DE19924448A1 - Verfahren zur Gewinnung von zeit- und ortsaufgelösten dreidimensionalen Datensätzen mittels der magnetischen Resonanz und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens - Google Patents

Abstract

Der dreidimensionale k-Raum wird in Phasencodierrichtung in ringförmige Segmente (A-C) eingeteilt. Die Phasencodierschritte werden in ihrer zeitlichen Abfolge so festgelegt, daß das zentrale Segment (A) des k-Raums häufiger erfaßt wird als äußere Segmente (B, C). Damit kann die Orts/Zeit-Auflösung, insbesondere bei MR-Angiographieverfahren, verbessert werden.

Description

Die Darstellung von Blutgefäßen (Angiographie) wird heute zu­ nehmend mittels der MR-Technik durchgeführt. Dazu wird viel­ fach ein MR-Kontrastmittel (z. B. GdDTPA) eingesetzt, das zu einer Verkürzung der T1-Zeit des Blutes führt, so daß man mit Hilfe von stark T1-gewichteten Pulssequenzen die Ausbreitung des Kontrastmittels gut verfolgen kann. Typischerweise wird das Kontrastmittel intravenös injiziert. Die Untersuchung wird durchgeführt, sobald sich das Kontrastmittel in bestimm­ ten Arterien befindet. Bei der üblichen Kontrastmitteldosis und einer Injektionsrate von 2 ml/s wird die Injektion über einen Zeitraum von z. B. 8-12 Sekunden ausgeführt. Die MR- Messung muß dann erfolgen, wenn das Kontrastmittel durch den zu untersuchenden Gefäßabschnitt fließt. Wenn sich z. B. das Kontrastmittel bereits in Venen oder in Gewebeabschnitte aus­ gebreitet hat, die im Betrachtungsfenster liegen, wird eine Diagnose aufgrund der angiographischen Untersuchung erheblich erschwert. Eine exakte Zeitabstimmung der MR-Messung ist vor allem deshalb nicht ganz einfach, weil die Zeit zwischen Be­ ginn der Kontrastmittelinjektion und dem Erscheinen des Kon­ trastmittels in dem zu untersuchenden Gefäßabschnitt (auch als Transitzeit bezeichnet) in Abhängigkeit von dem zu unter­ suchenden Gefäßabschnitt variiert und auch von Patient zu Pa­ tient verschieden ist. Man kann daher keine feste Zeitdiffe­ renz zwischen Kontrastmittelinjektion und Messung verwenden, sondern muß den Meßzeitpunkt auf die individuelle Untersu­ chung abstimmen. Diese Zusammenhänge sind beispielsweise in den US-Patentschriften 5,417,213, 5,553,619, 5,579,767 und 5,590,654 erläutert.

Bisher wurde meist eine der folgenden Methoden zur zeitlichen Abstimmung zwischen Kontrastmittelinjektion und Messung rea­ lisiert:

• - A priori-Information über die mittlere Transitzeit:
  Aufgrund der Erfahrung kann man grob abschätzen, wie lange die durchschnittliche Transitzeit zu einem bestimmten Ge­ fäßabschnitt ist. Zusätzlich kann man noch Alter oder an­ dere physiologische Kenntnisse über den Patienten berück­ sichtigen, um die Transitzeit richtig abzuschätzen. Je nach Erfahrung des Untersuchenden und der individuellen Meßsituation können dabei jedoch oft unbrauchbare Messun­ gen oder gar Fehlinterpretationen entstehen.
• - Messung der Transitzeit mit Hilfe eines Testbolus:
  Ein kleiner Testbolus (z. B. ca. 1 cm³) des Kontrastmittels wird benutzt, um die tatsächliche Transitzeit zu bestim­ men. Dies führt zwar zu genaueren Messungen, es erhöht je­ doch die Meßzeit und den Aufwand für den Bediener der An­ lage.
• - Es ist ferner bekannt, mit einer schnellen zweidimensiona­ len MR-Sequenz zu beobachten, wann das Kontrastmittel in einem Bereich im Betrachtungsfenster oder kurz vor dem Be­ trachtungsfenster ankommt. Sobald der Untersuchende die Ankunft des Kontrastmittels feststellt, gibt er das Start­ signal für die eigentliche Angiographiemessung in Form ei­ ner 3D-Meßsequenz.
• - Der vorgenannte Meßablauf kann auch automatisiert werden, indem die MR-Anlage eine Signaländerung aufgrund des Ein­ tritts des Kontrastmittels in einem Test-Meßfenster auto­ matisch erkennt und dann selbsttätig die Angiographiemes­ sung mit einem 3D-Meßmodus auslöst.

Neben dem exakten Timing besteht ein weiteres Problem der oben dargestellten Technik darin, daß man nur ein Bild in ei­ nem festgelegten Meßfenster erhält. Wenn sich ein Gefäß, ins­ besondere bei Gefäßerkrankungen, erst später mit Kontrastmit­ tel füllt, kann dies zu einer Fehldiagnose führen.

Mit besonders schnellen Gradientenechosequenzen ist es auch möglich, eine Serie von genügend schnell aufeinanderfolgenden 3D-Messungen durchzuführen, so daß man nicht nur den Zustand der Kontrastmittelausbreitung zu einem festgelegten Zeit­ punkt, sondern auch das Einströmverhalten des Kontrastmittel­ bolus in ein Beobachtungsfenster, oder allgemeiner die Kon­ trastmitteldynamik in den betrachteten Gefäßen, erfassen kann. Damit wird der diagnostische Aussagegehalt erheblich erweitert und die obengenannten Probleme mit dem genauen Ti­ ming der Messung entfallen. Mit schnellen Gradientenechose­ quenzen mit sehr kurzen Echozeiten erreicht man heute z. B. eine Repetitionszeit von 3,2 ms. Die Meßzeit Tacq für die Messung eines kompletten 3D-Datensatzes ergibt sich nach fol­ gender Formel:

Tacq = TR.Np.Ns

Dabei ist Tacq die Meßzeit, TR die Repetitionszeit, Np die Anzahl der Phasencodierschritte in Phasencodierrichtung und Ns die Anzahl der Phasencodierschritte in Schichtselektions­ richtung. Wenn man beispielsweise Np = 100 und Ns = 24 wählt, so ergibt sich mit der obengenannten Repetitionszeit von TR = 3,2 ms eine Meßzeit von 7,7 s für einen 3D-Datensatz. Bei einer Serie von derartigen Messungen erzielt man z. B. in der Karotisarterie im allgemeinen eine ausreichende Trennung von arterieller und venöser Phase. Die räumliche Auflösung ist durch die Zahl der Phasencodierschritte in Phasencodierrich­ tung bzw. Schichtselektionsrichtung gegeben. Aus der obenge­ nannten Formel ergibt sich, daß die Meßzeit umso länger wird, d. h., die zeitliche Auflösung umso schlechter, je besser die räumliche Auflösung ist. Solche Messungen sind daher stets ein Kompromiß zwischen zeitlicher Auflösung und örtlicher Auflösung.

In der DE-OS 43 27 325 wurde ein Weg vorgeschlagen, die Meß­ zeit für bewegte Vorgänge zu verkürzen, ohne daß Abstriche bei der zeitlichen Auflösung in Kauf genommen werden müssen. Dabei wird der k-Raum in einzelne Segmente eingeteilt. Bei der Gewinnung mehrerer Rohdatensätze zu unterschiedlichen Zeitpunkten eines Bewegungsablaufs werden Signale des mittle­ ren Segments gemeinsam für zwei zeitlich aufeinanderfolgende Rohdatensätze verwendet, d. h., das mittlere Segment wird häu­ figer gemessen als die übrigen Segmente. Dabei nützt man die Tatsache aus, daß der Bildkontrast des aus den Rohdatensätzen rekonstruierten Bildes maßgeblich durch das Zentrum des k- Raums bestimmt ist.

Mit diesem Verfahren wird die Zeit- und/oder Ortsauflösung von MR-Messung zwar bereits deutlich verbessert, in vielen Anwendungsfällen ist jedoch die Orts- bzw. Zeitauflösung ins­ besondere bei 3D-Datensätzen noch nicht ausreichend.

Beispielsweise aus dem Artikel "Are the corners of k-space worth preservingY' von M. A. Bernstein, Proceedings der Socie­ ty of Magnetic Resonance, 1995, Vol. 2, Seite 734, ist es be­ kannt, daß man die "Ecken" des k-Raums, d. h. Daten, die au­ ßerhalb eines Kreises liegen, bei der Bildrekonstruktion ohne größere Qualitätseinbußen verwerfen kann.

Nach einem Artikel "A circular echo planar pulse sequence" von J. M. Pauly et al. Proceedings der Society of Magnetic Re­ sonance, 1995, Seite 106, wird diese Tatsache dazu benutzt, daß man mit einer EPI-Sequenz einen kreisförmigen Bereich des k-Raums abtastet. Dabei werden die Zeilen der Rohdatenmatrix in Ausleserichtung zu den Rändern des k-Raums hin verkürzt.

Eine Segmentierung ist bei diesem Verfahren nicht vorgesehen.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren bzw. eine Vor­ richtung zur Gewinnung mehrerer dreidimensionaler Datensätze so auszuführen, daß die Orts- und/oder Zeitauflösung der Mes­ sung verbessert wird.

Diese Aufgabe wird bezüglich des Verfahrens durch die Merkma­ le des Anspruchs 1, bezüglich der Vorrichtung durch die Merk­ male des Anspruchs 9 gelöst. Nach diesen Verfahren ergibt sich in zweifacher Hinsicht eine Reduktion der je 3D-Bild­ datensatz gemessenen Datenmengen, so daß man eine höhere Zeit/Orts-Auflösung als bei herkömmlichen Verfahren erhält. Zum einen werden die in den "Ecken" des 3D-k-Raums liegenden Zeilen in Z-Richtung nicht gemessen, wobei dies aus den be­ reits bekannten Gründen die Bildqualität praktisch nicht ver­ schlechtert. Zum anderen wird aufgrund der Segmentierung nur ein zylinderförmiger Bereich des k-Raums für jeden 3D-Daten­ satz neu gemessen, während die anderen ringförmigen Segmente für aufeinanderfolgende 3D-Datensätze gemeinsam verwendet werden. Gegenüber der in der obengenannten deutschen Offenle­ gungsschrift 43 27 325 vorgeschlagenen Segmentierung in qua­ derförmige Bereiche des 3D-k-Raums ist die ringförmige Seg­ mentierung, wie weiter unten anhand der Figuren noch näher erläutert, besser angepaßt und führt somit zu einer besseren Orts/Zeit-Auflösung.

In einer vorteilhaften Ausführungsform wird in Segmenten au­ ßerhalb des zentralen Segments eine Interpolation der zeit­ lich um das Meßzeitfenster des zentralen Segments liegenden Meßwerte durchgeführt. Damit kann die Orts/Zeit-Auflösung nochmals verbessert werden.

Eine weitere Reduktion der gemessenen Datenmengen ohne nen­ nenswerte Einbuße an Ortsauflösung erhält man, wenn man im wesentlichen nur die Hälfte oder gar nur ein Viertel des dreidimensionalen k-Raums mißt. Dabei wird die Tatsache aus­ genützt, daß die Rohdatenmatrizen zu den Achsen konjugiert symmetrisch sind, so daß ein Quadrant bzw. eine Hälfte des gesamten Rohdatensatzes die vollständige Information enthält. Besonders vorteilhaft ist ein Einsatz des Verfahrens in der MR-Angiographie, da hiermit die Kontrastmittelausbreitung in der Blutbahn sehr gut beobachtet werden kann.

Nachfolgend wird die der Erfindung zugrunde liegende Problem­ stellung sowie ein Ausführungsbeispiel anhand der Fig. 1 bis 9 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 den Verlauf der Kontrastmittelausbreitung nach einer Injektion,

Fig. 2 ein schematisches Beispiel für eine Pulssequenz zur Durchführung des Verfahrens,

Fig. 3 schematisch die Darstellung der Meßpunkte im k-Raum,

Fig. 4 die Einteilung des k-Raums in Segmente,

Fig. 5 schematisch die Reihenfolge der Messungen und die In­ terpolation über die einzelnen Meßwerte,

Fig. 6 die ringförmige Segmentierung der k-Raum-Matrix mit der Angabe der Meßreihenfolge,

Fig. 7 dieselbe Segmentierung mit eingetragener Interpolati­ on,

Fig. 8 ein Verfahren, bei dem nur die obere Hälfte des k- Raums abgetastet wird,

Fig. 9 ein Verfahren, bei dem nur ein Viertel des k-Raums abgetastet wird.

Dabei stellen die Fig. 1 bis 5 den Stand der Technik dar und dienen hier lediglich zur Erläuterung der Problemstel­ lung.

Fig. 1 stellt den Zusammenhang zwischen Kontrastmittelinjekti­ on und der Kontrastmittelanreicherung in Arterien (auch als arterielle Phase bezeichnet) und Venen (auch als venöse Phase bezeichnet) dar. Die Kontrastmittelinjektion startet zum Zeitpunkt 0 und erreicht in einer in der Fachwelt üblicher­ weise als "Transitzeit" bezeichneten Zeitspanne eine maximale Anreicherung in den Arterien. Anschließend klingt die Anrei­ cherung in den Arterien wieder ab und nimmt dafür in den Ve­ nen zu. Das Kontrastmittel erhöht bei den hier angewandten T1-gewichteten Sequenzen aufgrund seiner paramagnetischen Ei­ genschaften das Kernresonanzsignal. In den meisten Fällen will man in erster Linie die arterielle Ausbreitung sehen, wobei dann das Signal aus den Venen nur stört. Bei vielen Un­ tersuchungen wird daher das Meßzeitfenster Ts so gelegt, daß die Kontrastmittelanreicherung in den betrachteten Arterien ein Maximum aufweist, während sie in den Venen noch gering ist. Damit kann man jedoch den dynamischen Vorgang der Kon­ trastmittelausbreitung nicht erfassen und hat das eingangs bereits erläuterte Problem, daß die Messung in einem gewis­ sen, vorher nicht genau zu definierenden Zeitfenster ablaufen muß. Wesentlich eleganter ist es deshalb, nach der Kontrast­ mittelinjektion die Messung kontinuierlich durchzuführen, d. h. mehrere 3D-Datensätze, die die Kontrastmittelausbreitung zu unterschiedlichen Zeitpunkten darstellen, zu messen. Aus den bereits eingangs genannten Gründen ist es dabei jedoch schwierig, genügend viele Daten zu messen, um sowohl eine ausreichende Zeitauflösung als auch eine ausreichende Orts­ auflösung zu erhalten.

Eine bekannte Lösung besteht darin, den k-Raum zu segmentie­ ren und das zentrale Segment des k-Raums häufiger zu messen als die Randsegmente.

Zur Erläuterung dieses Prinzips ist zunächst in Fig. 2 schema­ tisch eine herkömmliche Pulssequenz zur Akquisition von drei­ dimensionalen Rohdatensätzen dargestellt. Dabei folgt auf ei­ ne Anregung mit einem Hochfrequenzpuls RF zunächst eine Pha­ sencodierung mit Phasencodiergradienten Gy und Gz,, die in diesem Beispiel in y- und z-Richtung eines kartesischen Koor­ dinatensystems liegen können. Ferner erfolgt eine Vorphasie­ rung in der dritten Richtung, im Beispiel also in x-Richtung. Anschließend wird ein Kernresonanzsignal S unter einem Ausle­ segradienten G in x-Richtung ausgelesen. Dieser Vorgang wird mit unterschiedlichen Phasencodiergradienten Gy und Gz wie­ derholt, die so gewonnenen Kernresonanzsignale S werden im Zeitbereich abgetastet, digitalisiert und die dann erhaltenen numerischen Werte werden je Kernresonanzsignal S in eine Zei­ le einer Rohdatenmatrix eingetragen. Die Rohdatenmatrix kann man als Meßdatenraum betrachten, der in der Kernspintomogra­ phie im allgemeinen als "K-Raum" bezeichnet wird.

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

Dabei gelten folgende Definitionen:

ρ = Kernspindichte

Durch entsprechend häufige Wiederholung der Messung mit un­ terschiedlichen Werten von Gy und Gz erhält man im oben defi­ nierten K-Raum einen dreidimensionalen Datensatz, wie er bei­ spielsweise in Fig. 3 dargestellt ist. Dabei entspricht jedes Signal einer Zeile in x-Richtung.

Es ist bekannt, den in Fig. 3 dargestellten k-Raum in z-Rich­ tung in drei Segmente einzuteilen. Diese Segmente sind in Fig. 4 in z-y-Schnitt dargestellt. Ein zentrales Segment ist mit A bezeichnet. Nach oberhalb und unterhalb schließt sich jeweils die Hälfte eines Segmentes 8 an. Darauf folgen schließlich als Randsegmente die beiden Hälften des Segments C. Die Seg­ mente A, B und C können z. B. dasselbe Volumen aufweisen.

Durch entsprechende Einstellung der Phasencodiergradienten Gy, Gz wird festgelegt, welchen der Segmente die aus dem nachfolgenden Kernresonanzsignal gewonnenen Meßwerte zugeord­ net sind. In Fig. 5 ist in der ersten Zeile beispielhaft eine Reihenfolge für die Zuordnung der Meßwerte zu den einzelnen Segmenten angegeben. Mit der auf die Segmentbezeichnung A, B, C folgenden Ziffer ist dabei die Nummer der jeweiligen Mes­ sung in dem betreffenden Segment bezeichnet. Man erkennt, daß Meßwerte im zentralen Segment A doppelt so häufig gemessen werden, wie Meßwerte in den äußeren Segmenten B und C. Dabei macht man sich die Tatsache zunutze, daß der Bildkontrast im wesentlichen durch das Zentrum des k-Raums bestimmt ist, so daß sich die Tatsache, daß die äußeren Bereiche nur seltener gemessen werden, sich kaum auf den Bildeindruck auswirkt.

In der unteren Rubrik von Fig. 5 ist schematisch dargestellt, wie die Meßwerte fünf aufeinanderfolgenden Rohdatenmatrizen zugeordnet werden. Das Zentrum der Rohdatenmatrizen bilden die Messungen A1 bis A5. Da die Meßwerte für die Segmente B und C zeitlich vor bzw. nach den entsprechenden Meßwerten für das Segment A gewonnen werden, wird hier eine Interpolation von den in den Segmenten B und C vorher und nachher gemesse­ nen Meßwerten durchgeführt. Wenn man beispielsweise in der ersten Zeile der Fig. 5 den Zeitpunkt der Messung A1 betrach­ tet, so erkennt man, daß die Messung B0 die dritte Messung vor der Messung A1 ist und die Messung B1 die auf die Messung A1 unmittelbar folgende. Die Meßwerte B... werden daher ent­ sprechend ihrem zeitlichen Abstand zur Messung A1 gewichtet, d. h. B0 mit 1/4 und B1 mit 3/4. Entsprechend wird mit allen anderen Meßwerten für die Segmente B und C verfahren.

Diese Art der Segmentierung führt zwar zu einer erheblichen Reduzierung der durchzuführenden Messungen, sie hat jedoch folgenden Nachteil: Die Orts/Zeit-Auflösung in y- und x- Richtung wird zwar nicht verringert, wohl aber die Orts/Zeit- Auflösung in z-Richtung. Wenn das betrachtete Gefäß in y- bzw. x-Richtung liegt, bedeutet dies praktisch keinen Nach­ teil. Liegt jedoch das betrachtete Gefäß schräg dazu oder gar in z-Richtung, so wird die Orts/Zeit-Auflösung gerade in der Richtung reduziert, wo sie am meisten gebraucht wird. Daher ist die Qualität dieses Verfahrens stark davon abhängig, in welcher Richtung die betrachteten Gefäße in Relation zu der Richtung der Segmentierung liegen. Diese Richtungsabhängig­ keit entfällt, wenn man entsprechend der Erfindung den drei­ dimensionalen k-Raum in ringförmige Segmente A, B und C ein­ teilt. Fig. 6 zeigt ein entsprechendes Beispiel, wiederum im z-y-Schnitt. Die Flächen der Segmente A, B und C sind jeweils gleich. Die in Fig. 6 ebenfalls angegebene Reihenfolge der den einzelnen Segmenten zugeordneten Messungen ist identisch zu der in Fig. 5 dargestellten, d. h. auch hier werden die Daten für das zentrale Segment A doppelt so häufig gemessen, wie die Daten für die äußeren Segmente B und C.

Die Symmetrie der k-Raum-Aufteilung ist bei der ringförmigen Segmentierung dem abzubildenden Objekt besser angepaßt. Wenn z. B. das Objekt ein Gefäß mit der Längsrichtung entlang des Auslesegradienten ist, liegt der Querschnitt des Gefäßes in der Ebene der beiden Phasencodiergradienten Gy und Gz. Der Gefäßquerschnitt wird in erster Näherung durch eine Kreisflä­ che beschrieben und somit ist die ringförmige k-Raum-Segmen­ tierung dem Problem am besten angepaßt. Daraus resultiert ein optimales Verhältnis von zeitlicher und räumlicher Auflösung. Die Zahl der erforderlichen Messungen ist gegenüber der be­ kannten Lösung reduziert, da die außerhalb der ringförmigen Segmente A, B und C liegenden Zeilen der Matrix nicht gemes­ sen werden.

In Fig. 7 ist angedeutet, daß die Daten in den Segmenten B und C aus den Messungen durch lineare Interpolation gewonnen wer­ den, die zeitlich am dichtesten zur jeweiligen Messung A lie­ gen.

Die Zahl der zur Gewinnung eines vollständigen Bilddatensat­ zes notwendigen Messungen läßt sich weiter verringern, wenn man die Tatsache ausnutzt, daß die Rohdatenmatrizen im k-Raum konjugiert symmetrisch sind. Damit kann man sich darauf be­ schränken, daß man - wie in Fig. 8 dargestellt - nur eine Hälfte des k-Raums oder - wie in Fig. 9 dargestellt - sogar nur ein Viertel des k-Raums mißt. Diese Techniken als solche sind als Halb-Fourier bzw. Quarter-Fourier-Akquisition be­ kannt.

Bei der Halb-Fourier-Technik kann man z. B. in z-Richtung 60 Meßpunkte und in y 120 Meßpunkte bei einer isotropen Auflö­ sung von 1 × 1 × 1 mm² wählen. Die Anzahl n der zu messenden Kernresonanzsignale beträgt dann:

n = π/4 × 60 × 120 ~ 5640

Bei drei flächengleichen Ringsegmenten enthält jedes Segment dann etwa 1880 Zeilen. Die zeitliche Auflösung, d. h. der zeitliche Abstand zweier mittlerer Segmente, beträgt dann 3760 × TR, wobei TR für die Repetitionszeit der Pulssequenz steht. Bei einer Repetitionszeit TR von 3 Millisekunden er­ gibt dies eine Meßzeit für einen 3D-Bilddatensatz von 11,3 Sekunden. Zur Verfolgung des zeitlichen Ablaufs werden mehre­ re solcher Messungen aneinandergereiht, wobei man dann eine für die dynamische Verfolgung der Kontrastmittelanreicherung ausreichende örtliche und zeitliche Auflösung erhält. Es ist zu betonen, daß die hier dargestellte Anzahl von Segmenten und die Gleichheit der Flächen der Segmente nur beispielhaft ist. Je nach Applikation kann man die Anzahl der Segmente und das Verhältnis der Flächen zueinander auch verschieden wäh­ len.

Claims (9)

1. Verfahren zur Gewinnung von Zeit- und ortsaufgelösten dreidimensionalen Datensätzen mittels der magnetischen Reso­ nanz mit folgenden Schritten:

• a) Anregen von Kernspins,
• b) Phasencodierung der Kernspins in einer ersten und einer zweiten Richtung (y, z) mit Phasencodiergradienten Gy, Gz,
• c) Auslesen der Kernspins unter einem Auslesegradienten Gx in einer dritten Richtung (x),
• d) Wiederholung der Schritte a) bis c) mit unterschiedlichen Kombinationen der Phasencodierung in erster und zweiter Richtung (y, z) zur Gewinnung von dreidimensionalen Daten­ sätzen zur Abdeckung eines in Segmente (A-C) eingeteil­ ten dimensionalen k-Raumes, wobei die Segmente (A-C) ringförmig um die Richtung des Auslesegradienten liegen,
• e) Wiederholung der Schritte a) bis d) zur Gewinnung mehrerer unterschiedlichen Zeitabschnitten zugeordneten dreidimen­ sionalen Datensätze, wobei die unterschiedlichen Kombina­ tionen der Phasencodierung nach Schritt d) in ihrer zeit­ lichen Abfolge so festgelegt werden, daß das zentrale Seg­ ment (A) des k-Raumes häufiger erfaßt wird als äußere Seg­ mente (B, C).

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Segmenten (B, C) au­ ßerhalb des zentralen Segments eine Interpolation der zeit­ lich um das Meßzeitfenster des zentralen Segments (A) liegen­ den Meßwerte erfolgt.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei alle Segmente (A, B, C) die gleiche Fläche haben.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei im we­ sentlichen nur die Hälfte eines dreidimensionalen k-Raumes gemessen wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei im we­ sentlichen nur ein Viertel eines dreidimensionalen k-Raumes gemessen wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Mes­ sung unmittelbar nach einer Injektion von Kontrastmittel er­ folgt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei durch die wiederholten Messungen die dynamische Ausbreitung des Kontrastmittels be­ obachtet wird.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei es für die MR-Angiographie eingesetzt wird.

9. MR-Tomographiegerät mit folgenden Merkmalen:

• a) einem Grundfeldmagneten,
• b) einem Gradientensystem zum Schalten eines Auslesegradien­ ten und zweier Phasencodiergradienten,
• c) einem Hochfrequenzsystem zur Anregung und zum Empfang von Kernresonanzsignalen,
• d) einer Signalverarbeitungsvorrichtung zum Abtasten und Speichern von Kernresonanzsignalen in einer einem dreidi­ mensionalen k-Raum entsprechenden Rekonstruktion von Bil­ dern aus den Kernresonanzsignalen,
• e) einer Steuervorrichtung, die das Gradientensystem bezüg­ lich der Phasencodierung so steuert, daß Kernresonanzsi­ gnale (S) in ringförmigen Segmenten (A, B, C) des k-Raumes erfaßt werden, wobei Kernresonanzsignale (S), die im Zen­ trum des k-Raumes liegen, häufiger erfaßt werden als Kern­ resonanzsignale außerhalb des Zentrums.