CN105659105A - 用于加速磁共振成像的系统和方法 - Google Patents

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CN105659105A CN201480059880.8A CN201480059880A CN105659105A CN 105659105 A CN105659105 A CN 105659105A CN 201480059880 A CN201480059880 A CN 201480059880A CN 105659105 A CN105659105 A CN 105659105A
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Abstract

提供一种磁共振成像系统和方法。一种方法包含施加与预期切片平面垂直的切片选择梯度，并且与切片选择梯度基本上同时地施加射频核磁共振激励脉冲，其具有与预期切片平面对应的带宽以及与预期切片平面中存在的质子的频率对应的频率。该方法还包含在编码周期期间并且在第一方向上施加具有相位编码部分和剪切部分的相位编码梯度，并且在读出周期期间并且在与第一方向垂直的第二方向上施加具有部分的频率编码梯度，该部分具有基本上与相位编码梯度的剪切部分相同的形状。相位编码梯度的剪切部分在读出期间来施加。这实现以跳跃PE步骤（例如每隔一个PE步骤）同时不引起混叠伪影。

Description

用于加速磁共振成像的系统和方法
技术领域
本文所公开的主题一般涉及磁共振成像(MRI)系统和方法，以及更具体来说涉及用于加速MRI中的图像获取序列的系统和方法。
背景技术
一般来说，磁共振成像(MRI)检查基于主磁场、射频(RF)磁场和时变磁梯度场之间与感兴趣受检者例如患者内具有核自旋的旋磁材料的交互。某些旋磁材料，例如水分子中的氢核，具有响应于外部磁场的特性行为。这些核的自旋的进动（precession）能够通过操纵磁场以产生能够被检测、处理并且用来重构有用图像的RF信号来影响。
取决于应用，MRI可作为二维或三维类型的成像操作来执行。在传统三维成像中，受检者的不同图像切片（slice）通过将磁梯度用于切片选择或相位编码来分开。用于图像获取所必需的时间长度与预期切片的数量成比例。类似地，在二维成像中，与读出方向平行的线条通过相位编码来分开，以及相位编码步骤的数量确定总图像获取时间。这样，图像获取时间传统地取决于相位和/或切片编码步骤的数量。
在许多实例中，期望快速得到受检者的图像，而无需损失（sacrificing）可包含在受检者的所选切片中的诊断上有用的信息。更快的图像获取可实现诸如伪影减少(例如因受检者的减少移动)、高时间分辨率、在成像部位（site）处的增加吞吐量等的益处。但是，经由受检者的所成像切片的数量的减少来加速成像获取可引起诊断上有用的信息的数量或质量中的减少。因此，存在对于解决用于MRI中诊断上丰富和快速成像获取的需要的改进系统和方法的需要。
发明内容
在一个实施例中，一种方法包含施加与预期切片平面垂直的切片选择梯度，并且与切片选择梯度基本上同时地施加核磁共振(NMR)激励脉冲，其具有与预期切片平面对应的带宽以及与预期切片平面中存在的质子的频率对应的频率。该方法还包含在编码周期期间并且在第一方向上施加具有相位编码部分和剪切部分的相位编码梯度，以及在读出周期期间并且在与第一方向垂直的第二方向上施加具有部分的频率编码梯度，该部分具有基本上与相位编码梯度的剪切部分相同的形状。在这里，切片选择梯度、相位编码梯度和频率编码梯度表示MRI系统中存在的物理梯度轴的三个正交组合。
在另一个实施例中，一种磁共振系统包含第一梯度线圈，其可控制以产生具有相位编码步骤部分和剪切部分的相位编码梯度，并且在第一方向上对受检者施加相位编码梯度。该系统还包含第二梯度线圈，其可控制以产生具有部分的频率编码梯度，该部分具有基本上与相位编码梯度的剪切部分相同的形状，并且在与第一方向垂直的第二方向上对受检者施加频率编码梯度。控制器适合在读出周期期间当检测到从受检者的问诊区域（interrogationregion）所产生的信号时，控制第一梯度线圈以产生相位编码梯度，以及控制第二梯度线圈以产生频率编码梯度。
在另一个实施例中，一种磁共振成像方法包含接收多个信号，其各在磁共振数据获取操作的相位编码步骤(其具有编码周期)期间来得到，在编码周期期间，各具有基本上相同的形状和不同的强度的剪切部分的相位编码梯度和频率编码梯度并发地施加到所成像受检者。该方法还包含处理多个信号以重构所成像受检者的剪切图像，并且未剪切（unshear）所剪切图像以生成所成像受检者的重构未剪切的图像。
在另一个实施例中，非暂时计算机可读媒介对一个或多个可运行例程进行编码，可运行例程在由处理器运行时使该处理器执行动作包含：控制第一梯度线圈以施加与预期切片平面垂直的切片选择梯度；控制射频线圈以与切片选择梯度基本上同时地施加射频波，其具有与预期切片平面对应的带宽和与预期切片平面中存在的质子的频率对应的频率；控制第二梯度线圈以在编码周期期间并且在第一方向上施加相位编码梯度，其包括相位编码部分和剪切部分；以及控制第三梯度线圈以在读出周期期间并且在与第一方向垂直的第二方向上施加频率编码梯度，其包括具有基本上与相位编码梯度的剪切部分相同的形状的部分。
附图说明
在参照附图阅读下面详细描述时，将变得更好地理解本发明的这些及其他特征、方面和优点，附图中，相似字符在附图通篇中表示相似部件，附图包括：
图1是按照本公开的方面、配置成获取磁共振(MR)图像的MR成像系统的实施例的图解说明；
图2是图示用于经过MRI操作中的倾斜查看（obliqueviewing）来加速数据获取的方法的实施例的流程图；
图3A-C示意图示二维加速成像方法的实施例；
图4图示可用来实现图3A-C的加速成像方法的脉冲序列的实施例；以及
图5A-F图示经过MRI模拟的加速成像方法的实施例。
具体实施方式
如以下更详细描述，本文所提供的是用于使用磁共振成像(MRI)系统来执行受检者(例如患者或对象)的加速成像的系统和方法。更具体来说，本文所提供的各个实施例可通过仅执行每第N相位编码步骤并且随后在读出期间经由倾斜查看解析所产生的N倍混叠（aliasing）来实现通过N的加速因子的图像获取时间的减少。在一些实施例中，可实现N=2或N=3的加速因子。另外，在某些实施例中，加速因子可通过将本文所公开的加速方法与并行成像相组合来进一步改进。上述特征可通过在没有引入混叠的情况下并且没有降低重构图像中的信息的存在的情况下减少相位或切片编码步骤的数量来实现二维和三维扫描两者中的成像时间中的实质减少。以下更详细描述当前所公开实施例的这些及其他特征。
本文所描述的实现可由磁共振成像(MRI)系统来执行，其中特定成像例程由用户(例如放射科医生)来发起。例如，本文所描述的实现可以可适用于为本领域的技术人员已知的多种类型的获取方案。进一步例如，所公开的实施例可与二维或三维MRI应用一起使用。
此外，MRI系统可执行数据获取、数据构造、图像重构/综合和图像处理。因此，参照图1，磁共振成像系统10示意地图示为包含扫描仪12、扫描仪控制电路14和系统控制电路系统16。系统10另外包含如图片存档和通信系统(PACS)18的远程访问和存储系统或装置，或者诸如远程放射设备的其他装置，使得由系统10所获取的数据可现场或者不在现场访问。虽然MRI系统10可包含任何适当扫描仪或检测器，但是在所图示实施例中，系统10包含全身扫描仪12，其具有通过其形成膛22的壳体20。台架24可移动到膛22中，以准许患者26定位在其中用于对患者26内的所选解剖体（anatomy）进行成像。可当激励核自旋并且进动时，通过将某些特征用于从激励核接收数据并且通过患者26内的某些旋磁核的所选激励、患者定位的组合，对所选解剖体进行成像，如以下所描述。
扫描仪12包含用于产生用于激励正被成像受检者的解剖体内的旋磁材料的可控磁场的一系列关联线圈。具体来说，提供主磁体线圈28用于生成与膛22一般对齐的主磁场。一系列梯度线圈30、32和34准许可控磁梯度场被生成用于在检查序列期间患者26内的某些旋磁核的位置编码。射频(RF)线圈36被提供，并且配置成生成用于激励患者内的某些旋磁核的射频脉冲。除了可以是扫描仪12的本地的线圈之外，系统10还包含配置用于接近(例如相对)患者26放置的一组接收线圈38(例如线圈的相控阵)。接收线圈38可具有任何几何结构，包含封闭和单侧几何结构两者。
作为示例，接收线圈38能够包含颈/胸/腰(CTL)线圈、头部线圈、单侧脊骨线圈等。一般来说，接收线圈38放置成接近患者26或者放置在患者26之上，以便接收由患者26内的某些旋磁核在它们返回到其弛豫状态时生成的弱RF信号(相对于由扫描仪线圈所生成的发射脉冲的弱)。接收线圈38可关断，以便不接收由扫描仪线圈所生成的发射脉冲或者与其共振，并且可接通，以便接收由弛豫旋磁核所生成的RF信号或者与其共振。
系统10的各种线圈由外部电路系统来控制，以生成预期磁场和脉冲，并且按照可控方式读取来自旋磁材料的放射。例如，在本文所描述的加速成像方法的某些实施例中，第一和第二梯度线圈可控制成在成像获取的读出周期期间基本上同时地分别施加频率编码梯度和相位编码梯度。频率和相位编码梯度的每个可包含具有基本上相同的形状但是具有不同强度的剪切部分，因而导致在读出方向上所剪切的图像。这可使每隔一个相位编码步骤能够被消除，因而将相位视场和成像时间减少到1/2，同时仍然实现未剪切图像的恢复，因为重构图像中的剪切量通过频率和相位编码梯度的剪切部分的相对强度预先确定。
在所图示实施例中，主电源40向主场线圈28提供功率。在某些实施例中，如果主场线圈28是工作在其持久电流模式中的超导磁体，则电源40仅用于初始磁场斜升。提供驱动器电路42用于使梯度场线圈30、32和34脉动。这种电路可包含用于如通过由扫描仪控制电路14所输出的数字化脉冲序列所定义的向线圈供应电流的放大和控制电路系统。提供另一种控制电路44用于调节RF线圈36的操作。电路44包含用于在操作的活动与不活动模式之间进行交替的开关装置，其中RF线圈36分别传送和不传送信号。电路44还包含用于生成RF脉冲的放大电路系统。类似地，接收线圈38连接到能够在接收与非接收模式之间开关接收线圈38的开关46，使得接收接收线圈38在处于接收状态的同时与通过从患者26内弛豫旋磁核所产生的RF信号共振，并且它们不与来自发射线圈(即，线圈36)的RF能量共振，以便在处于非接收状态的同时阻止不合需要的操作。另外，接收电路48被提供用于接收由接收线圈38所检测的数据，并且可包含一个或多个复用和/或放大电路。
在所图示实施例中，扫描仪控制电路14包含接口电路50，用于输出用于驱动梯度场线圈30、32、34和RF线圈36的信号。另外，接口电路50接收表示从接收电路系统48和/或接收线圈38以检查序列所产生的磁共振信号的数据。接口电路50在操作上连接到控制电路52。控制电路52运行用于基于经由系统控制电路16所选择的所定义协议来驱动电路42和电路44的命令。控制电路52还用来向开关46提供定时信号，以便同步RF能量的传输和接收。此外，控制电路52接收磁共振信号，并且可在将数据传送给系统控制电路16之前执行后续处理。扫描仪控制电路14还包含在操作期间存储配置参数、脉冲序列描述、检查结果等的一个或多个存储器电路54。在某些实施例中，存储器电路54可存储用于实现本文所描述图像处理技术的至少一部分的指令。
接口电路56耦合到控制电路52，用于在扫描仪控制电路14与系统控制电路16之间交换数据。这种数据可包含待执行的特定检查序列的选择、这些序列的配置参数和所获取数据，其可采取原始或处理形式从扫描仪控制电路14来传送，用于后续处理、存储、传输和显示。
系统控制电路16的接口电路58从扫描仪控制电路14接收数据，并且向扫描仪控制电路14传送回数据和命令。接口电路58耦合到控制电路60，其可包含多用或专用计算机或工作站中的一个或多个处理电路。控制电路60耦合到存储器电路62，其存储用于操作MRI系统10的编程代码，以及在一些配置中存储用于以后重构、显示和传输的图像数据。可提供附加接口电路64用于与诸如远程访问和存储装置18的外部系统组件交换图像数据、配置参数等。最后，系统控制电路60可包含用于促进操作员接口并且用于产生重构图像的硬拷贝的各种外围装置。在所图示实施例中，这些外围设备包含打印机66、监测器68以及其中包含诸如键盘或鼠标的装置的用户接口70。
应当注意，在本文所描述的获取之后，系统10可以简单地例如在存储器电路(例如存储器56、62)中存储所获取数据用于以后本地和/或远程访问。因此，当本地和/或远程访问时，所获取数据可由专用或通用计算机内包含的一个或多个处理器来操纵。一个或多个处理器可访问所获取数据，并且运行共同存储用于执行包含本文所描述图像处理、校正和重构方法的方法的指令的一个或多个非暂时机器可读媒介上存储的例程。
此外，应当注意，MRI系统10可按照本文所描述实施例用来实现多种加速成像获取方案，并且校正所获取MR数据，以产生重构未剪切的图像。例如，图1的MRI系统10可用来实现图2所图示的加速数据获取方法72。在所图示方法72中，以与经过受检者的预期切片对应的幅度来施加与预期切片平面垂直的切片选择梯度(例如Gz)(框74)。基本上同时地(操作变化因系统操作、组件协调延迟等而可能发生)，射频(RF)线圈用来施加RF波，其具有与预期切片平面中的质子的那个相同的频率以及与预期切片平面对应的带宽(框76)。合起来看，切片选择梯度和RF波使成像切片能够被选择用于成像操作的第一步骤。在某些实施例中，核磁共振(NMR)激励脉冲可采取备选形式，而不局限于RF波。
随后，在读出期间与也在读出期间所施加的频率编码梯度(例如Gx)(框80)并发地施加相位编码梯度(例如Gy)(框78)。如以下更详细描述，相位编码梯度包含：相位编码部分，其定义相位编码步骤；以及剪切部分，其连同频率编码梯度的剪切部分一起定义给定切片的成像期间所取得的查看角倾斜或剪切量。频率编码梯度还包含剪切部分，其具有基本上与相位编码梯度的剪切部分相同的形状但是具有不同的强度。剪切部分的强度之间的比率确定所获取图像中的剪切量，并且因而能够用来生成未剪切图像。
这个特征实现使用减少数量的相位编码步骤但是没有引入混叠的图像数据的获取。因此，方法72还包含重复用于减少数量的相位编码步骤的脉冲序列(框82)。一旦被获取，所减少的数据组则可被处理以生成所成像受检者的未剪切重构的图像(框84)。这样，由于通过增加读出视场的相位编码步骤的数量的减少，可捕获所有预期像素。后者能够通过增加读出RF带宽来取得。以这样的方式，在无需损失数据点的情况下加速图像获取。
这种方法的步骤能够对二维(2D)和三维(3D)成像两者以数学方式来描述。存在MRI中使用的两种类型的3D成像方法。第一种类型是通过聚集多个2D切片图像的3D成像，以及第二种类型是经过在切片方向上的附加相位编码的3D成像。在下面，我们考虑两种3D成像类型以及单切片2D成像。首先，对于多切片类型的3D成像，假定两个独立切片中的质子密度，具有距离，由下式给出
(1)；以及
(2)。
在两种切片的RF激励之后，具有k空间向量的图像编码(忽略弛豫)产生由下式给出的MR信号：
（3）。
现在假定。如果当施加相位(Gy)(或者读出(Gx))梯度时，也施加切片梯度(Gz)，使得，则能够实现这个方面。然后，
(4)
其中，FT[;,]是以第二和第三自变量所估计的第一自变量的2D傅立叶变换。按照傅立叶变换的性质，乘以平面波的(的函数的FT)与(移位的的函数的FT)是相同的。因此，上述表达变成
(5)。
这表明，通过在切片内图像编码期间开启（turnon）z梯度，能够在由定义所施加z梯度相对x和y梯度的幅度的系数所给出的方向上、将多个切片的每个横向移位与切片的z坐标成比例的量。
这个切片移位也能够在附加相位编码类型的3D成像中执行。考虑由下式给出的激励板条（slab））中的3D自旋密度
(6)。
在相位编码坐标处并且沿读出坐标kx的MR信号通过其3D傅立叶变换来给出：
(7)
现在假定当施加平面内编码梯度(Gx或Gy)时，也同时施加切片编码梯度，使得。这个z梯度与3D切片编码所必需的通常z梯度分开。如果完成这个，则上述MR信号包含附加z方向自旋弯曲因子（warpfactor）
(8)，其表示在Gx或Gy梯度瓣（lobe）期间发生的相位绕组。
现在能够重新排列三重积分的积分顺序以获得下式：
(9)。
括号中的项是z的函数，并且它是乘以平面波的2D傅立叶变换(在x和y上的双重积分)。因此，它能够改写为横向移位自旋密度的2D傅立叶变换
(10)
通过将等式10代入等式9，能够看到，信号是下列移位自旋密度的3D傅立叶变换
(11)。
因此，所产生3D图像将表明通过切片相关横向移位所改变的通常切片图像：
(12)。
由于移位量是已知的，所以能够撤消移位并且恢复原始自旋密度。
这种方式的有效性如下：如果第二板条已紧接第一板条，则z编码步骤通常应当加倍，以解析两个板条。那将要求两倍的时间。但是，如果进行如上的横向移位并且将每切片的移位量选择为，其中δz是切片厚度，FOV是平面内视场，以及N是切片的数量，则成对去除切片的混叠。换言之，在没有移位的情况下，各切片图像实际上将是在z和z+L的切片之和。通过移位，将解析重叠，因为z切片和(z+L)切片将看来通过FOV横向移位。因此，移位技术使能够以切片相位编码步骤的数量的一半以3D进行成像。如果以增加的接收带宽在读出方向上应用移位操作，则不存在覆盖用于移位成像的更大视场的时间损失。在这种情况下，能够在与对一个板条进行成像对应的时间中对两个板条进行成像，从而使3D成像加速2倍。相位编码负担的部分有效地移位到读出编码中的增加取样。
应当注意，这个分析也能够一般化到2D成像应用。相同的自变量能够应用于2D单切片成像过程。考虑具有相位方向视场Fy(其通常沿左-右方向进行)和读出方向视场Fx的切片(例如轴向腹部切片)。相位编码方向常常能够比读出方向要长，以及在那个方向上的高分辨率要求充分多的ky编码步骤。现在假定仅在密度一半取样ky。这将造成在y处的线条和在(y+Fy/2)处的线条上的像素的混叠。现在假定当进行读出时，除了Gx之外，还应用Gy，从而有效地以角acrtan(Gy/Gx)“投射”对象。然后，MR重构将给出是原始的剪切版本的图像。如果选择剪切量，使得在y上分开Fy/2的像素沿x方向相对移开Fx，则在y方向上的混叠没有引起重叠。因此能够以相位编码步骤的一半来恢复切片中的所有像素。再次，如果读出带宽允许读出期间增加的取样率，则可节省相同因子的时间。以这样的方式，可加速MRI数据获取，因而导致减少的数据获取时间。
图3A-C示意图示用于二维成像操作的加速成像方法的示例。更具体来说，图3A是图示待成像受检者88的示意图86。多个矩形90、92、94、96、98、100、102和104表示在读出方向106上并且沿相位方向108所排列的像素阵列。在第一步骤中，图像在读出方向106上剪切，使得矩形90、92、94、96、98、100、102和104向右移位，如图3B的示意图110所图示。这在实现期间通过在读出周期期间施加频率编码梯度(例如Gx)和相位编码梯度(例如Gy)来实现。在成像获取期间，这使每隔一个相位编码步骤能够被消除，因而将相位视场和成像时间减少到1/2。
如图3C的示意图112所示，这个步骤有效地将位于中线114上方的上部矩形90、92、94和96转移到平面的下半部中。在传统成像中，这个步骤将会导致不合需要的混叠。但是，通过应用当前公开的剪切方法，两个所成像半部没有重叠。此外，由于剪切量通过Gx和Gy的相对强度预先确定，所以未剪切图像可在后成像处理期间恢复。
图4图示具有频率编码梯度(Gx)116、相位编码梯度(Gy)118、切片选择梯度(Gz)和射频(RF)波122的示例脉冲序列图。但是，应当注意，多种脉冲序列图可适合于执行本文所公开的加速成像获取，不局限于图4所图示的简图。在所图示脉冲序列图中，切片选择梯度(Gz)和RF波122用来选择待成像受检者的切片。
此外，在所图示实施例中，频率编码梯度116包含剪切部分124，其具有基本上与相位编码梯度118的剪切部分126相同的形状，但是具有不同幅度。当频率和相位编码梯度116及118均在读出周期期间施加时，剪切部分124和126的幅度的比率定义所产生图像中的剪切量。通过在读出周期期间施加Gy连同Gx，查看角有效地倾斜，因而消除不合需要的线条重叠。此外，图像获取步骤的数量中的减少可通过执行Gy的相位编码部分133中的相位编码步骤128、130和132但不执行相位编码步骤134、136和138来实现。也就是说，可执行减少数量的相位编码步骤，而没有引入混叠并且没有信息的损失。
图5A-F图示经过MRI模拟所生成的加速成像方法的示例，并且示出经过从欠取样1/2的k空间倾斜查看的完整图像的恢复。具体来说，图5A图示真实对象140。图5B和图5C分别图示当使用没有采用剪切的传统成像方式时得到的k空间142和重构图像144。如重构图像144所示，混叠发生，因而引起重构图像144中的不合需要的伪影。
图5D-F图示使用倾斜查看以得到没有混叠的图像的本文所公开的加速成像方法的实施例的益处。图5D示出倾斜查看方式的k空间146，以及图5E示出重构图像148。在这种方式中，在偏斜校正之后，可得到未混叠图像150，如图5F所示。未混叠重构图像150再次可以减少数量的相位编码步骤来得到，因而减少总图像获取时间。
本书面描述使用包含最佳模式的示例来公开本发明，并且还使本领域的任何技术人员能够实施本发明，包含制作和使用任何装置或系统，以及执行任何结合方法。本发明的可取得专利范围由权利要求书来定义，并且可包含本领域的技术人员想到的其他示例。如果这类其他示例具有与权利要求书的文字语言完全相同的结构元件，或者如果它们包含具有与权利要求书的文字语言的非实质差异的等效结构元件，则它们意在落入权利要求书的范围之内。

Claims (20)

1.一种磁共振(MR)成像方法，包括：
施加与预期切片平面垂直的切片选择梯度；
施加射频核磁共振激励脉冲，具有与所述预期切片平面对应的带宽和与所述预期切片平面中存在的质子的频率对应的所述频率；
在编码周期期间并且在第一方向上施加相位编码梯度，包括相位编码部分和剪切部分；以及
在读出周期期间并且在与所述第一方向垂直的第二方向上施加频率编码梯度，包括具有基本上与所述相位编码梯度的所述剪切部分相同的形状的部分。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述频率编码梯度的所述部分和所述相位编码梯度的所述剪切部分具有不同的幅度，并且所述不同幅度之间的差和/或比率确定剪切量。
3.如权利要求1所述的方法，包括处理所得到的MR数据以生成所成像受检者的未剪切重构的图像。
4.如权利要求3所述的方法，其中，处理所述MR数据包括通过比较所述相位编码梯度和所述频率编码梯度的相对强度来确定所述剪切量。
5.如权利要求1所述的方法，其中，所述第一方向包括垂直方向，以及所述第二方向包括水平方向。
6.一种磁共振(MR)系统，包括：
第一梯度线圈，配置成产生相位编码梯度，并且在第一方向上对受检者施加所述相位编码梯度；
第二梯度线圈，配置成产生频率编码梯度，并且在与所述第一方向垂直的第二方向上对所述受检者施加所述频率编码梯度；以及
控制器，配置成成在读出周期期间当检测到从所述受检者的问诊区域所产生的信号时，控制所述第一梯度线圈以产生具有相位编码步骤部分和剪切部分的所述相位编码梯度，并且控制所述第二梯度线圈以产生具有部分的所述频率编码梯度，所述部分具有基本上与所述相位编码梯度的所述剪切部分相同的形状。
7.如权利要求6所述的系统，其中，所述控制器配置成控制所述剪切部分的第一幅度和所述部分的第二幅度，使得所述第一和第二幅度之间的差和/或比率对应于预期剪切量。
8.如权利要求6所述的系统，包括第三梯度线圈，配置成被控制以产生切片选择梯度，并且施加与所述受检者的预期切片平面垂直的所述切片选择梯度。
9.如权利要求8所述的系统，包括射频线圈，配置成被控制以产生射频波，并且与所述切片选择梯度基本上同时地对所述受检者施加所述射频波。
10.如权利要求9所述的系统，其中，所述控制器配置成控制所述射频波的带宽以控制所述预期切片平面的宽度。
11.如权利要求6所述的系统，其中，所述第一方向包括垂直方向，以及所述第二方向包括水平方向。
12.如权利要求6所述的系统，其中，所述控制器配置成处理从多个相位编码步骤所得到的所述信号以产生所述受检者的所述问诊区域的未剪切重构的图像。
13.一种磁共振(MR)成像方法，包括：
接收各在具有读出周期的MR数据获取操作的相位编码步骤之后所得到的多个信号，在所述读出周期期间，对所成像受检者并发地施加各具有基本上相同的形状和不同的强度的剪切部分的相位编码梯度和频率编码梯度；以及
处理所述多个信号以重构所述所成像受检者的剪切图像，并且未剪切所述所剪切图像以生成所述所成像受检者的重构未剪切的图像。
14.如权利要求13所述的方法，其中，处理所述多个信号包括确定所述相位编码梯度和所述频率编码梯度的所述剪切部分的所述强度的差和/或比率，将所确定差与剪切量相互关连，并且从所述剪切图像中去除剪切量。
15.如权利要求13所述的方法，其中，所述MR数据获取操作包括二维图像获取。
16.如权利要求13所述的方法，其中，所述MR数据获取操作包括三维图像获取。
17.一种非暂时计算机可读媒介，对一个或多个可运行例程进行编码，所述例程在由处理器运行时使所述处理器执行动作包括：
控制第一梯度线圈以施加与预期切片平面垂直的切片选择梯度；
控制射频线圈以与所述切片选择梯度基本上同时地施加具有与所述预期切片平面对应的带宽和与所述预期切片平面中存在的质子的频率对应的所述频率的射频波；
控制第二梯度线圈以在编码周期期间并且在第一方向上施加相位编码梯度，包括相位编码部分和剪切部分；以及
控制第三梯度线圈以在所述读出周期期间并且在与所述第一方向垂直的第二方向上施加频率编码梯度，包括具有基本上与所述相位编码梯度的所述剪切部分相同的形状的部分。
18.如权利要求17所述的计算机可读媒介，其中，所述第一方向包括垂直方向，以及所述第二方向包括水平方向。
19.如权利要求17所述的计算机可读媒介，其中，所述频率编码梯度的所述部分和所述相位编码梯度的所述剪切部分具有不同的幅度，并且所述不同幅度之间的所述差确定剪切量。
20.如权利要求17所述的计算机可读介质，其中，所述第一方向包括水平方向，以及所述第二方向包括垂直方向。
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