用于MR图像的同时双平板获取的系统

摘要

本发明涉及用于MR图像的同时双平板获取的系统。一种系统，使用MR成像中的多个RF线圈，以及RF（射频）信号生成器，在感兴趣的解剖区域中生成RF激励脉冲,并使能相关联的RF回波数据的后续获取。磁场梯度生成器生成解剖容量选择磁场梯度，用于相位编码和读出RF数据获取。RF信号生成器和梯度生成器基本上同时获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二容量，这是通过提供以下来实现的：具有第一非对称形状的第一RF脉冲，后面是基本上具有该第一非对称形状但时间上反转的连续的第二RF脉冲，以相当大地降低第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异，以及为获取表示第一和第二容量的数据做准备的相位编码磁场梯度。

权利要求

1.一种用于在解剖区域的MR成像中使用多个RF线圈的系统，包括：RF（射频）信号生成器，用于在感兴趣的解剖区域中生成RF激励脉冲，并使能相关联的RF回波数据的后续获取；以及磁场梯度生成器，用于生成用于相位编码和读出RF数据获取的解剖容量选择磁场梯度，所述RF信号生成器和所述梯度生成器同时地获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二图像容量，该过程通过提供以下来实现：具有第一非对称形状的第一RF脉冲，之后是具有所述第一非对称形状但时间上反转的连续的第二RF脉冲，以降低所述第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异，以及相位编码磁场梯度，其用于为获取表示所述第一和第二容量的数据做准备。

2.根据权利要求1的系统，其中

所述容量包括切片。

3.根据权利要求2的系统，其中

所述梯度生成器生成在第一和第二RF脉冲之间的梯度脉冲，来将用于第一RF脉冲的切片选择梯度进行重定相和将用于第二RF脉冲的切片选择梯度进行重定相。

4.根据权利要求2的系统，其中

所述梯度生成器相对于用于第一RF脉冲的梯度反转用于第二连续RF脉冲的切片选择梯度。

5.根据权利要求1的系统，其中

第一和第二连续RF脉冲之间的时间被最小化，以最小化所述第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异。

6.一种用于在解剖区域的MR成像中使用多个RF线圈的方法，包括以下活动：使用RF（射频）信号生成器，以用于在感兴趣的解剖区域中生成RF激励脉冲，并使能相关联的RF回波数据的后续获取；以及使用磁场梯度生成器，以用于生成用于相位编码和读出RF数据获取的解剖容量选择磁场梯度；

使用生成的RF激励脉冲和解剖容量选择磁场梯度，以用于同时地获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二图像容量，该过程通过提供以下来实现：具有第一非对称形状的第一RF脉冲，之后是具有所述第一非对称形状但时间上反转的连续的第二RF脉冲，以降低所述第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异，以及相位编码磁场梯度，其用于为获取表示所述第一和第二容量的数据做准备。

7.根据权利要求6的方法，其中

所述容量包括切片。

8.根据权利要求7的方法，包括以下活动：

生成在第一和第二RF脉冲之间的梯度脉冲，来将用于第一RF脉冲的切片选择梯度进行重定相和将用于第二RF脉冲的切片选择梯度进行重定相。

9.根据权利要求7的方法，包括以下活动：

相对于用于第一RF脉冲的梯度反转用于第二连续RF脉冲的切片选择梯度。

10.根据权利要求6的方法，其中

第一和第二连续RF脉冲之间的时间被最小化，以最小化所述第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异。

说明书

用于MR图像的同时双平板获取的系统

[0001] 相关申请的交叉引用

[0002] 本申请是由V. S. Deshpande等在2012年7月27日提交的序号为61/664,869的美国临时专利申请的非临时申请，并对该美国临时申请要求优先权。

技术领域

[0003] 本发明涉及一种系统，用于在胸部或其他解剖结构的解剖容量的MR成像中使用多个RF线圈，通过使用RF脉冲序列同时获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二容量，来相当大地降低所同时获取的第一和第二容量之间的回波时间（TE）差异。

背景技术

[0004] 如已知的，通过使用多频带获取，在信号噪声比（SNR）方面的损失最小的情况下，成像速度可以增加一倍。对于双频带的例子，这是通过使用宽带脉冲同时激励两个空间上分离的平板，并同时读出数据来实现的。两个平板的同时读出导致图像混叠（aliasing），其中一个平板与另一个重叠。接着通过使用接收器线圈灵敏度，这些图像在图像重建中被去混叠。许多2D和3D应用可以从这样的技术中获益。外围MR血管造影或胸部成像可能完美地适合于此应用，因为解剖结构和线圈在空间中是空间分离的，因而（a）可最小化编码感兴趣的解剖结构外侧的FOV方面所花费的时间，并且（b）通过由于巨大差异的线圈灵敏度，使图像重建更好。限制激励的另一个优点可能是也减少g因子惩罚。双（或多）频带脉冲的一个限制是，各个平板需要具有相同的厚度和取向，而只有在空间上被分离。替代地，可使用单独的RF脉冲而非多频带脉冲来激励两个平板。与多频带脉冲相反，使用两个单独的脉冲来激励两个频带的一个很大的优势是可以独立地控制两个平板的厚度和取向。然而，当使用两个单独的RF脉冲时，根据两个RF脉冲的持续时间，对两个平板来说回波时间（TE）将是不同的。由于TE对软组织对比度具有很大的影响，TE中的此差异可在两个切片（slice）/平板（slab）之间产生图像对比度上的显著差异，这是不期望的。根据本发明原理的系统解决了这一不足及相关的问题。

发明内容

[0005] 根据本发明原理的系统使用单独的RF脉冲来激励各个平板。在一个实施例中，两个RF脉冲是非对称的，一个脉冲使用标准非对称性使得k空间的中心在RF轮廓中被滞后穿越(从这里开始被称为非对称RF)，而第二个脉冲，其中k空间的中心在RF轮廓中被提前穿越（从这里开始被称为反转非对称RF）。将这两个非对称和反转非对称RF脉冲进行级联，用于双频带MR成像中的激励，以提供例如胸部MR或外围MR血管造影图像的双平板获取。当级联两个RF脉冲，使得非对称RF脉冲首先被施加，并随后施加反转非对称RF脉冲（稍后连同图3a的RF脉冲一起被描述）被施加时，两平板之间TE上的差异被显著降低。如果相比第一RF脉冲的切片选择梯度，第二RF脉冲的切片选择梯度的极性是反转的，则可以进一步降低TE上的差异（稍后连同图3b一起被描述）。如果反转的非对称RF脉冲之后是非对称RF脉冲，则TE差异将被最大化。

[0006] 系统在胸部或其他解剖结构的解剖容量的MR成像中使用多个RF线圈。RF（射频）信号生成器在感兴趣的解剖区域中生成RF激励脉冲,并使能相关联的RF回波数据的后续获取。磁场梯度生成器生成解剖容量选择磁场梯度，用于相位编码和读出RF数据获取。RF信号生成器和梯度生成器基本上同时获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二容量，这是通过提供以下来实现的：具有第一非对称形状的第一RF脉冲，之后是基本上具有第一非对称形状但时间上反转的连续的第二RF脉冲，以相当大地降低第一和第二容量获取之间的回波时间（TE）差异，以及为获取表示第一和第二容量的数据做准备的相位编码磁场梯度。

附图说明

[0007] 图1根据本发明的实施例的示出了用于在胸部或其他解剖结构的解剖容量的MR成像中使用多个RF线圈的系统10。

[0008] 图2根据本发明的实施例的示出了作为使用（a）已知的两个对称RF脉冲序列和（b）包括与反转非对称脉冲级联的非对称脉冲的脉冲序列的结果的两个平板之间的TE上的差异。

[0009] 根据本发明的实施例，图3（a）示出了包括具有相同极性的切片选择梯度的级联的非对称RF脉冲的脉冲序列，以及图3（b）示出了包括具有相反极性的切片选择梯度的级联的非对称RF脉冲的脉冲序列。

[0010] 图4根据本发明的实施例示出了包括使用非对称和反转非对称RF脉冲来激励两个不同平板的同时双平板获取的MR图像。

[0011] 图5根据本发明的实施例示出了由用于在胸部或其他解剖结构的解剖容量的MR成像中使用多个RF线圈的系统所执行的过程的流程图。

具体实施方式

[0012] 在一个实施例中的系统，使用两个级联的单独RF脉冲，用于宽带MRI有利地降低例如回波时间（TE）上的差异以及在左胸和右胸的双平板成像中的图像亮度对比度上的差异。图2（b）示出了具有对应的回波时间（TE1和TE2）的两个级联的单独RF脉冲203、205，该回波时间具有降低的差异ΔTE 209，并被用于两个平板（例如，左胸和右胸的平板）的获取。RF脉冲203、205的序列有利地包括与反转非对称脉冲205级联的非对称脉冲203，其在读出207期间在RF脉冲203、205的开始到接收的回波信号中的最大值之间，具有相应的回波时间TE1、TE2。与此相反，图2（a）示出了包括RF脉冲213、215的已知的两个对称RF脉冲序列，其在读出217期间在RF脉冲213、215的开始到接收的回波信号中的最大值之间具有对应的回波时间（TE1和TE2）,且具有充分大于ΔTE 209的差异ΔTE 219。回波时间ΔTE 219上的显著差异导致左胸和右胸的双平板图像223、225中图像亮度对比度上的差异，损害了图像的诊断价值。

[0013] 系统使用非对称RF脉冲203（RF脉冲的中心朝向脉冲的末尾，提供具有长重复时间TR的短TE）来获取第一平板，之后是反转非对称RF脉冲205（RF脉冲的中心朝向脉冲的开始，在短TR处提供长TE的脉冲）来获取第二平板。如果使用了较大的非对称性，两平板之间TE上的差异可被最小化并变短。通过使用非对称脉冲的有利配置，用于重新集中切片选择梯度脉冲的时间也被最小化。

[0014] 图1示出了用于在胸部或其他解剖结构的解剖容量的MR成像中使用多个RF线圈的系统10。在基本场磁铁1中，使用包括磁场梯度生成器3的圆柱型梯度线圈系统，其由例如三个绕组组成。每个绕组由放大器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Gx ,第二绕组在y方向上生成梯度Gy,以及第三绕组在z方向上生成梯度Gz。每个放大器14包含由序列控制器18控制的数字-模拟转换器，用于在适当时间的梯度脉冲的生成。使用由匀场线圈电源15供电的匀场线圈2来校正基本磁场B0的均一性。

[0015] 包括RF（射频）信号生成器4的射频（RF）线圈，通过多路转换器6，将由射频功率放大器16所发射的射频脉冲转换成交变磁场，以便激励原子核并对准要检查的对象或要检查的对象区域的核自旋。RF（射频）信号生成器4在感兴趣的解剖区域中生成RF激励脉冲,并使能相关联的RF回波数据的后续获取。磁场梯度生成器3，生成解剖切片特定磁场梯度，用于相位编码和读出RF数据获取。射频信号生成器4和梯度生成器3基本上同时地获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二图像容量。为了此目的，单元3和4提供具有第一非对称形状的第一RF脉冲，之后是基本上具有第一非对称形状但时间上反转的连续的第二RF脉冲，以相当大地降低第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异，以及提供为获取表示第一和第二容量的数据做准备的相位编码磁场梯度。

[0016] 图3（a）示出了包括具有相同极性的切片选择梯度313、315的级联的非对称RF脉冲303、305的脉冲序列，以及图3（b）示出了包括具有相反极性的切片选择梯度333、335的级联的非对称RF脉冲323、325的脉冲序列。级联的RF脉冲中，大的非对称性有利地降低了两个平板的获取的TE上的差异。通过级联的RF脉冲中大的非对称性的有利使用，也降低了重新集中切片选择梯度脉冲的所需持续时间。通过在如由梯度脉冲333和335所示的任一RF脉冲上反转切片选择梯度的极性，可完全消除在两个RF脉冲之间的切片选择重新集中梯度311。此切片选择梯度（GS，也被成为Gz）反转方法也可被用于对称脉冲来最小化两个平板的获取上的TE差异，但是除非使用了具有较差切片轮廓的短对称RF脉冲，否则TE上的差异仍然相对较大。

[0017] 在均一磁场和线性梯度场中，这样的切片选择梯度极性的反转是良性的，但是在降低两个平板的获取中的TE上的差异方面是有益的。然而，切片选择梯度极性的反转对非共振组织或流体种类具有影响，因为非共振种类的激励在空间上在相反方向上漂移。一些应用中，其中在两个平板的获取之间发生的这种不断变化的空间漂移可能是一种顾虑，更好的是使用相同极性的切片选择梯度。此外，在一个实施例中，系统10使用两个单独的RF脉冲303、305来有利地获取图像，用于激励两个平板来促进RF脉冲相位的修改以更改混叠并提高图像重建效率。而且，该系统并不局限于胸部成像，并且可被用于其它三维（3D）或二维（2D）MR成像应用，例如外围MR血管造影，利用减法方法查看对比度增强，TSE（快速自旋回波）应用，例如在神经成像、扩散MRI（血氧水平依赖的）成像、目标冠状动脉成像和血管壁成像方面。

[0018] 在一个实施例中，VIBE（容积插值屏气检查）序列被用于成像。对每40个RF激励施加一次光谱选择性脂肪饱和脉冲，来抑制来自脂肪的信号。施加两个非对称RF脉冲（非对称和反转非对称）来激励两个不同的矢状成像平板。激励之后，以与标准单平板VIBE成像类似的方式执行相位编码并读出数据。通过使用如所描述的已知方法来执行图像重建，例如，由Larkman和Moeller (Larkman等,2001年，Larkman DJ、 Hajnal JV、Herlihy AH、Coutts GA、Young IR、Ehnholm G的 “Use of multicoil arrays for separation of signal from multiple slices concurrently excited”； Moeller等，2009年，Moeller S、Yacoub E、Olman CA、Auerbach E、Strupp J、Harel N、Ugurbil K的“Multiband multislice GE-EPI at 7 Tesla, with 16-fold acceleration using partial parallel imaging with application to high spatial and temporal whole-brain fMRI”)所描述的已知方法。如果两个RF脉冲的中心之间的时间（对应于k空间的中心（k=0）），接近具有相当的切片轮廓的对称形状脉冲的持续时间的一半，则使用两个级联的非对称和反转非对称脉冲的优势被相当大地降低。在示例性操作中，在西门子MAGNETOM Verio MRI扫描仪上实现图3（a）脉冲序列。16路Sentinelle (Hologic) RF线圈被用于成像。放置两个圆柱型模型（phantom），一个水平位于一个胸部线圈中，且一个垂直位于右胸线圈中。所使用的成像参
3
数包括：TR/TE = 4.8/1.9，翻转角度= 12度，分辨率=1×1×1.6 mm，读出带宽=540赫兹/像素，平板厚=192mm，以及两个平板之间的间隔=100mm。图4中示出了模型扫描的成像结果。

[0019] 图4示出了MR图像，其示出了通过使用非对称和反转非对称RF脉冲来激励两个不同平板，来同时获取的双平板403、405。由于双平板激励和同时读出，来自两个模型的图像被重叠，一个位于另一个上方。基于来自线圈灵敏度的空间信息，所获取的MR信号数据被分割成单独的平板，产生两个不同的数据集，每个用于一个矢状平板。此处不分离来自不同平板的图像，因此该两个平板均重叠，其中一个平板具有水平模型且一个平板具有垂直模型。

[0020] 例如，该系统有利地使用非对称RF脉冲和反转非对称RF脉冲来获取两个同时成像平板，其具有使用VIBE序列的平板之间的TE上的最小差异。替代地，各种不同序列可被使用。两平板MR数据基本上同时被获取，并基于不同的空间位置被重建成单独的数据集。RF线圈查看源自两个不同空间位置的信号，且因此该信号具有不同的特性。这些特性被用来在数学上单独地提取左数据和右数据。RF脉冲在形状上非对称，其中脉冲的中心（例如对于如图2a、2b中所示出的正弦脉冲而言幅度为最高的时间点，其不在脉冲的中心，但向一侧偏移）。该脉冲序列可与脂肪抑制准备序列一起被使用。该系统有利地使用两个级联的非对称和反转非对称RF脉冲，用于同时双平板成像，以最小化连续激励的平板之间的TE差异。

[0021] 图5示出了由用于在胸部或其他解剖结构的解剖容量的MR成像中使用多个RF线圈的系统10（图1）所执行的过程的流程图。步骤552中，步骤551处开始，之后RF（射频）信号生成器4被用于在感兴趣的解剖区域中生成RF激励脉冲,并使能相关联的RF回波数据的后续获取。步骤555中，梯度场系统3被用于生成用于相位编码和读出RF数据获取的解剖容量选择磁场梯度。步骤558中，信号生成器4和梯度场系统3生成RF激励脉冲和解剖容量选择磁场梯度，用于基本上同时地获取第一和第二不同解剖区域的第一和第二图像容量。

[0022] 例如，容量包括切片。具体地，单元3和4提供具有第一非对称形状的第一RF脉冲，之后是基本上具有第一非对称形状但时间上反转的连续的第二RF脉冲，以相当大地降低第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异，以及提供为获取表示第一和第二容量的数据做准备的相位编码磁场梯度。第一和第二连续RF脉冲之间的时间被基本上最小化，以最小化第一和第二容量的获取之间的回波时间（TE）差异。在一个实施例中，梯度场系统3生成在第一和第二RF脉冲之间的梯度脉冲，来将用于第一RF脉冲的切片选择梯度进行重定相（rephase）和将用于第二RF脉冲的切片选择梯度进行重定相。在另一个实施例中，梯度场系统3相对于用于第一RF脉冲的梯度反转用于第二连续RF脉冲的切片选择梯度。图
5的过程在步骤581处中止。

[0023] 回到图1，RF线圈4发射RF脉冲来在测量容量M中激励支撑台5上的患者中的核质子自旋，并获取得到的RF回波信号。对应地获得的磁性共振信号在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，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，并由成像计算机17所处理。成像计算机17从所处理的获取的RF回波脉冲数据中重建图像。在系统计算机20的控制下，执行RF数据、图像数据和控制程序的处理。响应于预定脉冲序列控制程序，序列控制器18控制所期望的脉冲序列的生成和对应的k空间扫描。特别地，序列控制器18控制在适当的时间对磁性梯度的切换、具有确定相位和幅度的RF脉冲的传输以及以RF回波数据形式的磁性共振信号的接收。合成器19确定RF系统22和序列控制器18的操作定时。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，由用户通过包含键盘和一个或多个屏幕的终端（控制台）21所执行。

[0024] 在一个实施例中，RF线圈4包括在沿着对应于患者长度的容量M的长度的部分中所布置的多个RF线圈的子集或基本上该多个RF线圈的全部。此外，线圈4的个别部分RF线圈包括提供RF图像数据的多个RF线圈，该RF图像数据被并行用来生成单个MR图像。RF脉冲信号被施加到RF线圈4，其作为响应，产生磁场脉冲，该磁场脉冲在成像体中将质子旋转自旋90度或180度，用于所谓的“自旋回波”成像，或者旋转小于或等于90度，用于所谓的“梯度回波”成像。响应于所施加的RF脉冲信号，RF线圈4接收MR信号，即当它们返回到由静态和梯度磁场建立的平衡位置时，来自体内激励的质子的信号。该MR信号，包括由RF线圈4所接收作为从旋进的核自旋产生的交变场的核自旋回波信号，被转换成通过射频放大器7和多路转换器6供应给射频系统22的射频接收器处理单元8的电压。

[0025] 射频系统22在RF信号传输模式下操作来激励质子，且在接收模式下操作来处理所得到的RF回波信号。在传输模式下，系统22经由传输通道9发送RF脉冲来发起容量M中的核磁共振。具体地，系统22处理与由系统计算机20连同序列控制器18一起所使用的脉冲序列相关联的相应RF回波脉冲，以提供数字表示的复数数列。该数列通过高频系统22中的数字-模拟转换器12被供应为实部和虚部，且从那里被供应到传输通道9。在传输通道9中，利用射频载波信号来调制脉冲序列，该射频载波信号具有对应于测量容量M中核自旋的共振频率的基频。通过多路转换器6来完成从发送到接收操作的转换。RF线圈4发射RF脉冲来在测量容量M中激励核质子自旋，并获取所得到的RF回波信号。对应地获取的磁性共振信号在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，且通过相应的模拟-数字转换器11被转换成测量信号的实部和虚部，并由成像计算机17所处理。

[0026] 本文中所使用的处理器是用于执行计算机可读介质上存储的机器可读指令的装置，用于执行任务，且可包括硬件或固件中的任意一个或其组合。处理器还可包括存储器，其存储用于执行任务的可执行的机器可读指令。通过操纵、分析、修改、转换或发送用于由可执行程序或信息装置使用的信息，和/或通过将信息路由到输出装置，处理器作用于信息。例如处理器可使用或包括计算机、控制器或微处理器的能力，且使用可执行指令进行调节来执行由通用计算机无法执行的专用功能。处理器可与任何其他处理器使能交互和/或它们之间的通信相耦合（电气地和/或作为包括可执行部件）。用户界面处理器或生成器是已知元件，包括电子电路或软件或两者的组合，用于生成显示图像或其部分。用户界面包括使能与处理器或其他装置的用户交互的一个或多个显示图像。

[0027] 如本文中所使用的可执行应用，包括代码或机器可读指令，用于响应于用户命令或输入，来调节处理器来实现预定功能，例如操作系统、情境数据获取系统或其他信息处理系统的那些功能。可执行程序是用于执行一个或多个特定过程的一段代码或机器可读指令、子例程或者可执行应用的代码或部分的其他不同段。这些过程可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，并提供得到的输出数据和/或参数。如本文中所使用的图形用户界面（GUI），包括由显示处理器生成的、且使能与处理器或其他装置的用户交互以及相关联的数据获取和处理功能的一个或多个显示图像。

[0028] UI还包括可执行程序或可执行应用。可执行程序或可执行应用调节显示处理器来生成表示UI显示图像的信号。这些信号被供应给显示装置，其显示用于由用户查看的图像。可执行程序或可执行应用进一步从用户输入装置，例如键盘、鼠标、光笔、触摸屏或允许用户提供数据给处理器的任何其他装置接收信号。处理器，在可执行程序或可执行应用的控制下，响应于从输入装置接收到的信号，操纵UI显示图像。以这种方式，通过使用输入装置，用户与显示图像交互，使能与处理器或其他装置的用户交互。可自动地执行，或全部或部分响应于用户命令来执行本文中的功能和过程步骤。响应于可执行指令或装置操作，执行自动执行的活动（包括步骤），而无需用户直接发起活动。

[0029] 定义：

[0030] EPI包括回波平面成像，涉及图像获取，借此从梯度回波或自旋回波序列的单个数据采样（在一个重复时间中获取k空间线）形成完整图像。

[0031] 反转恢复（IR）脉冲将纵向磁化从正z轴反转180度至负z轴。在主成像脉冲序列之前IR脉冲被用作准备脉冲，来实现不同种类的MR对比度（诸如T1加权的，T2加权的）。绝热IR脉冲被用来在整个成像容量中比非绝热RF脉冲给予更均匀的对比度。

[0032] iPAT（集成并行获取技术）包括“并行成像”。通过降低的相位编码和RF线圈信息的附加，它能够更快速扫描。为2的iPAT因数，能够扫描约两倍快，为3的iPAT因数能够扫描约3倍快，等等。

[0033] TI包括反转时间，即反转恢复脉冲和下个RF激励脉冲之间的时间。TI确定图像对比度。

[0034] T1包括纵向（或自旋晶格）弛豫时间T1衰变常数。

[0035] T2包括横向（或自旋晶格）弛豫时间T2，其为用于质子自旋分量的衰变常数。

[0036] TR包括重复时间，即连续RF激励脉冲之间的时间。

[0037] TRALL 包括总重复时间，其包括用于使用特定的弥散编码方法在弥散成像方向中获取预定总切片数的连续RF激励脉冲之间的多个个别TR重复时间。

[0038] TE（回波时间）包括RF脉冲的开始与所接收回波信号中的最大值之间的时间段。每TR秒重复该序列。

[0039] B0是主静态基本MRI磁场。

[0040] B1是RF发射线圈场。

[0041] 图1-5所示的系统和过程并不是排他的。为达到同样的目的，根据本发明的原理，可得出其他的系统、过程和操作指引（menu）。尽管已经参照特定实施例描述了本发明，但是要理解的是，本文中所示出和描述的实施例及变化仅用于说明目的。在不偏离本发明范围的情况下，本领域技术人员可以实现对当前设计的修改。该系统使用包括非对称脉冲和连续的反转非对称脉冲的两个级联的单独RF脉冲，用于宽带MRI有利地降低例如回波时间（TE）上的差异以及在左胸和右胸的双平板成像中的图像亮度对比度上的差异。此外，在替代实施例中，过程和应用可位于链接图1的单元的网络上的一个或多个（例如分布式）处理装置上。可按照硬件、软件或二者的组合来实现图1-5中提供的任意功能和步骤。