TWI529405B - 取得磁共振影像訊號方法及裝置 - Google Patents

Description

取得磁共振影像訊號方法及裝置

本發明是有關於一種取得磁共振影像訊號方法及裝置，明確地說，本發明是一種同時取得多截面/多區塊磁共振影像訊號的方法及裝置，包括提供至少一同調回相梯度。

磁共振影像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)裝置係用以基於MR訊號重建MR影像。一個MRI裝置基本上係提供一固定磁場、一梯度磁場以及具有一選擇頻率的一射頻(Radio Frequency，RF)訊號至一物體以激發一所選原子核型(nucleus type)，且之後偵測此激發核所傳送之MR訊號。

參照第一圖，於二維空間編碼的傳統流程中，每次只有此物體的一單截面可被處理；也就是說，多截面影像係沿著一掃描方向由多次掃描所取得。因此，由一次掃描動作中只擷取一個影像，N個影像係藉由N次掃描而擷取。則用於取得所有截面的影像之所需時間可藉由公式(一)計算而得：

用於取得所有截面的影像之所需時間=NEX×Npe×TR×Nslice公式(一)

其中，NEX代表一單截面的重覆訊號的平均數目，Npe係編碼的全部數目。對於二維MR影像來說，Npe代表相位編碼Np(於k空間的掃描線)的數目，TR代表於k空間取得一掃描線的所需時間，以及Nslice代表截面的數目。舉例來說，若存在一總共256張128×128影像待取得，則Nslice=256，NEX=1，Npe=128，TR=0.1秒，且取得所有截面的影像之所需時間約為54分鐘。可明顯發現，此流程耗費相當多時間。

參照第二圖，於三維空間編碼的傳統流程中，一次掃描中只有物體的一單一區塊可被激發以提供所有截面的影像。此外，取得三維MR影像的所需時間也可使用公式(一)來計算出，然而編碼的全部數目Np=Np×Nz，其中Np係相位編碼的數目，Nz係相位編碼的數目。因此，可明顯發現取得三維MR影像的所需時間相較於二維MR影像係更多的。

先前申請案(US Publication No. 20090278538)揭露一種用於在磁共振系統中同時取得複數截面/區塊的方法與裝置。此方法包括下列步驟：提供一或一個以上的射頻脈衝與一截面選擇梯度/一區塊選擇梯度，其中該一或該一個以上的射頻脈衝具有至少兩個頻率成分，使得該物體個別對應至該至少兩個頻率成分的至少兩個截面/區塊被同時激發；提供空間編碼磁場梯度；以及提供一截面/區塊分離磁場梯度以分離此至少兩截面/區塊。此先前申請案所揭露的方法可被用於取得用在同時重建多截面/區塊的資料。

然而，藉由前述方法取得的影像係模糊的。模糊的程度係需要被設置於一目前範圍，以取得清晰且可接受地清楚影像。為了抵銷影像模糊的問題，截面的厚度係受到限制的。

本發明係有關於一種取得磁共振影像訊號的方法，包括提供至少一同調回相梯度至此些分離梯度間。

本發明另提供一種用於從一物體同時取得複數截面/區塊MRI訊號的裝置，該裝置具有藉由從該物體產生MRI訊號來成像的能力，該裝置包括射頻激發模組。射頻激發模組係用於提供一或一個以上的射頻脈衝與一截面選擇梯度/一區塊選擇梯度至一物體，其中該一或該一個以上的射頻脈衝具有至少兩個頻率成分，使得該物體個別對應至該至少兩個頻率成分的至少兩個截面/區塊被同時激發。提供複數個空間編碼梯度。提供複數個分離梯度，其中該些分離梯度用於分離該至少兩個截面/區塊。提供至少一同調回相梯度至介於該些分離梯度中。

為讓本發明之上述內容能更明顯易懂，下文配合所附圖式，作進一步詳細說明如下：

於下述描述中，首先要注意的是類似的元件係以相同的編號表示，以及為了方便的目的，以符號”/”代表「或」。再者，座標(X,Y,Z)係用以關於影像的座標來被使用，其並不是關於MRI系統的絕對空間座標。

挑述於此的方法係能達成同時激發並取得物體中不同位置的MR訊號之功用。描述於此的實施例係可兼容於各種現存或未來的MRI系統。此外，此方法並不需要額外的線圈/RF通道、影像資訊的額外計算時間、或是額外的計算機設備。描述於此的實施例可藉由回波平面影像(echo planar imaging)、灌注(perfusion)、影像流、血管造影、影像溫度、T1影像(晶格自旋弛豫時間常數，lattice spin relaxation time constant)、T2影像(自旋自旋弛豫時間常數)、擴散與類似相關等方式適用於MRI系統。

第三圖係一描述用於由一物體依據一實施例同時取得多截面或多區塊MRI訊號示範裝置100的圖示，其中裝置100係具有藉由此物體產生MRI訊號來影像的能力。請參照第三圖，影像裝置100包括一序列控制器1、RF激發模組21，用於發射一激發波形、RF接收模組22，用於接收MR影像訊號、固定磁場輸出模組3、梯度輸出模組4、主控制台7、顯示裝置52以及輸入裝置53。此RF激發模組21與RF接收模組22可彼此為具有一單一通道或多通道的RF線圈。此梯度輸出模組4可被提供與梯度控制器41與此些梯度線圈42。主控制台7具有一控制模組71、儲存模組72與影像處理模組73。

一物體6可被置放於一量測空間30中。於此量測空間30中，固定磁場輸出模組3產生一固定磁場，而梯度線圈42產生一梯度，其中此產生動作係藉由梯度控制器41所控制。此固定磁場與此梯度係用於物體6以產生為MRI訊號來源的磁化。使用上述裝置來影像的方法將於下描述之。

第四圖係流程圖，其說明依據一實施例由一物體同時取得多截面MRI二維訊號的示範方法。

同時參照第三、第四圖，於步驟401中，RF激發模組21係被控制為提供一個或一個以上的射頻(Radio Frequency，RF)脈衝與一截面選擇梯度至物體6，其中該一或該一個以上的射頻脈衝具有至少兩個頻率成分，使得該物體個別對應至該至少兩個頻率成分的至少兩個截面被同時激發。

舉例來說，RF脈衝101帶有用於激發兩截面的頻率f1與f2，其中f1與f2被設計為具有一頻率差fsep使得

fsep=dsep×γ×Gss　公式(二)

其中，dsep代表介於對應至兩頻率的兩鄰近截面之距離(以公分表之)，其中兩鄰近截面代表藉由RF脈衝具有之複數個頻率所激發之兩相鄰截面。γ代表原子旋磁比(atomic gyromagnetic ratio)。Gss代表截面選擇梯度的強度(以高斯/公分單位表之)。

於步驟402中，梯度輸出模組4提供複數個空間編碼梯度Gspen、用於分離至少兩截面的複數個截面分離梯度、以及至少一同調回相梯度Gc至介於複數個分離梯度Gsep，至此物體6。此空間編碼梯度Gspen包括相位編碼梯度Gr以及頻率編碼梯度Gx。

Gsep與Gspen的比例，Gspen例如是相位編碼梯度Gr或頻率編碼梯度Gx並協同Gsep接收MRI訊號，應該符合下述關係：

Gsep/Gspen≧FOVspen/dsep　公式(三)

FOVspen代表沿著空間編碼梯度Gspen的方向看之場(例如是寬度)(以公分表之)。dsep代表介於對應至兩頻率的兩鄰近截面的絕對距離(以公分表之)。此兩鄰近截面可以公式(三)示範之方式間隔。

於步驟403中，梯度輸出模組4在提供空間編碼梯度(相位編碼梯度Gr與頻率編碼梯度Gx)的過程中，協同射頻接收模組22接收由物體6所激發之響應射頻訊號。

於步驟404中，MRI訊號藉由傅利葉轉換來重建響應射頻訊號，以便提供每截面的即時影像。

第五圖係說明當應用第四圖的流程時，控制第三圖系統的時序圖。

參照第三圖與第五圖，控制模組71可接收使用者經由輸入裝置53所傳送之控制指令，並協同儲存於儲存模組72的現存程式以使得序列控制器1執行第四圖的方法。

序列控制器1可被用以輸出驅動訊號以驅動RF激發模組21、RF接收模組22、以及梯度輸出模組4的啟動，其中依據本發明一實施例的控制步驟如下：

(i).　序列控制器1驅動RF激發模組21以產生一或一個以上帶有至少兩頻率成分的RF脈衝101至物體6。舉例來說，RF脈衝101帶有頻率f1與f2，其中f1與f2具有符合公式(二)的頻率差fsep。序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生截面選擇梯度Gss 105的梯度線圈42。

(ii).　序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生複數個空間編碼梯度Gsep 102、103、104至物體6的梯度線圈42，其中空間編碼梯度Gsep 102、103、104係依據每一截面的每個編碼方向。

(iii).　序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生數個分離梯度Gsep 106、107至物體6的複數個梯度線圈42。

(iv).　序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生至少一同調回相梯度Gc 108至介於複數個分離梯度Gsep 106、107的複數個梯度線圈42。

於此範例中，空間編碼梯度Gspen包括相位編碼梯度102以及頻率編碼梯度103、104，且於提供空間編碼梯度Gspen的過程中，當接收到由物體6所激發之MRI訊號時提供複數個分離梯度Gsep106、107。Gsep與Gspen的比例，Gspen例如是協同Gsep接收MRI訊號，應該符合公式(三)使得兩鄰近截面可被完全隔開。

特別的是，複數個分離梯度中其一與空間編碼梯度中至少一個係被同時提供。舉例來說，頻率編碼梯度103與分離梯度Gsep 106係被同時提供。此外，頻率編碼梯度104與分離梯度Gsep 107係被同時提供。

依據不同的實施例，當頻率編碼梯度103、104與至少一截面分離梯度105被提供時，接收模組22可接收由物體6所激發的MRI訊號。此MRI訊號則可藉由執行轉換，例如是空間編碼與二維傅利葉轉換，的影像處理模組73重建，以便提供截面的即時影像資料。所重建的資料，例如是各別截面的影像，可被輸出並顯示於顯示裝置52上。

三維MRI與二維MRI的差別係在於，一次掃描動作只激發一截面，且影像資訊係經由二維空間編碼所提供；然而在三維MRI中，一次掃描動作係激發一區塊，且影像資訊係經由三維空間編碼所提供。

第六圖係依據一實施例說明用於三維MRI的示範性方法。

參照第三至第六圖，於步驟601中，RF激發模組21係被控制為提供一個或一個以上的射頻脈衝與一區塊選擇梯度至物體6，其中該一或該一個以上的射頻脈衝具有至少兩個頻率成分，使得該物體個別對應至該至少兩個頻率成分的至少兩個區塊被同時激發。

舉例來說，RF脈衝101帶有用於激發兩區塊的頻率f1與f2，其中f1與f2被設計為具有公式(二)所示之一頻率差fsep。

於步驟602中，梯度輸出模組4提供複數個空間編碼梯度Gspen、用於分離至少兩區塊的複數個區塊分離梯度Gsep、以及至少一同調回相梯度Gc於介於複數個分離梯度Gsep，至此物體6。此空間編碼梯度Gspen包括相位編碼梯度Gr、頻率編碼梯度Gx、以及區塊選擇梯度Gz。

Gsep與Gspen的比例係符合公式(三)，其中Gspen例如是相位編碼梯度Gr、頻率編碼梯度Gx、或區塊選擇梯度Gz，並協同Gsep接收MRI訊號。

於步驟603中，梯度輸出模組4在提供空間編碼梯度的過程中，協同脈衝接收模組22接收由物體6所激發之響應射頻訊號。

於步驟604中，MRI訊號藉由執行空間編碼與三維傅利葉轉換來重建響應射頻訊號，以便提供每區塊的即時影像。

第七圖係說明當應用第六圖的步驟時第三圖系統的控制的時序圖。

參照第三圖與第七圖，控制模組71可接收使用者經由輸入裝置53所傳送之控制指令，並協同儲存於儲存模組72的現存程式以使得序列控制器1執行第六圖的方法。

序列控制器1可被用以輸出驅動訊號以驅動RF激發模組21、RF接收模組22、以及梯度輸出模組4的啟動，其中依據本發明一實施例的控制步驟如下：

(i).　序列控制器1驅動RF激發模組21以產生一或一個以上帶有至少兩頻率成分的RF脈衝101至物體6。舉例來說，RF脈衝101帶有頻率f1與f2，其中f1與f2具有符合公式(二)的頻率差fsep。序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生區塊選擇梯度Gss 105的梯度線圈42。

(ii).　序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生複數個空間編碼梯度Gsep 102、103、104至物體6的梯度線圈42，其中空間編碼梯度Gsep 102、103、104係依據每一區塊的每個編碼方向。

(iii).　序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生數個分離梯度Gsep 106、107至物體6的複數個梯度線圈42。

(iv).　序列控制器1驅動梯度控制器41以控制用於產生至少一同調回相梯度Gc 108至介於複數個分離梯度Gsep 106、107的複數個梯度線圈42。

於此範例中，空間編碼梯度Gspen包括相位編碼梯度102、頻率編碼梯度103、104，以及區塊選擇梯度109。且於提供空間編碼梯度Gspen的過程中，當接收到由物體6所激發之MRI訊號時，提供複數個分離梯度Gsep106、107。Gsep與Gspen的比例，Gspen例如是協同Gsep接收MRI訊號，應該符合公式(三)使得兩鄰近區塊可被完全隔開。

特別的是，複數個分離梯度Gsep中其一與空間編碼梯度Gspen中至少一個係被同時提供。舉例來說，頻率編碼梯度103與分離梯度Gsep 106係被同時提供。此外，頻率編碼梯度104與分離梯度Gsep 107係被同時提供。

依據不同的實施例，當頻率編碼梯度103、104與至少一區塊分離梯度105被提供時，接收模組22可接收由物體6所激發的MRI訊號。此MRI訊號則可藉由執行轉換，例如是空間編碼與三維傅利葉轉換，的影像處理模組73重建，以便提供區塊的即時影像資料。所重建的資料，例如是各別區塊的影像，可被輸出並顯示於顯示裝置52上。

於上所述中，係提供兩個分離梯度以獲得一掃描線。然而，於其它實施例中，所提供的分離梯度Gsep之數目並不限於兩個。於其它實施例中，分離梯度Gsep的數目係依據過濾形狀數據(filtering shape data)所決定。過濾形狀數據係在沒有提供任何同調回相梯度Gc 108的情況下，所偵測由物體6所激發之響應射頻訊號。過濾形狀數據將於下詳細描述。

第八圖係描述用於判斷分離梯度Gsep數目的示範方法之流程圖。於步驟801中，提供一個或一個以上的射頻脈衝101。於步驟802中，提供複數個空間編碼梯度Gspen。空間編碼梯度Gspen包括相位編碼梯度102與一頻率編碼梯度Gspen。於步驟803中，提供用於分離至少兩截面/兩區塊的分離梯度。於步驟804中，接收由物體6所激發之響應射頻訊號且取得過濾形狀數據。

於步驟805中，判斷訊號衰減臨界值。第九A圖係繪示取得過濾形狀數據的一範例。於此範例中，在時間t1之後的訊號強度係低於訊號衰減臨界值。且有較低強度的訊號將導致影像模糊。於步驟806中，根據訊號衰減臨界值決定出分離梯度Gsep的數目。如第九B圖所示，於此實施例中，兩個分離梯度被提供以符合訊號衰減臨界值。詳細的說，提供兩個具有持續時間T的分離梯度。換句話說，如第五與第七圖所示，提供一同調回相梯度Gc於兩個分離梯度間。

再者，同調回相梯度之數目係依據分離梯度Gsep的數目所決定。如上所述，至少一同調回相梯度被提供至複數個分離梯度Gsep間。因此，當分離梯度Gsep的數目為S時，同調回相梯度的數目為S-1。

於另一個實施例中，過濾形狀數據係藉由模擬來取得。所以，分離梯度Gsep的數目之決定方式可基於模擬結果。

分離梯度Gsep的全部持續時間係取得一截面/一區塊的時間。舉例來說，若欲讀取的256點之磁共振影像待取得，分離梯度Gsep的全部持續時間，係用於取得對應至256點的256射頻訊號的時間。此至少一同調回相梯度的強度與持續時間係根據分離梯度Gsep的強度與持續時間來決定。於一實施例中，同調回相梯度的強度與持續時間之結果係相同於在同調回相時梯度後，所提供之分離梯度Gsep的強度與持續時間之結果。因此，於物體中核的移相程度係受控制或衰減的。

於一實施例中，分離梯度Gsep的數目係截面/區塊的畫素之數目。舉例來說，若欲讀出之256點的磁共振影像係待取得，則分離梯度Gsep的總持續時間係用於取得對應至256點的256射頻訊號之時間。此至少一同調回相梯度的強度與持續時間係依據分離梯度Gsep的強度與持續時間來決定。於一實施例中，同調回相梯度的強度與持續時間之結果係相同於在同調回相時梯度後，所提供之分離梯度Gsep的強度與持續時間之結果。因此，於物體中核的移相程度係受控制或衰減的。

於一實施例中，分離梯度Gsep的數目係截面/區塊的畫素之數目。舉例來說，若欲讀出之256點的磁共振影像係待取得，則分離梯度Gsep的數目係256。響應射頻訊號被取樣256次且回相梯度的數目係255。於此實施例中，分離梯度與回相梯度以高速切換。既然介於每個取樣點的回相係完整的，所有的響應射頻訊號將不會承受任何過濾效應(filtering effect)。

於一實施例中，只有在分離梯度被提供時才會接收響應射頻訊號。於此實施例中，所有的響應射頻訊號係用於重建磁共振影像。

於一實施例中，當分離梯度與至少一回相梯度被提供時，接收響應射頻訊號。第十圖係說明依據上述的實施例用於MRI的示範方法之流程圖。步驟1001-1003係類似於步驟401-403，於此不再贅述。於步驟1004中，藉由移除當至少一同調回相梯度被提供時，所偵測的至少一部分(期間)之響應射頻訊號來取得重組的響應射頻訊號。既然空間編碼梯度並未提供，則當至少一同調回相梯度被提供時所偵測的此部分(期間)之響應射頻訊號對於重建磁共振影像係無用的。於步驟1005中，磁共振影像係依據重組後之響應射頻訊號來重建。

於一些實施中，梯度，例如是空間編碼梯度與分離梯度，並非完美的。第十一圖係繪示分離梯度之一非理想範例。如第十一圖所示，由分離梯度106切換至同調回相梯度108以及由同調回相梯度108切換至分離梯度107係存在一過度時間T。其中此過渡時間T係存在於梯度的邊緣。為了解決此非理想梯度問題，於一些實施例中，除了過渡時間T外接收響應射頻訊號。於此實施例中，所有的響應射頻訊號係用於重建磁共振影像。

為了補償梯度的非理想響應，額外過載訊號110被增加至梯度，例如是分離梯度與空間編碼梯度，以及回相梯度，以使得過渡時間足夠快。第十二A圖繪示具有額外過載訊號的輸入梯度波形。第十二B圖繪示實際梯度波形。此實際梯度波形係分離梯度106、107與同調回相梯度108的波形。

於另一實施例中，於每一分離梯度與回相梯度期間內仍持續接收響應射頻訊號。因此，某些響應射頻訊號為了解決上述問題而被移除。第十三圖係依據上述實施例說明用於MRI範例方法之流程圖。步驟1301-1301類似於步驟401-403，於此不再贅述。於步驟1304中，藉由移除於介於分離梯度與至少一同調回相梯度之間的過渡時間T中所偵測的至少一部分(期間)的響應射頻訊號，以取得所重建的已重組響應射頻訊號。既然梯度數值並不正確，於過渡時間所偵測的響應射頻訊號之部分(期間)對於重建磁共振影像係無用的。於步驟1305中，磁共振影像係依據重組響應射頻訊號所重建。

綜上所述，雖然本發明已以一較佳實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明。本發明所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作各種之更動與潤飾。因此，本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。

1．．．序列控制器

3．．．固定磁場輸出模組

4．．．梯度輸出模組

6．．．物體

7．．．主控制台

21．．．RF激發模組

22．．．RF接收模組

30．．．量測空間

41．．．梯度控制器

42．．．梯度線圈

52．．．顯示裝置

53．．．輸入裝置

71．．．控制模組

72．．．儲存模組

73．．．影像處理模組

100．．．影像裝置

101．．．射頻脈衝

102、103、104．．．空間編碼梯度

105．．．截面選擇梯度

106、107．．．分離梯度

108．．．同調回相梯度

109．．．區塊選擇梯度

110．．．額外過載訊號

401~404、601~604、801~806、1001~1005、1301~1305．．．流程步驟

T．．．過渡時間

第一圖係一概略圖示，其繪示於一二維空間編碼的傳統流程中，在N次掃描中於一次中只有物體的一單一截面可被執行。

第二圖係一概略圖示，其繪示於一三維空間編碼的傳統流程中，在N個影像中只有物體的一單一區塊可被激發。

第三圖係一描述用於由一物體依據一實施例同時取得多截面或多區塊MRI訊號示範裝置的圖示。

第四圖係流程圖，其說明依據一實施例由一物體同時取得多截面MRI二維訊號的示範方法。

第五圖係說明當應用第四圖的流程時，控制第三圖系統的時序圖。

第六圖係依據一實施例說明用於三維MRI的示範性方法。

第七圖係說明當應用第六圖的步驟時第三圖系統的控制的時序圖。

第八圖係描述用於判斷分離梯度Gsep數目的示範方法之流程圖。

第九A圖係繪示取得過濾形狀數據的一範例。

第九B圖係繪示取得過濾形狀數據的一範例。

第十圖係說明依據上述的實施例用於MRI的示範方法之流程圖。

第十一圖係繪示分離梯度之一非理想範例。

第十二A圖繪示具有額外過載訊號的輸入梯度波形。

第十二B圖繪示實際梯度波形

第十三圖係依據上述實施例說明用於MRI範例方法之流程圖。

1．．．序列控制器

3．．．固定磁場輸出模組

4．．．梯度輸出模組

6．．．物體

7．．．主控制台

21．．．RF激發模組

22．．．RF接收模組

30．．．量測空間

41．．．梯度控制器

42．．．梯度線圈

52．．．顯示裝置

53．．．輸入裝置

71．．．控制模組

72．．．儲存模組

73．．．影像處理模組

100．．．影像裝置

Claims (18)

1. 一種用於取得磁共振影像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)訊號的方法，包括：提供一或一個以上的射頻脈衝與一截面選擇梯度/一區塊選擇梯度至一物體，其中該一或該一個以上的射頻脈衝具有至少兩個頻率成分，使得該物體個別對應至該至少兩個頻率成分的至少兩個截面/區塊被同時激發；提供複數個空間編碼梯度；提供複數個分離梯度，其中該些分離梯度用於分離該至少兩個截面/區塊；決定該些分離梯度之數目；以及提供至少一同調回相梯度至介於該些分離梯度中，其中該些分離梯度之數目的決定步驟包括決定一訊號衰減臨界值。
2. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中該些分離梯度中之一個與該些空間編碼梯度中至少一個係同時被提供。
3. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，更包括根據該些分離梯度之數目決定該至少一同調回相梯度的數目。
4. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中該決定該些分離梯度的數目之步驟係依據一過濾形狀數據。
5. 如申請專利範圍第4項所述之取得MRI訊號之方法，更包括取得該過濾形狀數據，其中該取得該過濾形狀數據之步驟包括：提供該一或該一個以上的射頻脈衝；提供該些空間編碼梯度；以及提供一分離梯度，用於分離該至少兩個截面/區塊。
6. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中該些分離梯度之數目的決定係依據一模擬結果。
7. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中該些分離梯度的數目之決定係基於該訊號衰減臨界值。
8. 如申請專利範圍第7項所述之取得MRI訊號之方法，更包括：根據該些分離梯度的強度與持續時間來決定該至少一同調回相梯度的強度與持續時間。
9. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，更包括：接收由該物體所激發出之一個或一個以上的響應射頻訊號。
10. 如申請專利範圍第9項所述之取得MRI訊號之方法，更包括根據該響應射頻訊號重建磁共振影像。
11. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中該些空間編碼梯度包括一相位編碼梯度與一或一個以上的頻率編碼梯度。
12. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，更包括：接收由該物體所激發之一或一個以上的響應射頻訊號；藉由移除當該至少一同調回相梯度被提供時所偵測的至少一部分(期間)的響應射頻訊號以取得複數個重組響應射頻訊號；以及根據該些重組響應射頻訊號重建MRI。
13. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，更包括：接收由該物體所激發之一或一個以上的響應射頻訊號；藉由移除於介於該些分離梯度與該至少一同調回相梯度之間的一過渡時間中所偵測的至少一部分(期間)的響應射頻訊號，以取得複數個重組響應射頻訊號；以及根據該些重組響應射頻訊號重建MRI。
14. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中該些分離梯度的數目係該截面/該區塊的畫素的數目。
15. 如申請專利範圍第1項所述之取得MRI訊號之方法，其中額外過載訊號被增加至該些分離梯度與該些回相梯度。
16. 一種用於從一物體同時取得複數截面/區塊MRI訊號的裝置，該裝置具有藉由從該物體產生MRI訊號來成像的能力，該裝置包括： 一射頻激發模組，用於提供一或一個以上的射頻脈衝與一截面選擇梯度/一區塊選擇梯度至一物體，其中該一或該一個以上的射頻脈衝具有至少兩個頻率成分，使得該物體個別對應至該至少兩個頻率成分的至少兩個截面/區塊被同時激發；決定該些分離梯度之數目；提供複數個空間編碼梯度；提供複數個分離梯度，其中該些分離梯度用於分離該至少兩個截面/區塊；以及提供至少一同調回相梯度至介於該些分離梯度中，其中該些分離梯度之數目的決定步驟包括決定一訊號衰減臨界值。
17. 如申請專利範圍第16項所述之取得MRI訊號之裝置，其中該些分離梯度的數目係根據過濾形狀數據來決定。
18. 如申請專利範圍第17項所述之取得MRI訊號之裝置，其中該至少一同調回相梯度的數目係根據該些分離梯度來決定。