用于在所成像的组织类型之间进行区分的MR成像系统

摘要

本发明涉及用于在所成像的组织类型之间进行区分的MR成像系统。系统提供对B1和B0不敏感、对血流和运动鲁棒的T2准备以及组合有反转恢复的T2准备。一种MR成像系统基于横向弛豫时间（T2）或者组合有纵向恢复时间（T1）的横向弛豫时间在所成像的组织类型之间进行区分。信号发生器生成用于T2准备或者组合的T2准备和反转恢复的脉冲序列，其包括一个或多个独立于B1的再聚焦（BIREF-1）脉冲以用于再聚焦要被成像的感兴趣解剖区域的磁化，以及绝热或非绝热向下倾斜和向后翻转脉冲的不同组合。多个RF线圈响应于所述脉冲序列发射RF脉冲，并且响应于RF脉冲的发射而采集RF数据。处理系统处理RF数据以便提供显示图像。

说明书

本申请是由W. G. Rehwald等人于2011年1月27日提交的临时申请序列号61/436,700的非临时申请。

技术领域

本发明涉及一种用于基于横向弛豫时间（T2）或组合有纵向恢复时间（T1）的横向弛豫时间（T2）来在所成像的组织类型之间进行区分的MR成像系统。

背景技术

在磁共振成像（MRI）以及特别地心血管MRI中，“T2准备”或“T2-prep”被用来对组织（例如心肌（心脏组织））进行磁方面的准备，以便由于其在T2方面的差异而产生不同组织类型之间的图像对比度。这也被称作T2加权。T2是描述横向磁化的衰减的时间常数，并且是局部组织水含量的函数（包括其它参数）。感兴趣区域（ROI）中的组织T2值越短，该ROI在经过T2加权的MR图像中表现得就越暗，并且相反，ROI中的T2越长，该ROI中的组织就越亮。这就允许临床医师区分具有相对较长T2值的异常区域（比如水肿）与处理相对较短T2值的健康区域。例如在心脏中，已经知道具有长T2的区域出现在急性心肌梗塞的环境中。T2准备还被用在冠状动脉血管造影术中，以便使心肌与血液之间的信号差异更明显。鉴于心肌被T2准备渲染得较暗，所以血液保持明亮，从而改进了心肌与血液之间的图像对比度。图1示出犬科动物心脏的短轴T2加权的图像，以指示由于水肿而导致的升高的图像强度103。

T2准备序列使用初始向下倾斜（tip-down）射频（RF）脉冲来将所成像的容积的纵向磁化的大部分转换到横向磁化，时间延迟和RF脉冲的组合被设计成在这些脉冲和延迟期间由于T2弛豫而使某一信号减小之后使该横向磁化再聚焦，随后是最终的向上倾斜（tip-up）RF脉冲以便将所述经过再聚焦的磁化的大部分返回到纵向磁化。向下倾斜与向上倾斜脉冲之间的T2弛豫提供了所成像的容积的具有不同T2弛豫速率的分量之间的所期望的图像对比度改变。

一种类型的已知T2准备方法MLEV（Levitt和Freemann，1981年；Levitt、Freemann等人，1982年；Brittain、Hu等人，1995年）受到MRI磁激励场B1和/或静磁场B0的不均匀性的负面影响。这些不均匀性随着场强度增大而加剧。其他已知类型（Nezafat、Stuber等人，2006年；Nezafat、Derbyshire等人，2008年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2009年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2010年）易于受到运动和血流的影响，从而导致被称作图像不均匀性的信号变化以及所成像的容积内的图像伪像。具体来说，对于诸如心脏之类的移动的器官，所得到的心肌上的信号变化可能被误认为是由于病理生理而导致的强度改变。

已知的MLEV复合脉冲（Levitt、Freemann等人，1982年；Brittain、Hu等人，1995年）可以部分地补偿RF磁场B1中的缺陷，但是无法在3T（特斯拉）或更高的场强度下产生均匀的组织准备（Rehwald、Jenista等人，2011年）。

利用所谓的绝热RF脉冲可以实现对于RF磁场B1中的缺陷的改进的补偿。绝热脉冲组合RF的幅度和频率调制，其被设计成以使其在相当大的RF场强度范围内对RF场（B1）强度的变化不敏感的方式产生磁化的旋转。

部分地或专门地采用绝热RF脉冲的已知T2准备有：a）绝热反转恢复（IR）脉冲的匹配对（Nezafat、Stuber等人，2006年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2010年）；和b）单个解构的BIR4（具有4个节段的解构的B1不敏感旋转，dBIR4）（Nezafat、Derbyshire等人，2008年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2009年）。

所述匹配的IR对方法包括：绝热IR脉冲，其后是时间延迟以便允许磁化演变，其后是第二完全相同的绝热IR脉冲。通过使得IR脉冲工作，要求有完全相同的绝热IR脉冲的匹配对来用于再聚焦（Nezafat、Stuber等人，2006年；Nezafat、Ouwerkerk等人，2010年），但是这一要求是成问题的，因为这会使得所述方法易于受到运动和流动的影响。只有在没有运动和流动的情况下才能由第二反转完全补偿由第一反转脉冲所引入的相位误差。在存在运动和流动的情况下，例如在心脏中所得到的组织准备是不均匀的，并且血流会产生伪像。各IR脉冲之间的时间延迟越长，所述模块对于运动和血流的移相效应就变得越来越敏感，并且其图像质量就会降低更多。

dBIR4模块受到运动和血流的影响，从而特别对于更长的T2准备时间（40ms以上）导致主要的伪像和信号不均匀（Rehwald、Jenista等人，2011年）。与所描述的匹配IR对问题类似，这可能是由于dBIR4无能力完全补偿在存在运动和流动的情况下的相位误差而造成的。随着绝热脉冲之间的延迟变得更大，这种无能力也会增加。

根据本发明的原理的一种系统解决了前面的限制，并且在存在运动、流动以及B1和B0不均匀性的情况下具有极好的鲁棒性。

发明内容

所述系统提供了对B1和B0不敏感、对血流和运动鲁棒的T2准备以及组合有反转恢复的T2准备。所述系统基于横向弛豫时间（T2）或者组合有纵向弛豫时间（T1）的T2在所成像的组织类型之间进行区分。所述系统关于要被成像的解剖ROI的磁化的绝热再聚焦使用独立于B1的再聚焦（BIREF-1）脉冲。BIREF-1脉冲是经过幅度和频率/相位调制的180度平面旋转脉冲，其可以在存在较大B1变化的情况下实现反转和再聚焦变换二者。再聚焦变换是通过在脉冲进行到一半时反转有效场而实现的。由于BIREF-1的该自再聚焦属性，其在共振时容许B1量值的较大变化，但是在非共振时（意味着在存在较差B0场的情况下）的表现则不同。因此，已经觉察到BIREF-1脉冲的限制在于易受到非共振效应的影响，这可能是其通常不被用于临床成像或者不被用作T2准备模块的核心元素的原因。发明人有利地认识到，BIREF-1的缺点对于临床成像不构成限制，并且其诸如B1不敏感性和自再聚焦属性之类的优点在价值上远超过所述缺点。此外，通过一种相位循环方案有利地降低了BIREF-1对于非共振的易感性。根据本发明的原理的系统改进了在存在B1和B0不均匀性的情况下的鲁棒性。

由于BIREF-1脉冲是自再聚焦的，因此其不需要被成对发射（play），并且不需要演变时间以作为再聚焦事件的一部分。因此，其有效再聚焦持续时间与已知的dBIR4和匹配的IR对系统相比明显更短，从而导致本发明的显著更好的运动和流动鲁棒性。很重要的是，BIREF-1的自再聚焦属性允许在一个脉冲序列模块内有不同数目的再聚焦脉冲，包括奇数和偶数。

通过将本发明的系统应用于所成像的解剖ROI会修改所述ROI的磁化，从而以基于T2弛豫时间的差的增强的区分度来指示不同的组织类型。所述系统还允许基于处于组合方式的T2与T1弛豫时间来进行组织区分。这是通过用向下倾斜脉冲替代拖尾的向上倾斜RF脉冲而实现的。

一种MR成像系统基于横向弛豫时间（T2）在所成像的组织类型之间进行区分。信号发生器生成用于T2准备的脉冲序列，其包括至少一个独立于B1的再聚焦（BIREF-1）脉冲以用于再聚焦要被成像的感兴趣解剖区域的磁化。多个RF线圈响应于所述脉冲序列来发射RF脉冲，并且响应于所述RF脉冲的发射而采集RF数据。处理系统处理所述RF数据以便提供显示图像，所述显示图像以基于T2弛豫时间差的增强的区分度指示不同的组织类型。

附图说明

图1示出犬科动物心脏的短轴T2加权图像，其指示了作为水肿的结果的升高的图像强度。

图2示出根据本发明的原理的用于基于横向弛豫时间（T2）在所成像的组织类型之间进行区分的MR成像系统。

图3示出根据本发明的原理的T2准备脉冲序列，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的90°RF（射频）脉冲（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的向后翻转（flip-back）脉冲（向上90°）。

图4示出根据本发明的原理的T2准备脉冲序列，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的RECT 90°RF（射频）脉冲（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的BIR4向后翻转脉冲（向上90°）。

图5示出根据本发明的原理的T2准备脉冲序列，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的RECT 90°RF（射频）脉冲（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的BIR4向后翻转脉冲（向上90°）。

图6示出根据本发明的原理的T2准备脉冲序列，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的BIR4 90°RF（射频）脉冲（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的向后翻转BIR4脉冲（向上90°）。

图7示出根据本发明的原理的T2准备反转恢复脉冲序列，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的RECT 90°RF（射频）脉冲（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的90°的向后翻转BIR4脉冲（向下90°）。

图8示出根据本发明的原理的T2准备反转恢复脉冲序列，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的BIR4 90°RF（射频）脉冲（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的90°的向后翻转BIR4脉冲（向下90°）。

图9示出根据本发明的原理的由MR成像系统执行的用于基于横向弛豫时间（T2）在所成像的组织类型之间进行区分的过程的流程图。

具体实施方式

定义：

反转恢复（IR，inversion recovery）脉冲将纵向磁化从正z轴反转180度到负z轴。IR脉冲被用作主成像脉冲序列之前的准备脉冲以便实现不同种类的MR对比度（比如T1加权的、T2加权的）。绝热IR脉冲被用来在整个成像容积内给出比非绝热RF脉冲更均匀的对比度。

iPAT（集成并行采集技术）包括“并行成像”。其通过减少相位编码以及RF线圈信息的添加而允许更快的扫描。iPAT因数为2允许大约两倍快的扫描，iPAT因数为3允许大约三倍快的扫描，并且依次类推。

TI=反转时间，即反转恢复脉冲与下一个RF激励脉冲之间的时间。TI确定图像对比度。

T₁=纵向（或自旋-晶格）弛豫时间T₁衰减常数。

T₂=横向（或自旋-自旋）弛豫时间，T₂是对于质子自旋分量的衰减常数。

TR=重复时间，即连续的RF激励脉冲之间的时间。

FA=翻转角度，即RF翻转角度。对于反转脉冲，FA=180度。

绝热RF脉冲=对于B1不均匀性和频率偏移的效应不敏感的经过RF幅度和频率调制的脉冲（在MRI中使用的传统RF脉冲只经过幅度调制）。

RF再聚焦脉冲=将自旋返回到其在初始激励RF脉冲（即把磁化从纵向方向带到横向平面内的激励RF脉冲）之后所具有的相同起始相位的射频（RF）再聚焦（或重定相）脉冲。在自旋已达到所述相同起始相位的时间点，可用信号最大。该时间点是在此处所谓的“自旋回波”发生的时间点。通过反复发射RF再聚焦脉冲（BIREF-1脉冲），所述磁化被反复再聚焦，从而导致反复的自旋回波。每一个自旋回波的峰值幅度处在T2衰减曲线上。在不使用再聚焦脉冲的情况下，在初始激励RF脉冲之后，所述信号将随着T2*（T2星号）曲线更快得多地衰减。T2*是横向磁化衰减到其原始量值的37%所花费的时间。

梯度破坏（spoiler gradient）=被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲，这是通过产生其相位沿着梯度方向的快速变化而实现的。对于T2prep模块，梯度破坏在已经发射了90度向后翻转（其也被称作向上倾斜）脉冲之后被发射。其损坏剩余的横向磁化，从而使得在发射了整个T2prep模块之后磁化再次处于纵向方向上。

向下倾斜脉冲=将纵向磁化带到横向平面内的90度脉冲（也被称作激励脉冲）。

向后翻转脉冲=将磁化从横向平面带回到纵轴上的-90度脉冲。

分段数据采集以周期性方式记录未经处理的数据空间的不同部分（即节段），这是通过反复放出包括反转脉冲序列和MR数据采集脉冲的脉冲序列并且在读出（采集）期间采集k空间线的不同集合而实现的。

B0是主静态基本MRI磁场。

B1是RF发射线圈场。

一种系统提供对B1和B0不敏感、对流动和运动鲁棒的T2准备以及组合有反转恢复的T2准备。所述系统提供一种绝热T2准备模块（脉冲序列），该模块通过根据组织磁化的T2值对其进行加权来准备组织磁化。在心脏中，其被用于水肿成像，并且还在冠状动脉MR血管造影术中被用于抑制背景组织。但是其也可以被用于诸如脑部之类的其他器官，以便产生T2加权的MR图像。所述系统给出在存在运动、血流、B1和B0变化的情况下鲁棒的T2准备。与此相对，已知的T2准备脉冲序列或者太易于受到B1和B0变化的影响，或者太易于受到运动和血流的影响。

图2示出用于基于横向弛豫时间（T2）在所成像的组织类型之间进行区分的MR成像系统10。RF线圈4发出RF脉冲以便激励测量容积M中的核质子自旋，并且采集所得到的RF回波信号。对应获得的磁共振信号在RF系统22的接收器处理单元8中以相位敏感的方式被解调，并且经由相应的模拟-数字转换器11被转换成测量信号的实部和虚部，并且由成像计算机17进行处理。成像计算机17从经过处理的所采集的RF回波脉冲数据重构图像。对于RF数据、图像数据和控制程序的处理是在系统计算机20的控制下执行的。响应于预定的脉冲序列控制程序，序列控制器18控制生成所期望的脉冲序列和对应的k空间扫描。具体来说，序列控制器18控制在适当的时间切换磁梯度，以确定的频率、相位和幅度发射RF脉冲，以及以RF回波数据的形式接收磁共振信号。合成器19确定RF系统22和序列控制器18的操作的定时。对用于生成MR图像和显示所生成的核自旋图像的适当控制程序的选择由用户经由终端（控制台）21执行，所述终端包含键盘以及一个或多个屏幕。

信号发生器（序列控制器18）生成用于T2准备的脉冲序列，其包括多个独立于B1的再聚焦脉冲以便再聚焦要被成像的感兴趣解剖区域的磁化。RF线圈4响应于所述脉冲序列发射RF脉冲，并且响应于RF脉冲的发射而采集RF数据。处理系统（成像计算机17）对RF数据进行处理以便提供显示图像，所述显示图像以基于T2弛豫时间差的增强的区分度指示不同的组织类型。

图3示出一般性的T2准备脉冲序列301的构建块，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面的90°RF（射频）脉冲303（向下90°），其后是一系列再聚焦脉冲305（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的向后翻转脉冲307（向上90°）。脉冲序列301之后是梯度破坏脉冲312，其包括被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲，这是通过沿着梯度的方向产生其相位的快速变化而实现的。对于T2-prep模块，所述梯度破坏脉冲在已经发射了90度向后翻转（其也被称作向上倾斜）脉冲之后被发射。梯度破坏脉冲损坏剩余的横向磁化，从而使得在发射了整个T2prep模块磁化之后，磁化再次处于纵向方向上。再聚焦脉冲305通过脉冲间间隔距离d均等地隔开。前导和拖尾90°脉冲与相应的再聚焦脉冲分开所述脉冲间间隔距离的一半（d/2）。所述前导和拖尾脉冲可以是绝热、非绝热或复合脉冲，例如矩形脉冲。d的值是各RF脉冲的总持续时间和其间的时间延迟的函数。其被称作T2-prep时间309。可以使用不同数目的再聚焦脉冲，并且该示例示出4个。在已知系统中应用的再聚焦脉冲或者是1）复合脉冲，特别是MLEV（Malcolm Levitt的复合去耦）脉冲，或者是绝热RF脉冲。

已知的MLEV T2准备脉冲序列在3T或更高的场强度下较差地执行，这是由于B1均匀性在较高场强度下降低并且由于MLEV没有能力完全补偿B1变化。在临床MRI中有在较高场强度下进行成像的趋势，从而削弱了MLEV T2准备的有用性。已知的系统利用绝热脉冲解决所描述的较高场下的B1不均匀性问题。具体来说，已经描述了使用解构BIR4（具有4个半通过（passage）的解构的B1不敏感旋转脉冲）和绝热反转脉冲对。不幸的是，这些已知的脉冲序列会受到运动和血流的负面影响。因此，这些已知的脉冲序列会产生静态人体模型的可接受的图像质量，但是在对于跳动中的心脏和含有流动中的血液的血管的临床成像中则质量较差，并且图像质量随着T2-prep时间增加而降低。

系统10（图2）有利地采用BIREF-1（独立于B1的再聚焦）、绝热RF脉冲在T2准备的背景中用于再聚焦磁化。BIREF-1脉冲被觉察为易于受到非共振效应的影响，这是BIREF-1脉冲通常不被用于临床成像的原因。虽然这对于MR光谱法来说可能是一个问题，但是本发明人有利地认识到，当被用作T2准备的一部分时，其不被用于MR成像。所述系统利用经过优化的BIREF-1脉冲作为核心元素来提供T2准备。对于每个相位补偿的再聚焦事件，BIREF-1脉冲只需要两个绝热半通过，而已知的系统则需要四次。因此，BIREF-1再聚焦事件更短并且需要更少的RF能量。组合的这两项属性被系统10有利地使用以便提供脉冲序列，从而实现比先前的绝热T2准备模块（脉冲序列）更短的脉冲间间距。系统10脉冲序列有利地提供与更短的脉冲间间距成对的更快的再聚焦（每一个相位补偿的再聚焦事件的更短持续时间）以便改进优于已知的绝热T2-prep模块的运动和流动鲁棒性，并且由于这些脉冲是绝热的，因此其有利地对B1不均匀性不敏感。

系统10（图2）使用经过优化的BIREF-1的对B1不敏感、运动和流动鲁棒的绝热RF再聚焦脉冲作为T2准备的元素。此外，所述系统为脉冲提供了足够短的脉冲间间距，从而有利地抑制引入运动和流动敏感性。因此，所述系统克服了已知系统的限制，并且基本上不受B1不均匀性、运动和血流的影响。假设相同的绝热性，BIR4再聚焦脉冲所需的能量是BIREF-1脉冲的能量的两倍。因此，在相等能量的T2准备脉冲序列中，与BIR4脉冲相比，利用BIREF-1可以发射多达两倍的再聚焦脉冲。这允许更短的脉冲间间距并且改进了所描述的运动鲁棒性。另一种绝热脉冲，即绝热IR脉冲（例如Silver-Hoult脉冲）具有与BIREF-1脉冲相当的能量，但是需要被成对发射以便充当相位补偿的再聚焦模块。这就导致与BIREF-1相比每个模块的再聚焦事件减半（假设等于T2-prep时间），从而使得再聚焦过程对运动的鲁棒性变低。此外，由于只有一对脉冲才实现对于磁化的相位补偿的再聚焦，因此不管脉冲间间距如何，每一个相位补偿的再聚焦事件固有地更长，并且从而受到运动的影响更大。

对于给定功率，与先前的绝热模块相比，所述系统T2-prep模块实现更短的脉冲间间距和更短的相位补偿的再聚焦持续时间，并且从而表现出改进的MR成像运动和血流鲁棒性。在一个实施例中，系统10有利地提供了组合的T2准备与反转脉冲序列。与作为分开的脉冲序列发射T2准备脉冲序列和后续的反转恢复脉冲序列相比，能量和脉冲序列持续时间得到减少。

图4示出利用图3的定时的优选的T2准备脉冲序列401。脉冲序列401包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的矩形（RECT）90°RF（射频）脉冲403（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲405（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的RECT向后翻转脉冲407（向上90°）。脉冲序列401之后是梯度破坏脉冲412，其包括被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲。在另一个实施例中，向下倾斜和向后翻转脉冲可以是（非绝热）RECT（矩形）或（绝热）BIR4脉冲。在另一种变型中，拖尾90°脉冲是向下倾斜脉冲而不是向后翻转脉冲。这构成了可以被用于组合的T2和T1加权的组合的T2准备和反转恢复（T2-prep-IR）模块，其与先前的模块相比对于运动和流动具有改进的鲁棒性。该经过修改的脉冲序列的应用例如包括暗血的延迟增强（独立于流动的延迟增强-FIDDLE）以及水肿成像，二者在心血管MR成像中都具有价值。T2-prep-IR也被用于脑部的MRI。

系统10（图2）有利地使用BIREF-1（独立于B1的再聚焦）绝热RF脉冲以用于结合有临床T2准备的成像的再聚焦磁化，比如BIREF-1、RECT与BIR4脉冲的组合。本发明人有利地认识到，在T2准备脉冲序列中，再聚焦脉冲的短脉冲间间距可以被用来改进运动和血流鲁棒性，并且这样的短脉冲间间距是通过使用BIREF-1脉冲而有利地实现的，这是因为BIREF-1脉冲实现了与用在已知系统中的其他绝热脉冲相比更短的相位补偿的再聚焦持续时间。本发明人还认识到，对于绝热T2准备脉冲序列的给定能量，在使用4个BIREF-1再聚焦脉冲而不是2个BIR4或4个IR脉冲时，所述脉冲序列更加地运动和血流鲁棒，并且利用2n个BIREF-1脉冲的再聚焦有利地比利用n个BIR4脉冲或2n个IR脉冲更加鲁棒。此外，本发明人还认识到，BIREF-1再聚焦脉冲的使用允许使用不同数目的再聚焦脉冲，而不仅仅是对于匹配IR对序列的偶数。在一个实施例中，所述系统基于本发明人的以下有利认识而有利地将T2prep与反转恢复相组合（T2-prep-IR）：组合的T2prep-IR需要BIR4脉冲作为拖尾向下倾斜脉冲而不是简单的RECT，因为这样会构成准备的改进均匀性。

图5示出T2准备脉冲序列501，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的RECT 90° RF（射频）脉冲503（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲505（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的BIR4向后翻转脉冲507（向上90°）。脉冲序列501之后是梯度破坏脉冲512，其包括被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲。在其他T2准备实施例中，前导向下倾斜脉冲503可以是RECT（非绝热RF脉冲）或BIR4脉冲（绝热）。类似地，拖尾向后翻转脉冲507可以是RECT（非绝热RF脉冲）或BIR4脉冲（绝热）。不同组合是可能的并且工作地非常良好。图4和图5的脉冲序列产生良好的图像质量。

图6示出T2准备脉冲序列601，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的BIR4 90°RF（射频）脉冲603（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲605（在这里是4个）以及将磁化返回到纵轴的-90°的向后翻转BIR4脉冲607（向上90°）。脉冲序列601之后是梯度破坏脉冲612，其包括被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲。

图7示出T2准备反转恢复脉冲序列701，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面内的RECT 90°RF（射频）脉冲703（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲705（在这里是4个）以及将磁化返回到负纵轴的90°的拖尾BIR4脉冲707（向下90°）。脉冲序列701之后是梯度破坏脉冲712，其包括被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲。

图8示出T2准备反转恢复脉冲序列801，其包括将磁化从纵轴向下倾斜到横向平面的BIR4 90°RF（射频）脉冲803（向下90°），其后是一系列BIREF-1再聚焦脉冲805（在这里是4个）以及将磁化返回到负纵轴的90°的拖尾BIR4脉冲807（向下90°）。脉冲序列801之后是梯度破坏脉冲812，其包括被应用来有效地去除横向磁化的磁场梯度脉冲。图3-8的脉冲序列可以采用偶数或奇数个再聚焦脉冲。通过改变第一和最后一个脉冲以及通过改变再聚焦脉冲的数目来导出其他脉冲序列实施例。

系统10被用在对于不同身体部分的MR成像（例如神经科、整形外科）中，而不仅仅是心脏和血管，并且可以被用在MR血管造影中以便均匀地抑制组织。所述系统可以与相位敏感的成像方法以及与不同类型的读出（比如梯度回波（GRE）、稳态自由进动（SSFP）以及快速自旋回波（TSE））一起使用，并且所述系统可以被用于独立于流动的暗血延迟增强（FIDDLE）以及在不存在或存在对比剂的情况下使用。所述系统可用于单次摄影和分段成像，用于2D和3D成像，用于笛卡尔、径向、椭圆或者任何其他采集轨迹。

图9示出由MR成像系统10（图2）执行用于基于横向弛豫时间（T2）在所成像的组织类型之间进行区分的过程的流程图。在步骤911处开始之后的步骤912中，系统计算机20基于响应于用户命令将要执行的组织区分的类型自适应地选择脉冲间间距间隔。在步骤915中，信号发生器（序列控制器18）生成用于T2准备的脉冲序列，其包括通过所选的脉冲间间距间隔分隔开的许多独立于B1的再聚焦脉冲，以用于再聚焦要被成像的感兴趣解剖区域的磁化。

再聚焦脉冲之前是前导脉冲并且之后是拖尾脉冲，所述前导脉冲和拖尾脉冲与再聚焦脉冲分隔开所述脉冲间间距间隔的基本上一半。在一个实施例中，拖尾脉冲包括向下倾斜脉冲并且其后是用于显著减少要被成像的感兴趣解剖区域的横向磁化的梯度脉冲。前导脉冲包括非绝热脉冲、绝热脉冲、矩形脉冲、具有4个绝热半通过（B1不敏感旋转，BIR4）脉冲的B1不敏感脉冲、具有1个绝热半通过脉冲的B1不敏感脉冲或者具有1个绝热快速通过脉冲的B1不敏感脉冲。在一个实施例中，拖尾脉冲包括具有4个半通过（B1不敏感旋转，BIR4）脉冲的B1不敏感脉冲，并且在另一个实施例中，拖尾脉冲包括矩形脉冲。绝热再聚焦脉冲的类型是通过脉冲间间距间隔分隔开的独立于B1的再聚焦脉冲（BIREF-1）类型的脉冲。

所述脉冲间间距间隔在连续的各对绝热脉冲之间是基本上恒定的。在一个实施例中，用于T2准备的脉冲序列包括通过脉冲间间距间隔分隔开并且之前是前导纵向到横向磁化脉冲且之后是拖尾横向到纵向磁化脉冲的偶数个独立于B1的再聚焦脉冲，所述前导脉冲和拖尾脉冲通过所述脉冲间间距间隔的基本上一半与再聚焦脉冲分隔开。RF线圈4在步骤917中响应于所述脉冲序列发射RF脉冲，并且在步骤920中响应于RF脉冲的发射而采集RF数据。在步骤923中，处理系统（成像计算机17）对所述RF数据进行处理以便提供显示图像，所述显示图像以基于T2弛豫时间差的增强的区分度指示不同的组织类型。图9的过程终止于步骤931。

继续系统10（图2）的操作，基本场磁体1生成在时间上恒定的强磁场，以用于对象（诸如例如待检查人体的一部分）的检查区域内的核自旋的极化或对准。在例如将待检查人体的各部分带入其中的球形测量容积M中提供对磁共振测量所要求的基本磁场的高度均匀性。为了满足均匀性要求并且特别是为了消除时不变的影响，将由铁磁性材料制成的垫板安装在适当的位置处。通过匀场线圈2消除时变影响，所述匀场线圈2由匀场电流源15控制。

在基本磁场1中使用圆柱形梯度线圈系统3，其例如由三个绕组构成。每一个绕组由放大器14供应电流，以便在笛卡尔坐标系的相应方向上生成线性梯度场。梯度场系统3的第一绕组在x方向上生成梯度G_x，第二绕组在y方向上生成梯度G_y，并且第三绕组在z方向上生成梯度G_z。每个放大器14包含一个数字-模拟转换器，其由序列控制器18控制来在适当时间生成梯度脉冲。

在梯度场系统3内定位射频（RF）线圈4，其将由射频功率放大器16经由多路复用器6发出的射频脉冲转换成交变磁场，以便激励待检查对象或者待检查对象的区域的原子核并且对准核自旋。在一个实施例中，RF线圈4包括沿着对应于患者的长度的容积M的长度的各分段中设置的多个RF线圈当中的子集或者基本上全部。此外，线圈4的单独的分段RF线圈包括提供RF图像数据的多个RF线圈，所述RF图像数据被并行地使用来生成单个MR图像。RF脉冲信号被应用于RF线圈4，其作为响应产生磁场脉冲，所述磁场脉冲将所成像的身体中的质子的自旋旋转九十度或一百八十度以用于所谓的“自旋回波”成像，或者旋转小于或等于90度的角度以用于所谓的“梯度回波”成像。响应于所应用的RF脉冲信号，RF线圈4接收MR信号，即在身体内的受激质子返回由静磁场和梯度磁场建立的平衡位置时来自所述受激质子的信号。所述MR信号（包括由RF线圈4作为从进动核自旋得到的交变场而接收到的核自旋回波信号）被转换成电压，该电压经由放大器7和多路复用器6被提供到射频系统22的射频接收器处理单元8。

射频系统22操作在RF信号发射模式下以便激励质子，并且操作在接收模式下以便处理所得到的RF回波信号。在发射模式下，系统22经由发射通道9发射RF脉冲以便在容积M中发起核磁共振。具体来说，系统22对与由结合有序列控制器18的系统计算机20使用的脉冲序列相关联的相应RF回波脉冲进行处理，以便提供复数的数字表示的数值序列。该数值序列作为实部和虚部经由高频系统22中的数字-模拟转换器12提供，并且从该处被提供到发射通道9。在发射通道9中，利用射频载波信号对所述脉冲序列进行调制，所述射频载波信号的基频对应于测量容积M中的核自旋的共振频率。从发射到接收操作的转换是经由多路复用器6完成的。系统计算机20自动（或响应于经由终端21输入的用户命令）确定脉冲序列定时参数，以便基于横向弛豫时间（T2）在MR成像的组织类型之间进行区分。

这里所使用的处理器是用于执行存储在计算机可读介质上的机器可读指令以便执行任务的设备，并且可以包括硬件和固件当中的任一项或其组合。处理器还可以包括存储器，其存储可被执行来实施任务的机器可读指令。处理器对信息采取动作，这是通过操纵、分析、修改、转换或传送信息以便由可执行程序或信息设备使用，以及/或者通过将信息路由到输出设备而实现的。处理器可以使用或者包括例如计算机、控制器或微处理器的能力，并且利用可执行指令来调节所述处理器以便执行并非由通用计算机执行的专用功能。处理器可以与任何其他处理器相耦合（通过电气方式以及/或者作为包括可执行组件），从而允许其间的交互和/或通信。用户界面处理器或发生器是包括用于生成显示图像或其各部分的电子电路或软件或这二者的组合的已知元件。用户界面包括一个或多个显示图像，从而允许与处理器或其他设备进行用户交互。

如这里所使用的可执行应用包括用于例如响应于用户命令或输入调节处理器以便实施预定功能的代码或机器可读指令，诸如操作系统、背景数据采集系统或其他信息处理系统的预定功能。可执行规程是一段代码或机器可读指令、子例程、或者其他不同的代码区段或者用于执行一项或多项具体过程的可执行应用的一部分。这些过程可以包括接收输入数据和/或参数、对接收到的输入数据执行操作和/或响应于接收到的输入参数执行功能以及提供所得到的输出数据和/或参数。如这里所使用的用户界面（UI）包括一个或多个显示图像，其由用户界面处理器生成并且允许与处理器或其他设备的用户交互以及相关联的数据采集和处理功能。

所述UI还包括可执行规程或可执行应用。可执行规程或可执行应用对用户界面处理器进行调节，以便生成表示UI显示图像的信号。这些信号被提供到显示设备，所述显示设备显示图像以便由用户观看。可执行规程或可执行应用还接收来自用户输入设备的信号，所述用户输入设备诸如键盘、鼠标、光笔、触摸屏或者允许用户向处理器提供数据的任何其他装置。处理器在可执行规程或可执行应用的控制下响应于接收自输入设备的信号操纵UI显示图像。按照这种方式，用户利用输入设备与显示图像进行交互，从而允许用户与处理器或其他设备进行交互。这里的功能和过程步骤可以被自动执行或者完全或部分地响应于用户命令而执行。自动执行的活动（包括步骤）是在没有用户直接发起所述活动的情况下响应于可执行指令或设备操作而自动执行的。

图2-9的系统和处理并非排他性的。根据本发明的原理可以导出其他系统、过程和菜单以实现相同的目的。虽然已参照具体实施例描述了本发明，但是应当理解的是，此处所示出并描述的实施例和变型仅仅是用于说明的目的。在不背离本发明的范围的情况下，本领域技术人员可以对当前的设计实施修改。一种系统提供对磁场不敏感、对血流和运动鲁棒的T2准备以及组合有反转恢复脉冲序列的T2准备，通过根据组织磁化的T2值对其进行加权来准备组织磁化。此外，在替换实施例中，所述过程和应用可以位于链接图2的各单元的网络上的一个或多个（例如分布式）处理设备上。在图2-9中所提供的任何功能和步骤可以用硬件、软件或者二者的组合来实施。