具长回波系列和最佳T1对比度的快速自旋回波成像序列

摘要

本发明涉及一种借助磁核共振产生检查对象的T1加权图像的方法，具有步骤：利用一个高频激励脉冲(30)激励检查对象的磁化；射入N个具有可变扫描角的高频再聚焦脉冲(31)以对于一个激励脉冲产生多个自旋回波；在该N个再聚焦脉冲之后和在下一个高频激励脉冲之前接通恢复脉冲链(32)，该恢复脉冲链这样影响该磁化，使该磁化在下一个高频激励脉冲(30)之前通过该恢复脉冲链(32)定向到与主磁场方向相反的负z方向上。

说明书

技术领域

本发明涉及一种借助磁核共振产生检查对象的T1加权图像的方法。本发 明尤其应用于快速自旋回波成像序列的应用中，利用该快速自旋回波成像序列 应实现T1对比度。本发明例如可以用于在拍摄大脑的图像时来区分脑白质和 脑灰质。当然它还可以用于其它期望T1对比度的检查领域。

背景技术

为了实现磁共振图像(MR图像)中的T1对比度通常使用两维自旋回波成 像序列。但其缺点是拍摄时间长。通过接通具有多个再聚焦脉冲的较长的回波 系列可以缩短拍摄时间。但具有多个再聚焦脉冲的较长的回波系列的问题是使 T1对比度恶化，因为在回波系列的运行过程中检测到的信号包含增加的T2加 权。

此外，已经开发了三维自旋回波成像方法，其中在一个空间不可选的激励 脉冲之后使用具有不同扫描角的再聚焦脉冲，由此可以使用较长的回波系列(见 Mugler JP等人的“Three-dimensional spin-echo-train proton-density-weighted imaging using shaped signal evolutions”；1999，Proceedings of the 7^th Annual Meeting of ISMRM，Philadelphia，USA，1631页，以及Mugler等人的“Optimized single-slab three-dimensional spin-echo MR imaging of the brain”，Radiology，2000； 216(3)：891-899)。但该方法仍然具有以下的缺点：在长回波系列(Echozug)时 较后的信号回波包含较高的T2加权。

US 2004/0051527A1描述了一种利用长回波系列的拍摄方法，其中在接通 具有可变扫描角的多个再聚焦脉冲之前将磁化反向。但由此仍不能防止T2加 权的增长。

发明内容

因此本发明要解决的技术问题是，提出一种产生T1加权的图像的方法， 其中尽管采用较长的回波系列也能最大程度地抑制T2加权。

本发明的技术问题通过一种在磁共振设备中产生检查对象的T1加权图像 的方法得以解决，其中，在第一步骤中利用一个高频激励脉冲激励检查对象的 磁化。然后射入N个具有可变扫描角的高频再聚焦脉冲以对于一个激励脉冲产 生多个自旋回波。按照本发明，在接通N个再聚焦脉冲之后使用一个恢复脉冲 链(Wiederherstellungspulskette)，其中，在下一个高频激励脉冲之前使用该恢 复脉冲链。该高频脉冲的恢复脉冲链这样影响磁化，使磁化在下一个高频激励 脉冲之前通过该恢复脉冲链定向到与主磁场方向相反的负z方向上。主磁场B0 也称为极化场，通常被确定为在正z方向上定向。根据本发明的第一方面，在 下一个高频激励脉冲之前将磁化与主磁场方向反向180°定向。通过该恢复脉冲 链加强计算出的图像中的T1对比度。在此该恢复脉冲链意味着为了产生负z 轴上的磁化，不是象在现有技术中公知的那样在首先入射的高频激励脉冲以及 其后跟随的再聚焦脉冲之前进行磁化反向，而是在再聚焦脉冲之后才进行磁化 反向。该恢复脉冲链仅在再聚焦脉冲之后实施，并且也不象在现有技术中公知 的那样通过接通于前的反向脉冲位于其前。

根据本发明的优选实施方式，恢复脉冲链这样构成：首先在再聚焦脉冲之 后使横向磁化最大，然后使该最大化的横向磁化定向到与主磁场相反的负z方 向上。在此恢复脉冲链可以具有三个高频脉冲，其中该恢复脉冲链的前两个高 频脉冲在N个再聚焦脉冲之后使横向磁化最大，而该恢复脉冲链的最后一个高 频脉冲使该磁化定向到与主磁场相反的负z方向上。在该实施例中，两个第一 高频脉冲可以沿横向平面中的轴线入射，而第三高频脉冲则基本上垂直于该两 个第一脉冲入射。如果例如两个第一脉冲沿y轴入射，则第三脉冲将沿x轴入 射。

再聚焦脉冲之间例如可以有时间上的间隔T_es，在此最后一个再聚焦脉冲与 恢复脉冲链的第一个高频脉冲之间的时间间隔可以同样为T_es，而恢复脉冲链的 前两个第一高频脉冲之间的时间间隔也同样可以等于T_es。在一实施方式中，恢 复脉冲链的第两个和第三个高频脉冲之间的时间间隔可以选择为其的一半大 小，即T_es/2。恢复脉冲链的前两个第一高频脉冲的扫描角如下计算：

β_n，y＝β_maxcos(λ(2-n))，n＝1，2         [1]

$\lambda ={\cos }^{-1}\left(\frac{{\alpha }_{L,y}}{{\beta }_{\max }}\right)/2---\left[2\right]$

其中，β_n，y为前两个恢复脉冲的扫描角，β_max为扫描角的最大值，在此对于计算 和成像例如可以将β_max选择为在150°和170°之间，优选为160°。α_L，y为再聚焦 脉冲系列中最后一个高频脉冲的扫描角。

优选利用部分傅立叶技术(所谓的Half-Partial-Fourier技术)拍摄磁共振 图像。在该拍摄技术中不用信号填充整个原始数据空间或k空间。按照本发明 的一个方面该部分傅立叶技术在相位编码方向上与相位编码线的线性序列一起 使用。通过使用部分傅立叶技术相对于使用可变再聚焦脉冲的常规方法来说缩 短了回波系列的长度。但通过降低回波系列的长度可以使T2加权的信号分量 的影响最小。通过部分傅立叶技术例如可使回波系列长度减半，由此可使T2 信号影响最小。以常规的方式例如使用100至120个之间的具有可变扫描角的 再聚焦脉冲，而按照本发明的该方面该数降至50至60之间。

如果按照本发明的另一方面在成像序列的第一高频激励脉冲之前使用在 其中在该第一激励脉冲之前摧毁横向磁化的饱和段，则给出了优化图像对比度 的另一可能性。该磁化准备可以通过一90°激励脉冲和随后接通用于使结果横 向磁化失相的梯度来实现。该仅在开始时在第一激励脉冲之前接通的饱和段可 以用于避免在该第一激励脉冲期间的不同信号电平。通过该磁化准备可以使得 在第一重复时间TR以及所属的激励脉冲内包含基本上恒定的信号分量。

根据本发明的实施方式，激励段在第一激励脉冲之前的时间间隔T_TD可以 通过解布洛赫方程计算出。可以如下估计T_TD：

$T_{\mathrm{TD}}=-T_1\ln (1-\frac{M_{Z0}}{M_0})---\left[3\right]$

其中，M₀表示纵向平衡磁化，M_Z0表示在再聚焦脉冲系列的结尾、下一激励脉 冲开始之前由于T1驰豫的磁化。

根据本发明的实施方式，借助布洛赫方程来计算成像序列的重要成像参 数。这些参数之一可以是两个激励脉冲之间的重复时间TR。同样，可以通过解 布洛赫方程来计算恢复脉冲链的第三个高频脉冲的扫描角。再聚焦脉冲的扫描 角也可以利用布洛赫方程来计算。按照本发明的实施方式，这样改变再聚焦脉 冲的扫描角，使得该脉冲系列的第一个高频脉冲感应70°-90°之间的扫描角。使 用该较大的扫描角以便在该回波系列开始时获得磁化的伪平衡状态。在少量高 频脉冲内该扫描角的值减少到20°至30°，然后该扫描角直到第N个高频脉冲连 续地增加到40°至60°之间的值。通过该扫描角序列达到伪平衡状态。以上所述 的值涉及用于产生脑灰质和脑白质之间的良好的图像对比度的成像序列。当然 也可以用于其它扫描角变化的应用情况。使扫描角的值缓慢地从约20°上升到 约50°用于抵抗组织的张弛过程。

在对受检人员的头部的应用中，可以这样选择扫描角和成像参数，使脑灰 质的信号在若干再聚焦脉冲期间基本保持恒定。在一实施方式中，可以确定脑 灰质在不同再聚焦脉冲期间的信号变化，然后选择脑灰质在其中开始并包含与 再聚焦脉冲相关的、基本恒定的信号变化的区域、即再聚焦脉冲的数。使用在 其中脑灰质的信号变化基本达到恒定的第一再聚焦脉冲来拍摄k空间的中心， 在其中脑灰质和脑白质之间的信号差别最大。由于k空间的中心负责图像对比 度，而较外边的k空间行对于分辨率意义重大，因此选择脑灰质和脑白质之间 的信号差别最大的时刻作为拍摄k空间中心的时刻。

在成像序列中使用的高频脉冲可以是所谓的硬(harte)高频脉冲，其在时 间变化过程中具有基本为矩形的外观轮廓，并且在不同时接通梯度的情况下被 射入。优选成像序列是三维成像序列，其中三维性不是通过相继接通多个两维 层实现的，而是通过激励一个立体和然后在已有的相位编码梯度之外再附加接 通另一相位编码梯度来实现的。

附图说明

以下结合附图详细描述本发明，其中示出：

图1示出根据现有技术的方法对于再聚焦脉冲的扫描角的改变；

图2示出对于根据图1的实施例的再聚焦脉冲的选择对于脑灰质和脑白质 信号变化；

图3示意性示出根据本发明为了获得基于T1加权的自旋回波的图像的脉 冲序列图；

图4示出图3的脉冲系列图的一段，其示出再聚焦脉冲和恢复脉冲的接通；

图5示出再聚焦脉冲扫描角的变化和恢复脉冲链的前两个高频脉冲的变 化；

图6示出与再聚焦脉冲数相关的、对于恢复脉冲链的最后一个高频脉冲的 不同角度的脑灰质和脑白质的信号变化；

图7示出与恢复脉冲链的最后一个高频脉冲的扫描角相关的、在时刻TE 脑灰质和脑白质之间的信号差的变化；

图8示出与重复时间TR相关且针对不同回波脉冲长度的、在回波时刻脑 灰质和脑白质之间的信号差；

图9示出与回波系列长度相关的脑灰质和脑白质之间的信号差；

图10示出在入射第一高频激励脉冲之前在利用饱和段和没有饱和段的情 况下、在时刻TE脑灰质和脑白质的信号变化。

具体实施方式

下面结合图1和图2详细描述在现有技术的方法中随着增加的回波系列长 度而出现的T2加权。图1示出根据高频再聚焦脉冲的数量对快速自旋回波序 列的再聚焦脉冲的扫描角的选择。图2示出对于图1中使用的扫描角脑灰质和 脑白质的相应信号变化，其中，要利用具有长回波系列的快速自旋回波成像序 列来达到T1对比度。脑灰质的信号变化(GM)在用于计算图1的扫描角的布 洛赫方程中用作额定信号值。这样选择这些模拟参数：重复时间TR＝750ms， 回波时间TE＝15ms，再聚焦脉冲间的时间间隔T_es＝3ms，回波系列长度、即再 聚焦脉冲的数量为111，对于脑灰质T1/T2＝915/100ms，对于脑白质 T1/T2＝600/80ms。扫描角在开始变化比较大，在开始扫描角超过80°，在少于5 个高频脉冲之后，这些脉冲所具有的扫描角为20°至25°。然后扫描角连续上升。 如图2所示，在开始的快速指数下降之后达到伪平衡状态。当脑灰质的信号保 持恒定时，脑白质的信号下降。在给定的TR下，在回波系列的开始产生T1加 权的信号，而T2加权的信号则在回波系列的运行中渐渐地变化。脑白质的信 号与脑灰质的信号相交于最大高频脉冲数。因此随着回波数的增加图像对比度 变坏。图像对比度取决于在K_y＝0的k空间中点的脑灰质和脑白质之间的信号 值的差。为了获得足够的T1对比度，在开始达到伪平衡状态时拍摄K_y＝0。当 如图1所示在回波系列开始时射入多个具有较大扫描角的再聚焦脉冲时，可以 达到该伪平衡状态。如果考虑脑白质的信号降落快于脑灰质的信号，则可看出 图像对比度取决于紧位于激励脉冲之前的纵向磁化M_Z0以及直到到达伪平衡状 态的信号降的绝对值。M_Z0表示在回波系列的结尾之后到激励脉冲开始之前由 于T1驰豫的纵向磁化。当M_Z0上升时，伪平衡状态信号降的绝对值减小，因 为信号呈指数下降地变化。因此为获得增大的T1对比度正确控制脑灰质和脑 白质中的M_Z0值是非常重要的。

这可以利用图3和图4中示意性示出的脉冲序列图来实现。图3示出3D 快速自旋回波脉冲图，利用该图还可以获得具有长回波系列的优化的T1对比 度。利用空间不可选的激励脉冲30后跟具有可变扫描角的再聚焦脉冲系列31 实现信号激励。信号拍摄如在快速回波序列中通常的那样在第一再聚焦脉冲之 后分别在再聚焦脉冲之间实现。如在以下将要结合图5描述的那样，在此使用 所谓的部分傅立叶技术，其中只有一半k空间填充原始数据。在再聚焦脉冲系 列31之后还跟随有恢复脉冲32，通过该恢复脉冲32准备磁化M_Z0，使得获得 优化的T1对比度。对再聚焦脉冲系列31和恢复脉冲32将在以下结合图4详 细描述。在重复时间TR之后跟随着下一个空间不可选激励脉冲30。

在第一激励脉冲之前、现在是在第一空间不可选激励脉冲之前，接通磁化 准备33，其例如由一个90°脉冲和一个随后的用于使相应的横向磁化失相的摧 毁梯度。后面还会结合图10对前接的磁化准备详细描述。

图4详细示出再聚焦脉冲系列31的再聚焦脉冲和恢复脉冲32。再聚焦脉 冲由N个具有不同扫描角α_1，y至α_L，y的脉冲组成。两个再聚焦脉冲之间的间隔 为T_es。图5示出不同再聚焦脉冲的扫描角。第一脉冲的扫描角约为80°，而在 第五和第十脉冲之间扫描角达到约20°。然后扫描角连续地上升直到大约第60 个再聚焦脉冲。比较图1和图5可见，通过采用部分傅立叶技术回波系列的长 度ETL大约减小了一半。在再聚焦脉冲系列31的再聚焦脉冲之后，跟随着恢 复脉冲32，在所示的例子中为脉冲32a、32b、32c。最后一个再聚焦脉冲和第 一个恢复脉冲β_1，y之间的间隔同样为T_es，与第一和第二恢复脉冲之间的间隔相 同。图4中给出的y值和x值给出入射的方向，在此主磁场的方向沿z轴方向 延伸。前两个脉冲32a、32b的任务是使剩余横向磁化在再聚焦脉冲之后再聚焦 并由此最大化，而最后一个恢复脉冲32c则用于直接在下一激励脉冲前加强T1 对比度。如结合图6和图7解释的，最后一个恢复脉冲32c将磁化翻转到与主 磁场方向相反的负z方向。如图所示，再聚焦脉冲系列的所有α脉冲和恢复脉 冲系列的前两个β脉冲都沿着例如y方向入射，而最后一个恢复脉冲32c则与 之垂直沿x方向入射。此外前一个和上一个恢复脉冲之间的间隔只有T_es/2。前 两个脉冲的扫描角可以如下选择：

β_n，y＝β_maxcos(λ(2-n))，n＝1，2      [4]

$\lambda ={\cos }^{-1}\left(\frac{{\alpha }_{L,y}}{{\beta }_{\max }}\right)/2---\left[5\right]$

其中，β_n，y为前两个恢复脉冲的扫描角，β_max为恢复脉冲扫描角的最大值，其例 如可以选择为160°。图5还示出了前两个恢复脉冲的角度。α_L，y为利用部分傅 立叶技术拍摄的再聚焦脉冲系列中最后一个高频脉冲的扫描角。M_Z0的值可以 通过选择最后一个恢复脉冲的扫描角β_L，x和通过在最后一个恢复脉冲之后直至 下一个激励脉冲的信号恢复时间来影响，在此该时间段用T_sr标记并在图3中示 出。此外，M_Z0还可以通过重复时间TR的改变来影响。

所示出的成像序列的T1对比度首先取决于以下成像参数：β_L，x、TR和回 波系列长度ETL。对布洛赫方程进行了数值模拟以计算成像参数，如在1.5特 斯拉下以以下重复时间：对于脑灰质T1/T2＝950/100ms，对于脑白质 T1/T2＝600/80ms。在多个高频再聚焦脉冲期间的信号变化根据最后一个恢复脉 冲32c的扫描角通过计算布洛赫方程来研究。图6举例示出一个计算，其中使 用了三个不同的扫描角β_L，x。一个-90°扫描角的脉冲沿着x轴、即在正纵轴方向 上为了反转横向磁化的常规脉冲；0°扫描角(非脉冲)和90°沿x轴的脉冲，在 该脉冲下高频脉冲将磁化定向到负纵向。图6使用的模拟参数为：TR＝57ms， TE＝15ms，T_es＝3ms，ETL＝113，AETL＝60。此外没有进行磁化准备33。显示了在 大约10TR后脑灰质和脑白质的信号变化，以便能够研究信号特性。图6对不 同的扫描角β_L，x和对脑灰质和脑白质示出了该伪平衡状态。此外示出了其中在 K_y＝0时拍摄k空间中心的高频脉冲的值。在该时刻脑灰质和脑白质之间的信号 差别决定图像对比度。

如图5所示，前两个恢复脉冲的扫描角为130°和160°。现在在图6中可见， 利用通常使用的-90°脉冲(所谓的反转脉冲(Flip-Back-Puls))不能达到脑白质 (WM)和脑灰质(GM)之间的最佳信号差别。利用常规的扫描角(利用其磁化 又定向到正z方向)则几乎不存在脑灰质和脑白质之间的信号差。脑灰质的信 号(GM信号)表现出沿回波系列的缓慢上升，而脑白质的信号则相对强地下 降。这导致不适合T1对比度的信号变化。在不使用脉冲时脑白质的信号高于 脑灰质的信号。由于脑白质的信号较强地下降，在大约35个再聚焦脉冲之后该 两条曲线相交。在第一回波系列中的一半信号被T1加权，而其在以后更强地 受到T2的影响。在使用使磁化与纵向磁化反向定向的扫描角时，可以看到信 号区别最强。由于该大的信号区别两条曲线也不相交，这导致沿整个回波系列 的T1加权。由图6的描述可见，通过适当选择具有合适扫描角的恢复脉冲可 以优化T1对比度。

图7示出在回波时刻TE带有最后一个恢复脉冲的改变β_L，x的脑白质和脑 灰质之间的信号差SD_WG。在所示实施例中，最后一个恢复脉冲在-90°和+90° 之间变化，在此重复时间TR在400ms和1200ms之间变化。当β_L，x小于-50°时， 信号差在TR＝400ms时为正，而其在TR大于600ms时为负。如果β_L，x大于15°， 则信号差对于所有给定的TR都为正，这意味着脑白质的信号高于脑灰质的信 号。由图7可一般地看出，对比度、即信号差在β_L，x＝90°时与所选择的TR无关 为最大。综上所述从图7中可见，利用使磁化在下一高频脉冲前沿负z方向定 向的扫描角可以达到最好的对比度。

图8示出对于重复时间段在350和1500ms之间、再聚焦回波系列长度ETL 在20和100之间、采用β_L，x＝90°在时刻TE计算出的信号差。该在时刻TE的信 号差在TR在700和800ms之间时与选择的回波系列长度无关地达到最大值。 图9示出与其值在20和200之间再聚焦脉冲的回波系列长度(ETL)相关的信 号差，其中采用两个优化为90°和750ms的成像参数β_L，x和TR。在40处示出 脑灰质和脑白质信号的交点。当ETL小于110时，信号差保持为正，这意味着 信号被沿着整个回波系列T1加权。在ETL的值大于110时，信号差为负，这 意味着信号在回波系列的最后部分被部分地T2加权。利用部分傅立叶技术这 意味着仅拍摄了50-60个再聚焦脉冲。

结合图10可见在回波时间TE，在具有和没有磁化准备(标记为SR，饱和 恢复)的情况下脑灰质和脑白质信号关于第一重复时间TR的表现。没有饱和 脉冲的信号在前四个TR中波动并在此之后才达到平衡状态，而采用了磁化准 备或饱和的脑白质和脑灰质信号则在开始就达到了平衡状态。图10示出，在成 像开始采用块33对于获得恒定信号是有意义的。

以下描述再聚焦脉冲的扫描角是如何计算的，该扫描角随着接通的再聚焦 脉冲的数量而变化(见图5)。由于激励脉冲和再聚焦脉冲都是非常短的空间不 可选脉冲，可以忽略应用每个单独的脉冲时的驰豫。因此射入每个单独的脉冲 仅意味着绕轴旋转。以下预设再聚焦脉冲沿y轴射入。直接在该脉冲之后的磁 化M_x、M_y、M_z表示为：

M_Y⁺＝M_Y             [6]

M_x⁺＝M_xcosα-M_zsinα[7]

M_z⁺＝M_xsinα+M_zcosα[8]

其中，M_x、M_y、M_z表示直接在该脉冲之前的磁化，α为该脉冲的扫描角。利用 复合表达方式M_xy＝M_x+iM_y和M_xy^*＝M_x-iM_y可以描述在该脉冲之后的横向磁化 M_xy⁺：

$M_{\mathrm{xy}}^{+}=M_{\mathrm{xy}}{\sin }^2\frac{\alpha }{2}-M_{\mathrm{xy}}^{*}{\sin }^2\frac{\alpha }{2}-M_z\sin \alpha ---\left[9\right]$

其中，M_xy为没有脉冲的横向磁化，-M_xy^*为在180°脉冲之后的磁化，-M_z表示 具有90°脉冲的纵向磁化。如果回波系列长度ETL和再聚焦脉冲之间的时间间 隔T_es已知，可以利用受检组织的特定于组织的信号变化和驰豫时间来计算再聚 焦扫描角。对于每个脉冲以上公式被匹配为：

$S\left(n\right)=A\left(n\right){\cos }^2\frac{{\alpha }_n}{2}+B\left(n\right){\sin }^2\frac{{\alpha }_n}{2}+C\left(n\right)\sin {\alpha }_n---\left[10\right]$

[11]

[12]

[13]

其中，A_k、B_k、C_k分别相应于公式[9]中的项M_xy、-M_xy^*和-M_z，并表示关于等 色线平均的、在随后的高频脉冲之间的角度范围内出现的信号。M_i表示开始磁 化向量[00M_z]^(T)，R_x、R_y、R_z分别为绕x轴(高频激励脉冲)、y轴(再聚焦脉 冲)和z轴(由于采用的梯度而失相)旋转矩阵。T(...)为矩阵运算符，表示对 于特定时间的T1和T2驰豫；Z为矩阵(000；000；001)^T，其将用于计算模拟 的信号回波成分的磁化向量的横向磁化置为0；N为在采用布洛赫方程的情况 下模拟的等色线的数量。在此假设在激励脉冲和第一个再聚焦脉冲之间以及在 每个再聚焦脉冲和随后的回波之间被激励的磁场梯度都导致横向磁化的形状相 同的失相。因此其值为Φ_m＝360°·(m-1)/N。在考虑对于自旋回波脉冲系列的 Carr-Purcell-Meiboom-Gill条件和标准梯度配置的情况下，同时沿y轴形成第一 回波和模拟的回波。因此公式[10]缩减为可以对A_k以封闭的形式计算的标量二 次方程：

${\alpha }_k={\cos }^{-1}\frac{(A_k-B_k)({2S}_k-A_k-B_k)\pm {4C}_k\sqrt{C_k^2-(S_k-B_k)(S_k-A_k)}}{{(A_k-B_k)}^2+{4C}_k^2}.---\left[14\right]$

为了找到所描述的、产生最高信号电平的信号变化，并由此简单地将扫描 角条件集成到解过程中，将该封闭的形式与基于标准间隔Bi-截断方法 (Bi-Abschnittverfahren)的迭代方法(见Mugler等人的“Practical Implementation of Optimized Tissue-specific Prescribed Signal Evolutions for Improved Turbo-Spin-Echo Imaging”，2003，Proceedings of the 11^th Annual Meeting of ISMAM，Toronto，Canada，203页)相结合。

综上所述，本发明的方法使得产生纯T1加权的三维快速自旋回波图像成 为可能，其中T1对比度尤其通过恢复脉冲、采用半傅立叶技术和采用磁化准 备的特征来实现。所应用的三个恢复脉冲序列的高频脉冲将剩余横向磁化放大 并然后将其反转到负z方向。通过采用半傅立叶技术同样避免了放大的T2加 权。