CN110720047A - 双回波Dixon型水/脂肪分离MR成像 - Google Patents

双回波Dixon型水/脂肪分离MR成像 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种Dixon型MR成像的方法。本发明的目的是提供一种使用双极读出磁场梯度实现高效且可靠的水/脂肪分离并且避免流动诱导的泄漏和交换伪影的方法。根据本发明，使对象(10)经受成像序列，所述成像序列包括至少一个激励RF脉冲和切换的磁场梯度，其中，两个回波信号，即，第一回波信号和第二回波信号，在不同的回波时间(TE1、TE2)处被生成。使用双极读出磁场梯度采集来自所述对象(10)的所述回波信号。根据所述第一回波信号来重建第一单幅回波图像，并且根据所述第二回波信号来重建第二单幅回波图像。通过使用在每个体素位置处的所述第一单幅回波图像与所述第二单幅回波图像之间的相位差将在相应体素位置处的所述第一单幅回波图像的相位外推到零回波时间来计算零回波时间图像。在所述零回波时间图像中识别并估计流动诱导的相位误差，并且根据所估计的流动诱导的相位误差来校正所述第一单幅回波图像的相位。最后，根据所述回波信号来重建水图像和/或脂肪图像，其中，来自水和脂肪的对所述回波信号的信号贡献使用经相位校正的第一单幅回波图像和所述第二单幅回波图像来分离。此外，本发明涉及一种MR设备(1)以及一种要在MR设备(1)上运行的计算机程序。

Description

双回波Dixon型水/脂肪分离MR成像
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。本发明涉及对放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。本发明还涉及一种MR设备以及一种要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
利用磁场与核自旋之间的相互作用以便形成二维图像或三维图像的图像形成MR方法如今得到广泛使用，尤其是在医学诊断领域中，这是因为对于软组织的成像，它们在许多方面都优于其他成像方法，不要求电离辐射并且通常是无创的。
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀的磁场B0中，该磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(一般是z轴)。取决于通过对定义的频率(所谓的拉莫尔频率，或MR频率)的电磁交变场(RF场)的施加能够激励(自旋共振)的磁场强度，该磁场B0针对个体核自旋产生不同的能级。从宏观的角度，个体核自旋的分布产生总磁化，能够通过对垂直于z轴的适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)的施加使所述总磁化偏离平衡状态，使得磁化执行关于z轴的进动。所述进动描述了一锥形的表面，所述锥形的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅值取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况中，自旋从z轴偏离到横向平面(翻转角90°)。
在RF脉冲终止之后，磁化弛豫回到初始平衡状态，在所述初始平衡状态中，z方向上的磁化再次以第一时间常数T1(自旋-晶格或纵向弛豫时间)被建立，并且在垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)进行弛豫。能够借助于接收RF线圈来检测磁化的变化，接收RF线圈以使得磁化的变化在垂直于z轴的方向上被测量到的方式被布置和取向在MR设备的检查体积内。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋的从具有相同相位的有序状态到其中全部相位角均匀分布(失相)的状态的转变(由局部磁场不均匀性诱导)。失相能够借助于重新聚焦脉冲(例如，180°脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号。
为了实现身体中的空间分辨，将沿着三个主轴延伸的恒定磁场梯度叠加在均匀磁场B0上，引起自旋共振频率的线性空间依赖性。在接收线圈中拾取的信号然后包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由接收线圈获得的信号数据对应于空间频率域并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同相位编码而采集的多条线。通过收集多个样本来将每条k空间线进行数字化。例如借助于傅立叶变换来将k空间数据的集合转换为MR图像。
在MR成像中，常常期望获得关于水和脂肪对总信号的相对贡献的信息，以抑制它们中的一个的贡献或者单独地或联合地分析它们两个的贡献。如果对来自在不同的回波时间处采集的两个或更多个对应回波的信息进行组合，则能够计算这些贡献。这可以被认为是化学位移编码，在所述化学位移编码中，通过在略微不同的回波时间处采集两幅或更多幅MR图像来定义和编码额外的维度，即，化学位移维度。对于水/脂肪分离，这些类型的实验常常被称为Dixon型的测量。借助于Dixon MR成像或Dixon水/脂肪MR成像，通过根据在不同的回波时间处采集的两个或更多个对应回波计算水和脂肪的贡献来实现水/脂肪分离。一般这样的分离是可能的，这是因为存在脂肪和水中的氢的已知的进动频率差异。以其最简单的形式，通过“同相”数据集和“异相”数据集的相加或相减来生成水图像和脂肪图像。
近年来已经提出了若干Dixon型MR成像方法。除了用于水/脂肪分离的不同策略以外，已知的技术主要以它们采集的回波(或“点”)的具体数目和它们强加在所使用的回波时间上的约束为特征。常规的所谓的两点方法或三点方法要求同相回波时间和反相回波时间，在所述同相回波时间和所述反相回波时间处，水信号和脂肪信号在复平面中分别是平行的或反平行的。三点方法已经逐渐被推广以允许灵活的回波时间。因此，它们不再将在回波时间处的水信号与脂肪信号之间的角度或相位限制到某些值。以这种方式，它们提供了在成像序列设计中的更多的自由度并且尤其使得能够在来自采集的信噪比(SNR)增益与分离中的SNR损失之间进行权衡。另一方面，期望只对两个而不是三个回波进行采样以减少扫描时间。Eggers等人(Magn.Reson.Med.,65:96-107,2011)已经提出了双回波灵活Dixon型MR成像方法。使用这样的具有灵活的回波时间的Dixon型MR成像方法，不必再采集同相图像和反相图像，而是任选地从水图像和脂肪图像中进行合成。
已知流动是Dixon水/脂肪成像中的伪影的原因。当在给定体素位置处的MR信号的相位由于移动的水分子而增长并且被根据所使用的信号模型的Dixon重建算法错误解读使得应当出现在水图像中的MR信号的一小部分被不恰当地分配给针对含有移动的水分子的体素的脂肪图像时，这些伪影产生。
各种策略能够在Dixon成像中用于在两个不同的回波时间处采集回波信号，包括：(i)双通策略，其中，每个回波信号在激励RF脉冲之后使用正幅度读出磁场梯度被单独地采集，(ii)飞回策略，其中，两个回波信号在相同激励RF脉冲之后使用正幅度读出磁场梯度结合负幅度复卷磁场梯度被采集，以及(iii)双极策略，其中，两个回波信号在相同激励RF脉冲之后被采集，一个回波使用正幅度读出磁场梯度被采集，而另一个回波使用负幅度读出磁场梯度被采集。
双极策略允许良好的采样效率，并且允许相对长的读出时间，但是它们遭受若干相位误差。具体地，已知双极梯度是流动敏化的，因为它们导致与第一回波或一般是奇数回波中的沿读出磁场梯度的方向的自旋的速度成比例的移动的自旋的MR信号中的相位偏移。在Dixon水/脂肪分离方法中，流动诱导的相位偏移能够是水图像与脂肪图像之间的不期望的错误分配的来源(参见Rahimi等人，Magn.Reson.Med.,73:1926-1931,2015)。因此，本发明的目的是提供一种使用双极策略实现高效且可靠的Dixon水/脂肪分离并且避免流动诱导的泄漏和交换伪影的方法。
发明内容
根据本发明，公开了一种对放置在MR设备的检查体积中的对象进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：
-使所述对象经受成像序列，所述成像序列包括至少一个激励RF脉冲和切换的磁场梯度，其中，两个回波信号在不同的回波时间处被生成，
-使用双极读出磁场梯度采集来自所述对象的所述回波信号，
-根据所述第一回波信号来重建第一单幅回波图像，并且根据所述第二回波信号来重建第二单幅回波图像，
-通过使用在每个体素位置处的所述第一单幅回波图像与所述第二单幅回波图像之间的相位差将在相应体素位置处的所述第一单幅回波图像的相位外推到零回波时间来计算零回波时间图像，
-在所述零回波时间图像中识别并估计流动诱导的相位误差，
-根据所估计的流动诱导的相位误差来校正所述第一单幅回波图像的相位，以及
-根据所述回波信号来重建水图像和/或脂肪图像，其中，来自水和脂肪的对所述回波信号的贡献使用经相位校正的第一单幅回波图像和所述第二单幅回波图像来分离。
根据本发明，多回波(例如双回波)多点Dixon MR成像被执行，其中，例如双极采集策略被应用。两个回波信号使用具有相反极性的一对时间上相邻的读出磁场梯度来采集。第一回波在第一回波时间处使用正幅度读出磁场梯度来采集，并且第二回波在第二回波时间处使用负幅度读出磁场梯度来采集(或反之亦然)。本发明也可以结合其他读出方法用来采集在不同回波时间处的回波信号。具有相应不同回波时间的不同子序列可以用来随后采集在不同回波时间处的回波信号。例如，不同回波时间的回波可以在各自具有不同回波时间的子序列中被采集。不同回波时间也可以在自旋回波系列或梯度回波系列中被获得。
单幅回波图像根据所采集的回波信号来重建。第一单幅回波图像根据归因于第一回波时间值的第一回波信号来重建，并且第二单幅回波图像根据归因于第二回波时间值的第二回波信号来重建。这两幅单幅回波图像分别是重建水图像和/或脂肪图像(即，仅示出来自水或脂肪的信号贡献的MR图像)的水/脂肪分离的基础。
如上面提到的，来自流动的水分子的信号贡献在双极采集中积累相位偏移，这能够导致意味着来自水的信号贡献被错误地分配给脂肪图像并且反之亦然的泄漏和交换伪影。
本发明提出了通过将第一单幅回波图像的相位外推到零回波时间使得在零的回波时间处的‘虚拟’单幅回波图像被计算出来检测这些伪影。该零回波时间图像的相位中的局部变化被搜索。本发明的见解是这些局部相位变化能够被容易地识别为流动诱导的相位偏移。对应的流动诱导的伪影然后通过适当地调整第一单幅回波图像的相位来抑制。
最后，水图像和/或脂肪图像使用常规的两点Dixon算法使用经相位校正的第一单幅回波图像和第二单幅回波图像来重建。
本发明因此提出了通过纯后处理来检测和校正双极双回波Dixon成像中的流动诱导的泄漏和交换伪影。采集保持不变。由于流动引起的不期望的信号交换和错误分配通过本发明的方法被显著地减少。
在本发明的优选实施例中，在对回波信号的采集期间由所使用的MR设备的接收链(RF线圈、放大器、滤波器等)和/或由梯度切换(涡电流)诱导的单幅回波图像中的相位误差在计算零回波时间图像之前被校正。这些相位误差能够使用众所周知的校准技术来确定和消除。
此外，由发射链(RF线圈、放大器、滤波器等)诱导的相位误差能够被假设为具有平滑的空间变化，并且因此可以通过对零回波时间图像的相位的高通空间滤波来去除。
根据本发明的方法的简单且直接的实施方式，流动诱导的相位误差可以在零回波时间图像中通过对零回波时间图像的(绝对)相位与预定阈值的逐体素比较来识别。超过阈值的相位值被认为是流动诱导的伪影，并且被相应地校正。
在备选实施方式中，流动诱导的相位误差通过对零回波时间图像的相邻体素之间的相位差与预定阈值的比较来识别。在该实施例中，检测零回波时间图像的相位中的局部变化。换言之，不看零回波时间图像的绝对相位，而是将零回波时间图像的相邻体素之间的相位差与阈值进行比较来识别相位误差。
在更复杂的实施方式中，流动诱导的相位误差能够通过搜索与在对回波信号的采集期间施加的双极读出磁场梯度的方向对齐的体素集来识别。流动诱导的相位误差可能发生在位于检查的患者的血管中或含有检查的患者的血管的体素中。没有相关的相位误差预计来自没有流动发生于其中的静态组织。对应于血管的典型几何形状，发生在与双极读出磁场梯度对齐的体素集中的相位误差是能够用来根据本发明在零回波时间图像中识别流动诱导的相位误差的流动伪影的强烈指示。
在更复杂的实施方式中，零回波时间图像的逐像素幅度也被考虑用于对流动诱导的相位误差的识别。以此方式，仅归因于血管的图像区域内的相位误差被考虑。相应体素能够通过从MR血管造影知晓的方法被识别为属于血管。
在本发明的方法的另外的优选实施例中，第一单幅回波图像的相位校正通过适当地缩放在零回波时间图像中识别并估计的相位误差、考虑第一回波时间值和第二回波时间值并且从第一单幅回波图像的相位减去它们来执行。
到目前为止描述的本发明的方法能够借助于一种MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成实质上均匀的、静态的磁场B0；多个梯度线圈，其用于在所述检查体积内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个身体线圈RF，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自定位在所述检查体积内的患者的身体的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元，其用于根据所接收的MR信号来重建MR图像。能够通过对所述MR设备的所述重建单元和/或所述控制单元的对应编程来实施本发明的方法。
本发明的方法能够有利地在目前临床使用中的大多数MR设备上被执行。为此目的，仅仅需要利用控制所述MR设备使得所述MR设备执行以上解释的本发明的方法的步骤的计算机程序。所述计算机程序可以存在于数据载体上或存在于数据网络中，以便被下载以用于安装在所述MR设备的所述控制单元中。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅出于说明的目的而设计，并且不作为对本发明的限制的限定。
在附图中：
图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示出了根据本发明的使用双极读出磁场梯度的Dixon成像序列的示意性(简化的)脉冲序列图；
图3示出了图示根据本发明的用于计算零回波时间图像的相位外推的图。
具体实施方式
参考图1，MR设备1被示为方框图。该设备包括超导式主磁体线圈或电阻式主磁体线圈2，使得沿着通过检查体积的z轴创建实质上均匀的、时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括(一阶、二阶以及在适用的情况下三阶)匀场线圈2’的集合，其中，出于使在检查体积内的B0偏差最小化的目的，流过所述集合2’的个体匀场线圈的电流是可控的。
磁共振生成与操纵***施加一系列的RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、诱导磁共振、使磁共振重新聚焦、操纵磁共振、在空间上或以其他方式对磁共振进行编码、使自旋饱和等，以执行MR成像。
更具体地，梯度脉冲放大器3将电流脉冲施加到沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的全身梯度线圈4、5和6中的选定一个。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8将RF脉冲或脉冲包发射到身体RF线圈9，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括短持续时间的RF脉冲节段包，所述短持续时间的RF脉冲节段包与任何施加的磁场梯度一起实现对核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于使共振饱和、激励共振、反转磁化、使共振重新聚焦或操纵共振，并且选择定位在检查体积中的身体10的一部分。还由身体RF线圈9拾取MR信号。
针对身体10的有限区域的MR图像的生成，局部阵列RF线圈11、12、13的集合被放置为邻近被选择用于成像的区域。阵列线圈11、12、13能够用于接收由经由身体RF线圈的RF发射所诱导的MR信号。
由身体RF线圈9和/或由阵列RF线圈11、12、13来拾取得到的MR信号，并且由优选地包括前置放大器(未示出)的接收器14来解调得到的MR信号。接收器14经由发送/接收开关8连接到RF线圈9、11、12和13。
主机计算机15控制匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7，以生成本发明的成像序列。针对选定的序列，接收器14接收接连不断地跟随每个RF激励脉冲的单个或多个MR数据线。数据采集***16执行对所接收的信号的模数转换并且将每个MR数据线转换为适合进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集***16是专用于采集原始图像数据的单独的计算机。
最终，由施加傅里叶变换或诸如SENSE的其他适当的重建算法的重建处理器17将数字原始图像数据重建成图像表示。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后将图像存储在图像存储器中，在所述图像存储器中可以访问所述图像以将切片、投影或图像表示的其他部分转换成用于例如经由提供得到的MR图像的人类可读显示的视频监视器18可视化的适当格式。
主机计算机15和重建处理器17被编程为执行如在上面和在下文中描述的本发明的方法。
在图2中，描绘了根据本发明的使用双极读出磁场梯度的Dixon成像序列的示意性脉冲序列图。该图示出了在频率编码方向(M)、相位编码方向(P)以及切片选择方向(S)上的切换的磁场梯度。此外，该图示出了RF激励脉冲以及由ACQ1和ACQ2标示的时间间隔，在所述时间间隔期间回波信号被采集。该图覆盖了对一对回波信号的采集。许多这样的回波信号对通过使用不同的相位编码(P)来完全覆盖k-空间的所需区域的所描绘的序列的多次重复来采集。每对回波信号使用具有相反极性的对应对读出磁场梯度(M)来采集。双极读出梯度的计时和幅度被选择为使回波信号的采集窗口ACQ1、ACQ2移位，使得不同的回波时间TE1(第一回波时间)和TE2(第二回波时间)以及对应地来自水质子和脂肪质子的信号贡献的不同的相位偏移被提供。这些信号贡献的Dixon型分离基于水和/或脂肪图像的重建的最终步骤中的这些相位偏移。
根据本发明，单幅回波图像根据所采集的回波信号来重建。归因于第一回波时间TE1的第一单幅回波图像根据第一回波信号来重建，并且归因于第二回波时间TE2的第二单幅回波图像根据第二回波信号来重建。
假设在回波时间TE1和TE2处采集的两幅单幅回波图像的每个体素中的相位是以下不同相位贡献之和：
RF激励相关的相位，
接收链诱导的相位，
化学位移诱导的相位，
主场不均匀性诱导的相位，
梯度切换诱导的相位，
流动诱导的相位。
首先，来自接收链和梯度切换的相位贡献基于合适的***校准被去除。
在第二步骤中，化学位移诱导的相位和主场不均匀性诱导的相位根据本发明通过将第一单幅回波图像的相位外推到零回波时间(TE＝0ms)以获得‘虚拟’零回波时间图像来消除。为此目的，两幅单幅回波图像之间的相位差按比率TE1/(TE2-TE1)来缩放，并且从第一单幅回波图像的相位减去。图3图示了在TE1和TE2处的两幅单幅回波图像的单个体素中的相位，一次没有流动(下面的十字)并且一次有流动(上面的十字)。流动选择性地影响在TE1处的相位，通常导致在TE＝0ms处的显著更大或不同的(绝对)相位。取决于TE1和TE2，两幅单幅回波图像之间的相位差的打开可能是有利的。此外，对第一单幅回波图像与第二单幅回波图像的幅度的比较允许识别含有大量水和脂肪两者的体素。尤其对于这些，两幅单幅回波图像之间的相位差的简单缩放可能是太不准确的。Dixon水/脂肪分离可以代替这些体素被应用以改善相位到零回波时间的外推。
所计算的零回波时间图像的相位然后仅反映来自RF激励和流动的相位贡献。
来自RF激励的相位贡献是在TE＝0ms处的静态贡献，该静态贡献主要取决于拉莫频率f0、射频磁场B1、以及被成像组织的介电常数ε和电导率σ。假设空间平滑性，该相位贡献能够通过滤波来去除，例如通过应用适当的空间高通滤波器。备选地或额外地，合适的***校准(例如为了测量B1)能够被执行以例如基于患者模型来模拟该贡献。RF激励相关的相位也能够例如使用针对电特性断层摄影开发的任何已知方法被单独地测量。
遵循Rahimi等人采用的模型(Magn.Reson.Med.,73:1926-1931,2015)，流动诱导的相位误差仅影响第一单幅回波图像，因为双极读出磁场梯度的第一力矩仅在TE2处而不在TE1处消失。对于沿着读出方向的具有恒定速度的流动，这导致两幅单幅回波图像之间的相位差的增大或减小，并且因此导致所关注的血管中的‘虚拟’零回波时间图像(在TE＝0ms处)的相位相对于相邻的静态组织的偏移(参见图3)。
两幅单幅回波图像之间的相位差的局部大幅增大或减小能够引起Dixon水/脂肪分离中的泄漏和交换伪影，因为作为Dixon算法的部分的对主场不均匀性的估计被干扰，并且主场不均匀性的空间平滑性的假设被违反。
为了抑制这种泄漏和交换伪影，检测零回波时间图像的相位中的局部变化以识别流动诱导的相位误差。在上面描述的校正之后，简单的实施方式仅将阈值应用于在TE＝0ms处的(绝对)相位。稍微更复杂的实施方式搜索与读出方向对齐的体素集，其中(绝对)相位超过阈值。具体地，在对比增强的成像中，其还考虑两幅单幅回波图像的体素中的信号幅度以优选地选择仅血管内的体素集。
最后，选定体素中的相位在第一单幅回波图像中被调整，使得零回波时间图像中的相应体素中的相位大致匹配零回波时间图像中的相邻的非选定体素中的相位。
在对第一单幅回波图像的该相位校正之后，Dixon水/脂肪分离使用经相位校正的第一单幅回波图像和(原始的)第二单幅回波图像来执行以重建水图像和/或脂肪图像。

Claims (12)

1.一种对放置在MR设备(1)的检查体积中的对象(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
-使所述对象(10)经受成像序列，所述成像序列包括至少一个激励RF脉冲和切换的磁场梯度，其中，两个回波信号，即，第一回波信号和第二回波信号，在不同的回波时间(TE1、TE2)处被生成，
-使用双极读出磁场梯度采集来自所述对象(10)的所述回波信号，
-根据所述第一回波信号来重建第一单幅回波图像，并且根据所述第二回波信号来重建第二单幅回波图像，
-通过使用在每个体素位置处的所述第一单幅回波图像与所述第二单幅回波图像之间的相位差将在相应体素位置处的所述第一单幅回波图像的相位外推到零回波时间来计算零回波时间图像，
-在所述零回波时间图像中识别并估计来自局部相位变化的流动诱导的相位误差，
-根据所估计的流动诱导的相位误差来校正所述第一单幅回波图像的相位，以及
-根据所述回波信号来重建水图像和/或脂肪图像，其中，来自水和脂肪的对所述回波信号的贡献使用经相位校正的第一单幅回波图像和所述第二单幅回波图像来分离。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，在对所述回波信号的采集期间由所使用的MR设备的接收链和/或由梯度切换诱导的所述单幅回波图像中的相位误差在计算所述零回波时间图像之前被校正。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，由所述激励RF脉冲诱导的相位误差通过所述零回波时间图像的高通空间滤波来去除。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，所述流动诱导的相位误差在所述零回波时间图像中通过对所述零回波时间图像的相位与预定阈值的逐体素比较来识别。
5.根据权利要求1-3中的任一项所述的方法，其中，所述流动诱导的相位误差通过对所述零回波时间图像的相邻体素之间的相位差与预定阈值的比较来识别。
6.根据权利要求4或5所述的方法，其中，所述流动诱导的相位误差在所述零回波时间图像中通过搜索与在对所述回波信号的采集期间施加的所述双极读出磁场梯度的方向对齐的体素集来识别。
7.根据权利要求4-6中的任一项所述的方法，其中，所述零回波时间图像的幅度也被考虑用于对所述流动诱导的相位误差的所述识别。
8.根据权利要求4-7中的任一项所述的方法，其中，仅归因于血管的图像区域内的相位误差被考虑。
9.根据权利要求1-8中的任一项所述的方法，其中，所述第一单幅回波图像的相位校正通过缩放在所述零回波时间图像中识别并估计的所述相位误差并且从所述第一单幅回波图像的相位减去它们来执行。
10.根据权利要求1-9中的任一项所述的方法，其中，所述水图像和/或所述脂肪图像使用两点Dixon技术来重建。
11.一种MR设备，包括：至少一个主磁体线圈(2)，其用于在检查体积内生成均匀的、静态的磁场B0；多个梯度线圈(4、5、6)，其用于在所述检查体积内的不同空间方向上生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈(9)，其用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于接收来自定位在所述检查体积中的对象(10)的MR信号；控制单元(15)，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元(17)，其用于根据所接收的MR信号来重建MR图像，其中，所述MR设备(1)被配置为执行根据权利要求1-10中的任一项所述的方法的步骤。
12.一种要在MR设备上运行的计算机程序，所述计算机程序包括用于执行根据权利要求1-10中的任一项所述的方法的指令。
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