具有T1补偿的B1映射的MR成像的制作方法

具有t1补偿的b1映射的mr成像
技术领域
1.本发明涉及磁共振(mr)成像领域。本发明关注对对象的至少部分进行mr成像的方法。本发明还涉及mr设备以及要在mr设备上运行的计算机程序。


背景技术：

2.当今，利用磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像的图像形成mr方法得到了广泛使用，尤其在医学诊断领域中，这是因为，对于对软组织的成像，这些图像形成mr方法在许多方面优于其他成像方法，不要求电离辐射并且通常是无创的。
3.根据通常的mr方法，要被检查的患者的身体被布置在强的均匀磁场(b0场)中，所述强的均匀磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(通常为z轴)。取决于磁场强度，磁场针对个体核自旋产生不同的能级，这些能级能够通过施加定义的频率(所谓的拉莫尔频率或mr频率)的电磁交变场(rf场，也被称为b1场)而被激励(自旋共振)。从宏观的角度来看，个体核自旋的分布产生了总体磁化，所述总体磁化能够通过在磁场垂直于z轴延伸时施加适当频率的电磁脉冲(rf脉冲)而偏离平衡状态，使得磁化执行关于z轴的进动运动。所述进动运动描述了圆锥的表面，所述圆锥的孔径角被称为翻转角。翻转角的幅值取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90
°
脉冲的情况下，自旋从z轴偏转到横向平面(翻转角90
°
)。
4.在rf脉冲终止之后，磁化弛豫回到原始的平衡状态，其中，z方向上的磁化以第一时间常数t1(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次建立，并且在垂直于z方向的方向上的磁化以第二时间常数t2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫。能够借助于一个或多个接收rf线圈来检测磁化的变化，所述接收rf线圈以在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化的方式被布置并定向在mr设备的检查体积内。在施加了例如90
°
脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋从具有相同相位的有序状态到其中所有相位角均匀分布(失相)的状态的转变(由主磁场的局部不均匀性所引发)。失相能够借助于重新聚焦脉冲(例如，180
°
脉冲)来补偿。这在接收线圈中产生回波信号(自旋回波)。
5.为了在身体中实现空间分辨率，沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度被叠加在均匀磁场上，从而引起自旋共振频率的线性空间依赖性。然后，在接收线圈中拾取的信号包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由rf线圈获得的mr信号数据对应于空间频域，并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同的相位编码采集的多条线。每条线通过收集多个样本而被数字化。一组k空间数据借助于傅里叶变换被转换为mr图像。
6.通常期望所生成的发射rf场(b
1+
场，在下文中被简称为b1)具有相对均匀的均一性以激励用于贯穿被成像患者的身体的横截面和/或体积的磁共振，从而保持重要的mr对比度特征。然而，随着mr频率的增大，伴随有主磁场强度的增大，这会因为患者的身体内的传导性损失和波传播效应而变得更加困难。因此，对于许多mr成像应用来说，准确测量所发射rf场的空间分布都是重要的，它能够支持合适的前瞻性(如果可用的话)和回溯性校正/补偿。这要求鲁棒且快速的b1映射技术。特别是在较高的场强处，已知的b1映射方法的采集速
度通常受到sar(特殊吸收率)约束、t1弛豫时间或特性序列属性的限制。因此，多发射b1校准扫描仍然表示繁琐的流程，因为测量时间与所参与的发射通道的数量成比例关系，这提高了对更加有效的采样方案的需求。
7.k.nehrke和(magn.reson.med.，第86卷，第5期，第1517-1526页，2012年)已经提出了被称为“称号双重新聚焦回波采集模式”(dream)的b1映射方法，这种方法能够在大约一秒内覆盖整个发射线圈体积，这超过了快于其他现有快速b1映射技术(如标准翻转角成像(afi))的幅值的量级。dream方法采用了受激回波序列，所述受激回波序列包括一个准备时段和两个准备rf脉冲，然后在时间上在准备时段之后的一个采集期间生成单个快照低翻转角梯度回波队列。将受激回波和自由感应衰减(fid)这两者在接近的时间演替中以快速场回波队列(tfe)样方式重新聚焦为梯度重聚回波(gradient recalled echo)，并且它们的比率被用于导出受激回波准备rf脉冲的实际翻转角。
8.已知的dream方法忽略了t1弛豫，并且因此表示近似结果。在准备时段期间，即使施加了低-高k空间采样，t1弛豫也会导致fid信号的恢复和受激信号的衰减。因此，t1弛豫导致了对准备rf脉冲的翻转角的系统性低估，并且因此导致了对b1的低估。这尤其适用于在采集期间出现短t1和/或长回波队列的情况。此外，误差随着b1编码翻转角的增大而增大，从而减小了该方法的准确工作范围。此外，在回波队列期间，t1恢复/衰减增强/减小了根据fid信号和受激回波信号重建的mr图像的高空间频率(fid信号和受激回波信号针对从低到高的轮廓排序分别用于导出b1图)，从而导致伪影，特别是在解剖结构的边缘附近。为了减轻这些问题，采集时段的回波队列必须尽可能短，这限制了能在单个快照中实现的分辨率。此外，最大b1编码翻转角必须被限制到大约60
°
，这限制了该方法的动态范围。


技术实现要素：

9.从前述内容容易认识到，需要一种受到t1弛豫的影响较小的改进的b1映射方法。
10.根据本发明，公开了一种对被放置在mr设备的检查体积中的对象的至少部分进行mr成像的方法。所述方法包括以下步骤：
11.使所述对象的所述部分经受第一受激回波成像序列，所述第一受激回波成像序列包括在第一准备时段期间朝向所述对象的所述部分辐照的至少两个准备rf脉冲和在时间上在所述第一准备时段之后的第一采集时段期间朝向所述对象的所述部分辐照的读取rf脉冲的序列；
12.在所述第一采集时段期间采集第一组fid信号和第一组受激回波信号；
13.使所述对象的所述部分经受第二受激回波成像序列，所述第二受激回波成像序列包括在第二准备时段期间朝向所述对象的所述部分辐照的至少两个准备rf脉冲和在时间上在所述第二准备时段之后的第二采集时段期间朝向所述对象的所述部分辐照的读取rf脉冲的序列；
14.在所述第二采集时段期间采集第二组fid信号和第二组受激回波信号，其中，所述第一组fid信号和所述第二组fid信号具有不同的t1加权，并且/或者所述第一组受激回波信号和所述第二组受激回波信号具有不同的t1加权；
15.根据所采集的第一组fid信号和第二组fid信号和第一组受激回波信号和第二组受激回波信号来导出指示所述身体的所述部分内的所述rf脉冲的rf场的空间分布的b1图，
其中，利用所述不同的t1加权来补偿由t1弛豫引起的对所述b1图的影响。
16.本发明的要点是施加两个受激回波成像序列，所述两个受激回波成像序列被设计为将不同的t1加权强加到分别在第一采集时段期间和在第二采集时段期间采集的fid信号和受激回波信号上。第一采集时段和第二采集时段的回波队列优选采用相同的相位编码和频率编码，以便提供完全相同的k空间采样。然后能够以一种直接的方式使用不同的(并且主要是已知的)t1加权以补偿t1弛豫对所得到的b1图产生的影响。根据本发明，借助于已知的dream序列的至少两个实例来采集b1图。该方法仍然是快速的，并且保持了dream方法的高运动鲁棒性。
17.一般来说，受激回波序列包括三个(例如，60
°
或90
°
)rf脉冲，其中，前两个rf脉冲是准备脉冲。第一准备rf脉冲激发磁共振，并且将纵向核磁化变换成横向核磁化。第二准备rf脉冲“存储”沿着纵轴的失相的横向核磁化的分数。在90
°
rf脉冲的情况下，该分数几乎是失相的横向磁化的一半。在时间上在准备时段之后的采集时段期间施加第三rf脉冲。第三rf脉冲(“读取rf脉冲”)将所存储的纵向核磁化再次变换成横向核磁化，从而生成所谓的受激回波。其他的rf重新聚焦回波是由这三个rf脉冲序列生成的，但这里对这些回波并不感兴趣，并且这些回波可能会被与rf辐照并行运行的适当的梯度切换机制所抑制。根据本发明，受激回波信号与fid信号是一起采集的并且用于b1映射。
18.根据本发明，通过用低翻转角读取rf脉冲的队列代替标准受激回波序列的第三rf脉冲来对基于受激回波的实际图像生成过程进行加速，其中，每个读取rf脉冲仅重新聚焦核磁化的小部分。采集具有适当相位编码和频率编码的多个fid信号和受激回波信号以用于生成完整的b1图。为此目的，能够应用如epi、螺旋、并行成像或压缩感测的有效的采样方案并结合本发明。能够调节成像序列的定时参数，使得针对fid信号和受激回波信号这两者，敏感性和化学位移引发的效应基本相等。
19.应当指出，用于存储沿着z轴的b1编码的磁化的至少两个准备rf脉冲不一定非要是相同的种类或翻转角。
20.在优选实施例中，在所述第一受激回波序列和/或所述第二受激回波序列之前有一个或多个预先准备rf脉冲，所述一个或多个预先准备rf脉冲将所述第一受激回波序列的开始处的纵向磁化操纵为不同于所述第二受激回波序列的开始处的纵向磁化。纵向磁化的适当预先准备(即，在相应的受激回波成像序列的实际准备时段之前的纵向磁化的准备)实现了第一组fid信号和第二组fid信号具有不同的t1加权，并且/或者第一组受激回波信号和第二组受激回波信号具有不同的t1加权。这是在根据本发明导出b1图时利用不同的t1加权的先决条件。
21.在一个可能的变型中，在所述第一准备时段或所述第二准备时段之前有rf反转脉冲。因此，在这种情况下，所述预先准备rf脉冲是rf反转脉冲。通过仅在两个受激回波序列中的一个受激回波序列之前施加rf反转脉冲并同时在没有磁化反转的情况下执行另一受激回波序列，以明确的方式获得了第一组fid信号和第二组fid信号和第一组受激回波信号和第二组受激回波信号的期望的不同的t1加权。为了获得最优反转，可以采用绝热rf反转脉冲。如该领域的专家所知，绝热rf脉冲是幅度调制和频率调制的rf脉冲，其对b1不均匀性不敏感，因此允许完全自旋反转，而不用理会通常存在的b1不均匀性。
22.在另一变型中，所述一个或多个预先准备rf脉冲是饱和rf脉冲。在这种情况下，通
过辐照一个或多个饱和rf脉冲以将纵向磁化调节到零来准备纵向磁化。通过改变饱和rf脉冲与相应的受激回波成像序列的开始之间的延迟，实现了不同的纵向弛豫，使得第一受激回波序列的开始处的纵向磁化不同于第二受激回波序列的开始处的纵向磁化。
23.在另一优选实施例中，所述对象的所述部分在所述第一受激回波序列之后以一延迟经受所述第二受激回波成像序列，所述延迟比t1更短。这两个受激回波成像序列之间的短延迟防止纵向磁化完全弛豫到平衡，从而实现了第一受激回波序列的开始处的纵向磁化与第二受激回波序列的开始处的纵向磁化不同。
24.在另外的优选实施例中，导出所述b1图的步骤涉及：通过将分别根据所述第一组fid信号和所述第二组fid信号重建的mr图像进行相减来计算fid差分图像，以及通过将分别根据所述第一组受激回波信号和所述第二组受激回波信号重建的mr图像进行相减来计算受激回波差分图像，其中，所述b1图是根据所述受激回波差分图像和所述fid差分图像的逐体素强度比率来导出的。结果表明，对于在这两个受激回波序列中的一个受激回波序列之前施加磁化反转的情况，如果根据差分图像的强度比率来导出b1图，则抵消了在读出准备的磁化准备期间发生的t1弛豫效应。因此，获得了不受t1弛豫影响的b1图。
25.根据本发明的另外的优选实施例，所述至少两个准备rf脉冲均具有45
°‑
90
°
的翻转角。以这种方式，所采集的受激回波信号的幅度被最大化，这在信噪比方面是有利的。
26.在又一优选实施例中，两个受激回波信号是在所述第一采集时段和所述第二采集时段中的每项期间的每个读取rf脉冲之后采集的。这两个受激回波信号能够是直接受激回波信号和共轭(也被称为“虚拟”)受激回波信号。直接受激回波信号和共轭受激回波信号的采集支持t2补偿的采集方案。特别地，能够利用两个受激回波信号的不同的t2加权来补偿由t2弛豫引起的对b1图的影响。两个受激回波信号对应于由受激回波序列生成的不同的相干通路。对于详细信息，参考wo2013/105006a1。
27.迄今为止描述的本发明的方法能够借助于一种mr设备来执行，所述mr设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于在检查体积内生成均匀、稳定的磁场；多个梯度线圈，其用于在所述检查体积内生成在不同空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个rf线圈，其用于在所述检查体积内生成rf脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的患者的身体的mr信号；控制单元，其用于控制rf脉冲和切换的磁场梯度的时间演替；以及重建单元，其用于根据接收到的mr信号来重建mr图像。本发明的方法优选通过对mr设备的重建单元和/或控制单元的对应编程来实施。
28.本发明的方法能够有利地在目前临床使用的大多数mr设备中执行。为此，仅需要利用计算机程序来控制mr设备而使其执行本发明的上述方法的步骤。计算机程序可以存在于数据载体上，也可以存在于数据网络中，从而被下载以安装在mr设备的控制单元中。
附图说明
29.附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅被设计用于说明的目的，而不是作为本发明的限制的定义。在附图中：
30.图1示意性地示出了用于执行本发明的方法的mr设备；
31.图2示出了图示根据本发明的成像序列的示意图表；
32.图2a示意性地图示了本发明的一个变型中的两个受激回波成像序列的演替；
33.图2b示意性地图示了本发明的另外的变型中的两个受激回波成像序列的演替；
34.图3说明了本发明的b1映射方法的准确性；
35.图4图示了根据本发明的有和没有t1补偿和t2补偿的b1映射。
具体实施方式
36.参考图1，示出了mr设备1。所述设备包括超导或电阻式主磁体线圈2，使得沿着z轴通过检查体积创建基本上均匀的、时间上恒定的主磁场b0。所述设备还包括一组(一阶、二阶和三阶(在适用时)匀场线圈2’，其中，出于使检查体积内的b0偏差最小化的目的，通过这组匀场线圈2’中的个体匀场线圈的电流是能控制的。
37.磁共振生成和操纵系统施加一系列rf脉冲和切换的磁场梯度来反转或激励核磁自旋，引发磁共振，重新聚焦磁共振，操纵磁共振，以空间方式和其他方式编码磁共振，使自旋饱和等，从而执行mr成像。
38.最具体地，梯度脉冲放大器3向沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的全身梯度线圈4、5和6中的选定的线圈施加电流脉冲。数字rf频率发射器7经由发送/接收开关8将rf脉冲或脉冲包发射到rf体线圈9，以将rf脉冲发射到检查体积中。典型的mr成像序列包括彼此一起采用的短持续时间的rf脉冲段的包，并且任何施加的磁场梯度都实现对核磁共振的选定操纵。rf脉冲用于进行饱和，激励共振，反转磁化，重新聚焦共振或操纵共振，并且选择被定位在检查体积中的身体10的部分。mr信号也由rf体线圈9拾取。
39.为了借助于并行成像来生成身体10的有限区域的mr图像，将一组局部阵列rf线圈11、12、13放置为毗邻被选择用于成像的区域。能够使用阵列线圈11、12、13来接收体线圈rf发射所引起的mr信号。在并行发射应用中，也可以使用阵列rf线圈11、12、13来进行rf发射，以例如用于rf匀场的目的。
40.所得到的mr信号由rf体线圈9和/或阵列rf线圈11、12、13拾取并且由优选包括前置放大器(未示出)的接收器14解调。接收器14经由发送/接收开关8被连接到rf线圈9、11、12和13。
41.主计算机15控制通过匀场线圈2’以及梯度脉冲放大器3和发射器7的电流，以生成多种mr成像序列(例如，回波平面成像(epi)、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等)中的任意mr成像序列。对于选定的序列，接收器14在每个rf激励脉冲之后快速演替地接收单条或多条mr数据线。数据采集系统16执行对接收到的信号的模数转换，并且将每条mr数据线转换为适合用于进一步处理的数字格式。在现代mr设备中，数据采集系统16是单独的专用于采集原始图像数据的计算机。
42.最终，重建处理器17将数字原始图像数据重建成图像表示，重建处理器17施加傅里叶变换或其他适当的重建算法，例如，sense或smash。mr图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后将图像存储在图像存储器中，其中，可以被访问图像存储器以将图像表示的切片、投影或其他部分转换成适当的格式以(例如经由视频监视器18)用于可视化，视频监视器18提供所得到的mr图像的人类可读显示。
43.图2示出了图示根据本发明的成像序列的图表。所描绘的成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列被细分成准备时段21和采集时段22。在准备时段21期间施加具有翻转角α的两个准备rf脉冲。两个准备rf脉冲由时间间隔te所分开。在两个准备rf脉冲之间施
加失相器磁场梯度g
m2
。在时间上在准备时段21之后的采集时段22期间生成具有翻转角β的读取rf脉冲的序列。在存在重新聚焦/读出磁场梯度g
m1
/gm的情况下，在每个读取脉冲之后采集fid信号i
fid
信号和受激回波信号i
ste
作为梯度重聚回波。施加扰相器梯度以抑制不期望的残留横向磁化。根据本发明，实施了相位循环方案，其中，使所描绘的成像序列发生了两次，一次在准备时段21之前有绝热180
°
rf反转脉冲，并且一次没有在前的(图2中用180
°
/0
°
指示的)纵向磁化反转。为了清楚起见，在图2中省去了所采用的切片选择和相位编码磁场梯度。在切片选择梯度(未描绘)存在的情况下，绝热180
°
rf反转脉冲可以具有切片选择性。
44.在没有rf反转脉冲并忽略t1弛豫的情况下，纵向磁化直接在准备序列21之后，这由以下方程给出：
45.m
z,fid
＝cos2(α)
·
m046.m
z,ste
＝sin2(α)/2
·
m047.其中，m
z,fid
和m
z,ste
分别指代未准备的(即，同相的)纵向磁化和受激回波准备的(即，失相的)的纵向磁化。根据m
z,fid
生成的fid信号i
fid
和根据m
z,ste
生成的受激回波信号i
ste
分别是在不同的时间点t
e1
和t
e1
+δt处采集的。两个回波i
fid
、i
ste
之间的延迟δt由以下关系来确定：
48.δt＝a
mc2
/gm49.其中，a
mc2
指代失相器梯度g
m2
的梯度-时间面积，并且gm指代读出磁场梯度的强度。忽略t1效应和t2效应，这两个采集的回波信号i
fid
和i
ste
由以下方程给出：
50.i
fid
＝sin(β)
·
cos2(α)
·
m051.i
ste
＝sin(β)
·
sin2(α)/2
·
m052.其中，β是读取rf脉冲的标称翻转角。组合上面的方程将产生：
53.α＝tan-1
(2i
ste
/i
fid
)
54.因此，根据以下方程，能够根据所采集的回波信号的比率来导出受激回波准备rf脉冲的未知翻转角α：
55.α＝tan-1
(2i
ste
/i
fid
)
56.上面的方程是近似结果，因为它们并不考虑t1弛豫。t1弛豫引起了根据以下方程的fid信号的恢复和受激信号的衰减：
57.i
fid
(k)＝sin(β)(e1·
cos2(α)+(1-e1))
·
m058.i
ste
(k)＝sin(β)
·
e1·
sin2(α)/2
·
m059.其中，
60.其中，k和tr分别指代读取rf脉冲的序列中的梯度回波的索引和重复时间，并且δt为准备时段21与第一梯度回波之间的时间间隔。因此，e1指代负责fid信号的恢复和受激回波信号的衰减的t1弛豫项。因此，很容易认识到，t1弛豫会导致对翻转角α的系统性低估，对于短的t1和/或长回波队列尤其如此。误差随着α的增大而增大，从而减小了该方法的准确工作范围。
61.本发明提出添加具有紧邻准备时段21之前发生的绝热180
°
rf反转脉冲的受激回波成像序列的第二实例。利用在前的纵向磁化反转，所采集的fid信号和受激回波信号由以下方程给出：
62.i
fid,inv
(k)＝sin(β)(-e1·
cos2(α)+(1-e1))
·
m063.i
ste,inv
(k)＝-sin(β)
·
e1·
sin2(α)/2
·
m064.从对应的常规的、非反转准备的mr图像(根据本发明的意义内的第二组fid信号和第二组受激回波信号来重建)中减去反转准备的fid和受激回波mr图像(根据本发明的意义内的第一组fid信号和第一组受激回波信号来重建)产生：
65.i
fid,δ
(k)＝i
fid
(k)-i
fid,inv
(k)＝2sin(β)
·
e1·
cos2(α)
·
m066.i
ste,δ
(k)＝i
ste
(k)-i
ste,inv
(k)＝sin(β)
·
e1·
sin2(α)
·
m067.因此，当这两个方程相除时，弛豫项e1抵消。翻转角图(构成b1图)然后由以下方程给出：
68.α＝tan-1
(2i
ste,δ
/i
fid,δ
)
69.因此，计算翻转角的方程保持不变，但本发明的改善的方法是完全t1补偿的。
70.人们可以假设，本发明的方法依赖于在受激回波序列的两个实例中的一个实例中的适当的磁化反转能力。然而，结果证明，事实并非如此。在假定第一受激回波序列的开始处的纵向磁化不同于第二受激回波序列的开始处的纵向磁化的情况下，能够以更一般的方式公式化上面的方程：
71.i
fid
(k)＝sin(β)(e1·
m1·
cos2(α)+(1-e1))
·
m072.i
ste
(k)＝sin(β)
·
e1·
m1·
sin2(α)/2
·
m073.i
fid,inv
(k)＝sin(β)(e1·
m2·
cos2(α)+(1-e1))
·
m074.i
ste,inv
(k)＝sin(β)
·
e1·
m2·
sin2(α)/2
·
m075.其中，m1和m2分别指示在第一受激回波序列和第二受激回波序列的开始处可用的纵向磁化的分数m0。请注意，在完美反转的情况下，m1＝1和m2＝-1应用于这种特殊的符号。然后，减去不同的纵向磁化准备的fid和受激回波mr图像产生：
76.i
fid,δ
(k)＝sin(β)
·
(m
1-m2)
·
e1·
cos2(α)
·
m077.i
ste,δ
(k)＝sin(β)
·
(m
1-m2)
·
e1·
sin2(α)
·
m0/2
78.当这两个方程相除时，弛豫项e1与差异(m
1-m2)相抵消。翻转角图(构成b1图)再次由以下方程给出：
79.α＝tan-1
(2i
ste,δ
/i
fid,δ
)
80.因此能够得出结论，本发明的用于确定t1补偿的b1图的方法确实不依赖于适当的磁化反转。消除t1影响的唯一先决条件是第一受激回波序列的开始处的纵向磁化与第二受激回波序列的开始处的纵向磁化彼此不同。
81.然而，如从上面的公式中能够看到的，反转的质量对所得到的b1图中的信噪比有影响。当差异(m
1-m2)最大时，差异信号i
fid,δ
(k)和i
ste,δ
(k)最大。这对应于最优反转的情况。为此，例如，能够采用绝热正割rf脉冲，所述绝热正割rf脉冲能够显著地过度驱动到大致270
°
或360
°
的翻转角，从而确保在整个被成像体积上的完美的磁化反转。
82.在图2a的实施例中，在第一受激回波序列25之前有准备模块24，并且在第二受激回波序列27之前有准备模块26。准备模块24、26的rf脉冲操纵第一受激回波序列25的开始处的纵向磁化，以使其与第二受激回波序列27的开始处的纵向磁化不同。纵向磁化的这种预先准备(即，在相应的受激回波成像序列25、27的实际准备时段之前的纵向磁化的准备)实现了第一组fid信号和第二组fid信号和/或第一组受激回波信号和第二组受激回波信号
效应。然而，当t1将是已知的时候，也有可能减轻这些效应。为此目的，在采集了第一fid数据集和受激回波数据集之后，能够采集在受激回波准备之后以不同的初始磁化开始的第二数据集。对于这两个回波队列的fid信号，能够通过使用作为饱和度恢复模型的最佳拟合方法来导出t1。然后能够将该t1信息用作输入，以根据上面的方程施加t1补偿。