在磁共振断层造影中融合加权成像的运动校正的多点方法

摘要

本发明总的涉及一种用于在磁共振断层造影中进行融合加权成像的多点方法，其中，在读取方向分段地对k矩阵进行扫描，其中这样来实现成像序列，即直接在通过借助成像回波读取一个分段而获得一个图像数据组之后，几乎同时通过借助导航回波读取该k矩阵的中间部分区域而获得一个导航数据组，并通过组合该图像数据组和对应的导航数据组以及随后的傅立叶变换而产生运动校正的融合加权MRT图像。

说明书

技术领域

本发明总的涉及在医学中用于检查患者的核自旋断层造影(同义词：磁共振断层造影，MRT)。在此，本发明尤其是涉及一种用于在磁共振断层造影中融合加权成像的运动校正的多点方法。

背景技术

MRT基于核自旋共振的物理现象，并作为成像方法成功地应用于医疗和生物物理学已有超过15年的历史。在该检查方法中，对物体施加强的恒定磁场。由此使物体内原子原本无规则取向的核自旋定向。高频波可以将该“定向”的核自旋激励成特定的振荡。该振荡在MRT中产生可借助合适的接收线圈接收的实际测量信号。通过采用由梯度线圈产生的不均匀磁场，可以在所有3个空间方向对测量物体进行空间编码，这一般称为“位置编码”。

在评价病理生理过程时，尤其是人脑中的病理生理变化，例如在中风的情况下，一种较新的MRT技术显得特别有用：融合加权的磁共振断层造影。

融合是通过分子的热平移运动形成的。它是指一种也称为布朗分子运动的随机过程。在融合加权的MRT测量中观察的分子的移动距离是非常小的；例如扩散的水分子在毫无限制的典型方式下，100ms内在各个任意方向移动的距离大约是20μm或者说1秒内60μm。该距离在单个细胞的数量级内，尤其是人体细胞组织的数量级。

通过采用所述强磁梯度场(所谓的融合梯度)，该磁梯度场在这项技术中除了上述位置编码的梯度场之外还永久或脉冲式地施加，相应分子(尤其是水)的集体融合运动可在磁共振信号的衰减中观察到。因此，其中出现融合的区域根据融合的强度，或多或少会在实际的MRT图像中被标示为暗区域。

融合加权的MRT序列通常分为三部分：

1.自旋激励(典型地以断层选择的90°-HF脉冲的形式)

2.融合准备步骤，以及

3.成像读取模块。

在其一般形式中，融合准备采用通常的Stejskal-Tanner技术，其中，接通双极梯度脉冲并通过一个180°-HF重聚焦脉冲分离两个脉冲。新序列采用具有一个附加180°-HF重聚焦脉冲的两次双极梯度脉冲，以减小会导致图像伪影的干扰涡流的影响。原则上，在成像读取模块的框架内，在融合准备之后采用最不同的成像序列，以产生融合加权的图像。但是，融合加权成像的问题是对非融合运动类型的非常的灵敏度，这些非融合运动类型例如是：心脏运动、呼吸运动等等以及与此相关的运动，例如脑搏动(脑部在Likor中的运动)。尤其是在MRT的多点序列中，这种运动引起核共振信号在该融合准备期间的相移，这会导致强烈的图像伪影。因此，融合成像作为诊疗检查方法的使用可以连续推进快速测量技术，例如回波平面成像(EPI)。EPI是MRT中的一种快速测量方法。在采用单点回波平面成像(SSEPI序列)时可以减少或避免由于无法避免的运动类型而形成的图像伪影。如在传统融合加权成像序列中出现的运动，可以用SSEPI在某种程度上“冻结”。

SSEPI的缺点是，由于相位编码中对每个像素的带宽较低，测量信号对B0场有很强的依赖性。这在具有强磁化梯度的区域内(例如在人脑部的睡眠前瓣或前额瓣中)会导致很强的图像伪影。此外，图像对基本磁场的涡流感应干扰有一定的依赖性。由于上述涡流一般通过融合准备梯度脉冲感应，因此该涡流随着融合梯度方向和所谓的表征扩散特征的b值而变化。这使得图像干扰根据不同的准备过程而变化，并且尤其是在为了产生诸如ADC图表(直观分割系数)而组合融合加权的图像时干扰图像再现。

SSEPI序列的另一个缺点是由于SSEPI序列的相位编码类型而具有很强的T₂^*相关性(T₂^*是在考虑局部磁场非均匀性的条件下横向磁化的衰变持续时间)或很强的相位灵敏度。这两种会导致很强的图像分辨伪影或失真伪影，尤其是在利用人体组织的通常很短T₂的时间进行身体成像时。

采用诸如RARE、HASTE或GRASE等其它单点序列来避免诸如在SSEPI中出现的B₀灵敏度。RARE、HASTE和GRASE以自旋回波脉冲序列的形式采集核共振信号，该自旋回波脉冲序列通过多次入射高频重聚焦脉冲而产生。磁化的重聚焦颠倒了相位变化，由此使得该序列对磁化伪影不灵敏。磁化的T₂衰变将信号读取时间限制为大约300ms，该信号读取时间将最大可达到的分辨率限制为这样大。EPI和所述RARE、HASTE、GRASE方法都可以通过采用针对分辨率的并行采集技术(PAT)来获得改善。

多个自旋回波的读取在融合加权成像中也存在很大的缺陷，由运动感生的磁化相移出现在融合准备期间，该相移使得Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG条件)消失。当激励脉冲与随后的重聚焦脉冲相比具有90°位移时满足该条件，但当在HF激励和第一重聚焦脉冲之间出现不可逆相位变化时则不能长久满足该条件。不可逆相位变化是这样一种相位变化，其不能通过重聚焦脉冲(回波形)反转(例如融合序列中出现的由运动感生的相位变化)。可逆相位变化例如是通过共振偏移引起的相位演变。HF或重聚焦脉冲用得越少，就越不容易出现CPMG条件的破坏以及由此引起的伪影。

为了避免这种伪影，可以采用基于受激励的回波序列的修订融合准备机制。但是该修订融合准备机制将信噪比减小为原来的1/2。还可以采用单点螺旋扫描，以便在融合加权成像的框架下采集无运动伪影的数据。正如EPI那样，该技术不采用多个HF重聚焦脉冲，后者会由于失谐信号而导致相位演变并强烈干扰图像质量。

为了绕过融合加权成像中单点技术的缺陷，多点技术成为一种有意义的替代。多点技术通过提高空间分辨率改善了图像质量；并且避免了在单点技术中由于T₂衰变、T₂^*衰变和失谐效应而出现的、并由于长读取时间强烈影响成像的图像伪影。

在融合加权成像中采用多点序列使开发者面临新的挑战。标准多点序列与事先进行的融合准备通过融合梯度的简单组合使得逐点地产生运动感生的相移，该相移展示出特别强的伪影，尤其是在进行脑部拍摄时。早期的利用自旋回波序列和SSEP序列(稳态自由运动序列)与融合梯度的简单组合对人体的研究在b值小于200s/mm²时丝毫没有展示出运动相关性，其中b值是一个表征融合加权测量特性的值，其根据一个公式通过融合梯度的特性和所观察的核共振自旋种类的回转磁比例的特性来计算。这种b值在对严重中风的标准检查的框架下大约是1000s/mm²，从而在这些条件下EKG触发的SE序列或EKG触发的受激回波序列(STEAM)会在多点融合加权图像中强烈影响脑部运动。

不同多点方法的运动灵敏度法则(Ansatz)相互作用。基于序列的法则在于，在多次小角度激励的框架下直接在一个心脏周期的心脏舒张期的结束时采集高速蒸汽技术意义下的信号。该方法还可以理解为单点法则，其中对所有激励都只进行一次磁化准备。该技术显示了EPI序列的所有优点，而不取决于磁化改变。但是这限制了分辨率。高速蒸汽同样表现出较低信噪比的缺点。

在融合加权多点成像领域的重要发展是除了一般的图像数据之外还在每次自旋激励之后测量所谓的导航回波。每个导航回波的数据用于对相应的图像数据进行相位校正，由此考虑在融合准备期间出现、并在不同激励之间不相同的信号的相位改变。导航回波(按照非相位编码参考扫描的形式)原理上是一维的，并且实际上只用于校正全局相位改变或读取方向上的局部相位改变。实际上，运动感生的相位改变在融合加权成像中是二维函数，从而一维法则不再适用于完整校正。因此，该方法不是适合于按照例程应用形式的诊疗实施的方法。

由于这个原因，当前运动校正的融合加权成像序列具有二维导航信号，后者是由传统获取序列连接而成的。相邻原始数据行在单独的舱壁(Schott)中获取。但这使得扫描没有满足奈奎斯特条件，并且在图像空间内出现了褶皱。只有在简化假设例如刚体运动时才可以直接简单地运用二维运动校正(相位校正)。尤其是在脑室和脑干(Stammhirn)的脑部变形时不能给出刚体运动的假设。

所谓的PROPELLER方法(具有增强再现的周期旋转重叠并行线)形成一个例外，在该方法中在每个点之后借助自旋回波脉冲序列采集一组并列相邻的k个空间行(叶片)。一个叶片的方向在每次自旋激励后旋转，从而二维星形地扫描整个k矩阵。由于每个叶片都包含k矩阵的中间区域，因此每个点都具有二维导航信息，因此该序列也可以称为自导航序列。此外，对于每个叶片都满足奈奎斯特条件，由此可以进行较低分辨率的、基于图像的二维相位校正。通过在每个点始终一起测量中部k空间区域，相位校正主要涉及较高的频率，这减小了图像伪影。但是，在PROPELLER中一般不满足CPMG条件，这使得在相邻自旋回波之间要进行信号调制。由于T2弛豫和运动感生效应，该信号调制涉及相邻行。此外，如通过PROPELLER实施的径向扫描机制与诸如分段EPI的标准扫描序列相比效率更低，因为与其它序列相比，对于给定的矩阵大小需要更多的点数。

此外还建议在自导航融合加权序列的框架下采用多点螺旋扫描。但目前在此领域的开发不包括鲁棒诊疗应用所需的二维相位校正。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是提供一种在磁共振断层造影中，在运动校正的融合加权成像意义下经过改善的方法。

根据本发明，要求保护一种用于在磁共振断层造影中进行融合加权成像的多点方法，其特征在于，在读取方向分段地对k矩阵进行扫描，其中这样来实现成像序列，即直接在通过借助成像回波读取一个分段而获得一个图像数据组之后，几乎同时通过借助导航回波读取该k矩阵的中间部分区域而获得一个导航数据组，并通过组合该图像数据组和对应的导航数据组以及随后的傅立叶变换而产生运动校正的融合加权MRT图像。

根据本发明，所述组合通过逐个像素地在图像空间中将每个图像数据组与其对应的标准化导航数据组相乘以及接着相邻连接所校正的分段来进行。

优选的，所述读取曲折形地进行。

此外优选的，所述分段重叠。

此外有利的是，所述图像数据组和导航数据组大小相同。

在本发明方法的框架下，在相乘之后丢弃重叠区域中的像素。

优选的，在所述组合之前选择对每个图像数据组及其对应的导航数据组进行

-标准相位校正，例如在读取方向上的线性相位校正，

-Hanning滤波，和

-填充0。

此外，还要求保护一种多点方法，其中成像序列包括如下步骤：

-入射90°高频激励脉冲，用于激励待检查对象体内的自旋，

-在90°高频激励脉冲期间同时接通断层选择梯度(GS)，

-激励第一融合梯度脉冲，

-入射第一180°高频重聚焦脉冲，

-在第一180°高频重聚焦脉冲期间接通断层选择梯度脉冲，

-激励第二融合梯度脉冲，

-接通第一可选读取梯度脉冲分支，

-入射第二180°高频重聚焦脉冲，

-在第二180°高频重聚焦脉冲期间接通断层选择梯度脉冲，

-接通第二可选读取梯度脉冲分支，

-重复入射第一90°高频激励脉冲到接通第二可选读取梯度脉冲分支的步骤，直到整个k矩阵被扫描了为止。

根据本发明，直接在每个第一读取梯度脉冲分支之前这样接通一个相移脉冲以及直接在每个第一读取梯度脉冲分支之后这样接通一个重定相脉冲，使得在读取方向上出现相应偏移，从而每个第一读取梯度脉冲分支都这样在k_x方向上曲折形地扫描所述k矩阵的部分区域，即通过第一读取梯度脉冲分支的全部来扫描整个k矩阵。

优选的，直接在每个第二读取梯度脉冲分支之前这样接通一个相移脉冲以及直接在每个第二读取梯度脉冲分支之后这样接通一个重定相脉冲，使得在读取方向上出现恒定偏移，从而几乎在每个第一读取梯度脉冲分支的同时，通过每个第二读取梯度脉冲分支始终在k_x方向上曲折形地扫描属于第一读取梯度脉冲分支的相应部分区域的、特定于运动的所述k矩阵的中间部分区域。

此外，优选通过在相应读取梯度脉冲分支的每个过零点期间接通相位编码的短梯度脉冲(GP)来实现对相应部分区域的曲折形扫描。

附图说明

下面借助附图中的实施例详细解释本发明的其它优点、特征和特性。

图1示意性示出核自旋断层造影设备，

图2示意性示出根据本发明的融合加权多点序列的梯度脉冲电流函数的时间变化，

图3示意性示出在根据图2的序列对k矩阵的时间扫描，以及

图4示意性示出本发明方法的流程图。

具体实施方式

图1示出用于根据本发明产生梯度脉冲的核自旋断层造影设备的示意图。在此，该核自旋断层造影设备的结构对应于传统X射线断层摄影设备的结构。基本磁场1产生在时间上恒定的强磁场，以极化或者说定向对象检查区域内的核自旋，该对象例如是人体的待检查部分。核自旋共振测量所需的基本磁场的均匀性定义在球形测量空间M中，人体的待检查部分被放置到该球形测量空间中。为了检查均匀性要求和尤其是为了消除不随时间变化的影响，在合适位置设置由铁磁材料制成的所谓填隙片。随时间变化的影响通过由补偿电源15控制的补偿线圈2消除。

在基本场磁1中设置由3个部分绕组组成的圆柱形梯度线圈系统3。每个部分绕组都由放大器14提供电流，用于在笛卡尔坐标系的相应方向上产生线性梯度场。梯度场系统3的第一绕组产生x方向上的梯度G_x，第二绕组产生y方向上的梯度G_y，第三绕组产生z方向上的梯度G_z。每个放大器14都包括一个数字模拟转换器，后者由及时产生梯度脉冲的序列控制器18来控制。

在梯度场系统3内设置一个高频天线4，该天线4将由高频功率放大器30发射的高频脉冲转换为交变磁场，以激励待检查对象或该对象的待检查区域中的原子核并定向核自旋。高频天线4还将由优先(praezedieren)核自旋发出的交变场、也就是通常由一个或多个高频脉冲以及一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列产生的核自旋回波信号转换为电压，该电压通过放大器7输入高频系统22的高频接收信道8中。高频系统22还包括发射信道9，其中为激励磁核共振而产生高频脉冲。在此，由于设备计算机20预先给定的脉冲序列，相应高频脉冲在序列控制器18中表现为复数序列。该数列分别作为实部和虚部通过各自的输入端12输入高频系统22的数字模拟转换器中，并从该转换器输入发射信道9。在发射信道9中，脉冲序列被调制为高频载波信号，其基本频率等于测量空间中核自旋的共振频率。

从发射到接收运行的转换通过发射-接收转接器6进行。高频天线4将用于激励核自旋的高频脉冲射入测量空间M，并扫描所产生的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收信道8中经过相敏解调，并通过相应的模拟数字转换器转换为测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17从这样获得的测量数据中再现图像。测量数据、图像数据和控制程序的管理都通过设备计算机20进行。基于用控制程序进行的预先给定，序列控制器18检查各期望脉冲序列的产生和K域的对应扫描。尤其是，序列控制器18在此控制梯度的及时通断、具有确定相位和振幅的高频脉冲的发射以及核共振信号的接收。高频系统22和序列控制器18的时间基础由同步器19提供。对应的、用于产生核自旋图像的控制程序的选择和所产生的核自旋图像的显示都通过包括键盘以及一个或多个显示屏的终端21进行。

本发明包括产生新型成像序列，该成像序列尤其是在序列控制器18或设备计算机20中产生。本发明序列的序列图表在图2中示出。在最上面一行示出起始的90°激励脉冲，接着是两个180°重聚焦脉冲。为了选择断层，在90°激励脉冲以及在每个180°重聚焦脉冲期间接通断层选择梯度GS。该序列的融合准备通过直接在90°激励脉冲之后以及直接在第一180°重聚焦脉冲之后的两个具有确定宽度和确定振幅的相同大小的单极融合梯度进行。本发明序列的要点在于，融合加权地、分段地扫描k矩阵，其中对每个分段都大致同时测量该k矩阵的中间区域。每个k矩阵分段都按照成像回波的形式、属于该k矩阵分段的中间k矩阵区域则按照导航回波的形式由所谓的读取梯度脉冲分支读出。一个点的读取成像回波的第一读取梯度脉冲分支设置在第二融合梯度脉冲和第二180°重聚焦脉冲之间。读取导航回波的第二读取梯度脉冲分支则直接设置在第二180°重聚焦脉冲之后。每个点的两个读取梯度脉冲分支都表示交替的梯形或正弦形的脉冲分支，其中在该脉冲分支的每个过零点期间接通短相位编码梯度GP(blip尖头信号)。交替读取梯度和尖头相位编码梯度的组合使得对于每个读取梯度脉冲分支，就k_x方向来说只扫描k矩阵的一个很窄的区域。

为了用所有点的各第一读取梯度脉冲分支扫描整个k矩阵，在每个点的每个第一读取梯度脉冲分支之前接通对应的前相梯度(Vor-Phasier-Gradient)，后者在每个第一读取梯度脉冲分支时在k_x方向上导致相应的偏移。读取梯度脉冲分支的平面积分确定了k矩阵在k_x方向上被扫描的区域的宽度。前相梯度的平面积分确定了分段在k_x方向上的偏移。为了在每个点之后消除该k_x偏移，直接在每个点的第一读取梯度脉冲分支之后反向接通相应的前相梯度，作为所谓的重定相梯度。前相梯度以及重定相梯度在图2中以黑色示出。

根据本发明，为了使每个点的每个图像回波都直接衔接并由此几乎同时获得导航回波，每个点的第二读取梯度脉冲分支还具有一个相移脉冲。与第一读取梯度脉冲分支的相移脉冲不同，所有第二读取梯度脉冲分支的全部相移脉冲在所有点中都是恒定相等的，并且其大小为，使得对第一读取梯度脉冲分支的每个k_x分段都始终在k_x方向上曲折形扫描该k矩阵的相同中间部分区域。第二读取梯度脉冲分支的相移脉冲也在图2中以黑色示出。

通过这种方式，按分段(按点)来扫描k矩阵，其中对每个点都同时在每个图像回波处按照导航回波的形式扫描k矩阵的中央区域。每个点中的两个读取梯度脉冲分支直到k_x偏移都是精确相等的。

在图3中，在16个读取梯度脉冲(在k_y方向上的扫描点数)时对5个点的情况示出本发明成像序列的k域轨迹或者说是扫描特性。每个读取梯度脉冲分支都需要15个相位编码梯度(尖波信号)。每个读取梯度脉冲分支与尖波的相位编码梯度一起扫描k矩阵在k_x方向上的条形区域，其中每个点的第二读取梯度脉冲分支始终扫描相同而且是中间的条纹(在该例中是点3)。该条纹在k_x方向上的宽度由读取梯度脉冲分支的平面积分确定。前相梯度的积分确定相应分段在k_x方向上的偏移。一个这种条纹内的k_x方向上的分辨率由采用的模拟-数字转换器(ADC)的扫描速率确定。

这种条纹内的在k_y方向上的分辨率由一个读取梯度脉冲分支的半波数确定。一个读取梯度脉冲分支内的两个相邻半波的时间距离称为“梯度-回波间距”。该区域越窄，就能越精确地采集核共振信号——就通过T₂^*表征的横向磁化衰变来说。

本发明这种成像序列设计的目的是，在分段扫描的框架下，在读取方向上将融合加权的多点序列、即EPI序列(回波平面成像序列)与二维导航回波的采集结合起来，从而在图像再现方法的框架下抑制或校正各点之间由于运动产生的伪影。

如在前序中已经提到的，融合加权MRT成像中的多点技术比单点技术(例如SSEPI)提供更好的图像质量。目前最普遍的多点技术是已经描述的PROPELLER技术，其例如允许人脑部的融合加权MRT图像，而无需为了减小运动灵敏度采用另外的费事的措施，例如EKG触发。多点EPI测量也具有非常高的运动灵敏度，该灵敏度甚至明显超过PROPELLER的运动灵敏度。

如果多点EPI的运动灵敏度可以被减小或可以事后校正，则该成像技术相对于PROPELLER来说提供了如下优点：

-更短的回波时间TE

-更少的基于T₂弛豫的k域伪影

-减小了扫描持续时间

-更好的断层轮廓

-由于减小了每个点的180°重聚焦脉冲数量而降低了SAR(特殊吸收率)。

本发明提出了一种方法，其基于先前描述的本发明的序列设计(图2和图3)校正融合加权多点EPI序列的由于运动而产生的图像伪影，并提供高分辨率的、无伪影的融合加权MET图像。下面借助图4的方法流程图解释本发明的方法。

首先，用图2的成像序列的点n＝1，根据步骤S1A获取第一图像数据组和根据步骤S1B获取该第一图像数据组的对应“同时”导航数据组。接着，根据步骤S2A至S8A或S2B至S8B，借助图像处理算法例如在设备计算机上处理这两个数据组，以获得质量改善的原始数据组。步骤S2A至S4A或S2B至S4B涉及在图像计算机中基于测量前获得的非相位编码的参考数据组进行标准相位校正，该标准相位校正考虑ADC的逐行时间延迟。在步骤S5A或S5B中，对正弦或梯形扫描的核共振信号光栅化(regirdding)(将测量点分布在相同的正交点阵上；EPI的标准方法)。尤其是在导航数据组中，根据步骤S6B进行Hanning滤波(通过借助加权函数重新调节k矩阵的边缘区域内的k域数据来最小化图像空间中的吉布斯环状伪影)。在步骤S7A或S7B中对图像数据组和导航数据组进行0填充(为了在步骤S12中丢弃重叠区域的原始数据点这是非常必要的)。接着，根据步骤S8A或S8B二维傅立叶变换到图像空间，以便在该图像空间中借助导航数据组对图像数据组进行运动或相位校正。

对每个点都进行运动或相位校正。为此在步骤S9中将导航数据组的所有振幅值都标准化为1，从而由于运动而产生的伪影只是以导航数据组的相位模板的形式出现。根据步骤S10，通过逐像素地将复数图像数据组乘以标准化的复数导航数据组来进行图像数据组的运动校正。通过这种方式，在图像数据组中的由于运动而产生的相位又逐像素地回复。两个数据组(图像数据组、导航数据组)的复数共轭已通过第二180°重聚焦脉冲给出，并且不必专门实施。

图像空间中运动感生的二维相位改变对应于k域数据的平移或重分布。二维相位校正造成k域的回移或重新排列。其中可能出现如下情况：通过该运动可能这样平移若干测量值，使得它们在一个点的测量数据拍摄窗中不再出现，并因此在二维相位校正时不再加以考虑。本发明这样来解决这个问题，即这样来进行分段的k域扫描，使得各个分段这样叠加，即也能采集到一个点的平移较大的测量值并在较正时加以考虑。

根据步骤S11，在接着重新变换到k域之后(借助2D傅立叶反变换)，丢弃重叠区域的数据点，因为对后面相位编码的图像所需的测量值通过步骤S10的校正只是回移到非重叠的分段区域内。

在步骤S13中，询问是否已经采集了完整扫描k矩阵所需的所有分段，并由此是否应用了最大所需点数。如果不是，则用接下来的方法步骤S1A至S13再实施一个点(n＝n+1)。如果达到最大点数(n＝nmax)，则根据步骤S15相邻连接运动校正或相位校正的分段，并通过接下来的傅立叶变换产生最后的图像。

对于相同的图像分辨率，本发明方法的第一结果比标准融合加权的单点EPI测量表现出明显更少的磁化伪影，尤其是在脑部拍摄时。本发明方法的成功实施极大地依赖于，各分段在读取方向(k_x方向)上的正确宽度，一方面考虑所有平移的、但属于一个分段的测量点，另一方面分段始终很窄，使得梯度回波间距短到能最小化磁化伪影。但这一般可以通过读取梯度脉冲分支的较高回转率来实现。

如在前序中提到的，必要时，优选在新序列的框架下，采用具有一个附加180°HF重聚焦脉冲的一个两次双极性梯度脉冲，以减小能导致图像伪影的干扰涡流的影响。这种两次双极性融合梯度脉冲序列在融合准备步骤中如下所示：

-第一极性(正极或负极)的第一融合梯度脉冲

-第一180°脉冲

-第二极性(正极或负极)的第二融合梯度脉冲

-与其直接相邻的第一极性(正极或负极)的第三融合梯度脉冲

-第二180°脉冲

-第二极性的(正极或负极)的第四融合梯度脉冲。

融合梯度脉冲的脉冲长度是这样计算的，使得可以补偿涡流的影响。

此外，在成像读取模块的框架下，在融合准备之后将成像序列与部分并行的成像技术(PPA成像技术：例如SMASH、SENSE、GRAPPA等)组合在一起，以通过减小k_y方向上的原始点的测量来实现更短的回波时间TE和更短的梯度回波间距。

为了实现更短的回波时间，本发明的方法还可以与部分傅立叶获取技术(例如在忽略半k矩阵情况下的半傅立叶技术)组合在一起。

此外，优选这样来修改本发明方法的成像读取模块，即在读取时采用多个180°HF重聚焦脉冲，以便用不同自旋回波读取不同k_y行(例如用第一成像回波读取偶数行，用第二成像回波读取奇数行)。通过这种方式可以减小梯度回波间距，由此可以抑制磁化伪影(尤其是在基本场磁强度很大时，例如＞3特斯拉)。