用于运行磁共振系统的方法和控制装置与流程

本发明涉及一种用于运行用来产生检查对象的磁共振图像数据的磁共振断层造影系统（MR系统）的方法，其中，在一个序列模块内借助一系列空间上选择性的HF层激励脉冲的各一个HF层激励脉冲来激励检查对象中的多个层，并且然后发送多个HF重聚焦脉冲，其中为了对每个HF重聚焦脉冲产生多个时间上分离的回波信号，这样选择HF重聚焦脉冲的宽度，使得其为了同时重聚焦所有被激励的层而包括所有被激励的层的激励体积的至少一部分。此外，本发明还涉及一种用于产生检查对象的磁共振图像数据的方法，其中，使用在采用这样的方法的条件下借助磁共振断层造影系统所采集的原始数据。此外，本发明还涉及用于执行这样的方法的一种脉冲序列和一种磁共振断层造影系统的控制装置，以及一种具有这样的控制装置的磁共振断层造影系统。

背景技术：
在磁共振系统中，通常将待检查的身体借助基本磁场系统置于例如1.5特斯拉、3特斯拉或7特斯拉的相对高的基本场磁场中。在施加基本场之后检查对象中的具有没有消失的核磁偶极矩（通常也称为自旋）的核沿着该场对齐。自旋系统的该集体的行为利用宏观的“磁化”来描述。该宏观的磁化是对象中在特定位置处的所有的微观磁矩的矢量和。除了基本场之外，借助梯度系统施加磁场梯度，通过其确定在各自的位置处的磁共振频率（拉莫尔频率）。通过高频发送系统然后借助合适的天线装置发送高频的激励信号（HF脉冲），这应当带来，特定的、通过该高频场共振地（即，在各自的位置处呈现拉莫尔频率的情况下）被激励的核以所定义的翻转角相对于基本磁场的磁力线倾斜。这样的HF脉冲作用于已经激励了的自旋，使得所述自旋可以倾斜到另外的角度位置或者甚至倾斜回到与基本磁场平行的出发状态。在被激励的核自旋弛豫时共振地发射高频信号，即所谓的磁共振信号，所述磁共振信号被借助合适的接收天线来接收并且然后被进一步处理。在位置频率空间，即所谓的“k空间”中进行对磁共振信号的采集，其中，在一个测量期间例如沿着一个通过接通梯度脉冲而定义的“梯度轨迹”（也称为“k空间轨迹”）在时间上遍历k空间的一层。此外，必须在时间上匹配协调地发射HF脉冲。最后从这样所采集的“原始数据”中可以借助二维的傅里叶变换重建所期望的图像数据。通常地，为了控制磁共振断层造影系统，在测量时使用特定的预先给出的脉冲序列，即，定义的HF脉冲以及在不同的方向上的梯度脉冲的和读出窗的顺序，同时将接收天线切换到接收并且接收并处理磁共振信号。借助所谓的测量协议（Messprotokoll）将该序列对于所期望的检查（例如计算的图像的特定对比度）事先参数化。测量协议也可以包含对于该测量的其它控制数据。在此，存在多种可以用来构造脉冲序列的磁共振序列技术。对于在磁共振成像中将来的发展的大的挑战是，加速磁共振序列技术而不必最大程度地关于分辨率、对比度和易发生伪影性进行折衷。检查速度的提高一方面导致患者的更小负担，后者在测量期间必须在较长时间内安静地位于通常是相当窄的磁共振断层造影中。另一方面因为磁共振成像的应用和可能性是各不相同的并且由此对于每个检查待处理的测量协议的数量增加，所以对于单个的测量协议，测量时间的减少更重要。此外，MR检查的检查持续时间与患者容许能力直接相关并且由此与检查成本相关。为了提高可以利用MR检查来帮助的患者的数量，并且由于保健系统成本增加、高度工业化国家入口老龄化、和对于发展中国家的人们期望也可以应用磁共振成像的背景因素，这是对于单个测量的加速的重要方面。随着快速序列技术，诸如“快速自旋回波”序列（TSE）或者“快速自旋回波”（FSE）或“平面回波成像”（EPI），以及所谓的并行采集技术被集成到临床例程中，通常测量协议的测量时间已经部分地被急剧降低。在US6,771,069B2中描述了对于FSE序列的例子。TSE序列使用HF激励脉冲，后者由RF重聚焦脉冲的序列跟随。在每个重聚焦脉冲之后形成的自旋回波通常被个别地相位编码，从而可以对每个激励采集多个k空间行并且这样相对于经典的自旋回波序列而减少采集时间。在此，TSE技术或者FSE技术由于其相对于偏共振（即与拉莫尔频率的偏差）相对不敏感，特别地对于T2对比度在临床诊断中是特别重要的，所述偏共振例如由于系统瑕疵、组织的磁导率变化、金属植入物等而出现。对于所述序列的特殊变化，使用自身的缩略语，诸如“RapidAcquisitionwithRelaxationEnhancement，具有弛豫增强的快速采集”（RARE）、“Half-FourierAcquiredSingle-shotTurboSpinEcho，半傅里叶采集的单次激发快速自旋回波”（HASTE）以及后面解释的“PeriodicallyRotatedOverlappingParallelLineswithEnhancedReconstruction，具有增强的重建的平行线的周期旋转的重叠”（PROPELLER）技术。另一方面，TSE技术与EPI技术相比是相对慢的序列技术并且由于重建脉冲的数量大而具有到患者中的高的高频入射的特征。特殊吸收率（SAR,英语：“SpecificAbsorptionRate”），也就是以特定的时间间隔每千克体重吸收的高频能量，被调节。这一点的效果是，TSE序列的采集时间、特别是在从3特斯拉或更高起的场强的情况下，通常不是受到MR设备（例如梯度系统的）的性能的限制，而是受到特殊吸收率的限制。在具有7T和更高场强的所谓超高场系统中，利用TSE序列的检查（其具有对于覆盖待检查的解剖结构来说足够的层数和在临床中能接受的测量时间），由于SAR负担而迄今为止是不可能的。为了实现进一步的加速，在一种相对新的、在临床实践中还没有建立的加速技术（SMA–“SimultaneousMulti-SliceAcquisition，同时多层采集”）中尝试，将一个层堆的多个层要么同时（借助所谓的“widebandMRI，宽带MRI”）要么按照短的时间顺序激励（这也被称为“SimultaneousEchoRefocusing，同时的回波重聚焦”），并且然后将由于对不同的层的该激励而确定的信号要么在时间上（密集地）先后跟随的读出窗中分离要么同时接收并且随后通过合适的后处理方法（在“post-processing，后处理”中）分离。原则上期望，在TSE序列技术的范围内在一个序列模块中将一个层堆的多个层同时或者按照短的时间顺序激励并且同时多次重聚焦，如开头提到的那样。但是由于所提到的SAR问题，通过同时采集多个层的这样的新的TSE序列技术仅当每个单位时间的高频入射至少不增加时才能够缩短实际的检查持续时间。该事实使得一系列新的SMA技术对于TSE序列本身是实际上不相关的。在设计这样的新的TSE序列时的另一个困难是如下事实，即，重聚焦脉冲通常不是完美的180°脉冲。对此的一个固有的不可避免的原因是，由于HF脉冲的有限的持续时间，层轮廓不是精确矩形的并且由此至少在层边缘处与理想的180°偏离。因此“重聚焦脉冲”将现存的横向磁化仅部分地重聚焦，余下的没有被重聚焦的磁化的部分倾斜回到纵向轴中并且剩下的则不受影响。相应地，将在“重聚焦脉冲”之前存在的纵向的（即在基本磁场的方向上延伸的）磁化通过“重聚焦脉冲”部分地“激励”到横向平面中、部分地反转并且部分地保持不受影响。在“重聚焦脉冲”之后存在的横向磁化（即当前被激励的自旋）然后由于接通的梯度场和/或由于不期望地存在的偏共振而累积一个相位部分，而纵向磁化受到接通的梯度场的影响并且仅进行相对慢的T1衰减，直到其通过跟随的“重聚焦脉冲”之一倾斜回到横向平面中。每个“重聚焦脉冲”对于自旋的一部分作为反转脉冲、对于另一部分作为激励脉冲，对于另一部分作为“恢复脉冲”（其将自旋倾斜回到纵向磁化，其中保留自旋的当前相位）并且对于其余部分是透明地起作用。每个“重聚焦脉冲”对其相同地起作用的自旋，遵循一个所谓的相干回波路径（不同的相干回波路径的数量随着“重聚焦脉冲”的数量而指数增加。通常遵循不同的相干回波路径的自旋对在读出窗中从第二个“重聚焦脉冲”起被采集的信号提供份额。这些自旋沿着不同的相干回波路径累积不同的相位分量，于是导致破坏性的干扰。从原始数据中所计算的图像表现出阴影和差的信噪比（英语.SNR=SignaltoNoiseRatio）并且脉冲序列不能够获得长的回波串。后者是对于关于TSE成像中特别重要的T2对比度和相对于自旋回波可以实现的效率增加的前提条件。为了确保，在每个读出窗中仅这些相干回波路径（沿着所述回波路径，自旋积累相同的相位分量）对信号提供份额，M.Günther和D.A.Feinberg在文章“SimultaneousSpin-EchoRefocusing”inMagneticResonanceinMedicine,54,2005,第513–523页,以及在US6853188B2中描述了一种TSE序列，其中在短的时间间隔中激励m个相邻的层并且利用重聚焦脉冲的序列分别重聚焦m层的回波。在此，通过具有扰相梯度脉冲的特殊方案防止了，其信号由不同的层的自旋确定的回波不期望地同时发生在一个读出窗中。该扰相方案将遵循特定的相干回波路径的这些自旋的信号去相位。通过m层的同时重聚焦实现了，入射的高频能量近似以一个系数m降低。然而，通过特定的相干回波路径的扰相与该回波路径相关联的信号也可能不被用于成像，这相对于层的分离采集来说导致SNR损失。此外，在该脉冲序列情况下遗憾的是，也不可能获得长的回波串（例如具有多于20个回波）。因此，这些脉冲序列不能被用于T2加权的成像。因此，在EP2239592A1中建议了一种RARE序列，其中多个被激励的层的重聚焦分别分开地通过短暂互相跟随的层选择重聚焦脉冲来实现。但是特别地当要激励较大数量的层时，该分离的重聚焦导致序列的不小的延长。

技术实现要素：
因此，本发明要解决的技术问题是，提出一种用于运行磁共振断层造影系统的合适的方法，以及用于磁共振断层造影系统的一种相应的脉冲序列和一种控制装置，通过其避免了上述的问题。在按照本发明的方法中，在序列模块的范围内进行至少以下的方法步骤：首先，发送空间选择的HF层激励脉冲的序列，以实现对检查对象中多个（即至少两个）通常直接相邻的层的激励。在此，分别通过该脉冲序列的一个HF层激励脉冲来激励一层，其中，相继跟随的HF层激励脉冲分别具有互相的第一时间间隔。HF层激励脉冲的空间选择性在此如专业人员公知的那样通过施加平行的层选择梯度（即，通过时间上合适地平行接通层选择梯度脉冲）来得到。以下同义地使用概念“施加梯度”和“接通梯度脉冲”。然后，在该系列HF层激励脉冲的第一激励脉冲之后或者替换地在最后的激励脉冲之后以第二时间间隔发送第一HF重聚焦脉冲。此外，在该序列中在前面的HF重聚焦脉冲之后分别以第三时间间隔发送另一个HF重聚焦脉冲，其中第三时间间隔是第二时间间隔的双倍长。在此，为了对每个HF重聚焦脉冲产生多个时间上分离的回波信号，这样来选择HF重聚焦脉冲的空间宽度，使得为了同时重聚焦所有被激励的层，HF重聚焦脉冲（β1,β2,β3）采集或者说包括所有被激励的层的激励体积的至少一部分，即，作用于每个被激励的层的激励体积的至少一部分。HF重聚焦脉冲的空间宽度（即层宽度）在此可以如在HF层激励脉冲中那样通过时间上合适地接通在层选择方向上的合适的梯度脉冲来调整。每个重聚焦脉冲的回波信号的数量在此至少相应于被激励的层的数量，并且最大是被激励的层的双倍的数量减去1（即，回波信号的数量是最小为m并且最大为2m-1），其中，对应或跟随HF重聚焦脉冲的回波信号互相分别具有与第一时间间隔相应的间隔。在两个相继跟随的HF层激励脉冲的层选择梯度之间，优选地接通在层选择方向上的另一个梯度，该梯度用于确保，在两个HF层激励脉冲的等延迟点（Isodelaypunkten）之间累积的第0阶矩在层选择方向上为零。按照本发明的用于控制用于产生检查对象的磁共振图像的磁共振断层造影系统的脉冲序列包括至少一个序列模块，其至少包括上面解释的脉冲或脉冲序列。在此，将序列模块理解为脉冲序列的封闭的部分，其带来具有特定数量的回波信号的回波串，即，序列模块包括具有在开始激励所有参与的层的期间发送或施加的高频脉冲和梯度脉冲的激励部分，以及跟随的具有重聚焦脉冲、梯度脉冲、回波信号和读出窗的回波串。脉冲序列相应地对每m层包括一个或多个这样的序列模块。也就是，通过本发明提供TSE脉冲序列，利用所述TSE脉冲序列可以激励m个不同的层并且然后利用重聚焦脉冲的序列同时重聚焦由这m个层发出的信号，其中，在这些重聚焦脉冲的每一个之后形成的m个层的回波信号可以在时间上分离的读出窗中被采集。通过同时重聚焦，在此通过重聚焦脉冲累加的高频能量相对于m个层的分离的采集（利用相应的重聚焦脉冲和翻转角）来说近似以系数m降低。由此可以相对于现有技术近似以系数m降低在给定的分辨率的情况下SAR限制的测量的检查持续时间。作为替换，也可以在给定的检查持续时间中实现更高的分辨率。通过上面所描述的激励脉冲和HF重聚焦脉冲的按照本发明的相对时间间隔以及梯度脉冲的接通确保了，不同层的回波在不同的时间形成并且由此在不同的时间上分离的读出窗中被读出。此外，通过HF脉冲的时间安排和梯度场的接通，一层的不同的回波路径的信号这样分裂为直至两组，使得属于不同的组的回波可以在时间上分离地形成并且在不同的读出窗中被读出，所述读出窗也不与其它层的读出窗重合。通过这些措施，与上面所描述的Günther和Feinberg的脉冲序列不同，可以舍弃特定的相干回波路径的扰相，并且由此与所述回波路径相关联的信号也可以被用于成像。特别地由此避免了，在一个非常长的回波串（具有15个和更多个重聚焦脉冲）期间在遵循不同的相干回波路径的自旋的信号之间的破坏性的干涉。由此，该序列与所有常用的TSE对比度（特别是与特别重要的T2对比度）兼容。开头所提到的那种按照本发明的控制装置必须这样构造，使得其在运行中为了产生检查对象的磁共振图像数据而借助上面描述的按照本发明的脉冲序列来控制磁共振断层造影系统。按照本发明的磁共振断层造影系统应当包括以下组件：基本场磁体系统，用于在检查对象所位于其中的测量空间中施加均匀的基本磁场；HF发送天线系统，用于将高频脉冲发送到检查对象中；梯度系统，用于（如上面所描述地）借助接通梯度脉冲附加地施加时间上限制的梯度场；HF接收天线系统，用于从检查对象中采集磁共振信号。在此，HF发送天线系统和HF接收天线系统可以是不同的天线系统或是相同的天线系统。此外，磁共振断层造影系统需要前面所提到的按照本发明的控制装置，其在运行中为了产生检查对象的磁共振层拍摄而控制基本场磁体系统、HF发送天线系统、梯度系统和HF接收天线系统。例如，控制装置为此可以具有不同的子组件，如用于向HF发送天线系统发送高频脉冲的高频发送装置、用于控制梯度系统的梯度系统接口、用于从通过HF接收天线系统多接收的信号中产生原始数据的高频接收装置，以及序列控制单元，后者为了产生磁共振拍摄在运行中将测量序列控制数据发送到高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置，从而它们以按照本发明的方式例如为了采集层堆的原始数据（如上面所描述地）控制HF发送天线系统、梯度系统、高频接收装置和HF接收天线系统。控制装置的主要部分优选地可以按照软件的形式在具有相应的存储可能性的合适的可编程控制装置中实现。这一点特别地涉及序列控制单元。高频发送装置、梯度系统接口和高频接收装置可以至少部分地以软件单元的形式实现，其中，这些组件的其它单元又可以是纯的硬件单元，例如高频放大器、高频发送装置、梯度系统接口的梯度脉冲产生装置、或高频接收装置的模拟/数字转换器等。尽可能按照软件的实现，特别是序列控制单元的软件实现，具有的优点是，也可以按照简单的方式通过软件更新来翻新迄今为止所使用的磁共振设备控制装置，以便按照本发明工作。就此而言，上述技术问题还通过一种计算机程序产品解决，其例如存储在便携式存储器中和/或通过网络提供以用于传输，并且直接可以加载到可编程的控制装置的存储器中，其具有程序段，用于当程序在控制装置中运行时执行按照本发明的方法的所有步骤。从属权利要求以及后面的描述包含本发明的特别有利的扩展和构造，其中，特别地一类权利要求也可以类似于另一类权利要求的从属权利要求来扩展。如上所解释的那样，对每个HF重聚焦脉冲在m个同时被激励的层的情况下产生直到2m-1个相继的回波信号。在此，在第一HF重聚焦脉冲之后首先出现恰好m个回波信号，即，与被激励的层一样多。即，第一HF重聚焦脉冲被这样构造，使得对于每个被激励的层分别形成一个回波信号。在此，如已经提到的那样两个回波信号的时间间隔等于第一时间间隔，即，层的激励的时间间隔。在每另一个HF重聚焦脉冲之后然后出现2m-1个回波信号。即，其它的HF重聚焦脉冲这样构造并且在序列中在时间上安排，使得分别形成数个时间上分离的回波信号，其比被激励的层的双倍数量小一。在HF重聚焦脉冲之后出现的回波信号然后分别优选地在读出梯度的条件下（即，在施加梯度场的条件下），通过接通具有一个或多个在读出方向上的梯度脉冲的梯度脉冲串，在与回波数量相应数量的读出窗中被读出。在本发明的优选变形中，为此已经在两个相继跟随的HF层激励脉冲之间分别接通了在读出方向上的梯度脉冲串，其第0阶矩等于后面的在两个相继跟随的回波信号之间所接通的在读出方向上的梯度脉冲串的累加的第0阶矩。梯度脉冲的第0阶矩（以下也仅称为“矩”）如专业人员知道的那样相应于脉冲下面的面积，即，梯度的时间上积分的振幅。通过在具有合适的矩的HF层激励脉冲之间在读出方向上的该梯度脉冲实现了，在不同的回波时刻分别总是第0阶矩等于零。由此，尽管多个被激励的层以及分裂到不同的读出窗，可以设置用于位置编码的读出梯度并且由此分别不仅整体地而且位置分辨地采集回波信号。特别优选地，此外还确保了，在所接通的梯度脉冲的序列中在读出方向上在该系列HF层激励脉冲的最后的激励脉冲和第一个HF重聚焦脉冲之间被采集的矩，等于在读出方向上在第一个HF重聚焦脉冲和第一个回波之间所积累的矩。通过在最后的激励脉冲和重聚焦脉冲之间的这样的读出预相位梯度脉冲可以确保，在第一回波信号的时刻总矩为零。优选地，这样构造脉冲序列，使得在层选择方向上在两个相继跟随的HF层激励脉冲的等延迟点之间被接通的所有梯度脉冲的累加的第0阶矩为零。HF层激励脉冲的等延迟点是在激励脉冲的入射时刻内部的时刻，从该时刻起，自旋可以被看作为位于横向平面中。在HF激励脉冲的等延迟点和HF激励脉冲的末尾之间的时间例如用于计算层重聚焦梯度的矩。该层重聚焦梯度具有与层选择梯度相反的符号。其在HF入射的结束之后被接通并且用于补偿在层激励梯度的顺序中沿着层的相位分散（Phasendispersion）。一般地，等延迟点与HF脉冲的峰值一致，在对称的SINC脉冲的情况下也就是与近似于HF脉冲的中心一致。在按照本发明的脉冲序列的优选构造中，HF层激励脉冲的持续时间比HF重聚焦脉冲的持续时间短。如后面还要解释的那样，激励脉冲的持续时间越短，则可以将读出梯度选择得越高。随着读出梯度的提高，在读出方向上可以在更短的时间内遍历待采集的k空间，从而尽管每个重聚焦脉冲有多个读出窗，还是可以实现相对更短的回波间隔。这一点可以带来图像质量的改善。根据脉冲序列的实施方式，存在如何具体地采集k空间中为一层的图像重建所需的原始数据的不同可能性。在第一替换实施方式中，在序列模块的唯一一个回波串中分别一次或两次采集层的待扫描的k空间。即，对于每个单个层分别在脉冲序列的唯一一个序列模块中完整地采集所有所需的原始数据。一次采集在此对于这些层进行，所述层的回波路径如后面解释的那样不分裂，即，其原始数据仅在唯一一个读出窗中被获取。两次采集对于各个所有其它层进行。在第二种替换实施方式中，在具有多个序列模块的脉冲序列中分别采集各个层的待扫描的k空间，其中，利用每个序列模块（即，利用每个回波串），基于回波信号，对每层采集一个或两个片段的原始数据。在此，例如按照PROPELLER轨迹进行k空间的分割。优选地，为此在每个回波串的情况下对每层采集一个或两个笛卡尔（即每个螺旋桨叶片（Propelle-rblatt）的读出点位于笛卡尔格栅的格栅点上）k空间片段的原始数据，其分别包围k空间中心。特别优选地，在不同的序列模块中对特定的层的不同的k空间片段的原始数据采集中，对不同的脉冲序列改变该层的HF层激励脉冲的时间上的位置。由此可以降低或甚至完全避免不同层的对比度和SNR区别，所述区别可以通过如下形成，即，在原始数据采集中仅一些层的回波路径不被分裂并且其它层的回波路径被分裂。提到的信号区别例如可以在PROPELLER变形的情况下避免，方法是，按照回波路径不被分裂的模式采集每个层的每第m个k空间片段。但是该原理不取决于是否是PROPELLER序列而起作用。在按照本发明的方法中，至少对于一些层在不同的读出窗中多次分离地采集为图像重建所需的原始数据。对于基于这些在使用按照本发明的方法的条件下在一个序列模块的范围内在不同的读出窗中多次采集的原始数据来产生磁共振图像数据，提供了不同的本发明方法。在第一变形中，首先对于来自不同的读出窗的原始数据计算分离的幅度图像（Betragsbildern）。然后，为了改善信噪比，将与同一层对应的幅度图像组合为该层的唯一一个层图像。优选地，同一层的幅度图像的组合借助平方和方法（Summe-der-Quadrate-Methode）进行。在第二变形中，进行所确定的层的图像数据的复数组合，所述层的原始数据在不同的读出窗中利用唯一一个回波串采集。该复数的组合优选地在计算地去除在图像空间中空间上缓慢改变的相位之后进行。作为替换，替代计算地去除在图像空间中空间上缓慢改变的相位，也可以使用其它避免了来自于不同的读出窗的信号的破坏性干涉的方法。在后面还要根据附图详细解释对于两种变形的实施例。图像数据基于原始数据的该特殊的重建可以直接在磁共振断层造影系统的重建装置中进行，例如在其控制装置中进行。但是原则上，这样的重建也可以在另一个计算机上进行。仅需以任意方式提供相应的原始数据，例如通过到网络的接口，磁共振断层造影系统也连接到该网络。附图说明以下，借助附图结合实施例再次更详细地解释本发明。其中，图1示出了按照本发明的实施例的磁共振断层造影系统的示意图，图2示出了现有技术中常规的单层TSE脉冲序列的可能的流程的脉冲方案，图3示出了按照本发明的第一实施例具有两个同时重聚焦的层的对于多层TSE脉冲序列的脉冲方案，图4示出了按照本发明的第二实施例具有三个同时重聚焦的层的对于多层TSE脉冲序列的脉冲方案，图5示出了按照本发明的第三实施例具有两个同时重聚焦的层的对于多层TSE脉冲序列的脉冲方案，图6示出了用于在不同的读出窗中采集的原始数据的复数组合的方法的可能流程的流程图，图7示出了按照本发明的第二实施例多层TSE脉冲序列的变形的脉冲方案，特别对于PROPELLER-TSE序列，以及通过对于三层的k空间的k空间轨迹的图示，图8示出了利用按照图7的流程图从PROPELLER-TSE序列中组合在不同的读出窗中采集的原始数据的方法的可能流程的流程图，图9示出了为了比较利用常规的单层TSE脉冲序列的测量和按照本发明的两个不同的多层TSE脉冲序列的示例层图像，图10示出了图9的示例层图像的放大图，图11再次示出了图9的示例层图像的放大图。具体实施方式图1粗略示意地示出了按照本发明的磁共振断层造影系统1（以下也简称为“MR设备”）。其一方面包括具有检查空间3或患者隧道的实际的磁共振扫描仪2，检查对象O或者说在此是患者或受检者（检查对象、例如特定的器官位于其身体中）在卧榻上可以被移入到该患者隧道中。磁共振扫描仪2以通常的方式被构造为具有基本场磁体系统4、梯度系统6以及HF发送天线系统5和HF接收天线系统7。在所示出的实施例中HF发送天线系统5是在磁共振扫描仪2中固定嵌入的全身线圈，而HF接收天线系统7由在患者或受检者上布置的局部线圈组成（图1中仅通过单个局部线圈表示）。但是原则上，全身线圈也可以用作HF接收天线系统并且局部线圈作为HF发送天线系统，只要这些线圈分别可以按照不同的运行方式切换的话。基本场磁体系统4在此以通常的方式这样构造，使得在患者的纵向上、即沿着在z方向上延伸的磁共振扫描仪2纵轴产生基本磁场。梯度系统6以通常的方式包括可单个控制的梯度线圈，以便能够互相独立地接通在x、y或z方向上的梯度。在图1中所示出的MR设备是具有患者隧道的全身设备，患者可以被全部引入其中。但是原则上，本发明也可以在其它MR设备上被使用，例如具有侧面开口的C形壳体的、特别是具有其中例如仅可以安置一个身体部位的更小磁共振扫描仪。MR设备1还具有中央的控制装置13，其用于控制MR设备1。该中央的控制装置13包括用于测量序列控制的序列控制单元14。利用该序列控制单元根据所选择的脉冲序列PS或者说用于在一个测量会话（Messsitzung）内部拍摄在检查对象的感兴趣体积区域中的多个层的多个脉冲序列的顺序，控制高频脉冲（HF脉冲）和梯度脉冲的顺序。这样的脉冲序列PS例如可以在测量或控制协议P内部预先给出并参数化。通常地对于不同的测量或测量会话的不同的控制协议P存储在存储器19中并且能够由操作者选择（并且在需要时改变）并且然后用于执行测量。在本例中控制装置13还包括按照本发明的方法工作的脉冲序列。这样的脉冲序列的例子在后面还要根据图3至5和7详细解释。为了输出脉冲序列的单个HF脉冲，中央控制装置13具有高频发送装置15，其产生、放大HF脉冲并且通过合适的接口（没有详细示出）馈入到HF发送天线系统5中。为了控制梯度系统6的梯度线圈，以便相应于预先给出的脉冲序列合适地接通梯度脉冲，控制装置13具有梯度系统接口16。序列控制单元14以合适的方式，例如通过发送序列控制数据SD，与高频发送装置15和梯度系统接口16通信，以便执行脉冲序列。控制装置13还具有（同样以合适的方式与序列控制单元14通信的）高频接收装置17，用于在通过脉冲序列PS预先给出的读出窗内部协调地借助HF接收天线系统7接收磁共振信号（其在本发明的范围内是在后面还要解释的回波信号），并且这样获取对于各个层的原始数据。重建单元18在此接受所获取的原始数据并且从中重建对于层的磁共振图像数据。该重建通常也基于在各自的测量协议中预先给出的参数进行。图像数据然后例如可以被存储在存储器19中。在本例情况中重建单元18被这样构造，使得其可以按照本发明的方法工作，如后面示例性根据图6和8解释的那样。在此，特别地可以将一层的原始数据和/或图像数据在重建单元18的特殊的数据组合单元20中进行组合。对中央控制装置13的操作可以通过具有输入单元10和显示单元9的终端来进行，经由所述终端，通过操作人员由此可以操作整个MR设备1。在显示单元9上也可以显示MR图像，并且借助输入单元10，必要时与显示单元9结合，可以规划和开始测量，并且特别地可以如上面所描述地选择并必要时修改具有合适的脉冲序列PS的控制协议P。此外，按照本发明的MR设备1以及特别是控制装置13还可以具有多个在此没有详细示出的但是在这些设备上通常存在的其它组件，如网络接口，以便能够将整个设备与网络相连并且交换原始数据和/或图像数据或参数图，也可以是其它数据，例如患者相关的数据或控制协议。如何通过入射HF脉冲和接通梯度脉冲能够获取原始数据并且从中重建MR图像，原则上是专业人员公知的并且在此不详细解释。同样，不同的层测量协议，诸如特别是上面已经解释的TSE脉冲序列，也是专业人员原则上公知的。尽管如此，以下首先结合图2解释典型的传统TSE序列，以便说明与按照本发明的脉冲序列的区别，在后面结合图3至5和7示出的例子详细解释后者。图2至5的脉冲图中分别以通常方式在不同的轴上示出了HF和梯度脉冲、磁共振信号（回波信号）和读出窗关于时间（从左向右）的布置。在最上面的轴上示出了HF脉冲和回波信号，在第二个轴上示出了在层选择方向上的梯度脉冲，在第三个轴上示出了在读出方向上的梯度脉冲，在第四个轴上示出了在相位编码方向上的梯度脉冲，并且在最下面的轴上示出了读出窗。对于三个梯度轴，以下成立。虚线示出的水平轴分别是零线。信号的高度分别代表（不一定按比例的）相对振幅。振幅的符号（相对于零轴）相应于梯度场的方向。部分地在图中示出的梯度脉冲具有一个或多个大写字母。这些字母代表梯度脉冲的第0阶矩或在一个时间间隔期间从梯度脉冲累加的第0阶矩。这些矩信息用于简化对脉冲序列的理解。特别地，累加相同的第0阶矩的不同的梯度脉冲或不同的梯度脉冲的子间隔，具有相同的大写字母。图2示出了现有技术中的常规的TSE序列的前两个回波E。序列以层选择的90°HF层激励脉冲α（以下简称“激励脉冲”）开始，由一系列层选择HF重聚焦脉冲β1,β2,β3（以下简称“重聚焦脉冲”）跟随。在此，在每个重聚焦脉β1,β2,β3冲之后刚好形成一个回波，该回波在各一个读出窗中（读出间隔）AQ被读出。读出窗AQ的持续时间TACQ在此通过读出的数据点的数量和两个数据点的时间间隔，即所谓的“dwelltime，停留时间”来确定。在图2中仅示出三个重聚焦脉冲，在T2加权的成像中（以及在后面示出的本发明脉冲序列的情况下）数量通常明显更高，并且根据应用情况在十个和数百个重聚焦脉冲之间改变。重聚焦脉冲的数量也称为回波串长度（英语“echotrainlength”，简称ETL）。所示出的序列满足所谓的Carr-Purcell-Meiboom-Gill条件（CPMG-条件），该条件确保，遵循不同的相干回波路径的自旋的回波信号E，在回波时刻建设性地重叠。CPMG条件还要求，在两个任意的相继跟随的重聚焦脉冲β1,β2,β3之间获取一个自旋的相位分别必须等于零。例如在MattA.Bernstein,KevinE.King,XiaohongJoeZhou的“HandbookofMRIPulseSequences”,ElsevierAcademicPress;Auflage:illustratededition(21.September2004）;ISBN-10:0120928612;ISBN-13:978-0120928613中详细地解释了CPMG条件。为此，首先将在重聚焦脉冲β1,β2,β3之间的时间间隔Tβ选择为在激励脉冲的等延迟点和第一重聚焦脉冲β1的中心之间的时间间隔的两倍长。其次，将重聚焦脉冲的相位以90°相对于重聚焦脉冲的相位旋转（即，当激励脉冲的B1场例如在围绕B0场所位于的z轴旋转的坐标系中沿着x轴施加时，将重聚焦脉冲的B1场设置为与y轴平行或反向平行）。被激励的层的宽度在激励脉冲α的情况下以及在重聚焦脉冲β1,β2,β3的情况下都分别通过RF脉冲的带宽和通过在入射激励或重聚焦脉冲β1,β2,β3期间施加的层选择梯度脉冲GS'1,GS'4,GS'7,GS'10来调节。直接在每个重聚焦脉冲β之前或之后接通各一个所谓的Cruscher梯度GS'3,GS'5,GS'6,GS'8,GS'9,GS'11，其任务是，将重聚焦脉冲β1,β2,β3的FID在跟随其后的读出窗AQ之前去相位，使得其不提供信号份额。在此FID（“freeinductiondecay，自由感应衰减”）表示自旋系统的由单个HF脉冲感应的瞬态信号。换言之，是从自旋出发的信号，对于所述自旋，重聚焦脉冲作为激励脉冲“起作用”。左边和右边的Cruscher梯度GS'3,GS'5在此应当具有相同的第0阶矩。在附图中梯度脉冲的矩的绝对值（其通过在脉冲下面的面积，即关于时间积分的梯度振幅）相应地分别通过大写字母在脉冲的涉及的面积区域中表示。大写的“F”在图1中表示，左边的和右边的Cruscher梯度GS'3,GS'5具有相同的矩。此外不同的重聚焦脉冲β1,β2,β3的Cruscher梯度GS'3,GS'5,GS'6,GS'8,GS'9,GS'11也仍具有相同的矩F。任何其它选择就破坏CPMG条件。在激励脉冲α之后需要层重聚相位梯度脉冲GS'2，其矩-A等于通过在激励脉冲α的等延迟点和层选择梯度脉冲GS'1的末端之间的层选择梯度脉冲GS'1累加的矩A的负数。RF脉冲的时间布置是这样的，即，在每个重聚焦脉冲α之后的时刻Tβ/2形成一个自旋回波信号E。其分别通过读出梯度脉冲GR'2,GR'3频率编码。在激励脉冲和第一重聚焦脉冲之间的读出预相位梯度脉冲GS'1（其矩B与矩B一致，使得自旋从读出梯度脉冲GR'2,GR'3的开始直到回波信号的中心累加）确保了，总矩在回波信号E的时刻是零。在回波之后读出梯度GR'2,GR'3的第二部分同样具有面积B并且由此也用作为对于遵循相干回波路径的自旋的预相位梯度，所述相干回波路径位于在横向平面中多于一对重聚焦脉冲β1,β2,β3之间。分别在重聚焦脉冲β1,β2,β3的末端和读出窗AQ'的开始被接通的相位编码梯度GP'1,GP'3用于回波信号E的相位编码。通过这些梯度脉冲GP'1,GP'3获取的矩必须在读出间隔AQ结束之后并且在下一个重聚焦脉冲β2,β3开始之前通过相位重聚焦梯度脉冲GP'2,GP'4在相位编码方向上与矩-D、-E互补，以便满足所提到的CPMG条件。图2中由于画图技术原因仅示出了前两个回波信号E。通过重复被框出的序列块SB'得到对于全部序列模块的序列图，其由具有激励脉冲α的激励块AB'和跟随的回波串组成。回波串在此由多个先后接通的序列块SB'构造。每个序列块SB'包含具有跟随的回波信号E的重聚焦脉冲、层选择梯度、实际的重聚焦脉冲的右边的Cruscher梯度，以及下一个重聚焦脉冲的左边的Cruscher梯度、读出梯度、读出间隔AQ、相位编码梯度、与之匹配的相位重聚焦梯度。如果不同的回波信号E编码不同的k空间行，则相位编码梯度GP'1,GP'3的和相位编码重聚焦梯度GP'2,GP'4的矩在序列块SB'的重复之间改变。所有其它梯度脉冲不改变其值，以便不破坏CPMG条件。图3示出了按照本发明的第一实施方式用于多个被激励的层的同时重聚焦的脉冲序列的开始。为了更好显示，在此仅示出m=2个层的激励和同时重聚焦，但是该序列毫无疑问可以用于多于两个层（即m>2）的同时重聚焦。从按照图2的传统的TSE序列出发，必须进行以下改变，以便产生这样的按照本发明的脉冲序列：替代仅发送一个层激励脉冲α，现在在激励块AB内部以互相的时间间隔Tα发送两个层激励脉冲α1,α2。这两个层激励脉冲α1,α2激励在不同的互相平行的层中的自旋。如果层的厚度和这两个层激励脉冲α1,α2的高频带宽一致，则区别仅在于其载波频率（“carrierfrequency”）。在层激励脉冲α1,α2之间的时间间隔Tα的长度在以下还要详细讨论。此外，这样处理重聚焦脉冲β1,β2,β3的宽度，使得其分别包括既由激励脉冲α1所激励的也由激励脉冲α2所激励的层。如果Δz表示被激励的层的厚度并且d表示两个层的间隔，则通过重聚焦脉冲β1,β2,β3达到的层的宽度也就是至少选择为d+Δz（或者在m层的情况下以更一般的形式(m-1)·d+Δz)）。如果重聚焦脉冲的高频带宽从按照图2的序列保留，则这例如通过如下实现，即，分别利用重聚焦脉冲β1,β2,β3发送的层选择梯度脉冲GS4,GS7的振幅与层选择梯度GS'4,GS'7相比被降低。此外，分别这样选择重聚焦脉β1,β2,β3冲的载波频率，使得重聚焦的层的中心恰好位于m个所激励的平行的层的中心。Cruscher梯度脉冲GS3,GS5,GS6,GS8,GS9,GS11不必被调整。在按照图2的传统的脉冲序列中在每个重聚焦脉冲β1,β2,β3之后恰好形成一个回波信号，而按照本发明的序列在每个重聚焦脉冲之后产生直到2m-1个回波信号E2,E1a,E1b，其中m是同时重聚焦的层的数量。在两个相继跟随的回波信号E2,E1a,E1b之间的时间间隔Tα在此等于激励脉冲的时间间隔Tα。如果图2的脉冲序列的所有读出参数和由此还有读出持续时间TACQ都保留，则在两个重聚焦脉冲β1,β2,β3之间的时间间隔Tβ被相应调整。替换地，也可以缩短读出窗的读出持续时间TACQ，例如通过将停留时间以系数x缩短。在视野（FoV）和读出的数据点的数量不变的情况下这意味着，读出梯度GR2,GR3的振幅相对于按照图1的读出梯度脉冲GR'2,GR'3必须以相同的系数x被提高，由此读出点的k空间间隔保持不变。该系数x在此通过梯度系统的最大振幅和模拟/数字转换器的最小停留时间来限制。为了避免对于不同的回波信号E2,E1a,E1b不同的读出窗AQ1,AQ2,AQ3,AQ4,AQ5的重叠，通过确定读出窗AQ1,AQ2,AQ3,AQ4,AQ5的持续时间TACQ也按照以下限制在两个相继跟随的回波信号E2,E1a,E1b之间的时间间隔Tα：Tα≥TACQ(1)利用这些时间间隔Tα和TACQ又按照以下限制读出梯度GR2,GR3的“平顶持续时间”TGRO（梯形脉冲的平均区域的持续时间，其中振幅不变）：TGRO≥TACQ+(2m-2)Tα(2)由此得到在两个重聚焦脉冲β1,β2,β3之间的时间间隔Tβ：Tβ≥TGRO+TREF+2·TG(3)在此，TREF是重聚焦脉冲β1,β2,β3的持续时间，并且TG是分别对于在重聚焦脉冲β1,β2,β3结束和随后的读出梯度GR2,GR3的平顶开始之间发生的或者说在读出梯度GR2,GR3的平顶结束和下一个重聚焦脉冲β1,β2,β3开始之间发生的梯度接通所需的时间。在时间间隔TG中，Crusher梯度GS3,GS5,GS6,GS8,GS9,GS11、相位编码梯度GP1,GP3或相位重聚焦梯度GP2,GP2，以及读出梯度GR2,GR3分别要么上升（hochgefahren）要么下降（heruntergefahren）。因为这些梯度通常平行接通，所以时间段TG通过所提到的梯度脉冲或斜坡时间中的最长的来确定。在两个相继跟随的层激励脉冲α1,α2的层选择梯度GS1,1,GS1,2之间接通在层选择方向上的梯度GS2,1，其第0阶矩等于在第一激励脉冲α1的等延迟点和第一层选择梯度GS1,1的末端之间累加的矩之和的负数并且等于在第二层选择梯度GS1,2的开始和第二激励脉冲α2的等延迟点之间累加的矩。其符号由此与层选择梯度GS1,1和GS1,2的符号相反。该梯度GS2,1的第一个一半作为第一激励脉冲的层重聚焦梯度工作，第二个一半“前瞻性地”精确补偿如下的矩，该矩将通过第一激励脉冲α1所激励的自旋作为第二激励脉冲α2的层选择梯度GS1,2的结果和作为第二激励脉冲α2的层重聚焦梯度GS2,2的结果累加。在使用对称层选择梯度GS1,1,GS1,2和激励脉冲α1,α2以及在将等延迟点在层选择梯度GS1,1,GS1,2的平顶的中心中心化的条件下，如图3所示，该梯度GS2,1的矩也就是为-2A并且由此等于层选择梯度GS1,1,GS1,2的负的矩2A。在所提到的前提条件下，为简单理解，也可以如下解释该梯度的作用：梯度脉冲GS2,1前瞻性地补偿该矩，使得通过第一激励脉冲α1所激励的第一层的自旋作为第二激励脉冲α2的层选择梯度GS1,2的结果被累加。在层选择方向上紧接在最后的激励脉冲α2之后的梯度脉冲GS2,2作为第一激励脉冲α1的和第二激励脉冲α2的共同的层重聚焦脉冲工作。在两个相继跟随的激励脉冲α1,α2之间接通在读出方向上的另一个梯度脉冲GR0，其矩C精确地与在两个相继跟随的回波信号E2,E1a,E1b之间在读出方向上被累加的矩一致，也就是在图3中成立：C=Tα·AGR2(4)其中AGR2是读出梯度GR2,GR3的振幅。而在最后的激励脉冲α2和第一个重聚焦脉冲β1之间的读出预相位梯度GR1的相对矩相对于按照图1的脉冲序列保持不变。其矩是读出梯度的矩的一半大小（即，在按照图2的例子中是B+C或一般地对于m层是B+(m-1)·C）。图3中由于画图技术的原因又仅示出了序列模块的前五个回波信号的形成。通过重复被框出的序列块SB又获得具有完整的回波串的整个序列模块的序列图。如果不同的回波信号要编码不同的k空间行，则在序列块SB的重复之间相位编码梯度脉冲GP1,GP3的和相位编码重聚焦梯度脉冲GP2,GP4的矩又改变。所有其它梯度不改变其值，以便不破坏对于由最后的激励脉冲α2（在m层的情况下一般地是αm）所激励的层的上面所提到的CPMG条件。图4示出了用于同时重聚焦三个层，即，其中m=3的按照本发明的脉冲序列的另一个实施方式。在此由此与图2不同，又分别在互相的时间间隔中，使用具有分别匹配的层选择梯度GS1,1,GS1,2,GS1,3的三个HF层激励脉冲α1,α2,α3。在此，在两个相继跟随的层激励脉冲α1,α2,α3的层选择梯度GS1,1,GS1,2,GS1,3之间分别接通在层选择方向上的合适的梯度脉冲GS2,1,GS2,2。在图4所示的情况中通过对称的层选择梯度GS1,1,GS1,2,GS1,3和激励脉冲α1,α2,α3以及将等延迟点分别在层选择梯度GS1,1,GS1,2,GS1,3的平顶的中心中定中心，又可以如下解释梯度脉冲GS2,1,GS2,2的作用：梯度脉冲GS2,1,GS2,2对于已经被激励的自旋分别前瞻性地补偿矩，使得这些自旋由于分别跟随的层选择梯度GS1,2,GS1,3而被累加。梯度脉冲GS2,3作为所有三个层的共同的层重聚焦梯度工作。在一般情况下又成立：梯度脉冲GS2,1,GS2,2的第0阶矩，分别等于作为在所属的前面的激励脉冲的等延迟时刻和该层选择梯度的末端之间的前面的层线圈梯度的结果而被累加的矩与在跟随的层选择梯度的开始和所属的跟随的激励脉冲的等延迟点之间被累加的矩的负的和。相应于对图3的上述解释，在此也分别在两个相继跟随的激励脉冲α1,α2,α3之间接通在读出方向上的另一个梯度脉冲GR0,1,GR0,2。此外，现在这样处理重聚焦脉冲β1,β2,β3的宽度，使得其分别包括由所有三个激励脉冲α1,α2,α3所激励的层。例如这一点又可以通过如下进行，即，将重聚焦脉冲β1,β2,β3的带宽相对于在图2中示出的序列保持不变并且层选择梯度脉冲GS4,GS7相应于单层的宽度和层间隔来调整。图4中由于画图技术的原因仅示出了具有所属的梯度脉冲的激励脉冲α1,α2,α3以及直接与之相连的被框出的序列块SB，其中在此m=3至5（即2·m-1）个回波信号：E1a,E1b,E2a,E2b,E3。通过重复序列块SB又获得具有完整的回波串的整个序列模块的序列图。从序列块SB的第一重复开始才出现前两个回波信号E1a,E1b。因此，它们在图4中用虚线示出，同样虚线示出了总共五个读出窗AQ1,AQ2,AQ3,AQ4,AQ5的前两个读出窗AQ1,AQ2。读出预相位梯度GR1、读出梯度GR2、相位编码梯度GP1,GP3和相位重聚焦梯度GP2，又被类似于按照图3的脉冲构造。由此这里不需要详细描述。以下为了更好理解，详细解释前面所描述的按照本发明的脉冲序列的工作方式，其中该解释一般地对于具有m个被激励的和同时重聚焦的层的这样的脉冲序列成立。为此，首先考察在由最后的激励脉冲αm影响的层（例如在图3中的通过激励脉冲α2所激励的层，和在图4中的通过激励脉冲α3所激励的层）中的自旋。所有前面的激励脉冲（也就是图3中的第一激励脉冲α1和图4中的前面两个激励脉冲α1和α2）不影响这些自旋，因为其满足共振条件。相应地，所有前面的梯度脉冲对这些自旋也没有影响，因为纵向磁化不受梯度场影响。由此用于层Sm的自旋的脉冲序列相对于如图2中的传统的CPMG序列原则上没有改变。于是，第一自旋回波在第一重聚焦脉冲β1之后的时刻Tβ/2，也就是在最后的层激励脉冲αm之后的时间段Tβ之后被产生，并且可以在第一读出梯度脉冲GR2的中心中作为图3中的回波信号E2或作为图4中的回波信号E3被读出。参与该回波信号E2或E3的自旋通过第二重聚焦脉冲β2重新重聚焦并且在第二重聚焦脉冲β2之后的时刻Tβ/2（也就是在激励脉冲αm之后的时间2·Tβ之后）形成第二原始自旋回波。在该时刻，附加地还通过最后的激励脉冲αm的和前两个重聚焦脉冲β1和β2的共同作用形成第一被激励的回波。最后的激励脉冲αm在此将磁化倾斜到横向平面并且第一重聚焦脉冲β1在被激励的回波发生时作为所谓的恢复脉冲（Restore-Puls）工作，即，其将横向磁化的一部分倾斜回到纵向方向，其然后由第二重聚焦脉冲β2又被倾斜到横向平面中。人们称之为，该磁化在第一重聚焦脉冲β1和第二重聚焦脉冲β2之间在纵向方向上被存储，因为其作为纵向磁化不受梯度场影响并且也仅经历相对缓慢的T1弛豫。由于CPMG条件的满足，第二原始自旋回波的和第一被激励的回波的信号建设性地叠加并且可以在第二读出梯度（图3中的GR2）的中心中作为回波信号组E2（或图4中的E3）被读出。不同的相干回波路径的数量在回波信号组E2（或图4中的E3）的更后面的回波中增加。因为满足CPMG条件，所以在此所有的相干回波路径时间上同时地形成其回波信号（分别在前面的重聚焦脉冲β1,β2,β3之后的时刻Tβ/2在读出梯度脉冲GR2,GR3的中心中）并且同相位（即，不同的回波路径的信号建设性地叠加）。此外，所有在最后的层激励脉冲αm（也就是图3中的层激励脉冲α2或图4中的层激励脉冲α3）之后接通的在读出方向上和层选择方向上的梯度脉冲的总矩在回波信号组E2（或图4中的E3）的自旋回波的时刻为零。下面，一般地考察由激励脉冲αi(其中i=1,...,m-1)所激励的层i中的自旋，所述激励脉冲并非最后的激励脉冲（在按照图3的序列中仅激励两个层，即，m=2，从而在此仅成立i=1。而在按照图4的序列中已经激励三个层，即，m=3，从而在此以下的解释对于i=1或2成立）。如果存在前面的激励脉冲α1,…,αi-1，则其不影响由激励脉冲αi所激励的自旋，因为其不满足共振条件。相应地，所有前面的梯度脉冲对这些自旋也没有影响，因为纵向磁化不受梯度场影响。此外，这样选择载波频率（英语“carrierfrequency”）、后面的层激励脉冲αi+1,…,αm的带宽以及所属的层选择梯度脉冲GS1,i+1,…,GS1,m的振幅（即在图3和4中的层选择梯度GS1,2或GS1,3），使得层αi的自旋不受这些后面的层激励脉冲αi+1,…,αm影响。但是，因为在激励脉冲之后接通的所有梯度场影响通过这些激励脉冲而被倾斜到横向平面中的自旋，所以所考察的层的自旋除了别的之外通过所有后面的层激励脉冲αi+1,…,αm的层选择梯度GS1,i+1,…,GS1,m分别累加一个第0阶矩。为了避免通过后面的激励脉冲αi+1,…,αm的层选择梯度GS1,2，GS1,3对该层的信号的去相位，采用上面所提到的附加措施，即，在两个相继跟随的层激励脉冲之间在层选择方向上使用（ausgespielt）负的梯度脉冲GS2,i,…,GS2,m-1（即图3和4中具体的是负的梯度脉冲GS2,1或GS2,2），其具有总矩-2A。该负的梯度脉冲之一GS2,j(j=i,…,m-1)的该矩的一半-A用作对于前面的激励脉冲αj的层选择梯度GS1,j的普通的层重聚焦矩（图3中描述对于梯度GS2,1(j=1=1)成立；图4中如果考察激励脉冲α1(i=1)的话描述对于梯度GS2,1(j=1)和GS2,2(j=2)成立，或者如果考察激励脉冲α2(i=2)的话对于GS2,2(j=2)成立）。该矩的另一半-A用作为预相位梯度，其补偿正的矩，其是在层选择梯度GS1,j的开始和后面的激励脉冲αj+1的等延迟点之间通过后面的激励脉冲αj+1的层选择梯度GS1,j+1累加的。因为梯度场对与基本场纵向对齐的自旋没有作用，所以在层激励脉冲αi和αj+1之间的负的梯度脉冲GS2,i对通过所有后面的激励脉冲αi+1,…,αm所激励的自旋没有影响。在最后的层激励脉冲αm或最后的层选择梯度脉冲GS1,m之后相应地还使用（ausgespielt）在层选择方向上的负的梯度脉冲GS2,m，其现在仅具有在层选择方向上其它的负的梯度脉冲GS2,i,…,GS2,m-1的矩的一半-A，因为其仅还须作为最后的层的“层重聚焦梯度”起作用。通过上面所解释的脉冲的扩展，第一重聚焦脉冲β1同时重聚焦通过m个激励脉冲α1,…,αm之一被激励的所有自旋的信号。通过激励脉冲α1被激励的第一层的自旋，也就是在第一重聚焦脉冲β1之后的时刻(m-1)·Tα+Tβ/2（也就是在激励脉冲α1之后的2·(m-1)·Tα+Tβ）被重聚焦为第一自旋回波。通过在读出方向上的梯度GR2具有在两个相继跟随的回波信号之间的矩C，与普通的读出预相位梯度脉冲GR1一起利用在最后的激励脉冲αm和第一重聚焦脉冲β1之间的矩B+C确保了，总矩在读出方向上对于第一层的自旋在第一自旋回波的时刻为零。梯度回波和第一层的自旋的HF自旋回波也就是同时形成并且可以作为回波组E1a在第一重聚焦脉冲β1之后的时刻(m-1)·Tα+Tβ/2被读出。要指出的是，前面考察的层m（图3中第二层的或图4中第三层的）的自旋在第一层1的第一自旋回波的时刻又已经累加了矩(m-1)·C（也就是图3中的矩C和图4中的矩2C）并且由此被去相位。原因在于，层m的自旋没有“看见”在激励脉冲之间在读出方向上的梯度GR0,1,GR0,2，因为这些梯度在时间上在自旋的激励之前被接通。反过来，梯度GR0,1,GR0,2作用于第一层的自旋，从而其在第m层的自旋回波的时刻Tβ/2还以矩(m-1)·C被去相位并且由此对第m个回波组（图3中的回波信号E2或作为图4中的回波信号E3）不提供信号份额。上面所描述的中间接通在读出方向上的梯度脉冲GR0,1,GR0,2的措施由此与时间上布置层激励脉冲α2,…,αm和层重聚焦脉冲β1,β2,β3,…一起用于将不同层的读出窗AQ1,…,AQ2m-1分离。第一层的第一自旋回波的信号通过第二重聚焦脉冲β2然后重新重聚焦并且在第二重聚焦脉冲β2之后的时刻Tβ/2-(m-1)·Tα（也就是在激励脉冲α1之后的（m-1)·Tα+Tβ/2+Tβ+Tβ/2-(m-1)·Tα=2·Tβ）形成第二个原始自旋回波。在该时刻通过第一读出梯度GR2在第一层的第一自旋回波之后所累加的矩B还通过第二读出梯度脉冲GR3得到精确补偿，使得可以读出在回波组E1b中的回波。其它层的信号在该时刻又通过第一读出梯度脉冲GR2（例如在第二层的第一自旋回波的m=2的情况中）或者通过读出预相位梯度脉冲GR1（例如在第二层S2的第一被激励的回波的m=2的情况中）还去相位（对于m=2分别以矩C）。然而，在第二重聚焦脉冲β2之后的时刻Tβ/2+(m-1)·Tα（也就是在激励脉冲α1之后的(m-1)·Tα+Tβ/2+Tβ+Tβ/2+(m-1)·Tα=2·(m-1)·Tα+2·Tβ）产生第一层的第一被激励的回波。对该被激励的回波提供份额的第一层的自旋在第一激励脉冲α1和第一重聚焦脉冲β1之间位于横向平面中并且在此累加在读出方向上的矩B+m·C。而在这两个第一重聚焦脉冲β1和β2之间其信号存储在纵向方向上并且第一读出梯度由此对其没有作用。通过第二重聚焦脉冲β2，其然后被倾斜回到横向平面中。在第二重聚焦脉冲β2和被激励的回波的时刻之间，其作为读出梯度脉冲GR3的结果由此又累加矩B+m·C，其精确补偿在第一重聚焦脉冲β1之前所累加的矩。由此，第一被激励的回波可以作为回波组E1a被读出。在该时刻，在回波组E1b中读出的第一层的自旋回波已经以矩2m·C（在按照图3的序列中也就是2C并且按照图4由此是6C）去相位，并且在回波信号组Em中读出的最后的层m的信号以矩(m-1)·C去相位。也就是，中间接通在读出方向上的梯度脉冲GR0,1,GR0,2的措施不仅用于附加地分离不同层的回波，而且还用于分离相同层的不同的相干回波路径。通过该分离，避免了相同层的不同的相干回波路径的信号的破坏性的干涉，因为除了最后被激励的层m之外所有其余的层不满足CPMG条件。在相继跟随的重聚焦脉冲之间的时间间隔被称为回波间隔Tβ（英语“echospacing”）。对于相干回波路径来说典型的是如下回波间隔Tβ的数量：其中遵循该回波路径的自旋位于横向平面中。对于在回波组E1a中的第一层的第一自旋回波，该时间是2·(m-1)·Tα+1·Tβ（该时间间隔由在激励脉冲α1和第一重聚焦脉冲β1之间的时间间隔(m-1)·Tα+Tβ/2以及在第一重聚焦脉冲β1之后的时间间隔Tβ/2+(m-1)·Tα组成）。对于同样在第一回波组E1a中所采集的第一被激励的回波，该时间也是2·(m-1)·Tα+1·Tβ（又是在激励脉冲α1和第一重聚焦脉冲β1之间的(m-1)·Tα+Tβ/2以及在第二重聚焦脉冲β2之后的Tβ/2+(m-1)·Tα），对于在第二重聚焦脉冲β2之后在回波组E1b中被读出的直接重聚焦的第一自旋回波，该时间为2·Tβ（在第一激励脉冲α1和第一重聚焦脉冲β1之间的时间间隔(m-1)·Tα+Tβ/2、在第一和第二重聚焦脉冲之间的时间间隔Tβ以及在第二重聚焦脉冲β2之后的时间间隔Tβ/2+(m-1)·Tα）。一般地成立的是，相干回波路径（遵循该回波路径的自旋在时间2·(m-1)·Tα+u·Tβ（其中u是奇整数）已经位于横向平面中）在回波组E1a中被采集（也就是在图3的例子中在重聚焦脉冲β2,β3,…之后的分别第三个读出窗中）并且回波路径（其中相应的时间为g·Tβ（其中g是偶整数））在回波组E1b中被采集（也就是在图3的例子中在重聚焦脉冲β2,β3,…之后的分别第一个读出窗中）。一组的不同的回波路径的信号由于自旋回波原理而相关地相加并且由此不必被分裂为不同的读出窗。图5示出了按照本发明的用于同时重聚焦两个层即m=2的脉冲序列的另一个实施方式。与图3和4不同，在此对于首先利用HF激励脉冲α1所激励的层满足CPMG条件。相应地，在第一HF激励脉冲α1和第一共同的重聚焦脉冲β1之间的时间间隔Tβ/2由此为在两个相继跟随的重聚焦脉冲β1,β2,β3之间的时间间隔Tβ两倍长。如果注意到，后面入射的HF激励脉冲（图5中的）由于不满足共振条件而不影响第一层的自旋，则最简单地可以通过与图2比较来识别CPMG条件的满足。梯度脉冲GS2,1前瞻性地补偿由第二HF激励脉冲α2所影响的第二层的层选择梯度GS1,2。从第一层的静态自旋的方面来看，可以将两个梯度看作是不存在。具有矩-A两个层的共同的层重聚焦梯度的在图5中与第一重聚焦脉冲β1（具有矩F）的左边的Crusher梯度GS5组合为具有矩F-A的梯度GS3*。梯度脉冲的组合被理解为多个梯度脉冲这样综合为唯一一个梯度脉冲，使得保持有效的第0阶梯度矩（也就是面积）。按照图2的序列中的梯度GS2'和GS3'可以相应地被组合。在读出方向上，从第一层的自旋来看，可以考虑将具有矩C的梯度GR0和具有矩B的GS1*两者组合为具有矩B+C的唯一一个梯度脉冲。该“有效的读出预相位梯度”相应于按照图2的序列的梯度GR1'，其矩的大小是读出梯度GR2,GR3的矩的一半。但是，从由HF激励脉冲α2所影响的第二层的自旋来看，分离两个梯度GR0和GR1*是有利的，因为这些自旋没有看见作为纵向磁化的梯度GR0。在相继跟随的HF激励脉冲α1,α2之间的时间间隔又为Tα，在第二激励脉冲α2和第一重聚焦脉冲β1之间的间隔为Tβ/2-Tα。由此，在第一重聚焦脉冲β1之后的时间间隔Tβ/2-Tα形成第一自旋回波并且在第二重聚焦脉冲β2之后的Tβ/2-Tα形成第一被激励的回波。因为在该时刻总共在读出方向上和层选择方向上所采集的第二层的自旋（所述自旋遵循各自的回波路径）的梯度矩是零，所以该回波的信号分别在回波信号组E2a中被读出。也就是，HF脉冲的时间布置又确保，第二层的该回波与第一层的回波通过时间间隔Tα被分离。由第二重聚焦脉冲β2直接重聚焦的第一自旋回波在第二重聚焦脉冲β2之后的Tα+Tβ/2在回波信号组E2b中形成第一自旋回波，并且由此与第一层的回波以Tα在时间上分离并且与第一被激励的回波以2Tα分离。第二层的不同的回波路径的该分离（其横向时间（Transversalzeit）与Tβ不是以偶数倍相区别）又是有利的，因为从第二层的自旋来看，序列不满足CPMG条件。到多于两个同时重聚焦的层的扩展，类似于从图3的序列到图4的序列的过程是可以的：-按照与分别最后的HF激励脉冲的间隔Tα插入（具有层选择梯度的）其它HF脉冲-在分别两个相继跟随的HF激励脉冲之间接通在层选择方向上的具有矩-2A的梯度脉冲和读出方向上的具有矩C的梯度脉冲，以及-对于直到2m-1个回波和读出间隔类似调整序列块SB如果利用按照图3、4或5的脉冲序列的一个序列模块（即m个层的每个的一次激励和然后的回波串）或多个序列模块（即，利用m层的重复激励，分别由然后的回波串跟随）编码被激励的层之一的所有为图像重建所需的k空间行，则对于2m-1个回波组的每个获得完整的原始数据组。对于杰出的、按照CPMG模式所采集的层（即，在使用图3或图4的序列的情况下最后被激励的层或在使用图5的序列的情况下首先被激励的层）在此恰好获得一个数据组。该杰出的层的图像或多个图像然后可以传统地（也就是按照就像数据是利用如图2所示的传统的脉冲序列被采集的那样的方式）从各自的回波信号组（在使用图3的序列的情况下的E2，在使用图4的序列的情况下的E3，在使用图5的序列的情况下的E1）的数据中被重建。相反，对于剩余的层则通过分离为不同的回波信号组分别获得分别两个完整原始数据组。所述原始数据组的不同的可能的处理在以下以图3或图4的第一层的回波信号组E1a,E1b为例来解释。如果仅需幅度图像，则在第一实施方式中分别可以从回波信号组E1a的原始数据组和回波信号组E1b的原始数据组中重建幅度图像（例如只要所采集的k空间点以通常的方式通过从利用这些原始数据占据的k空间到图像空间的二维傅里叶变换位于笛卡尔格栅的格栅点上）并且然后为改善信噪比而将这两个幅度图像相加。两个数据组的不相干的相位信息由于前面的幅度成像而导致小的信号删除。该过程类似于在FritzSchick发表在杂志MagneticResonanceinMedicine,Volume38,Issue4,pages638–644,October1997的文章“SPLICE:Sub-seconddiffusion-sensitiveMRimagingusingamodifiedfastspin-echoacquisitionmode”中所描述的过程。在那里描述了如下的TSE序列，其中不满足CPMG条件并且将层分离地重聚焦。具有改善的信噪比的图像可以利用替换的方法来获得，所述方法援引平方和（英语“SumofSquares”）方法。在此，如下计算第一层的组合的图像M1(x,y)（即第一图像的图像点值M1(x,y)）：在此，I1a(x,y)是从回波信号组E1a的原始数据组中重建的图像的复数的图像点，具有空间图像坐标(x,y)，并且I1b(x,y)是从回波组E1b的原始数据组中重建的图像的复数的图像点。|I1a(x,y)|表示复数的图像点的绝对值：并且相应地|I1b(x,y)|表示复数的图像I1b(x,y)点的绝对值：在另一个优选实施方式中，对复数的两个图像I1a(x,y)和I1b(x,y)首先进行相位校正指数和是所谓的“相位校正图”（英语“phasemaps”），其可以从所采集的数据中计算得到，如后面还要结合图6解释的。然后，将相位校正后的图像还在复数的数值空间中按照相加为对于所涉及的层的复数的组合的图像。从该组合的图像中然后可以按照产生各自的层的幅度图像，按照产生实部图像，按照产生实部幅度图像，或按照产生相位图像。在图6中示出了如下的流程图：如何可以从采集的数据中计算得到在等式（8）和（9）中所需要的相位校正图和为此，首先在步骤Ia中将第一回波组的原始数据组S1a(kx,ky)和在步骤Ib中将第二回波组的原始数据组S1b(kx,ky)复制（dupliziert）。从一个副本（Duplikat）中分别如在通常的标准重建中那样借助步骤III.2a或III.2b中的二维复数傅里叶变换获得复数图像I1a(x,y)或I1b(x,y)。将另一个副本分别在步骤IIa或IIb中利用低通（英语“Lowpass”）进行滤波。然后，将第一回波组的滤波后的原始数据组或第二回波组的在步骤III.1a或III.1b中利用二维傅里叶变换变换到图像空间，以便获得空间上低分辨率的图像或所求的相位校正图和现在可以从空间上低分辨率的图像中按照和直接通过相位提取来计算。但是，计算上通常更有利的是，将空间上低分辨率的图像或的每个图像点复数地共轭（konjugieren）并且除以其绝对值。然后，在步骤IVa以及IVb中将这样所获得的校正图逐像素地与空间上高分辨率的图像I1a(x,y)以及I1b(x,y)相乘，并且由此从等式（8）和（9）直接得到相位校正后的图像以及然后，在步骤V中可以按照等式（10）进行复数相加，以便得到所涉及的层的组合后的图像以下讨论另外的优选实施方式。在快速自旋回波成像中短的回波间隔（图中的Tβ）通常正面地作用于图像质量。在按照本发明的方法中，每个重聚焦脉冲的读出窗的数量（2m-1）比如图2所示的每个重聚焦脉冲仅具有一个读出窗的经典的单层快速自旋回波序列高。为了尽管如此还实现短的回波间隔，采用优选具有大的读出梯度的按照本发明的脉冲序列，以便在读出方向上以尽可能短的时间遍历待采集的k空间。然而最大梯度振幅Amax技术上受到磁共振设备的梯度系统的限制。此外，在按照本发明的脉冲序列中，如上面根据等式（4）解释的那样，在两个相继跟随的层激励脉冲α1,α2,α3之间的时间段Tα中接通在读出方向上的与在两个相继跟随的回波信号之间那样的相同的梯度矩C=Tα·AGRO。但是，为此可供使用的时间比时间段Tα短一个层激励脉冲α1,α2,α3的持续时间。最大读出梯度由此总是比梯度系统的最大振幅Amax低并且可以在激励脉冲α1,α2,α3的持续时间选择得越短的情况下越接近最大振幅Amax地选择。在优选的实施方式中，由此在考虑通过磁共振断层造影系统的高频发送系统可实现的最大B1振幅的条件下和在考虑SAR边界的条件下尽可能短地选择层激励脉冲α1,α2,α3的持续时间。因为要由激励脉冲实现的具有90°度的翻转角通常比重聚焦脉冲β1,β2,β3的翻转角小，所以在给定的高频发送系统的最大B1振幅的情况下，通常可以比重聚焦脉冲β1,β2,β3的持续时间特别更短地选择激励脉冲α1,α2,α3的持续时间。在按照本发明的脉冲序列中，如上所解释的那样，对每个序列模块或回波串分别对于全部m层的恰好一个杰出的层按照CPMG模式（即在满足上面提到的CPMG条件的情况下）采集原始数据并且同时读出所有相干回波路径的信号，而对于剩余的m-1层则分离地在分别两个读出窗中读出信号并且在后面才在图像重建中组合。在图3和4中所示出的脉冲序列中，该杰出的层是最后被激励的层并且在按照图5的脉冲序列中是第一被激励的层。这一点例如在按照本发明的脉冲序列的单次激发变形中，其中m层的一个完整的原始数据组分别利用唯一一个回波串来采集，带来杰出的层的图像通常具有比m-1个其它层的图像更高的信噪比。为了避免通过采集引起的在相邻的层之间的区别（其例如可以使得在通过放射线进行诊断期间对在与图像平面正交的方向上的损伤的跟踪变得困难），可以在另一个优选的实施方式中在按照本发明的序列的多次激发（Multi-Shot）变形中实现本发明。多次激发在此意味着，为图像重建所需的原始数据利用多个序列模块来采集，也就是使得形成多个回波串。在优选的多次激发变形中，如下地避免或强烈降低这样的信号区别：这样将杰出的层对于不同的回波串进行置换，使得按照强信号的CPMG模式至少近似采集m层的每个的原始数据的第m个。在此要注意，按照不同的模式采集的数据这样在k空间中归类或者在归类到k空间之前计算地相乘，使得由于提到的信号区别引起的伪影得到避免。以下以按照本发明的序列的PROPELLER变形（PROPELLER=PeriodicallyRotatedOverlappingParallelLineswithEnhancedReconstruction）为例，详细解释采集引起的信号区别的避免或降低。PROPELLER是在JamesPipe的发表在杂志MagneticResonanceinMedicine42:963–969(1999)中的文章“MotionCorrectionWithPROPELLERMRI:ApplicationtoHeadMotionandFree-BreathingCardiacImaging”中公知的快速自旋回波序列，其利用每个回波串采集一层的一个笛卡尔k空间片段，使得k空间包含中心。该层的全部k空间在PROPELLER成像中利用多个回波串来采集，其中由不同的回波串采集的笛卡尔k空间片段围绕k空间中心彼此旋转。按照本发明的脉冲序列的PROPELLER变形，利用每个回波串对于m个同时重聚焦的层的每一个来采集一个（杰出的层）或两个（剩余的m-1个层）笛卡尔k空间片段，所述k空间片段分别包含k空间中心。在不同的回波串中所采集的k空间片段分别围绕k空间中心彼此旋转。图7作为例子示出如何能够利用按照图4的序列的PROPELLER变形来采集m-3个相邻的层的圆形k空间。在图的上部为此分别示出了三个层S1,S2,S3的k空间，下面再次示出了图4的脉冲图的层激励脉冲α1,α2,α3和重聚焦脉冲β1,β2,…以及读出窗AQ1,AQ2,AQ3,AQ4,AQ5。为了覆盖三个圆形的k空间，总共九次执行图4的序列。如果要测量一个片段的所有k空间行，则将回波串长度（即，重聚焦脉冲β1,β2,…的数量）选择为与每个螺旋桨叶片的k空间行的数量至少一样大。k空间片段b=1,…,9（也称为“螺旋桨叶片”）的索引或编号在旋转角的旋转方向上进行。为了避免从测量的原始数据中所重建的图像的不同的信噪比，在PROPELLER变形中按照CPMG模式采集每个层的每第m个k空间片段。为此，在各个重复之间将读出梯度的和相位编码梯度的方向相应于分别采集的k空间片段的取向进行旋转。利用不同的回波串采集的一层的k空间片段由此互相围绕k空间中心旋转。在按照图7的例子中，例如利用前三个回波串采集具有索引b=1,b=4和b=7的螺旋桨叶片并且在此分别利用激励脉冲α1激励层S1，利用激励脉冲α2激励层S2并且利用激励脉冲α3激励层S3。利用紧接下来的三个回波串例如采集具有索引b=2,b=5和b=8的螺旋桨叶片。但是在该遍历中第一激励脉冲α1激励层S3，第二激励脉冲α2激励层S1并且第三激励脉冲α3激励层S2。利用剩下的三个回波串可以采集具有索引b=3,b=6和b=9的螺旋桨叶片。在该最后的遍历中第一激励脉冲α1激励层S2，第二激励脉冲α2激励层S3并且第三激励脉冲α3激励层S1。在图8中示出了基于按照本发明所采集的原始数据的可能的PROPELLER重建的流程图。相对于常规的PROPELLER重建的改变在此分别利用虚线示出的框标出。如在现有技术中那样互相独立地重建不同的层。即示出的是单层的重建。与现有技术不同，该层的螺旋桨叶片的一部分在不同的回波组中双倍地采集，而对于按照CPMG模式采集的螺旋桨叶片对于每个取向仅呈现一个唯一的片段数据组。修改后的重建的目的在于，在多个方法步骤之后组合具有相同取向的双倍采集的螺旋桨叶片，从而如在现有技术中那样对每个方向恰好呈现一个片段数据组并且可以常规地执行其余的方法步骤。PROPELLER重建通常以分别仅对一个片段的数据操作的一些方法步骤开始。修改后的重建在此判断，各自的叶片是双倍地在两个回波组中被采集还是单次地被采集。在第一种情况下（以下也称为非CPMG模式），在第一回波信号组E1a或E2a中所采集的片段数据组进入重建管线（Rekonstruktionspipeline）（在图8的流程图中）利用E1a/E2a表示的输入，并且分别所属的在第二回波信号组E1b或E2b中所采集的片段数据组进入利用E1b/E2b表示的输入。在按照CPMG模式在回波信号组E3中简单的采集的情况下选择利用E3表示的输入。只要采用了具有多个接收线圈的并行重建技术，则在方法步骤I.1/2a,I1/2b,I.3中将分别没有采集的片段数据组的行借助线圈校准数据（例如单线圈的线圈灵敏度）置换。在最简单的情况下，该方法步骤与常规的PROPELLER重建中的相应的方法步骤没有区别。可选地，在非CPMG情况中有利地利用数据组的双倍存在，例如用于实现更好的信噪比、降低剩余的伪影、或节省计算容量。具有相同的旋转角度的特定的层的螺旋桨叶片（所述螺旋桨叶片是在两个读出窗中被双倍采集的），然后可以（在图像空间中缓慢改变的相位被计算地在步骤II.1/2a或II.1/2b中去除之后）复数值地在步骤III.1/2中被组合。方法步骤II.1/2a、II.1/2b和III.1/2的细节可以从参考图6在上面解释的方法中获悉。在此唯一的区别在于，操作对各个片段数据组进行而不是对一层的全部的双倍所采集的k空间数据组进行。按照CPMG模式简单采集的片段数据组在步骤II.3中同样被相位校正。在按照非CPMG模式双倍所采集的螺旋桨叶片的复数值的组合之后，对每个方向每个取向Blx,Bly（螺旋桨叶片的旋转角）呈现一个补充完整的、相位校正的螺旋桨叶片片段数据组。其余的方法步骤可以如常规的PROPELLER重建那样进行。其余的方法步骤包括可选的运动检测（步骤IV.1/2,IV.3）、密度补充（例如在步骤V.1/2,V.3中）、以及最后在k空间中具有不同取向的螺旋桨叶片的组合、到图像空间的最终二维傅里叶变换和必要时的其它可选的步骤，例如滤波操作（所有步骤共同地通过块步骤VI表示）。具有不同的取向的螺旋桨叶片的组合通常作为所谓的“网格化”操作执行。可选地，该步骤也可以作为具有随后的累加的旋转，如在DE102005046732中描述的那样执行。常规PROPELLER重建的细节可以从前面所引用的JamesPipe的文章中找到。密度补偿是有意义的，因为通过不同的螺旋桨叶片的k空间的中央区域被多次采集，而外围的区域通常仅单次地被采集。在图6中密度补偿在具有不同的取向的螺旋桨叶片的组合之前作为步骤V.1/2或V.3进行。可选地，在密度补偿的情况下除了k空间数据的不同密度的采集之外还可以考虑在杰出的CPMG模式中采集的螺旋桨叶片的更高的信号强度。但是这一点并非一定需要。不过，在单次的实施方式中也避免了由于信号区别引起的伪影，因为对比度和图像印象决定性地并且由此伪影敏感的靠近中心的k空间点多次由不同的螺旋桨叶片采集并且由此信号区别被平均掉。图9至11示出了利用3特斯拉磁共振断层造影所采集的头部图像。左列中的图像是分别利用现有技术中公知的单独的重聚焦（即m=1）的PROPELLER/BLADE-快速自旋回波序列采集的。该第一列用作参考。第二和第三列中的图像利用按照本发明的PROPELLER/BLADE快速自旋回波序列的序列采集，所述序列同时重聚焦分别两个相邻的层（即m=2）。一行的图像分别示出了相同的层S1,S2（示例性对于总共28个采集的层）。在此，同时重聚焦这两个所示出的层，只要它们是利用按照本发明的序列采集的（也就是在列2和3中）。在第二和第三列的图像之间的区别是，按照上面结合图7所解释的变形在第三列的图像的采集中在具有奇数索引的螺旋桨叶片的采集之后这两个层的激励脉冲的相对时间位置被交换，以便避免不同层的对比度和SNR区别。图10和11分别示出了图9中所示出的图像的放大的部分。在图10中放大的部分是在图9的左上图像中通过点划线围出的圆表示的，而在图11中放大的部分是在图9的左下图像中通过点划线围出的圆表示的。为了可以尽可能切合实际地比较，将不同序列的参数选择为尽可能相同，除了以下的例外：常规（m=1）的序列的读出带宽BW被降低了（相对于在按照本发明的序列的情况下的每个像素407Hz，每个像素BW=130Hz），以便在分别完全利用可供使用的采集时间的情况下达到相同的回波间隔。常规序列的重复时间TR以TR=6000ms相对于按照本发明的序列的TR=3000ms翻倍，以便遵守调节后的SAR边界。相应地，常规序列的每个图像的采集时间以18x6000ms=106秒是在按照本发明的序列情况下的两倍长。共同的序列参数如下：利用了256的矩阵，这在具有220mm边长的正方体的视野的情况下带来0.85x0.85mm2的平面内分辨率（像素间隔）。对每个层测量了18个螺旋桨叶片。层厚为Δz=4mm并且层间隙（英语“gap”）为层厚的30%，即1.2mm，这带来d=5.2mm的中心间隔。回波间隔为11.9ms，回波长度为23并且回波时间为TE=143ms。为了覆盖头部总共测量28层，其中，分别对每个重复时间TR分别激励14个层。重聚焦脉冲的额定翻转角为140°。如图像所示，在一行的图像之间成像的解剖结构中看不出区别。这一点在图10中在比较小的大脑结构的细节的情况下可以特别好地看出。层的分离因此是完美的。因此这一点也是一个非常好的结果，因为是利用临床上重要的层厚和层间隔测量的。组织对比度在此是可比的。利用按照本发明的具有两个同时被激励的和重聚焦的层的序列，测量时间可以近似减半。测量时间在此对于两个协议来说主要是SAR限制的。即使忽略近似两倍的SAR负担，利用常规的序列在相同的总层数的情况下也是不可能实现更短的重复时间TR的，因为同时重聚焦的常规序列在给定的回波间隔的情况下也近似以因数m在时间上更有效。而利用按照本发明的序列则可以利用所提到的参数和3000ms的重复时间TR测量多于14层。第二列的第一行中的图像与第二列的第二行的图像的比较表明，在杰出的CPMG模式中所采集的第一行的图像的信噪比明显更好。在第三列中，相应的图像没有示出可感觉到的SNR区别。这证明了，通过按照本发明的方法在激励脉冲的时间位置的变化情况下在信噪比方面的层变化是可以容易地避免的，如果期望这样的话。最后再次指出，前面描述的详细的方法和构造是实施例并且基本原理也可以由专业人员在宽的范围内改变，而不脱离由权利要求规定的本发明范围。特别要指出，“完整的原始数据组”的概念在本发明申请中表示如下的数据组：利用所述数据组在现有技术中可以重建一幅图像。这也包括如下的数据组：在所述数据组中例如对于借助快速傅里叶变换进行图像重建所需的单个原始数据行没有被采集并且例如利用平行重建技术还必须被置换。此外，可以利用唯一一个回波串，例如在图2中所示，或者通过图2的序列的多次重复来采集完整的原始数据组，其中在不同的重复中一般地采集不同的k空间行。第一过程相应于传统的快速自旋回波技术中的所谓的单次激发变形HASTE或RARE，而第二过程相应于所谓的多次激发变形，具有相应的优缺点。在另一种修改中，如果第一时间间隔Tα大于读出窗的持续时间TACQ，为了进一步分离回波信号在两个读出窗之间还可以分别接通一个在读出方向上的附加的梯度脉冲。然后，仅在计算在激励脉冲之间在读出方向上接通的梯度GR0,1,GR0,2时考虑该附加的梯度的矩，由此在回波时刻在读出方向上的矩又分别等于零。按照本发明的序列与最重要的非笛卡尔k空间轨迹、诸如PROPELLER序列（参见结合图7和8解释的实施例）、螺旋序列、具有同心环的序列或径向序列是兼容的。也可以通过具有交替的振幅的读出梯度的序列，如在EPI序列中那样，对每个回波组形成多个回波，并且其例如象在GRASE–方法（Gradient-andSpin-Echo-Verfahren,如在“GRASE(Gradient-andSpin-Echo)Imaging:ANovelFastMRItechnique”;MagneticResonanceinMedicine,20,1991,第344-349页所描述的）那样分离地编码相位以减少采集时间。在此，替换地也可以这样来选择回波组的读出梯度的时间间隔，使得在所读出的信号的水和脂肪分量之间实现期望的相位移动。然后，可以从回波组的这样所获得的不同图像中借助所谓的Dixon重建来重建图像，所述图像分别仅示出被检查组织的脂肪分量或仅示出水分量。按照本发明的脉冲序列于是对于快速T2加权的成像也能够获得足够长的回波串，当重聚焦脉冲的翻转角相对于180°明显减小时。这一点特别是在具有3特斯拉或更高的基本磁场的高场系统中的应用中是有利的，以便在中等层数量m（并且由此回波间隔的中等延长）的情况下在那里产生SAR负担的足够降低。由于SAR降低的原因，由此按照本发明的序列甚至经常优选地利用重聚焦脉冲的降低的翻转角被采用。90°的重聚焦翻转角在测试中导致图像质量的小的影响。这一点相对于可能的替换方案（例如由PatrickLeRoux和JamesPipe结合分离重聚焦的、扩散加权的成像所应用的RF脉冲的相位调制）来说是一种优点，例如参见JamesG.Pipe,VictoriaG.Farthing,KirstenP.Forbes发表在杂志MagneticResonanceinMedicine47:42–52(2002)中的“Multishotdiffusion-weightedFSEusingPROPELLERMRI”，利用其可以尝试稳定回波。尽管在附图中以相同方式示出了所有的重聚焦脉冲，但是特别地不同的重聚焦脉冲也可以具有不同的翻转角。通过与相应的SINC脉冲相比降低高频脉冲的尖峰振幅，所述序列也可以与所谓的可变速率（VR）脉冲或者可变速率选择性激励（VERSE）脉冲相兼容，利用所述脉冲可以实现入射的RF能量的降低。为完整起见还要指出，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除，所涉及的特征也可以多重地存在。同样，“单元”的概念也不排除，所述单元也可以由多个必要时在空间上分布的组件组成。