CN103597370A - 空间编码的相位对比磁共振成像 - Google Patents

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Abstract

一种收集磁共振数据的方法，所述磁共振数据用于对布置在静态磁场中的具有预定自旋密度的对象进行成像，所述方法包括以下步骤：使所述对象经受至少一个射频脉冲和磁场梯度以生成空间编码磁共振信号、所述编码磁共振信号包括在预定空间维度的至少一个市场中对所述磁共振信号的相位进行不同编码的至少两个空间编码相位对比梯度的设置；采集至少两个磁共振信号每个具有所述至少两个不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个；以及通过计算所述信号之间的相位差来确定沿着所述空间维度的所述对象的至少一个平均自旋密度位置。此外，描述了实施该方法的控制装置和磁共振成像(MRI)装置。

Description

空间编码的相位对比磁共振成像
技术领域
本发明涉及一种收集磁共振(magnetic resonance,MR)数据的方法，尤其是具有预定空间自旋密度的对象的MR成像的方法。此外，本发明涉及一种适于收集MR数据的控制装置，尤其是适于对象的MR成像(MRI)的控制装置，并且涉及一种MRI装置，尤其是配置为实施上述方法的MRI装置。本发明的应用覆盖MRI的领域，尤其是医学MRI(例如，三维(3D)或者介入性成像)或者自然科学中的非医学研究(例如，工件或者动态过程的研究)。
背景技术
为了描述本发明的背景，具体地引用以下出版物。
[1]Moran PR.A flow velocity zeugmatographic interlace for NMRimaging in humans.Magn.Reson.Imaging1982;1:197-203。
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[3]Bryant DJ,Payne JA,Firmin DN,Longmore DB.Measurement offlow with NMR imaging using a gradient pulse and phase differencetechnique.J.Comput.Assist.Tomogr.1984;8:588-593。
[4]Nayler GL,Firmin DN,Longmore DB.Blood flow imaging bycine MR imaging.J.Comput.Assist.Tomogr.1986;10:715-722。
[5]Zhang S,Block KT,Frahm J.MR imaging in real time-Advancesusing radial FLASH.J.Magn.Reson.Imaging.2010;31:101-109。
[6]Uecker M,Hohage T,Block KT,Frahm J.Image reconstructionby regularized nonlinear inversion-Joint estimation of coil sensitivitiesand image content.Magn.Reson.Med.2008;60:674-682。
[7]Uecker M,Zhang S,Frahm J.Nonlinear inverse reconstructionfor real-time MRI of the human heart using undersampled radial FLASH.Magn.Reson.Med.2010;63:1456-1462。
[8]Uecker M,Zhang S,Voit D,Karaus A,Merboldt KD,Frahm J.Real-time MRI at a resolution of20ms.NMR Biomed.2010;23:986-994.358。
[9]Zhang S,Uecker M,Voit D,Merboldt KD,Frahm J.Real-timecardiovascular MR at high temporal resolution:Radial FLASH withnonlinear inverse reconstruction.J.Cardio-vasc.Magn.Reson.2010;12:39。
自从在1973年MRI的概念出现，它的进一步的技术、科学以及临床上的开发的主要驱动力是对速度的追求。历史上地，在使截面图像的采集时间减小至大约一秒的并且因产生足够强烈的稳态MR信号而能够连续成像的快速小角度摄影(FLASH，fast low-angle shot)MRI技术(US4707658A)之前，花费超过十年。然而，动态过程的实时监测仍然受阻碍的，特别是因为具有合理的空间分辨率的图像需要达数百毫秒的仍然相对较长的测量时间。针对具有许多特定缺点的实时MRI已经开发了高速采集技术。例如，诸如平面回波成像和螺旋成像等所谓的单发梯度回波序列易于出现几何畸变或者甚至本地信号损耗，该几何畸变或者本地信号损耗因天生对主体的许多部件中不可避免的特性：非共振效应、组织敏感度差异以及磁场不均匀性敏感所引起。采用射频重调焦距自旋回波或者激励回波并且因此没有这种问题的单发MRI序列分别导致具有局部组织加热的风险的明显的射频(radiofrequency,RF)功率吸收或者使信噪比受损。
对于实时MRI的实质改进已经通过将具有径向数据采样的FLASH序列和共享连续的原始数据采集的视图组合在一起来采集(参见S.张等人的[5])。径向数据采样允许适度的欠采样因子(大约为2)并且产生每帧大约250ms的图像原始数据采集。对于利用对应于帧的仅仅一部分的当前图像原始数据以及在先的图像原始数据来重构图像更新(即所谓的"滑动窗方法)"，甚至可以采集产生每秒20MR图像的图像帧率的大约50ms的时间分辨率。然而，利用S.张等人的[5]的方法，关于图像质量的缺点可能由每一图像的总采集时间保持不变的事实而引起，该每一图像的总采集时间长达250ms。成像处理的其他改进通过将非线性逆重构方法应用到径向FLASH采集的更严重地欠采样的图像原始数据来得到。
此外，例如参见[1]到[4]，速度编码相位对比MRI是在MRI的早期阶段已经发展的、用于动态映射流速的完善方法。在它的最普通形式中，速度编码相位对比MRI是基于利用不同的双极速度编码梯度所采集的两个截面图像之间的相位差。这些速度编码梯度的特点在于：自补偿波形和合成的零阶梯度矩（zero-order gradient moment）=0，所述零阶梯度矩使固定自旋不受影响，但是引起与一阶梯度矩>0对应的流动自旋的相位。零阶梯度矩是梯度的时间积分，而一阶梯度矩是时间乘以梯度的时间积分。对于以恒定速度流动的自旋，净相位差与该速度成正比。速度编码相位对比MRI测量的结果可以表示在包括两个空间维度和一个速度(相位差)维度的三维数据集中，使得每个图像像素以唯一的速度值呈现。
发明内容
本发明的目的
本发明的目的在于提供一种例如出于医学成像目的收集MR数据的改进方法，所述MR数据尤其用于具有预定自旋密度的对象的MRI，其能够避免传统方法的缺点。特别地，目的在于提供一种以大大减少(例如，100倍)的采集时间收集用于对象的三维MRI的MR数据的方法，这进一步实现了以减少的采集时间连续采集三维MR图像，从而允许以实际的帧率提供图像序列，尤其不会降低图像质量。此外，本发明的目的在于提供适于收集MR数据的改进的控制装置，所述MR数据尤其用于在较少采集时间的情形下的对象的三维MRI并且至MRI装置，所述改进装置尤其适于实施收集MR数据和对象的成像的方法。
上述目的是通过包括独立权利要求的特征MR数据收集方法、收集MR数据的控制装置和/或用于对象的MRI的装置来解决。本发明的有益实施例在从属权利要求中限定。
根据本发明的第一方面，提供一种收集MR数据的方法，所述MR数据尤其用于对布置在静态磁场中的具有预定自旋密度的对象进行成像，该方法包括以下步骤：使该对象经受至少一个RF脉冲和磁场梯度以生成空间编码MR信号、采集MR信号以及确定所述对象的至少一个平均自旋密度位置。根据本发明，该对象以在预定(所选择的)空间维度中的至少一个视场(FOV)中对该MR信号的相位进行不同编码的空间编码相位对比梯度的至少两个设置来经历磁场梯度，并且采集至少一对MR信号。分别利用所述不同空间编码相位对比梯度的两个设置中的一个来采集该对MR信号中的每一信号。此外，根据本发明，计算每对MR信号的两个MR信号之间的相位差，以产生沿着该空间维度的该对象的至少一个平均自旋密度位置。
根据本发明的第二方面，一种适于尤其利用根据上述第一方面的方法来收集MR数据的控制装置，所述MR数据尤其用于对具有预定自旋密度的对象进行成像，该控制装置包括适于使所述对象经受RF脉冲和磁场梯度以生成空间编码MR信号的RF脉冲和梯度控制装置，该RF脉冲和梯度控制装置包括适于在预定空间维度中的至少一个FOV中对所述MR信号的相位进行不同编码的空间地空间编码相位对比梯度的至少两个设置。所述控制装置还包括：信号采集装置，其适于采集至少两个MR信号，每个MR信号具有不同的空间编码相位对比梯度的至少两个设置中的一个；以及计算装置，适于通过计算所述MR信号之间的相位差，沿着所述空间维度来确定所述对象的至少一个平均自旋密度位置。
根据本发明的第三方面，提供一种具有执行根据上述第一方面的方法的程序代码的、存在于计算机可读介质上的计算机程序。
根据本发明的第四方面，提供包括根据上述第二方面的控制装置的MRI装置。
通过将本发明的思想与基于速度编码相位对比MRI的原理相比较将最容易理解本发明。通常，速度编码相位对比MRI按照增加与移动或者流动自旋密度的速度有关的信息的方式来采集具有不同的MR相位的编码的两个截面二维(2D)图像。该分析包括两个二维图像的计算、各个二维相位差映射的确定以及在三维图像的第三维度中的相位差(其与每一图像像素中的速度成正比)的可视化。相反，本发明可以称为空间编码相位对比MRI。与上述示例不同，根据本发明的第一实施例的方法沿着第三维度(通过采集仅仅两个不同地编码的二维图像)来编码空间(而不是速度)信息，使得所得到的三维表示包括三个空间维度。将该原理应用于沿着一个主方向延伸的对象或者点对象甚至允许要被采集的信号进一步减少。与速度编码相位对比MRI的一般差异是相位对比梯度的特定特性，其对于速度编码具有双极自补偿波形，其中所得到的零阶梯度矩=0从而不影响固定自旋，而根据本发明的教示的空间编码相位对比MRI采用至少一个空间编码相位对比梯度，其中所得到的零阶梯度矩>0从而沿着所选择的空间维度对对象的平均自旋密度位置进行编码。本发明与如上所述的速度编码相位对比MRI相比的第二差异在于，采集二维投影图像而不是二维截面图像。
因此，发明人已经发现：如果没有沿着至少一个所选择的空间维度以常规的空间分辨率对对象进行成像，而是计算沿着所述空间维度的该对象的平均自旋密度位置，则可以在实质上促进并且显著地加快三维MR数据收集。代替常规三维MRI所需要的典型256二维采集(即，256×256重复间距)，根据本发明的教示至多需要仅仅两个二维采集，这使总采集时间减小超过100倍。尽管相对于沿着所选择的空间维度的对象特征存在明显的信息损失，已经发现这个明显的信息损失对于各种对象和/或成像任务是可以容忍的。作为示例，如果与其余维度相比该对象沿着所选择的空间维度具有可忽略的延伸，例如如果该对象具有层、线或者点的形状，则平均自旋密度位置的计算足以表征空间中的体素对象的位置。作为另一个示例，如果对象的自旋密度沿着所选择的空间维度具有预知的几何延伸，则平均自旋密度位置的计算也足以表征空间中的对象。甚至在普通情况中，关于对象形状，不能获得任何信息，并且仅仅收集表示沿着所选择的空间维度的对象自旋的平均量的强度数据，本发明的MR数据收集给出了沿着所选择的空间维度的有用投影数据。
术语"平均自旋密度位置"是指在存在具有非零的零阶梯度矩的空间相位对比梯度的情况下正如通过沿着所选择的空间维度获取该对象的复平均信号的相位所确定的、在所选择的空间维度中的对象的自旋密度的位置。根据本发明，例如相对于限定所选择的空间维度的轴的原点来采集沿着所选择的空间维度的FOV中的平均自旋密度位置的定位。换句话说，为了收集MR数据，在跨越对象空间的三个空间维度之间选择至少一个空间维度(相位差维度、空间中的方向、空间轴)，并且为了每个体素对象，收集表示沿着所选择的空间维度的对象的平均位置的一个位置数据和表示沿着所选择的空间维度的对象自旋密度的平均量的强度数据。
通过成对地施加的相位对比梯度的相位差来跨越FOV(例如，从-π到π或者从0到2π)，并且FOV进一步依赖于相位对比梯度的零阶梯度矩。因此，为了提高确定平均自旋密度位置的精确性，优选沿着对象具有最小延伸的空间维度（即该空间维度的对象延伸小于沿着其它维度的延伸）来施加相位对比梯度。此外，所述不同空间编码相位对比梯度的设置优选沿着具有至多一个闭合自旋密度的所述对象的预定轴来取向。因此，采集仅平均自旋密度的位置。
根据本发明的应用，关于平均自旋密度位置的信息能够足以表征对象的位置，尤其如果知道其他关于对象形状的信息。如果该对象的完整的图像要被采集，则沿着跨越该对象空间的两个其它空间维度中的一个或者两者来实施常规的MR数据收集，或者本发明的空间相位对比编码的方法能够在所有三个维度中实施。因此，对于优选示例，本发明允许通过具有不同的空间相位编码梯度的仅仅两个图像来将弯曲的二维结构映射在三维空间中，该不同的空间相位编码梯度共同限定相位差维度中的FOV，而弯曲的线性结构的三维映射可以从具有两个垂直相位编码的单个频率编码线的仅仅三个采集中采集，这是在可以是短到1-2ms的仅仅三个重复间距的总测量时间的范围内。因此，根据本发明的优选实施例的线性或者一维对象的三维MRI至多需要仅仅三个一维采集，与通常依靠256×256重复采集的常规三维MRI相比，这使总采集时间降低超过10,000倍。
根据本发明，施加磁场梯度包括提供空间编码相位对比梯度的至少两个设置的步骤。术语"空间编码相位对比梯度的至少两个设置"表示相位对比设置装置，尤其激励磁场梯度线圈的电流被调节为如下：为了收集MR数据，提供至少两个不同梯度场情形。该梯度场情形中的一个的特征在于没有相位对比梯度(零梯度)。因此，根据本发明的优选实施例，沿着该预定空间维度中的FOV的两个不同的空间编码相位对比梯度的设置包括：具有强度G=0的零梯度和具有强度G>0的单极梯度的设置；或者具有强度G>0和相反极性的两个单极梯度的设置；或者具有强度G>0和反向极性的两个单极梯度的设置或者具有强度G1>0、G2>0和G1≠G2的两个单极梯度的设置。与利用零阶梯度矩为零且一阶梯度矩>0的自补偿双极梯度的速度编码相位对比MRI相反，具有强度G>0的空间编码相位对比梯度不是自补偿的但是确保零阶梯度矩>0，这影响固定自旋。实际上，本发明的进一步的优选实施例采用具有非对称双极梯度波形的空间编码相位对比梯度，所述非对称双极梯度波形具有用于空间编码固定自旋的零阶梯度矩>0和一阶梯度矩=0，这消除了在相位对比梯度的所选择的方向中以恒定速度移动的自旋的相位的速度依赖性。利用这个实施例，可以使可能在快速运动对象的成像中出现的错误相位数据最小化。这个实施例的原理涉及具有流动补偿的常规相位编码梯度的设计。
根据本发明的第一实施例，要被成像的对象具有沿着层对象分布的自旋密度。术语"层对象"是指具有平面或者曲面形状(二维结构)且在垂直于该平面或者曲面的方向中具有可忽略的或者有限的延伸(厚度)的对象。层对象可以具有恒定厚度或者厚度分布，和/或均匀或者不均匀的自旋密度分布。此外，该层对象可以具有闭合形状或者包括空心区域(孔)和/或彼此分开的多个层部的形状。作为示例，在医学成像中，沿着曲面或者扁平医疗设备延伸的扁平体部、器官或者生物学组织，或者在非医学成像中，扁平工件提供层对象。
对于本发明的第一实施例，选择预定投影面，并且预定空间维度定向为垂直于该投影面。优选地，选择该投影面使得垂直于该投影面的层对象的平均延伸(厚度)最小化。利用信号采集装置的MR信号采集步骤包括采集两个二维MR图像，其表示沿着垂直于所述投影面的空间维度以空间编码相位对比梯度的不同设置将对象投影在空间中的投影面上的投影。对于覆盖投影面的层对象的多个不同位置，计算沿着所述空间维度的所述对象的多个平均自旋密度位置，因此导致对象的三维图像的确定(重构)。作为第一实施例的主要优点，在将弯曲的二维结构或者表层映射在三维空间中时，本发明的方法将必要的MRI采集处理的维度从三个降低到两个，与常规的三维MRI相比，这使该采集加速两个数量级。
优选地，RF脉冲和梯度控制装置配置为如下：至少两个空间编码相位对比梯度中的一个应用在包括所述RF和梯度脉冲序列的第一重复间距中并且所述两个梯度中的另一个施加在紧挨着的重复间距中，或者所述至少两个空间编码相位对比梯度中的一个应用在与第一图像采集相关的所有重复间距中并且另一个梯度应用在与第二图像采集相关的所有重复间距中。根据第一替换例，不同的空间编码相位对比梯度能够在RF脉冲和磁场梯度的紧接的重复中连续地设置。对于第一实施例的这个变形例，对于高速运动的对象的MRI能够获得优势。替换地，不同的空间编码相位对比梯度能够利用RF脉冲和磁场梯度在接连的图像采集中连续地设置。在将滑动窗技术应用到相位对比映射的计算时，这个变形例可具有高达两倍的帧率的优点，所述相位对比映射偏移仅仅一个图像采集。
本发明的第一实施例的另一个重要优点源于以下事实：任何可获得的成像技术（尤其是数据收集和图像重构过程）能够用于采集两个二维MR图像的事实。因此，根据本发明的优选变形例，RF脉冲和磁场梯度能够适于笛卡尔频率和相位编码、径向编码、螺旋编码或者其它非笛卡尔编码。此外，RF脉冲和磁场梯度可以控制为，提供例如低翻转角度梯度回波MRI序列、自旋回波MRI序列、受激回波MRI序列或者回波平面成像序列。根据本发明的特别优选的实施例，低翻转角度梯度回波MRI序列包括欠采样径向FLASH序列。因此，能够更大幅度地增加图像采集速度。
尽管本发明的优选应用包括径向FLASH序列、本发明的空间相位对比MRI的原理可以与其它MRI序列结合。同样地，FLASH采集可以根据回波时间、翻转角度和重复时间或者RF损坏的使用、重调焦距梯度、完全平衡的梯度或者其它在先的或者隔行的RF脉冲和/或磁场梯度来改变和给出不同的对比度或者信号强度。后者的应用的示例包括空间预饱和或者化学位移选择，其在非选择性的空间激励的情况下仅仅通过水或者脂肪质子的直接频率选择性RF激励或者任何其它所希望的频率范围来完成。实际上，移动线或者层结构的空间相位对比MRI可以应用于任意材料的表面，而不管它们是否包括MRI可检测的质子。不论是哪种情况，有益的溶液会增加可以构建为移动质子的柔性层（如有必要，具有不同于水和脂肪的谐振频率）的“表面对比”。具有镧系位移试剂的合适水溶液在NMR光谱学中是众所周知的并且普遍地可获得的。替换地，人们也可以利用非质子原子核作为例如氟19，而在这样的情况下，表面对比可以通过安全地用作人造血液替代物中的载氧体的全氟化碳化合物来给出。空间相位对比MRI的另一个应用是介入性MRI，其中适于标记MR可见性的活检针、导管或者其它外科设备(是线性对象)的高速三维可视化可以在几毫秒内完成(参见下文)，优选利用实时解剖的MRI来隔行地完成[8,9]。
根据本发明的第二实施例，要被成像的对象具有沿着线对象分布的自旋密度，或者具有在具有预定延伸的至少一个点对象中集中的自旋密度。术语"线对象"是指具有平面或者曲线形状(一维结构，线性结构)且在垂直于该平面或者曲线的方向中具有可忽略的或者有限的延伸(厚度)的对象。该线对象可以具有恒定厚度或者厚度分布和/或均匀或者不均匀的自旋密度分布。此外，该线对象可以具有沿着它的长度的连续形状或者包括空心区域(空间)和/或彼此分离的多个线部的形状。特别地，该线对象可以包括多个点对象。作为示例，在医学成像中，适于标记为MR可见性的导管或者延伸器官或者生物学组织或者医学装置，像沿着曲线延伸的活检针，或者在非医学成像中，管状的工件提供线对象。术语"点对象"是指在所有空间方向上具有有限延伸(直径)的对象(点、点源)，其中该延伸与包括点对象的在研究中的FOV的维度相比是可忽略的。该点对象可以具有球状的或者非球状的形状和/或均匀或者不均匀的自旋密度分布。作为示例，在医学成像中，集中在器官或者生物学组织中或者位于医学装置上的MR对比剂点，或者在非医学成像中，点状的工件提供点对象。
对于本发明的第二实施例，使对象经历包括一个频率编码梯度的磁场梯度。频率编码梯度沿着投影轴(参考轴)取向。优选地，投影轴被选择为：使线对象或者点对象与投影轴之间的平均垂直距离最小化。使该对象经历RF脉冲和磁场梯度的步骤包括沿着垂直于频率编码梯度的方向，即垂直于投影轴的两个预定不同的空间维度中的两个FOV的空间编码相位对比梯度的至少三个不同设置。MR信号采集步骤包括在施加空间编码相位对比梯度的不同设置中的一个之后采集至少三个频率编码MR信号。频率编码MR信号中的一个给出参考数据，而频率编码MR信号中的其它两个利用不同相位设置来采集。因此，对于沿着投影轴的每个位置，两个平均自旋密度位置沿着两个不同空间维度来采集，以便采集关于对象的完整的空间信息并且确定(重构)对象的三维图像。有利地，对于线性结构的三维研究，将测量时间从通常256×256重复间距进一步减小到仅仅3个重复间距，这减少了至少10,000倍或者四个数量级。
优选地，对于本发明的第二实施例，至少三个不同空间编码相位对比梯度的设置包括具有强度G=0的一个零梯度的设置(提供参考数据)以及具有强度G>0且沿着两个预定空间维度中的两个FOV所生成的两个梯度的设置。
对于本发明的第二实施例的替换的变形例，使对象经历RF脉冲和磁场梯度的步骤包括沿着与频率编码梯度的方向垂直的一个预定空间维度中的一个FOV的空间编码相位对比梯度的两个不同设置。在这种情况下，分别在施加了空间编码相位对比梯度的不同设置中的一个之后获取两个频率编码MR信号，并且确定(重构)对象的二维图像。本发明的第二实施例的这个变形例可能对于一维对象或者布置在公共平面中的点具有优势。
本发明的第三实施例适合于具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度的对象。对于这个实施例，在没有频率编码梯度的情况下足以采集四个MR信号，其中不同空间编码相位对比梯度的设置包括具有强度G=0的一个零梯度（其提供参考数据）以及沿着彼此垂直的空间维度中的三个FOV所生成的具有强度G>0的三个梯度。
以下进一步的特征中的至少一个优选可以与本发明一起来实施，尤其是与第一到第三实施例中的一个一起实施。有利地，至少一个RF脉冲可以包括空间非选择性的、频率选择性的或者空间选择性的RF脉冲中的至少一个。
此外，确定该对象的至少一个平均自旋密度位置的步骤可以包括根据MR信号的强度估算在由不同空间编码相位对比梯度的设置所限定的至少一个FOV中的对象的厚度的步骤。特别地，每对MR信号的两个MR信号的振幅是沿着所选择的空间维度的对象厚度的度量，其可能还受所选择的MRI序列和采集参数的影响。
根据本发明的特别优选的应用，尤其是为了成像目的，多次重复本发明的MR数据收集并且重构多个接连的图像，以便采集图像序列。根据本发明的优选实施例，选择重复率，以便以优于50ms，尤其是优于30ms或者甚至优于10ms（像5ms以下）的时间分辨率来对运动对象进行成像。特别地，如果将欠采样的径向FLASH与通过规则化非线性反演的图象重构结合，则空间相位对比MRI允许动态表面结构的实时三维映射。由发明人获取的第一示例包括以50ms的时间分辨率动作的人手的三维MRI影片。此外，以5ms分辨率或者每秒200帧来采集快速地转动的测试对象(香蕉)的三维MRI影片。最后，一维或者二维结构的三维空间相位对比MRI分别比常规的三维MRI快四个或者两个数量级。
附图说明
以下参考附图来描述本发明的更多细节和优点，在附图中示出了：
图1至图3：根据本发明的MR数据收集方法的第一、第二以及第三实施例的对象和时序图的示意图；
图4：根据本发明的控制装置和MRI装置的优选实施例的示意图；以及
图5至图9：利用本发明所获取的实际成像结果。
具体实施方式
以下具体地参考相位对比梯度的设计和利用本发明的技术所获取的图像的示例来描述本发明的优选实施例。没有描述MRI装置和它们的操作、梯度回波序列的结构及其变型以适于要被成像的特定对象、利用可获得的软件工具的数学公式的数值实现、图象重构以及可选的其他图像处理步骤的细节，因为可以从常规的MRI技术中知晓它们。以下示例性参考位于笛卡儿坐标系(x，y，z)的三维空间中的对象。相位对比梯度被示出为平行于x、y和/或z轴中的一个。要强调的是，仅仅为了说明的目的而引入对笛卡儿坐标轴的参考。特别地，z轴未必与MRI装置中的静态磁场重合。根据空间中的对象方位和对象形状来选择相位对比梯度的方向。尽管示例性地参考具有层、线或者点形状的对象，但是本发明相应地可以与其它对象一起应用，尤其是沿着相位对比梯度的方向具有有限的延伸的对象。
二维结构的三维MRI(MR数据收集的第一实施例)
根据本发明的第一实施例，层对象O1被成像为如下参考图1A和图1B所描述的。层对象O1具有沿着大致平行于x-y平面延伸的曲面所分布的自旋密度。层对象O1的最小延伸出现在z方向中。因此，z方向被选择为施加相位对比梯度Gpc的预定空间维度，平行于x-y平面的平面被选择为投影面1。对于层对象O1的MRI，利用沿着z方向的空间编码相位对比梯度的不同设置来收集表示层对象O1在对象空间中的投影面1上的投影的两个二维MR图像。利用两个不同相位对比梯度所采集的MR信号之间的相位差表示层对象O1相对于投影面1的平均自旋密度位置。平行于z方向的视场FOV1的最大延伸可以基于以下的关系式来计算：
2π=γ×梯度强度×梯度持续时间×FOV1
在γ是所使用的核(例如质子)的回磁比的情况下并且对于用于空间编码相位对比梯度的矩形波形的理论情况，使得零阶梯度矩可以由它的强度和持续时间的乘积来计算出。实际上，这个乘积以梯度波形上的时间积分(其对于速度编码梯度总为零)来代替。
图1B示出了用于映射层对象O1的RF脉冲和磁场梯度序列的实际实施，其中如先前[5]中所述，采用径向FLASH MRI序列。在使层对象O1经受第一非选择性RF激励脉冲后，在例如正z方向中施加第一单极相位对比梯度Gpc。随后，层对象O1经历频率编码梯度Gx和Gy，并且采集MR信号，例如所示的梯度回波。紧接着这个第一重复间距的是第二重复间距。再次，在非选择性RF激励后，施加指向负z方向的第二单极相位对比梯度Gpc。正如第一重复间距中的，利用相同频率编码梯度Gx和Gy来采集第二MR信号。具有不同相位对比梯度的两个重复间距的序列在频率编码梯度Gx和Gy的不同设置的情形下来重复n次，直到在投影面1上的层对象O1的两个完整投影图像的数据被采集。对于投影面1上的每个像素，获取z方向中的层对象O1的位置(即，各个相位差)和MR信号的关联强度(相对振幅)，使得可以计算层对象O1的完整的三维图像。
如果期望的话，非选择性RF激励可以利用空间选择性RF激励或者化学位移选择性RF激励来代替。此外，在图1B中所示出的变型中，相位对比梯度(通常较小)以隔行的方式（即连续重复间隔的方式）被施加。然而，以不同空间相位对比梯度连续采集完整图像也是可能的。这种策略可能有利于动态应用，因为它们允许以两倍帧速率对相位差映射进行滑动窗重构。应该提及的是，与常规的傅里叶变换法相比，对象沿着相位差维度的位置由数字值来准确地限定而不受离散采样模式的影响或者不受到点扩展函数污染。
为了高速动态地显现三维空间中的曲面结构，空间编码相位对比图像的径向编码可以利用明显的欠采样来实现。因此，利用规则化非线性反演算法，如最近开发的在超高时间分辨率[8,9]下进行径向编码[7]的改进并行MRI[6]，来完成图象重构。由于迭代算法的高计算需求，这些重构脱机地执行，因此量级图像的实时在线监视由更完整的数据集的网格化（gridding）来完成，该更完整的数据集的网格化可以通过将几个(通常五个)连续地获取的数据集与如[5]中所述的互补径向编码结合来获取。
应当注意的是，用于空间编码相位对比MRI的非线性反演重构算法的使用，通过利用仅仅二维线圈灵敏度映射来将并行成像成功地应用在三维空间中。有效的灵敏度是物理三维线圈灵敏度沿着二维结构在所选定的成像平面(投影面1)上的投影。对于在三维空间中运动的表面结构，这个投影可以及时地快速变化，这需要连续估算如由所选定的非线性反演算法确保的线圈灵敏度[6-8]。为了防止由于改变线圈灵敏度而产生的相位误差，每个重构图像首先与它的共同估算的线圈灵敏度相乘，以获取用于每个信道的分离图像。在计算各个相位差时删除来自非共振效应和线圈灵敏度的背景相位。最后，来自所有信道的相位对比映射通过将每个像素与其在各个信道的量级图像中的能量进行加权来被组合。
一维结构和点源的二维/三维MRI(MR数据收集的第二实施例)
空间编码相位对比MRI的附加变形例分别涉及在相当于总共仅仅两个或三个重复间距的更短测量时间内的一维对象（即线性结构）的二维和三维映射。这是因为二维试验仅仅需要具有不同相位编码梯度的单频编码MR信号的两个采集。这种数据足够获取用于每个频率编码位置的相位差值：合成的二维映射呈现出一个频率和一个相位差维度，而重构仅仅需要各个相位差的单次计算和两个一维傅里叶变换。类似地，如图2A至图2C中示出的，具有一个频率编码维度和两个空间相位差维度的三维弯曲的一维对象的三维映射可以在仅仅三个重复间距的测量时间内来完成。
图2A示出了本发明的用于三维弯曲的一维对象(线对象O2)的三维映射的MR数据收集方法的应用。根据图2A，线对象O2是弯曲的细线，其具有平行于y轴的某一主轴。这个主轴被选择为投影轴2，频率编码梯度Gy沿着所述投影轴2施加。用于施加相位对比梯度Gpc1和Gpc2的所选择的空间维度定向为垂直于投影轴2，即在x和z方向中。对于第一相位对比梯度Gpc1，第一FOV1沿着z方向跨越，而对于第二相位对比梯度Gpc2，第二FOV2沿着x方向跨越。
根据图2B，线对象O2的三维成像需要单频编码MR信号的三个采集，例如具有两个垂直单极相位编码梯度和一个没有空间相位编码的参考。对于每个频率编码位置，获取两对MR信号，其中一对分别利用两个相位编码梯度中的一个来收集，而另一对没有进行空间相位编码。每对信号之间的相位差在各个方向（例如z和x方向中的z1和x1）上产生平均自旋密度位置。如图2C所示，空间相位编码也可以是其它组合。
空间相位对比MRI中的一维对象的法向延伸("厚度")的信息可从单个投影的振幅信息中获得。类似的论据对于相应的量级图像的振幅和二维对象的三维MRI也适用。尽管这个信息包括弛豫权重质子密度中的差异，它可以用来将体素大小动态地分配给在对象内保持相对差值的三维重构。
点源的二维/三维MRI(MR数据收集的第三实施例)
根据本发明的第三实施例，点源的三维映射可以利用四个激励和甚至更短的TR间隔来完成。在没有频率编码梯度的情况下，各个三维映射可以基于来自具有RF激励脉冲但是完全没有梯度的一个重复间距和具有RF射频激励脉冲和空间编码相位对比梯度(例如在三个垂直方位)中的三个重复间距的数据收集。每个重复间距包括至少一个复数据点的采集。在图3A和图3B中示出了这个。为了获取点状对象(点对象O3)的平均自旋密度位置，施加分别沿着z、x和y方向指向的三个相位对比梯度Gpc1、Gpc2以及Gpc3。因此，通过垂直FOV1、FOV2以及FOV3来跨越三维空间。获取三对MR信号：其中一对分别利用三个相位编码梯度中的一个来收集，其它MR信号对没有进行空间相位编码。每对信号之间的相位差在各个x、y以及z方向产生平均自旋密度位置。
包括本发明的控制装置的MRI装置
图4示意性地示出了包括本发明的控制装置100和MR扫描仪200的MRI装置300的实施例。控制装置100包括具有相位对比梯度设置装置111和RF控制单元112的RF脉冲和梯度控制装置110、信号采集装置120以及计算装置130。MR扫描仪200包括主磁场装置210、磁场梯度装置220以及激励/采集线圈装置230。此外，保持装置240设置来支撑要被研究的对象O1。部件210至240可以如从常规的MR扫描仪所知晓地那样来配置。梯度控制装置110的相位对比梯度设置装置111可以通过构造来设置相位对比梯度的电路或者通过计算机单元来实施，所述计算机单元运行适于控制磁场梯度装置220的设置的软件。
RF脉冲和梯度控制装置110与如上所述的用于生成激励RF脉冲和磁场梯度的激励/采集线圈装置230和磁场梯度装置220连接。此外，激励/采集线圈装置230与用于检测在对象O1中生成的MR信号的信号采集装置120连接。信号采集装置120与计算装置130连接，该计算装置130适于确定对象的至少一个平均自旋密度位置或者适于利用以上所描绘的方法中的一个来重构对象的完整图像。
幻影和人的MRI研究
本发明的方法的实验验证借助于市场上买得到的MR扫描仪(德国埃朗根，西门子医疗的TIM Trio)和标准32元件头线圈来在3特斯拉静态磁场中执行。正如图1B中所描述的，空间编码相位对比MRI的优选实施采用具有空间非选择性RF激励脉冲和用于空间相位编码的隔行(每隔一重复间距)或者连续方案(每隔一图像)的RF损坏径向FLASH序列。
充满掺杂水(减小T1弛豫时间)的管的不同幻影用来示范空间编码相位对比MRI的原理。各个图像利用具有完整k空间采样的隔行编码方案来获取并且由常规的网格化算法来重构，该常规的网格化算法包括密度补偿、凯撒-贝塞尔内核的卷积、对规则网格的插入、逆快速傅里叶变换以及补偿k空间中的插入的衰减校正(参见[5])。图5给出布置为三维螺旋形的充满水的管的空间编码相位对比MR图像的示例，这借助于完全采样径向FLASH序列和网格化重构来获取。图5的上部示出了三维表示，而下部示出了相应的二维相位对比映射(具有以灰度级编码的相位差的叠加的量级图像)。以1.0mm线性分辨率(重复时间TR=2.35ms，回波时间TE=1.61ms)，利用非选择性的RF激励脉冲(翻转角度12°)来获取该图像。
此外，三个健康的受试者参与与二维结构的动态三维MRI对应的人手和手指运动的研究。借助于如先前针对心血管实时MRI开发的双回波径向FLASH MRI方案(参见[9])来执行人体的研究。相关的应用导致分别在用于水/脂肪信号成分的反相和同相条件下的两个二维相位对比映射的同步记录。采用它们的互补相位信息来提高各个三维表示(参见下文)。用于严重欠采样的径向FLASH图像的采集参数(TR=2.86ms、TE1/TE2=1.25/2.25ms、翻转角度3°、2.0mm平面内分辨率)以每一图像(9辐)25ms的最小测量时间或者每一相位差映射50ms(即，2x9辐)来实现实时三维MRI影片。这些应用采用具有相反极性的两个相位编码图像的连续采集策略。所有欠采样的图像的重构依赖于规则化非线性反演(参见[6]至[8])。
相位对比信息到空间位置和多维显像的转换利用写入在MATLAB(Math Works、Natick、MA)中的程序来完成。因为空间相位信息作为单个数值被给出，其作为体素的三维显像通过将位置指定为与各个量级信息的信号振幅对应的任意但合理的"厚度"来实现。与最小强度阈值的选择一起，该过程有效地消除噪声成分并且保持在所研究的对象内的总结构差异。
图6给出利用严重欠采样的双回波径向FLASH所记录的人手的空间编码相位对比MRI研究的基本结果。具有在灰度值中所编码的相位叠加的量级图像表现出，在活体情况下的相位信息由磁场不均匀性和反相和同相图像两者中的水/脂肪化学位移差来支配(图6A、B)。这些效果在相应的相位对比映射中无效(图6C)，而由于空间编码而产生的相位差被保持。这也证明了反相情况可能导致例如由骨髓(图6，上部)引起的低强度区域，而同相情况在尽可能多的像素中提供了用于可靠的相位对比信息的更连续的信号支持(图6，下部)。然而，因为两个映射提供有用的互补信息，所选定的显像策略通过将同相量级图像与两个相位对比映射中的每一像素的相位值结合来利用所有信息。然后该合成的映射转换为三维表示。
图7示出了在50ms的时间分辨率处运动的人手的空间编码相位对比MRI影片(上部)和原始的二维相位对比映射(下部平面)的连续三维表示(与图6中的数据和参数相同)。为了提高该运动的可见性，该图像(左上到右下)仅描述了每第三帧(每150ms)，其覆盖来自更长影片的800毫秒的时间段。
然后，该实验验证以5.0ms的时间分辨率延伸到一维对象(线对象)的动态三维MRI。因为后一试验仅依赖于具有三个不同空间相位编码的单个频率编码MR信号(投影)(参见图2)，所以各个三维重构仅仅需要三个傅里叶变换和两个相应的相位差计算。相关的计算非常快速并且可以在用于动态线性对象的实时三维显像的现有MRI系统上立即实施。
图8示出了两个不同弯曲的充满水的管的两个空间编码相位对比MR图像，该MR图像从在1.0mm线性分辨率(TR/TE=2.00/1.32ms)下利用非选择性RF激励(翻转角度12°)的频率编码梯度回波的仅仅两个或三个采集中来收集。在图8A中所示出的二维平面内弯曲的管的二维表示是基于在4.0ms的总测量时间内的不同相位编码MR信号的两个采集。图8B示出了三维体积内弯曲的管的三维表示，该三维表示基于在6.0ms的总测量时间内分别具有两个垂直相位编码梯度和没有空间相位编码的MR信号的三个采集。在这里，灰度值用来更好地显现空间深度。
在图9中示出了快速移动的线性对象的动态研究，图9给出在从固定在它的顶部处的扭曲橡胶带松开后旋转的香蕉的选择性视图。该数据以2.0毫米线性分辨率(TR/TE=1.68/1.15ms)利用非选择性RF激励(翻转角度6°)来收集。相应的三维MRI影片实现每秒200帧的5.0ms的时间分辨率。该图像(左上到右下)描述了覆盖来自更长影片的505毫秒时间段的每第二十帧(每100ms)。
在上述说明、附图以及权利要求书中所公开的本发明的特征对于以不同的实施方式来单独地或者组合地实现本发明是同样地有效的。

Claims (32)

1.一种收集磁共振数据的方法，所述磁共振数据用于对布置在静态磁场中的具有预定自旋密度的预定对象进行成像，包括：
(a)使所述对象经受至少一个射频脉冲和磁场梯度以生成空间编码磁共振信号，所述空间编码磁共振信号包括在预定空间维度的至少一个视场中对所述磁共振信号的相位进行不同编码的至少两个空间编码相位对比梯度的设置，
(b)采集至少两个磁共振信号，每个具有所述至少两个不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个，以及
(c)通过计算所述信号之间的相位差来确定沿着所述空间维度的所述对象的至少一个平均自旋密度位置。
2.根据权利要求1所述的方法，其中沿着所述预定空间维度中的所述视场的两个不同空间编码相位对比梯度的设置，包括：
-包含具有强度G=0的零梯度和具有强度G>0的单极梯度的设置，或者
-包含具有强度G>0和相反极性的两个单极梯度的设置，或者
-包含具有强度G1>0、G2>0和G1≠G2的两个单极梯度的设置，或者
-包含具有强度G=0的零梯度和具有用于空间编码固定自旋的零阶梯度矩>0和用于以恒定速度运动的自旋的一阶梯度矩=0的非对称双极梯度的设置。
3.如权利要求1或者2所述的方法，其中，
-所述对象具有沿着层对象分布的自旋密度，
-步骤(b)包括，采集两个二维的磁共振图像，所述两个二维的磁共振图像表示沿着与对象空间中的投影面垂直的空间维度以所述不同空间编码相位对比梯度的设置将所述对象投影在所述投影面上的投影，以及
-步骤(c)包括，确定所述对象的三维图像。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述不同空间编码相位对比梯度
-在所述射频脉冲和磁场梯度的紧接的重复中来连续地设置，或者
-在具有所述射频脉冲和磁场梯度的接连的图像采集中来连续地设置。
5.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，
-所述射频脉冲和磁场梯度适于笛卡尔频率和相位编码、径向编码、螺旋编码或者其它非笛卡尔编码。
6.根据前述权利要求中的任一项的所述方法，其中，
-所述射频脉冲和磁场梯度包括低翻转角度梯度回波磁共振成像序列、自旋回波磁共振成像序列、受激回波磁共振成像序列或者回波平面成像序列。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，
-所述低翻转角度梯度回波磁共振成像(快速小角度摄影)序列包括欠采样的径向快速小角度摄影序列。
8.如权利要求1或者2所述的方法，其中,
-所述对象具有沿着线对象分布的自旋密度，或者具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度，
-所述磁场梯度包括频率编码梯度，
-步骤(a)包括，沿着与所述频率编码梯度的方向垂直的两个预定空间维度中的两个视场的至少三个不同空间编码相位对比梯度的设置，
-步骤(b)包括，分别在应用了所述不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个之后采集至少三个频率编码磁共振信号，以及
-步骤(c)包括，确定所述对象的三维图像。
9.根据权利要求8所述的方法，其中所述至少三个不同空间编码相位对比梯度的设置包括，
-包含具有强度G=0的一个零梯度的设置，以及
-包含具有强度G>0且沿着所述两个预定空间维度中的所述两个视场而生成的两个梯度的设置。
10.如权利要求1或者2所述的方法，其中，
-所述对象具有沿着线对象分布的自旋密度，或者具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度，
-所述磁场梯度包括频率编码梯度，
-步骤(a)包括，沿着与所述频率编码梯度的方向垂直的预定空间维度中的视场的两个不同空间编码相位对比梯度的设置，
-步骤(b)包括，分别在应用了所述不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个之后采集两个频率编码磁共振信号，以及
-步骤(c)包括，确定所述对象的二维图像。
11.根据权利要求1或者2所述的方法，其中，
-所述对象具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度，以及
-步骤(b)包括，在没有频率编码梯度时采集四个磁共振信号，其中所述不同空间编码相位对比梯度的设置包括
-具有强度G=0的一个零梯度，以及
-具有强度G>0并且沿着彼此垂直的空间维度的所述三个视场而生成的三个梯度。
12.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，
-所述射频脉冲都包括至少一个非选择性的、频率选择性的或者空间选择性的射频脉冲。
13.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，
-步骤(c)包括，根据所述磁共振信号的强度估算在由所述不同空间编码相位对比梯度的设置所限定的至少一个视场中的对象的厚度。
14.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，
-所述步骤(a)至(c)以允许按时间分辨率对所述对象进行动态成像的方式在重复率下来重复。
15.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，
-所述不同空间编码相位对比梯度的设置沿着具有至多一个闭合自旋密度的所述对象的预定轴来取向。
16.一种存在于计算机可读介质上的计算机程序，所述计算机程序具有用于执行根据前述权利要求中的至少一项所述的方法的程序代码。
17.一种适于收集磁共振数据的控制装置(100)，所述磁共振数据用于对布置在静态磁场中的具有预定自旋密度的对象进行成像，所述控制装置包括：
-适于使所述对象经受至少一个射频脉冲和磁场梯度以生成空间编码磁共振信号的脉冲和梯度控制装置(110)，所述脉冲和梯度控制装置包括相位对比梯度设置装置(111)，所述相位对比梯度设置装置适于在预定空间维度的至少一个视场中对所述磁共振信号的相位进行不同编码的至少两个空间编码相位对比梯度的设置，
-所述信号采集装置(120)，适于采集至少两个磁共振信号，每个磁共振信号具有至少两个不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个，以及
-计算装置(130)，适于通过计算所述信号之间的相位差来确定沿着所述空间维度的所述对象的至少一个平均自旋密度位置。
18.根据权利要求17所述的控制装置，其中所述相位对比梯度设置装置(111)适于
-包含具有强度G=0的零梯度和具有强度G>0的单极梯度的设置，或者
-包含具有强度G>0和相反极性的两个单极梯度的设置，或者
-包含具有强度G1>0、G2>0和G1≠G2的两个单极梯度的设置，或者
-包含具有强度G=0的零梯度并且具有用于空间编码固定自旋的零阶梯度矩>0和用于以恒定速度运动的自旋的一阶梯度矩=0的非对称双极梯度的设置。
19.如权利要求17或者18所述的控制装置，适于收集磁共振数据，所述磁共振数据用于对具有沿着层对象分布的自旋密度的所述对象进行成像，其中，
-所述信号采集装置(120)适于采集两个二维的磁共振图像，所述两个二维的磁共振图像表示沿着与对象空间中的投影面垂直的空间维度以所述不同空间编码相位对比梯度的设置将所述对象投影在所述投影面上的投影，以及
-所述计算装置(130)适于确定所述对象的三维图像。
20.根据权利要求19所述的控制装置，其中所述脉冲和梯度控制装置（110）适于
-在所述射频脉冲和磁场梯度的紧接的重复中连续地设置不同空间编码相位对比梯度，或者
-在具有所述射频脉冲和磁场梯度的接连的图像采集中来连续地设置不同空间编码相位对比梯度。
21.根据权利要求17至20中的任一项所述的控制装置，其中，
-所述脉冲和梯度控制装置(110)适于笛卡尔频率和相位编码、径向编码、螺旋编码或者其它非笛卡尔编码。
22.根据权利要求17至21中的任一项所述的控制装置，其中，
-所述脉冲和梯度控制装置（110）适于生成低翻转角度梯度回波磁共振成像序列、自旋回波磁共振成像序列、受激回波磁共振成像序列或者回波平面成像序列。
23.根据权利要求22所述的控制装置，其中，
-所述低翻转角度梯度回波磁共振成像(快速小角度摄影)序列包括欠采样的径向快速小角度摄影序列。
24.如权利要求17或者18所述的控制装置，适于收集磁共振数据，所述磁共振数据用于对具有沿着线对象分布的自旋密度或者具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度的所述对象进行成像，
-所述脉冲和梯度控制装置(110)适于生成频率编码梯度，
-所述相位对比梯度设置装置(111)适于沿着与所述频率编码梯度的方向垂直的两个预定空间维度中的两个视场的至少三个不同空间编码相位对比梯度的设置，
-所述信号采集装置(120)适于分别在应用了所述不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个之后采集至少三个频率编码磁共振信号，以及
-所述计算装置(130)适于确定所述对象的三维图像。
25.根据权利要求24所述的控制装置，其中所述相位对比梯度设置装置(111)适于
-包含具有强度G=0的一个零梯度的设置，以及
-包含具有强度G>0且沿着所述两个预定空间维度中的所述两个视场而生成的两个梯度的设置。
26.如权利要求17或者18所述的控制装置，适于收集磁共振数据，所述磁共振数据用于对具有沿着线对象分布的自旋密度或者具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度的所述对象进行成像，
-所述脉冲和梯度控制装置(110)适于生成频率编码梯度，
-所述相位对比梯度设置装置(111)适于沿着与所述频率编码梯度的方向垂直的预定空间维度中的视场的两个不同空间编码相位对比梯度的设置，
-所述信号采集装置(120)适于分别在应用了所述不同空间编码相位对比梯度的设置中的一个之后采集两个频率编码磁共振信号，以及
-所述计算装置(130)适于确定所述对象的二维图像。
27.根据权利要求17或者18所述的控制装置，适于收集磁共振数据，所述磁共振数据用于对具有在具有预定延伸的点对象中集中的自旋密度的所述对象进行成像，其中，
-所述信号采集装置(120)适于在没有频率编码梯度时采集四个磁共振信号，其中所述不同空间编码相位对比梯度的设置包括，
-具有强度G=0的一个零梯度，以及
-具有强度G>0并且沿着彼此垂直的空间维度的所述三个视场而生成的三个梯度。
28.根据权利要求17至27中的任一项所述的控制装置，其中，
-所述脉冲和梯度控制装置(110)适于生成所述射频脉冲，所述射频脉冲都包括至少一个非选择性的、频率选择性的或者空间选择性的射频脉冲。
29.根据权利要求17至28中的任一项所述的控制装置，其中，
-所述计算装置(130)适于根据所述磁共振信号的强度估算在由所述不同空间编码相位对比梯度的设置所限定的至少一个视场中的对象的厚度。
30.根据权利要求17至29中的任一项所述的控制装置，其中，
-所述脉冲和梯度控制装置(110)和所述信号采集装置(120)适于以允许按时间分辨率对所述对象进行动态成像的方式来在重复率下重复操作。
31.根据权利要求17至30中的一项所述的控制装置，其中，
-所述相位对比梯度设置装置(111)适于沿着具有至多一个闭合自旋密度的所述对象的预定轴来设置所述空间编码相位对比梯度。
32.一种磁共振成像(MRI)装置(300)，包括
-磁共振扫描仪(200)，以及
-根据权利要求17至31中的任一项所述的控制装置(100)，所述控制装置与所述磁共振扫描仪(200)耦接。
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