据的一定的条件降低真正拍摄的MR原始数据点的数量，如公知的进一步缩短了回波时间。
[0020]此外可以，从对不同的对比度值计算和拍摄的MR图像中，建立检查对象的所谓的空间分辨的Tl和T2弛豫图。如果例如使用反转脉冲，则可以利用在各个MR图像中的强度演变推导出Tl或T2时间。这然后可以逐像素地对于不同的运动阶段计算和显示。
[0021]本发明同样涉及一种用于计算MR图像的MR设备，具有用于如上面解释的在周期性运动的至少两个周期上拍摄MR信号和建立MR图像的拍摄单元，和具有计算单元，其，如上解释的，借助来自于第二周期的MR图像，计算周期性运动的不同阶段的运动信息，并且将该运动信息应用于在第一周期中的MR图像，以便对于在第一周期中的具有不同的对比度值的MR图像，计算对于运动的不同运动阶段的MR图像。
【附图说明】
[0022]本发明的其他优点和构造从以下对实施例的描述中得到。其中:
[0023]图1示出可以用来在短的时间段中以可变对比度拍摄和计算MR图像的MR设备，
[0024]图2示意性示出如何进行运动校正的MR图像的计算的图，
[0025]图3示出用于解释对于不同的运动阶段计算运动信息的图，
[0026]图4示出根据运动阶段和对比度显示计算的和拍摄的MR图像的矩阵，
[0027]图5示出具有在以可变的对比度计算MR图像时执行的步骤的流程图。
【具体实施方式】
[0028]图1示意性示出了磁共振设备，利用其可以按照本发明在不同的对比度的情况下建立进行周期性运动的检查对象(如器官)的MR图像。磁共振设备具有用于产生极化场B。的磁体10，其中在卧榻11上布置的被检人员12被移入到磁体的中心，以便在那里拍摄来自于检查对象的空间编码的磁共振信号。通过入射射频脉冲串和接通磁场梯度，可以将通过极化场Btl产生的磁化从平衡位置偏转并且可以利用未示出的接收线圈按照磁共振信号检测得到的磁化。用于利用不同的成像序列建立磁共振信号的一般工作方式，是专业人员公知的，从而不必详细解释。
[0029]磁共振设备还具有中央控制单元13，其被使用来控制MR设备。中央控制单元13具有用于控制和接通磁场梯度的梯度控制器14。HF控制器15设置为用于控制和入射用于偏转磁化的HF脉冲。在存储单元16中例如可以存储对于拍摄MR图像所需的成像序列以及为了运行MR设备所需的其他程序。拍摄单元17控制图像拍摄并且由此根据所选择的成像序列控制，以何种顺序入射磁场梯度和HF脉冲。由此拍摄单元17也控制梯度控制器14和HF控制器15。在计算单元20中计算的MR图像可以在显示器18上显示，并且操作人员可以通过输入单元19操作MR设备。
[0030]在图2中示意性示出了成像序列的一部分以及后处理步骤，利用其可以在给予造影剂之后进行心脏的拍摄，例如所谓的延迟增强检查。在入射HF脉冲21 (在此是反转脉冲)之后，通过EKG触发器22进行EKG触发，在示意性利用横条29示出的时间段期间进行图像拍摄。图像拍摄例如可以是bSSFP序列，其使用具有k-t规则化的压缩感知技术(Compressed-Sensing-Technologie)。例如在直接在EKG的R峰之后入射的反转脉冲21之后拍摄二维MR数据。在示出的情况中进行在四个心脏周期上的图像拍摄:心脏周期23、心脏周期24、心脏周期25和心脏周期26。在不同的心脏周期期间拍摄的MR图像的时间分辨率可以位于30和40ms之间，从而每个心脏周期拍摄多个MR图像。
[0031]在图2中还示意性示出了在各个心脏周期中的各个MR图像所具有的对比度。如可以看出的，由于刚入射的反转脉冲，在第一心脏周期23的各个MR图像23a-23g之间的对比度非常强烈改变。磁化随着拍摄时间向其平衡状态靠近，从而在周期26中在各个MR图像之间在磁化中的区别仅是很小的。
[0032]拍摄在至少两个周期上进行，其中在第一周期中(即周期23中)从MR图像到MR图像的磁化变化比在第二周期中(在示出的情况中即周期26中)更大。现在使用周期26的MR图像26a-26g，以计算运动的心脏的运动信息，例如形变信息。因为各个MR图像26a_26g具有小的对比度区别，所以可以利用这些图像很好确定心脏运动，因为在各个图像之间不出现组织引起的对比度区别。如何可以在不同的心脏阶段下互相配准各个MR图像和如何从中计算各个示出了在各个心脏阶段中心脏的形变的形变图像是专业人员公知的并且在此不详细解释。运动信息的可能计算在“EFFICIENT SYMMETRIC AND INVERSE-CONSISTENTDEFORMABLE REGISTRAT1N THROUGH INTERLEAVED OPTIMIZAT1N”，ChristophGuetter, Hui Xue, Christophe Chefd’ hotel, Jens Guehring, B1medical Imaging:FromNano to Macro, 2011 IEEE Internat1nal Symposium,第 590 - 593 页，ISSN:1945-7928中描述。从第二周期，在此是最后的周期26的MR图像获得的这些形变图像在图2中示意性在区域27中示出。由此识别心脏运动并且可以应用于在第一心脏周期中拍摄的MR图像23a-23g。如后面还要进一步详细结合图3和4解释的，由此可以从形变信息中对于第一周期的各个对比度分别确定对于周期性运动的不同阶段的MR图像，如示意性通过矩阵28示出的。
[0033]上面描述的形变信息可以基于心脏的固有运动。如果由于不完全屏住的呼吸而还留有剩余运动，即，通过环境的运动引起的运动，则其同样还可以被校正。当在两个周期23和26之间还存在例如通过小的呼吸活动引起的轻微运动，则其可以在确定运动信息之前通过互相配准不同周期的MR图像被补偿。在此可以例如将来自于第一周期的最后的图像，即图像23g，配准到第二周期的最后的图像上，即图像26g。在此得到的第二运动信息然后可以应用于第二周期的整个MR图像。一般地，来自于两个周期的相同的运动阶段的MR图像可以互相比较，以便从中计算第二运动信息。
[0034]根据图3首先解释，确定哪个运动或形变信息。在图3中为此示意性示出一个心脏周期的不同运动阶段，其中在示出的情况中示出四个运动阶段。当然也可以将周期性运动划分为更多或更少不同运动阶段。各个MR图像26a-26g对应于各个运动阶段或每个图像代表一个运动阶段，其中对于每个运动阶段，呈现至少一个MR图像。在图2中示出的例子中对于每个周期拍摄八幅图像。然而该数字可以改变并且仅为了画图的目的。如果第一运动阶段的MR图像与第二运动阶段的MR图像比较，则可以确定从第一相对于第二运动阶段而得到的运动变化。在图3中示意性利用箭头1-2示出了这一点。同样可以确定第一相对于第三阶段的运动或形变变化，在图中以1-3示出，并且第一相对于第四阶段的运动变化利用1-4示出。此外计算第二阶段相对于第一阶段或第二相对于第三或第四阶段的运动变化，从而计算从每个运动阶段到每另一个运动阶段的运动变化。如果运动被划分为在周期内部的η个不同的运动阶段，则得到n(n-l)个运动或形变信息。该运动或形变信息可以包含平移和/或旋转分量。利用这样确定的运动信息现在可以对于第一周期的MR图像确定对于不同的运动阶段的MR图像。
[0035]这一点在图4中详细解释，在那里再次详细示出了图2的矩阵28。在图4中阴影线示出的MR图像是在各自的周期中由MR设备拍摄的MR图像，在示出的情况中是41-1，42-2，43-3和44-4。这四个图像例如可以是图2的MR图像23a_23g中任意四个。拍摄的MR图像41-1具有第一对比度，例如因为其直接在入射反转脉冲之后被拍摄。借助如在图3中解释的计算的形变图像，现在可以计算MR图像41-2，41-3和41-4。参考图3的例子，在此使用形变信息1-2，1-3和1-4，以便从拍摄的MR图像41-1中计算图像41_2至41-4。由此对于第一对比度完成MR图像的序列，其可以例如用于在第一对比度下运动的心脏的CINE显示。对于MR图像42可以进行类似计算。从拍摄的MR图像和运动信息，在此是运动?目息2-1，2-3和2-4出发，计算MR图像42-1，42-3和42-4，从而对于另一个对比度计算MR图像的序列。以相同方式可以计算MR图像43-1至43-4和44-1至44-3。如在图4中示意性可以看