用于快速采集和重建覆盖体积的磁共振图像序列的方法和设备与流程

1.本发明涉及一种用于创建，尤其是用于采集和重建覆盖体积的磁共振(mr)图像序列的方法。此外，本发明还涉及一种被配置用于实现该方法的磁共振成像(mri)设备。本发明可应用于mr成像领域，尤其是医学mr成像(例如，内脏器官成像)或自然科学领域的非医学调查(例如，对工件的调查)领域。


背景技术：

2.在本说明书中，参考以下说明了本发明的技术背景的现有技术，尤其涉及mr图像采集和重建：
3.[1]j.frahm等人，《计算机辅助断层摄影术杂志》，第10期，第363-368页，1986年；
[0004]
[2]us 4 707 658 a；
[0005]
[3]m.weiger等人，《物理学、生物学与医学磁共振材料》(magma)，第14期，第10-19页，2002年；
[0006]
[4]y.-c.kim等人，《医学磁共振》，第61期，第1434-1440页，2009年；
[0007]
[5]g.h.glover，《北美神经外科临床》，第22期，第133-139页，2011年；
[0008]
[6]us 2011/0234222 al；以及
[0009]
[7]m.uecker等人，《核磁共振生物医学应用》，第23页，第986-994页，2010年。
[0010]
自1973年提出磁共振成像(mri)概念之后，一般需要一种用于快速扫描被调查对象的体积的方法，例如在医学成像领域，该方法可以在短时间内实现对整个人体器官的全面成像并且具有对运动的稳健性。潜在的临床应用范围广泛，从不太配合的患者、儿童和婴儿的研究(例如，以减少或完全避免镇静或麻醉)到存在不可避免移动的研究(例如，腹部或胎儿成像)以及注射造影剂后的灌注研究，这些研究需要以足够的时间分辨率对整个器官(例如，乳房、肝脏、前列腺)进行重复成像。
[0011]
首先并且在许多情况下，体积覆盖的有利方案是3d mri，其通过1985年的flash发明实现，其中提供几分钟的测量时间(例如，参见[1]、[2])。近二十年后，出现并行mri，其利用轻度数据欠采样结合多个接收线圈(现在是所有商业mri系统的标准)，从而实现进一步提速，通常每个维度提速两倍(例如，参见[3])。最近，高度专业化的应用实现了几秒钟的3d mri测量时间(例如，参见[4])。
[0012]
然而，所有3d mri技术本质上都对运动具有敏感性，这是由于这样一个事实，即用于图像重建的时间足迹与总采集时间匹配，或者换句话说，整个3d mri数据集有利于形成每个回顾性重建图像平面。由于对象在3d采集过程中移动会干扰整个3d体积的重建，因此该特性表现出一般性缺点。
[0013]
覆盖体积的替代方案是通过多切片采集横截面图像。例如，当使用具有每个横截面图像一秒测量时间的flash技术时，如果通过50个厚度为3mm的相邻部分按顺序扫描厚度为150mm的体积，则该技术会产生50秒的测量时间。然而，单个图像的移动速度可能仍然大
于单次采集时间(例如，心脏搏动)，并且对于许多临床应用而言，总测量时间仍然太慢。
[0014]
当使用回波平面成像(epi)技术进行横截面成像时，可以更快地采集多切片图像。此类实现通常用于人脑的功能性mri研究(例如，参见[5])。可以在2到3秒内实现对一组相邻切片的全脑覆盖，这些相邻切片通过血氧水平依赖(bold)对比法按顺序采集以覆盖整个脑部。然而，基于epi的技术的最相关缺点是对磁场不均匀性的敏感性。作为通常以单激发技术施加的多回波梯度回波序列(该序列依赖于采集许多梯度回波且必然会增加回波次数)，所有梯度回波都在一次射频激励之后出现，epi对磁场不均匀性具有固有的强烈敏感性，这在人体内是不可避免的，因为生物组织的磁化率不同。虽然这种对不均匀性的敏感性是bold mri所需的特征，该特征取决于活动引起的顺磁性脱氧血红蛋白局部浓度变化，但epi图像中的不良后果包括几何畸变、人为正或负信号变化，甚至是受影响区域的信号完全缺失。例如，这些问题存在于大脑下部和前部(即，接近充满空气的腔或牙齿修复(dental repair))，并且通常存在于全身，例如在前列腺(即，接近充满空气的直肠)mri中。
[0015]
[6]中提出了一种用于极其快速地采集和重建动态mr图像序列的方法。使用具有明显欠采样、非笛卡尔轨迹的梯度回波mri序列进行空间编码，并且通过正则化非线性反演进行图像重建，使采集时间保持在几十毫秒的范围内。因此，根据要研究的动态过程，可以实时监控被调查对象的时间变化。然而，[6]中的技术主要用于收集对象的单个切片的图像，因此无法获得被调查对象的体积覆盖。虽然在[6]中也考虑了收集对象的不同切片的图像，但仅限几个切片，例如5个切片以下。此外，实现对应的应用作为交错多切片数据采集，使得[6]中的技术能够降低时间分辨率并提高对运动的敏感性。
[0016]
发明目的
[0017]
本发明的目的是提供一种用于创建，尤其是采集图像原始数据和重建覆盖被调查对象体积的横截面mr图像序列的改进方法，同时避免传统技术的缺点和/或实现mr成像的新应用。具体地，本发明的目的是提供一种用于创建无间隙覆盖体积的横截面mr图像序列的改进方法，以提高采集速度、降低对运动和磁场不均匀性的敏感性。对于医学成像应用，改进的mri方法将能够无间隙覆盖人体的体积，从而能够对整个人体器官或器官系统进行全面成像。此外，本发明的目的是提供一种改进的mri设备，其尤其适用于实施用于快速采集和重建覆盖体积的mr图像序列的方法。


技术实现要素：

[0018]
上述目的是通过包括独立权利要求的特征的mr图像创建方法和/或mri设备实现的。本发明的有利实施例在从属权利要求中进行定义。
[0019]
根据本发明的第一总体方面，上述目的是通过以下方式实现的，即通过一种用于创建，尤其是采集图像原始数据和重建被调查对象的mr图像序列的方法，其中所述mr图像序列表示所述对象的一系列连续横截面切片。
[0020]
本发明的方法包括以下步骤：提供包括待重建的所述mr图像的图像内容的一系列多组图像原始数据。所述图像原始数据是使用磁共振成像(mri)设备的至少一个射频接收器线圈收集的数据。每组图像原始数据包括在成像平面中生成的多个数据样本，所述多个数据样本具有梯度回波序列，所述梯度回波序列使用非笛卡尔k空间轨迹对通过所述至少一个射频接收器线圈接收的mri信号进行空间编码。此外，每组图像原始数据包括k空间中
具有等效空间频率内容的一组均匀分布的线；其中每组图像原始数据的所述线穿过k空间的中心并覆盖连续的空间频率范围；以及每组图像原始数据的所述线在连续多组图像原始数据中的位置不同。选择每组图像原始数据的线数，使得每组图像原始数据在根据奈奎斯特-香农采样定理(也称为惠特克-卡切尼柯夫-香农采样定理)定义的采样率极限以下进行欠采样。
[0021]
此外，本发明的方法还包括以下步骤：对所述多组图像原始数据执行正则化非线性逆重建过程以提供所述mr图像序列。所述mr图像中的每一个是通过以下方式创建的：同时估计所述至少一个接收器线圈和所述图像内容的灵敏度，并且依赖所述至少一个接收器线圈和所述图像内容的所述灵敏度的当前估计与所述至少一个接收器线圈和所述图像内容的所述灵敏度的先前估计之间的差。
[0022]
根据本发明，所述对象的所述横截面切片是具有预定切片厚度的连续横截面切片。每组所述图像原始数据表示所述连续横截面切片中不同的一个，即每组图像原始数据尤其包括所述横截面切片中的一个的图像信息。每个横截面切片的位置在垂直于所述成像平面的方向上移动切片移位，以覆盖所述被调查对象的体积。所述切片移位是指在垂直于所述成像平面的方向上直接相邻的平行横截面切片之间的距离，等于所述横截面切片的所述切片厚度的一定百分比(0％至100％)。所述成像平面的空间方向(例如，相对于所述mri设备的主磁场的z方向)可以根据成像任务(例如，根据人体内要成像的器官的解剖方向)来选择。所述成像平面的空间方向可以根据所述mri设备中空间编码磁场梯度的方向来设置。
[0023]
有利地，本发明提供了一种方法，所述方法允许以一定欠采样程度(优选地，采用径向编码)快速采集被调查对象的横截面梯度回波mr图像序列，其通过按所述切片移位顺序推进每个横截面切片(即，每个成像平面)的位置来覆盖所述对象的体积。所述一系列图像及其对应的线圈灵敏度图的重建通过所述正则化非线性逆重建过程来完成，所述过程联合估计每个图像及其对应的(相关联)线圈灵敏度图，同时利用当前重建图像与先前图像及其对应的(相关联)线圈灵敏度的空间相似性。
[0024]
所述非线性逆重建过程是一个迭代过程，在每个迭代步骤中求解非线性mri信号方程的正则化线性化，所述非线性mri信号方程将要测量的未知自旋密度及其线圈灵敏度映射到从所述至少一个接收器线圈采集的数据。发明人发现，采用[6]中所述给定图像平面的时间上连续的图像的相似性的非线性逆重建过程可以用于重建所述连续横截面切片的空间上连续的图像，即不同成像平面的图像。该结果令人惊讶，因为在本发明之前未曾预料到相邻横截面切片具有足够的相似性来成功地应用所述非线性逆重建过程，即使其中对象具有所述自旋密度的阶跃变化。
[0025]
与[6]相反，本发明的方法并非主要提供时间变化(动态)mr图像序列，而是提供所述对象的空间分布(静态)mr图像序列，从而导致mr成像的新型扩展应用，尤其是关于所述对象的体积覆盖，这可以通过提高采集速度来实现。由于提高了采集速度，因此降低了对运动的敏感性。
[0026]
本发明的一个特定优点涉及这样一个事实，即由于每个横截面切片的单个欠采样梯度回波图像的测量时间较短，因此有效地减少或甚至完全避免了由运动引起的伪影。具体地，对于医学成像，本发明的另一个优点在于，所产生的用于覆盖(例如)内部器官或全身的整个体积的测量时间通常仅为几秒。
[0027]
根据本发明的第二总体方面，上述目的是通过以下方式实现的，即一种被配置用于创建被调查对象的mr图像序列并且包括mri扫描仪和控制设备的mri设备。根据本发明，所述控制设备适用于控制所述mri扫描仪以收集一系列多组图像原始数据，并利用根据本发明的第一方面或其实施例中的一个所述的方法重建所述mr图像序列。所述mri扫描仪包括主磁场设备、至少一个射频激励线圈、三个磁场梯度线圈和至少一个射频接收器线圈。
[0028]
根据本发明的一个优选实施例，所述重建方法还包括以下步骤：组合所述mr图像以创建所述对象，尤其是所述对象的覆盖体积的三维图像。组合所述mr图像包括：配准所述连续横截面切片的图像信息；以及可选地，在重叠横截面切片的情况下删除冗余图像信息。有利地，本发明的该实施例还允许通过特别重建的成像平面或沿任意方向的投影来创建所覆盖体积的三维表示，例如，将一组单独的横截面图像提供给适用软件以供3d查看时。例如，在医学成像领域，可以生成所述组合数据的最大强度投影，以获得血管结构的磁共振血管造影。用于创建所述对象的所述三维图像的标准化图像处理软件适用于几乎所有商业mri系统。
[0029]
根据本发明的另一个优选实施例，所述重建过程包括抑制图像伪影的滤波过程。有利地，滤波会提高图像质量。根据一个特别优选变型，对少量连续横截面图像应用中值滤波器和/或对每个图像应用空间非局部均值滤波器。
[0030]
根据本发明的另一个优点，可以根据特定成像任务的要求，尤其是根据要成像的体积的尺寸、成像速度和要获得的空间分辨率，来选择连续横截面切片的所述切片移位。
[0031]
根据第一变型，连续横截面切片在垂直方向上的所述切片移位等于所述横截面切片的所述切片厚度。术语“等于所述横截面切片的所述切片厚度”是指覆盖所述切片厚度的精确数值或接近所述切片厚度的任何切片移位，例如，在所述切片厚度的80％以上的范围内。该实施例在成像速度方面具有特定优点。具体地，高速以及接近或等于所述切片厚度的100％的所述切片移位可以是用于扫描直接相邻的横截面图像序列的优选选项，优选地，通过使用单回波或多回波快速小角度激发(flash)序列具有自旋密度、t1或t2*对比度。
[0032]
根据第二变型，连续横截面切片在垂直方向上的所述切片移位在所述横截面切片的所述切片厚度的10％至80％范围内进行选择。有利地，该实施例可提高图像质量和空间分辨率。具体地，如果t2/t1型对比度是所需选项，则优选地提供更多水质子射频激发以建立用于横向磁化的稳态条件，例如，当使用具有重新聚焦或完全平衡的梯度的flash序列时。
[0033]
本发明的另一个优点在于，可以使用不同的梯度回波序列来实现用于重建mr图像序列的所述方法。可以根据所述成像任务来选择特定梯度回波序列，例如单回波快速小角度激发(flash)序列、多回波flash序列、具有重聚焦读取梯度的flash序列、具有反向重聚焦读取梯度的flash序列或者具有完全平衡的读取和切片梯度的flash序列。
[0034]
本发明的另一个优点在于，可以高欠采样程度来选择所述图像原始数据，即相对于全采样参考(例如，用于使用旋转直线并且根据采样定理进行径向编码)，所述全采样参考根据π/2与每条线上的数据样本数的乘积得出。所述欠采样程度可以至少为5倍，尤其是至少为10倍，从而以与实时mri相同的方式加快数据采集(例如，参见[7])。因此，可以减少每组图像原始数据的线数。具体地，对于医学成像，已经发现等于或小于30的线数，尤其是等于或小于20的线数足以获得高质量的mr图像序列。
[0035]
此外，单个横截面图像的采集时间可以等于或小于100ms，尤其是等于或小于50ms。因此，本发明提供了一种快速扫描体积而不对运动敏感的方案。本发明的实践产生了高质量的图像，采集时间短至50ms，对应于以预定切片移位通过体积的每秒20个图像的扫描速度。
[0036]
根据本发明的另一个优选实施例，可以选择每组图像原始数据的所述线，使得连续多组图像原始数据的线相对于彼此以预定角位移来旋转。本发明的一个优点在于，这种旋转改进了所述图像重建中正则化和滤波过程的效果。
[0037]
根据本发明的另一个有利实施例，每组图像原始数据或可选择数量的多组图像原始数据的收集与以下交错：用于空间预饱和的射频和梯度模块；或用于频率选择性饱和的射频和梯度模块。所述射频和梯度模块包括对所述被调查对象应用射频激励脉冲和磁场梯度，所述射频激励脉冲和磁场梯度根据所述成像任务来选择以实现特定对比度。例如，所述对象的所述体积的至少一部分的空间饱和模块可实现来自从任一侧流过横截面图像的所述成像平面的水质子的信号的饱和(即，消除)。例如，如果仅对一侧应用，则这项技术可以区分静脉血流与动脉血流。在替代的优选实施例中，所述交错模块实现属于水或脂质子的质子共振信号的频率选择性饱和(即，消除)，从而提供仅水或仅脂肪的一系列图像。
[0038]
虽然本发明主要用于收集多个横截面切片的静态图像，但是也可以对所述对象的动态变化进行成像，尤其是在所述动态变化的特征时间常数使得所述对象在以下步骤中可以被视为足够静态的情况下：提供包括待重建的所述mr图像的图像内容的一系列多组图像原始数据；对所述多组图像原始数据执行正则化非线性逆重建过程以提供所述mr图像序列。因此，根据本发明的另一个优选实施例，可以重复这些步骤以监控所述对象的动态变化。
[0039]
有利地，用于重建mr图像序列的本发明方法可以在使用所述mri设备的所述至少一个射频接收器线圈收集所述图像原始数据期间和/或之后立即执行。在这种情况下，提供所述一系列多组图像原始数据包括以下步骤：将所述对象布置在包括所述至少一个接收器线圈的所述mri设备中；使所述对象经受所述梯度回波序列；以及使用所述至少一个接收器线圈收集所述一系列多组图像原始数据。可以实时重建所述mr图像序列，即相对于收集所述图像原始数据具有可忽略不计的延迟。替代地，所述重建可能需要一些时间，从而导致在呈现所述mr图像序列时出现一定延迟。
[0040]
根据一个替代实施例，用于重建所述mr图像序列的本发明方法可以独立于在预定测量条件下收集所述图像原始数据来执行。在这种情况下，例如，可以从数据存储器(例如，在数据云存储器中)接收所述多组图像原始数据，和/或可以通过数据传输接收来自远程mri设备的所述多组图像原始数据。
附图说明
[0041]
参照附图描述本发明的更多细节和优点，其中：
[0042]
图1：根据本发明的mr图像重建方法的优选实施例的示意图；
[0043]
图2：根据本发明的mri设备的优选实施例的示意图；
[0044]
图3：具有不同切片移位的人体腹部t1加权mr图像示例；
[0045]
图4：具有不同切片移位的人脑t2/t1加权mr图像示例；
[0046]
图5：从5.0秒内体积覆盖扫描中选择的人脑t2/t1加权mr图像示例；
[0047]
图6：从6.4秒内体积覆盖扫描中选择的人体颈动脉t1加权mr图像和3d重建示例；
[0048]
图7：从6.0秒内体积覆盖扫描中选择的具有交错脂肪饱和度的人体肝脏t1加权mr图像示例；以及
[0049]
图8：从6.0秒内体积覆盖扫描中选择的具有交错脂肪饱和度的人体前列腺t2/t1加权mr图像示例。
具体实施方式
[0050]
下面特别参考本发明重建过程的数据流、本发明mri设备的基本组件和实际应用示例来描述本发明的优选实施例。
[0051]
如[6]中所公开的，提供了梯度回波序列、k空间轨迹、原始数据采集以及正则化非线性逆重建的数学公式和实现方式的设计细节。具体地，如[6]中所公开的，实现正则化非线性逆重建过程，以重建被调查对象的mr图像的时间序列。因此，[6]的全部内容以引入方式并入本说明书中，尤其是关于被调查对象的横截面梯度回波mr图像序列的数据采集和图像重建的所有细节。对[6]中多组原始数据和mr图像序列的时间序列应用的所有程序步骤可以相同方式应用于表示连续横截面切片的一系列多组原始数据和mr图像序列。
[0052]
关于mri设备、梯度回波序列的构建及其与要成像的特定对象的适配性、使用可用软件工具的数学公式的数值实现以及可选的其他图像处理步骤的更多细节，在根据传统mri技术已知的情况下，不再赘述。此外，下文示例性地参考并行mr成像，其中图像原始数据包括使用多个射频接收器线圈接收的mri信号。需要强调的是，本发明的应用并不限于并行mr成像，而是甚至可以使用单个接收器线圈。
[0053]
重建过程和mri设备
[0054]
图1总结了[6]中描述的本发明重建过程的完整数据流，包括：第一步骤s1，收集测量数据；第二步骤s2，对测量数据进行预处理；以及第三步骤s3，迭代地重建mr图像序列。图2示意性地示出了具有mri扫描仪10的mri设备100，mri扫描仪10包括主磁场设备11、至少一个射频激励线圈12、三个磁场梯度线圈13和射频接收器线圈14。要调查的对象1容纳在mri设备100中。此外，mri设备100包括控制设备20，控制设备20适用于控制mri扫描仪10以收集一系列多组图像原始数据，并利用根据图1所示的方法重建mr图像序列。控制设备20包括至少一个gpu 21，其优选地用于实现正则化非线性反演。
[0055]
在步骤s1中，使用mri设备100的射频接收器线圈14来收集包括待重建的mr图像的图像内容的一系列多组图像原始数据。使对象1(例如，患者的组织或器官)经受切片选择性射频激励脉冲和对使用射频接收器线圈14接收的mri信号进行编码的梯度回波序列。构建梯度回波序列，使得沿着非笛卡尔k空间轨迹收集数据样本。通过更改射频激励脉冲来实现切片移位。
[0056]
[6]的图3a、图3b和图4b中公开了梯度回波序列的示例。与[6]不同，每组图像原始数据表示如图2的示意性插图所示的连续横截面切片2中的另一个。
[0057]
在步骤s2中，对图像原始数据执行可选的白化和阵列压缩步骤s21以及插值步骤s22，其中将非笛卡尔数据插值到笛卡尔网格上。根据[6]中所公开的内容实现步骤21和步骤22。
[0058]
最后，在步骤s3中，通过[6]中描述的正则化非线性逆重建过程来重建对象1的mr图像序列。从对第一横截面切片的mr图像和线圈灵敏度的初始猜测s31开始，通过对接收器线圈的灵敏度和图像内容的迭代同时估计s32来创建每个mr图像。步骤s32包括使用包括基于卷积的共轭梯度算法s33的迭代正则化高斯-牛顿法的非线性逆重建。根据特定成像任务的图像质量要求来选择迭代次数(牛顿步骤数)。最后，输出(s35)重建的mr图像序列。可以遵循图像数据的常规处理、存储、显示或记录的其他步骤。
[0059]
实验示例
[0060]
下面特别参考医学成像领域的应用来描述本发明的实验示例。所有示例均涉及针对健康人类受试者的研究。
[0061]
图3示出了在肾脏水平处的腹部的t1加权图像(采集时间为50ms，平面内分辨率为1.2
×
1.2mm2，切片厚度为4.0mm)，该图像是在单独的体积覆盖扫描中获得的，扫描时采用单回波flash序列，并且分别增加横截面切片厚度的25％(1.0mm)、50％(2.0mm)、75％(3.0mm)和100％(4.0mm)的切片移位。该比较显示了t1加权图像的可用切片移位范围，其高达切片厚度的100％(即，直接相邻的切片位置)。这些图像还显示了对蠕动或呼吸运动(即，不存在运动伪影)的稳健性。存在细微差别是由这样一个事实引起的，即所有4个图像序列都是在自由呼吸过程中获得的，而自由呼吸必然会影响肝脏、胰腺和小肠等腹部器官的位置。
[0062]
作为对上述示例的补充，图4示出了脑部t2/t1加权图像(采集时间为50ms，平面内分辨率为1.0
×
1.0mm，切片厚度为6.0mm)，这些图像是在单独的体积覆盖扫描中获得的，扫描时采用具有重聚焦读取梯度的flash序列，并且分别增加10％(0.6mm)、25％(1.5mm)和50％(3.0mm)的切片移位。将这些图像与相同位置的参考图像进行比较，该参考图像是通过全径向采样和传统傅里叶变换重建获得的单个图像。示例图像显示了作为切片移位的函数的信号变化，这对于脑室中的脑脊液等长t2分量最为突出(亮信号)。这种效果是由这样一个事实引起的，即建立t2/t1类对比度需要质子自旋经历足够多的射频激励。对于确保较长时间重叠激励的小切片移位而言，这更容易实现。
[0063]
图5示出了在仅5.0s内获得的脑部体积覆盖扫描的选定(每15个)t2/t1加权图像(体积为150mm，采集时间为50.0ms，分辨率为1.0
×
1.0
×
6.0mm3，切片移位为25％＝1.5mm，图像总数为100)，扫描时采用具有重聚焦读取梯度的flash序列。该示例显示了从大脑顶部(左上角)到大脑底部(右下角)的卓越图像质量(例如，对磁场不均匀性的敏感性可以忽略不计)。
[0064]
本发明的另一种应用如图6所示，其中示出了在仅6.4s内获得的颈动脉体积覆盖扫描的选定(每20个)t1加权图像(体积为128mm，采集时间为40.0ms，分辨率为0.8
×
0.8
×
4.0mm3，切片移位为20％＝0.8mm，图像总数为160)，扫描时采用单回波flash序列。右下角的图像是根据160个横截面图像的组合序列的最大强度投影获得的颈动脉(单侧)磁共振血管造影。
[0065]
图7示出了本发明对运动的稳健性，其中示出了在仅6.0s内获得的肝脏体积覆盖扫描的选定(每20个)t1加权图像(体积为180mm，采集时间为50.0ms，分辨率为1.2
×
1.2
×
6.0mm3，切片移位为25％＝1.5mm，图像总数为120)，扫描时采用单回波flash序列和交错脂肪抑制(每个图像)。在自由呼吸过程中，从跳动的心脏底部(左上)扫描到肾脏(右下)。无论
是心脏搏动，还是呼吸和蠕动，都不会在单独的图像中形成任何可见的运动伪影。
[0066]
图8示出了在仅6.0s内获得的前列腺体积覆盖扫描的选定(每15个)t2/t1加权图像(体积为90mm，采集时间为66.7ms，分辨率为1.0
×
1.0
×
4.0mm3，切片移位为25％＝1.0mm，图像总数为90)，扫描时采用具有重聚焦读取梯度的flash序列和交错脂肪抑制(每三个图像)。在自由呼吸过程中，从前列腺下方(左上)扫描到膀胱上部(右下)。该示例显示了本发明对运动和磁场不均匀性的不敏感性，以及集成和组合t2/t1对比度和脂肪抑制等重要临床特征的可能性。
[0067]
本发明的应用不限于医学成像(如上述示例中所述)，而是相应地可以对工件或其他技术对象等其他对象进行成像。
[0068]
对于在不同实施例中实现本发明而言，上述说明书、附图和权利要求书中公开的本发明特征具有单独的、组合的或子组合的重要意义。