleich phasencodiert.

Durch n Refokussierungspulse RF2, die auf dieselben Schichten wie die n Anregepulse RF1 wirken, werden n zeitlich getrennte Spinechos S erzeugt, die gemäß Fig. 8 unter Auslesegradien­ ten G_x wechselnden Vorzeichens ausgelesen werden. Die darge­ stellte Sequenz wird m-mal wiederholt, bis die gesamte Roh­ datenmatrix oder - anders ausgedrückt - der gesamte k-Raum gefüllt ist. Mit dieser Sequenz wird nicht nur die Datenauf­ nahme beschleunigt, sondern man erreicht auch längere Echo­ zeiten. Dies wird im folgenden näher erläutert:
Bei der vorher beschriebenen Sequenz nach den Fig. 2 bis 5 wird man im allgemeinen die Echozeit, d. h. also die Zeit zwi­ schen Anregepuls RF1 und Signal S so kurz wie möglich halten, um eine möglichst schnelle Sequenzabfolge zu erzielen. Damit erhält man jedoch nur einen schwachen T2-Kontrast, was für bestimmte Anwendungsfälle den diagnostischen Wert der Sequenz einschränkt. Wenn man jedoch wie beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 6 bis 9 gleich mehrere Schichten kurz nach­ einander anregt, kann man längere Echozeiten T_E realisieren. Die Anzahl der Schichten, die innerhalb einer Echozeit T_E angeregt werden, bestimmt die Länge dieser Echozeit T_E und ermöglicht es somit, jeden T2-Kontrast einzustellen. Die Ge­ samtmeßzeit wird dadurch nicht verlängert, allerdings sinkt die Signalamplitude mit wachsender Echozeit T_E.

Auch bei der Pulssequenz nach den Fig. 6 bis 9 kann man die Signalgewinnung für eine k-Raumzeile auf mehrere Sequenz­ repetitionen verteilen. Dies ist in Fig. 17 dargestellt. Zur Gewinnung der mittleren k-Raumwerte wird vor den Auslesegra­ dienten G_x ein negativer Vorphasiergradient G_xv geschaltet. Wie bereits im Zusammenhang mit Fig. 8 ausgeführt, alter­ niert dann das Vorzeichen des Gradienten G_x. Alle Signale unter diesen Gradienten liegen zentrisch im zugehörigen Ab­ tastintervall ADC, so daß die mittleren k-Raumbereiche erfaßt werden. In einer späteren Sequenzrepetition wird beispiels­ weise ein positiver Vorphasiergradient G_xv⁺ geschaltet, so daß in den Abtastfenstern der Anfang jedes Kernresonanzsi­ gnals zu liegen kommt und damit niedrigere k-Raumwerte erfaßt werden. Es ist selbstverständlich möglich, durch mehrere unterschiedliche Vorphasiergradienten die k-Raumzeilen auf zu­ spalten.

Voraussetzung für die Anwendung des beschriebenen Verfahrens ist es, daß das Magnetfeld in z-Richtung zumindest monoton, am besten jedoch linear verläuft. Ein nicht-linearer Verlauf hätte den Nachteil, daß bei gleicher Breite der Frequenz­ spektren der Anregepulse die angeregte Schichtdicke nicht konstant wäre. Bei dem als bekannt vorausgesetzten Verlauf des Magnetfeldes könnte dies allerdings durch entsprechende Dimensionierung der Frequenzspektren der Hochfrequenzpulse kompensiert werden. Ein weiteres Problem besteht allerdings darin, daß man wohl nicht davon ausgehen kann, daß der durch die Inhomogenität hervorgerufene Gradient G_z in x- und y- Richtung betrachtet konstant ist. Der so gewonnene dreidimen­ sionale Datensatz im Ortsbereich enthält zwar keine Verzeich­ nungen in der x,y-Ebene, die z-Schichten sind jedoch nicht planar, sondern ordnen sich wie Zwiebelschalen aneinander. Dies ist in Fig. 17 schematisch dargestellt. Um diese Ver­ zerrungen zu kompensieren, also planare Schichten zu erhal­ ten, müssen die einzelnen Pixel entsprechend Fig. 17 umsor­ tiert werden. Da die Fehlpositionierung aufgrund der bekann­ ten Magnetfeldinhomogenität rechnerisch ermittelt werden kann, ist dies mit relativ einfachen Rechenroutinen möglich.

Mit der beschriebenen Anordnung können die Kosten für eine MR-Anlage gering gehalten werden. Im Ausführungsbeispiel sind nur ein Magnetpol und zwei Gradientenspulen erforderlich. Ein entscheidender Vorteil für interventionelle Anwendungen be­ steht in der guten Zugänglichkeit zum Patienten. Im Gegensatz zu allen bekannten Anordnungen ist eine völlig freie Zugäng­ lichkeit zum Patienten von oben und von der Seite gegeben. Mit der dargestellten Pulssequenz ist es möglich, bei ver­ tretbaren Meßzeiten Bilder in ausreichender Qualität zu er­ halten.

Claims (7)

1. Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorge­ gebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer ersten Raumrichtung (z) mit folgenden Schritten:

• a) Anregen einer zur ersten Raumrichtung (z) im wesent­ lichen senkrechten Schicht mit einem frequenzselek­ tiven ersten Hochfrequenzpuls (RF1) in einer Anrege­ phase
• b) Rephasieren der angeregten Kernspins durch einen zweiten Hochfrequenzpuls (RF2)
• c) Auslesen eines Kernresonanzsignals in Form eines Spinechosignals (S) unter einem Gradienten (G_x) in einer zweiten Richtung (x)
• d) Einschalten eines Phasencodiergradienten (G_y) in einer dritten Richtung (y) zwischen Anregung und Auslesen des Kernresonanzsignals (S)
• e) n-fache Wiederholung der Schritte a) bis d) mit unterschiedlichen Werten des Phasencodiergradienten (G_y)
• f) Abtasten jedes gewonnenen Kernresonanzsignals (S) in einem Auslesefenster (ADC) und Eintragen der Abtast­ werte in eine Zeile einer Rohdatenmatrix im k-Raum.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß das Frequenzspektrum des des ersten Hochfrequenzpulses (RF1) derart gewählt wird, daß in Verbindung mit der vorgegebenen Inhomogenität in der er­ sten Raumrichtung (z) eine Schichtdicke ist, wo­ bei G_x der Gradient in der zweiten Richtung, G_z die Inhomoge­ nität des Magnetfeldes in der ersten Richtung und Δx die räumliche Auflösung in der zweiten Richtung (x) innerhalb einer Auslesephase ist.

3. Pulssequenz nach Anspruch 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß zum Füllen jeder Zeile im k- Raum mehrere Kernresonanzsignale (S) gewonnen werden, aus denen jeweils unterschiedliche Werte in der jeweiligen k- Raumzeile erfaßt werden.

4. Pulssequenz nach Anspruch 3, dadurch ge­ kennzeichnet, daß bei gleichbleibender Lage des Auslesefensters (ADC) in Bezug auf die Anregung unter­ schiedliche Werte des Kernresonanzsignals (S) im k-Raum da­ durch gewonnen werden, daß durch Änderung einer Vorphasierung in der zweiten Richtung (x) die Lage des Kernresonanzsignals (S) im Auslesefenster (ADC) verschoben wird.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da­ durch gekennzeichnet, daß in der An­ regephase entsprechend Schritt a) mehrere zueinander paralle­ le Schichten zeitlich versetzt durch Hochfrequenzpulse (RF1) mit unterschiedlichen Frequenzen angeregt werden und daß in Schritt c) unter einem Gradienten (G_x) in der zweiten Rich­ tung (x) mit wechselnder Polarität zeitlich versetzte Kern­ resonanzsignale (S) auftreten.

6. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Inhomogenität des Magnetfeldes in Richtungen senkrecht zur ersten Richtung nicht konstant ist, dadurch ge­ kennzeichnet, daß nach Gewinnung eines drei­ dimensionalen Datensatzes nach Messung mehrerer Schichten zur Kompensation der räumlichen Verzerrung eine Umsortierung der Daten in der ersten Richtung erfolgt.

7. Vorrichtung zur Ausführung einer Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 6, gekennzeichnet durch folgende Merk­ male:

• - einen Magneten mit einer Polplatte (2),
• - ein erste Gradientenspule (7) zur Erzeugung eines Magnet­ feldgradienten in einer ersten Richtung (x) parallel zur Polplatte (2),
• - eine zweite Gradientenspule (7) zur Erzeugung eines Ma­ gnetfeldgradienten in einer zweiten Richtung (y) parallel zur Polplatte (2) und senkrecht zur ersten Richtung (y),
• - eine Hochfrequenzantenne (4) und eine Hochfrequenzeinheit (10) zum Anregen von Kernspins und zum Empfang von Kern­ resonanzsignalen (S)
• - eine Auswerteeinheit (12) zur Erstellung von Bilddaten aus den empfangenen Kernresonanzsignalen