大型儀器上崗證磁共振MRI技師上崗證書(shū)精簡(jiǎn)版

1、第1章 磁共振成像的物理學(xué)基礎(chǔ) 1磁共振成像的起源及定義磁共振成像（MRD是利用射頻（RFF電 磁波對(duì)置于磁場(chǎng)中的含有自旋不為零的原子核 的物質(zhì)進(jìn)行激發(fā)，發(fā)生核磁共振，用感應(yīng)線(xiàn)圈 采集磁共振信號(hào)，按一定數(shù)學(xué)方法進(jìn)行處理而 建立的一種數(shù)字圖像。1946年美國(guó)教授同時(shí)發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn) 象，發(fā)現(xiàn)在物理、化學(xué)、生物化學(xué)、醫(yī)學(xué)上具 有重大意義。2。19461972年NMRfc要用于 有機(jī)化合物的分子結(jié)構(gòu)分析，即磁共振波譜分 析（MR$。 1971年美國(guó)紐約州立大學(xué)的達(dá)曼 迪恩教授在科學(xué)雜志上發(fā)表了題為“ NMR 信號(hào)可檢測(cè)疾病”和“癌組織中氫的 T1、T2 時(shí)間延長(zhǎng)”等論文。1973年美國(guó)人Lauter

2、bur 用反投影法完成了 MRI的實(shí)驗(yàn)室的模擬成像工 作。1978年英國(guó)第一臺(tái)頭部MRI設(shè)備投入臨床 使用，1980年全身的MRI研制成功。1.1.2.1磁共振影像的特點(diǎn)2多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息； 2高對(duì)比成像，可得出祥盡的 解剖圖譜;2任意層面斷層，可以從三維空間上觀察人體 成為現(xiàn)實(shí)；2人體能量代謝研究，有可能直接觀察細(xì)胞活 動(dòng)的生化藍(lán)圖；2不使用對(duì)比劑，可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)；2無(wú)電離輻射，一定條件下可進(jìn)行介入MRI治療；2無(wú)氣體和骨偽影的干擾，后顱凹病變等清晰 可見(jiàn)。1.1.2.2磁共振成像的局限性2呈像速度慢；2對(duì)鈣化灶和骨皮質(zhì)癥不夠敏感；2圖像易受多種偽影影響；2禁忌證多；2

3、定量診斷困難。1.2原子核共振特性1.2.3核磁共振現(xiàn)象共振是一種自然界普遍存在的物理現(xiàn) 象。物質(zhì)是永恒運(yùn)動(dòng)著的，物體的運(yùn)動(dòng)在重力 作用下將會(huì)有自身的運(yùn)動(dòng)頻率。當(dāng)某一外力作 用在某一物體上時(shí)，一般只是一次的作用而沒(méi) 有共振的可能，當(dāng)外力是反復(fù)作用的，而且有 固定的頻率。如果這個(gè)頻率恰好與物體的自身 運(yùn)動(dòng)頻率相同，物體將不斷地吸收外力，轉(zhuǎn)變 為自身運(yùn)動(dòng)的能量，哪怕外力非常小。隨時(shí)間 的積累，能量不斷被吸收，最終導(dǎo)致物體的顛 覆而失去共振狀態(tài)。這個(gè)過(guò)程就是共振。質(zhì)子在一定的磁場(chǎng)強(qiáng)度環(huán)境中，它的磁矩 是以L(fǎng)amor頻率作旋進(jìn)運(yùn)動(dòng)的，進(jìn)動(dòng)頻率是由磁 場(chǎng)強(qiáng)度決定的。所以，進(jìn)動(dòng)是磁場(chǎng)中磁矩矢量的 旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)

4、，而單擺運(yùn)動(dòng)是重力場(chǎng)中物體的運(yùn)動(dòng)， 原理是相同的。進(jìn)動(dòng)的磁矩，如果把三維的旋轉(zhuǎn) 用透視法改為二維運(yùn)動(dòng)圖，就更清楚地看到它與 單擺運(yùn)動(dòng)是極其相似的。當(dāng)在Bo作用下以某一包 定頻率進(jìn)動(dòng)的磁矩，在受到另一個(gè)磁場(chǎng)（Bi）的 重復(fù)作用時(shí)，當(dāng)B的頻率與Lamor頻率一致，方 向與Bo垂直，進(jìn)動(dòng)的磁矩將吸收能量，改變旋進(jìn) 角度（增大），旋進(jìn)方向?qū)⑵x B方向，B強(qiáng)度 越大，進(jìn)動(dòng)角度改變?cè)娇欤l率不會(huì)改變。以 上就是原子核（MRI中是質(zhì)子）的磁角動(dòng)量在外 加主磁場(chǎng)（Bo）的條件下，受到另一外加磁場(chǎng)（Bi） 的作用而發(fā)生的共振現(xiàn)象，這就是磁共振物理現(xiàn) 象。弛豫過(guò)程弛豫原子核在外加的RF （B）作用下產(chǎn)生共振

5、后，吸收了能量，磁矩旋進(jìn)的角度變大，偏離Bo軸的角度加大了，實(shí)際上處在了較高的能態(tài)中， 在B消失后將迅速恢復(fù)原狀，就象被拉緊的彈簧 “放松” 了。原子核的磁矩的弛豫過(guò)程與之有許 多相似之處，原子核發(fā)生磁共振而達(dá)到穩(wěn)定的高 能態(tài)后，從外加的B消失開(kāi)始，到回復(fù)至發(fā)生磁 共振前的磁矩狀態(tài)為止，整個(gè)變化過(guò)程就叫弛豫 過(guò)程。弛豫過(guò)程是一個(gè)能量轉(zhuǎn)變的過(guò)程，需要一 定的時(shí)間，磁矩的能量狀態(tài)隨時(shí)間延長(zhǎng)而改變， 磁矩的整個(gè)回復(fù)過(guò)程是較復(fù)雜的。但卻是磁共振 成像的關(guān)鍵部分。磁共振成像時(shí)受檢臟器的每一 個(gè)質(zhì)子都要經(jīng)過(guò)反復(fù)的RF激發(fā)和弛豫過(guò)程。弛豫 有縱向弛豫和橫向弛豫之分?？v向弛豫縱向弛豫是一個(gè)從零狀態(tài)恢復(fù)到最大值

6、的 過(guò)程。磁矩是有空間方向性的，當(dāng)人體進(jìn)入 Bo環(huán) 境中以后，數(shù)秒或數(shù)十秒鐘后將形成一個(gè)與 Bo方 向一致的凈磁矩，我們稱(chēng)其為 M, B方向是一條 空間的中心軸線(xiàn)，我們定義它為縱軸。在外加的 RF （B）作用下，Bo將發(fā)生偏離縱軸的改變，止匕 時(shí)B方向上的磁矩將減少，當(dāng)B1終止后，縱軸（B 軸）上的分磁矩又將逐漸恢復(fù)，直至回復(fù)到RF作用前的狀態(tài)，這個(gè)過(guò)程就叫縱向弛豫，所需要 的時(shí)間就是縱向弛豫時(shí)間。由于要使縱向磁矩恢 復(fù)到與激發(fā)前完，全一樣的時(shí)間很長(zhǎng)，有時(shí)是一 個(gè)無(wú)窮數(shù)。因此，我們?nèi)藶榈匕芽v向磁矩恢復(fù)到 原來(lái)的63%寸，所需要的時(shí)間為一個(gè)單位 Ti時(shí)間， 也叫Ti值?！癟”就是Time, Ti

7、值一般以秒或毫 秒為表示單位。Ti是反映組織縱向磁矩恢復(fù)快或 慢的物理指標(biāo)，人體各種組織因組成成份不同 而具有不同的Ti值。橫向弛豫橫向弛豫是一個(gè)從最大值恢復(fù)至零狀態(tài) 的過(guò)程。在RF作用下，縱向的磁矩發(fā)生了偏離， 與中心軸有了夾角，橫向上則出現(xiàn)了分磁矩（Mx/ ,當(dāng)Bl終止后，橫向（XY平面）上的 分磁矩（Mxyy）又將逐漸減少,直至回復(fù)到 RF 作用前的零狀態(tài)，這個(gè)過(guò)程就叫橫向弛豫。所 需要的時(shí)間為橫向弛豫時(shí)間。與Ti值一樣的原 因，我們將橫向磁矩減少至最大時(shí)的 37%寸所 需要的時(shí)間為一個(gè)單位T2時(shí)間，也叫丁2。橫 向弛豫與縱向弛豫是同時(shí)發(fā)生的。核磁共振信號(hào)MR信號(hào)是MRI機(jī)中使用的接收線(xiàn)

8、圈探測(cè) 到的電磁波，它具4一定前相心、頻率而弓雖度。 根據(jù)這個(gè)信號(hào)的相位、頻率和強(qiáng)度的特征，結(jié) 合它出現(xiàn)的時(shí)間先后秩序，可以用來(lái)進(jìn)行計(jì)算 機(jī)空間定位處理和信號(hào)強(qiáng)度數(shù)字化計(jì)算及表 達(dá)，在MRI圖像上反映出不同組織的亮暗特征。 各種形態(tài)特征組織具有不同的信號(hào)特點(diǎn)，將共 同組成一幅亮度對(duì)比良好、信噪比較高、空間 分辨率適中的MRI圖像。MRI成像過(guò)程中，每個(gè)組織都將經(jīng)過(guò)磁共振物 理現(xiàn)象的全過(guò)程。組織經(jīng)過(guò) Bi激發(fā)后，吸收能 量，磁矩發(fā)生偏離Bo軸的改變，橫向（XY平面） 上出現(xiàn)了磁矩，處于高能態(tài)中。B終止后，橫 向上的磁矩將很快消失，恢復(fù)至激發(fā)前的零狀 態(tài)，其中B激發(fā)而吸收的能量將通過(guò)發(fā)射與激 發(fā)R

9、F頻率相同的電磁波來(lái)實(shí)現(xiàn)能量釋放，這個(gè) 電磁波就是MR信號(hào)的來(lái)源，也叫回波，是 MRI 的基礎(chǔ)。磁共振中的回波信號(hào)，實(shí)質(zhì)上是射頻 信號(hào)，具有頻率和強(qiáng)度的特點(diǎn)。磁共振成像設(shè)備中，接收信號(hào)用的線(xiàn)圈 可以是同一線(xiàn)圈，也可以是方向相同的兩個(gè)線(xiàn) 圈。線(xiàn)圈平面與主磁場(chǎng)Bo平行，其工作頻率 需要盡量接近Larmor頻率，線(xiàn)圈發(fā)射RF脈沖 對(duì)組織進(jìn)行激勵(lì)，在停止發(fā)射RF脈沖后進(jìn)行接 收，RF脈沖停止作用后組織出現(xiàn)弛豫過(guò)程，磁 化矢量只受主磁場(chǎng)Bo的作用時(shí)，這部分質(zhì)子 的進(jìn)動(dòng)即自由進(jìn)動(dòng)因與主磁場(chǎng)方向一致，所以 無(wú)法測(cè)量。而磁共振過(guò)程中受到射頻激勵(lì)而產(chǎn) 生的橫向磁化矢量垂直，并圍繞主磁場(chǎng) Bo方 向選進(jìn)，按照電磁

10、感應(yīng)定律（即法拉第定律）， 橫向磁化矢量Mxy的變化，能使位于被檢體周 圍的接收線(xiàn)圈產(chǎn)生隨時(shí)間變化的感應(yīng)電流，其 大小與橫向磁化矢量成正比，這個(gè)感應(yīng)電流經(jīng) 放大即為MR信號(hào)。由于弛豫過(guò)程中Mxy的幅度 按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應(yīng)電流為隨時(shí)間 周期性不斷衰減的振蕩電流，因?yàn)樗亲杂蛇M(jìn)動(dòng) 感應(yīng)產(chǎn)生的，所以稱(chēng)之為自由感應(yīng)衰減（FID）。 90 RF脈沖后，由于受縱向弛豫時(shí)間 T i和橫向 弛豫時(shí)間T2的影響，磁共振信號(hào)以指數(shù)曲線(xiàn)形式 衰減，因此它是一種自由衰減信號(hào)，具幅度隨時(shí) 間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛豫速率（1/T2）。自由感應(yīng)衰減（FID）信號(hào)描述的是信號(hào)瞬 間幅度與時(shí)間的對(duì)應(yīng)關(guān)系。實(shí)際上

11、各質(zhì)子群的 FID過(guò)程作示和I,后疊加在一起的總信號(hào)也不 會(huì)是一個(gè)簡(jiǎn)單的指數(shù)衰減曲線(xiàn)。因此，有必要將 振幅隨時(shí)間變化的函數(shù)變成振幅隨頻率分布變化 的函數(shù)?！案盗⑷~變換”就是將時(shí)間函數(shù)變換成 頻率函數(shù)的方法。FID信號(hào)不僅提供幅值和頻率， 它還提供幅值和頻率相關(guān)的相位的信息。一個(gè)自由感應(yīng)衰減（FID）信號(hào)的產(chǎn)生，都 是一個(gè)特定組織（受檢組織）在磁共振成像過(guò)程 中產(chǎn)生且特有的。不同組織在受到同一個(gè)脈沖激 發(fā)后產(chǎn)生的回波各不相同，相同的組織在受到不 同的脈沖激發(fā)后的回波特點(diǎn)也不一樣，這是因?yàn)?組織結(jié)構(gòu)的不同導(dǎo)致的磁共振特性（主要指 Ti、 T2值）不同所致，而不同的脈沖序列就是要充分 發(fā)掘和顯示組織

12、的內(nèi)在特性不同而設(shè)計(jì)的?？偟?來(lái)說(shuō)，組織在MRI上的亮暗差別隨回波信號(hào)不同 而不同，F(xiàn)ID信號(hào)的表現(xiàn)特點(diǎn)要受到組織本身的 質(zhì)子密度、Ti值、T2值、運(yùn)動(dòng)狀態(tài)、磁敏感性等 因素影響，成像時(shí)采用的不同脈沖組合序列及其 相關(guān)的TR TE值、翻轉(zhuǎn)角等都是為了顯示組織特 性的。i.4磁共振成像的空間定位MRI的數(shù)據(jù)采集方法梯度磁場(chǎng)利用梯度磁場(chǎng)（G）實(shí)現(xiàn)MRI的空間定位，共有三種梯度磁場(chǎng)：橫軸位（Gz）、矢X犬位（Gx）和冠X犬位（Gy）。梯度磁場(chǎng)是在主磁場(chǎng)基礎(chǔ)上外加的一種磁場(chǎng)，使 成像時(shí)感興趣人體段塊受到的磁場(chǎng)強(qiáng)度出現(xiàn)微小 的差別。根據(jù)磁共振的拉莫爾（Lamor）定律，人 體組織在不同的磁場(chǎng)強(qiáng)度下，其共

13、振頻率就會(huì)不 同，這就形成了根據(jù)梯度磁場(chǎng)的變化達(dá)到空間定 位的理論和實(shí)際應(yīng)用基礎(chǔ)。MRI的空間定位主要由梯度磁場(chǎng)來(lái)完成。 在相對(duì)均勻的主磁場(chǎng)基礎(chǔ)上施加梯度磁場(chǎng)，將使 人體不同部位的氫質(zhì)子處于不同的磁場(chǎng)強(qiáng)度下， 因而具有不同的拉莫爾（Lamor）頻率。用不同的 RF激發(fā)，結(jié)果將選擇性地激發(fā)對(duì)應(yīng)的質(zhì)子，不斷 變化的梯度磁場(chǎng)與對(duì)應(yīng)變化的 RF發(fā)生放大器配 合，將達(dá)到空間定位的目的。根據(jù)梯度磁場(chǎng)的變化來(lái)確定位置時(shí)，不需受檢病人的移動(dòng)，這是與 CT成像明顯不同。梯度磁場(chǎng)性能是磁共振機(jī)性能的一個(gè)重要指標(biāo)，它可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的磁共振成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應(yīng)。同時(shí)梯度磁場(chǎng)

14、的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF頻率的轉(zhuǎn)換。層面選擇磁共振成像是多切面的斷層顯像。要使某一段大塊的人體組織分層面顯示，就要進(jìn)行層面定位，人為地分解組織器官成為許多具有一定層厚的斷面。橫軸位（G0、失狀位（G% 和冠狀位（Gy的梯度磁場(chǎng)可作為層面選擇梯度場(chǎng)， 根據(jù)要求做矢狀面、冠狀面還是橫斷面，只要通過(guò)電腦控制啟動(dòng)某一軸上的梯度場(chǎng)即可。如果采用第一層對(duì)應(yīng)梯度強(qiáng)度和頻率的RF激發(fā)，RF停止后出現(xiàn)的具有特定頻率的回波信號(hào)，將被計(jì)算機(jī)認(rèn)為是第一層面質(zhì)子的信號(hào)，然后再采用第二層對(duì)應(yīng)頻率的 RF激發(fā)，如此重復(fù)，至最后一層，可以達(dá)到層面選擇的目的，所以MRI做任何斷面都不需移動(dòng)病人，只是啟動(dòng)不同的梯度場(chǎng)

15、即可MRI 斷層平面信號(hào)的空間編碼以上僅對(duì)不同層面進(jìn)行分辨，出現(xiàn)的回波信號(hào)僅僅為一個(gè)層面的總和。一個(gè)層面中有1283256 或 2563256 個(gè)像素，如何分辨？對(duì)一個(gè)層面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和頻率兩種編碼方法來(lái)實(shí)現(xiàn)定位。層面分辨梯度是Z 軸方向的話(huà)，我們可以在Y軸的上下方向上施加第二個(gè)梯度磁場(chǎng)，將上下空間位置的體素用不同相位狀態(tài)來(lái)分辨， 我們稱(chēng)這個(gè)梯度磁場(chǎng)為相位編碼梯度磁場(chǎng)。一個(gè) 1283256 矩陣可用128 種不同相位來(lái)編碼，這時(shí)成像時(shí)間就與相位編碼數(shù)直接相關(guān)。這樣，我們用梯度磁場(chǎng)使層面的Z 軸上和上下的Y軸上均有不同。但是，此時(shí)某一次RF激發(fā)后的回波仍是左右方

16、向上一排像素（128或256 個(gè)）的總和，這一排如何分？這一排像素要用頻率編碼的方法來(lái)區(qū)分，在一個(gè)RF激發(fā)停止后，立即在這一排像素所在方向上再施加另一梯度磁場(chǎng)，稱(chēng)為頻率編碼梯度磁場(chǎng)。使這一排上不同像素的質(zhì)子在弛豫過(guò)程中出現(xiàn)頻率不同，計(jì)算機(jī)可以識(shí)別此頻率的差異而確定不同質(zhì)子的位置。頻率編碼與成像總時(shí)間沒(méi)有直接關(guān)系，故頻率編碼上的矩陣點(diǎn)數(shù)一般都為256。層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時(shí)間先后排列和協(xié)同工作，可以達(dá)到對(duì)某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。由以上可知，一次RF激發(fā)是對(duì)某一層面中的某一排（一般 256個(gè)）像素的同時(shí)激發(fā)，而且要間隔一個(gè) TR時(shí) 間后再進(jìn)行該層面下一排像素的第

17、二次激發(fā)，時(shí)間就與TR、層數(shù)、像素?cái)?shù)有關(guān)。這個(gè)定位過(guò)程是 一個(gè)反復(fù)的過(guò)程，較CT的定位更復(fù)雜。MRffl像重建理論K 空間填充技術(shù)一次RF激發(fā)是相同相位編碼位置上的一排像素的同時(shí)激發(fā)，這一排像素的不同空間位置是由頻率編碼梯度場(chǎng)的定位作用確定的。因此，相位和頻率的相對(duì)應(yīng)就可明確某一信號(hào)的空間位 置。所以，在計(jì)算機(jī)中，按相位和頻率兩種坐標(biāo) 組成了另一種虛擬的空間位置排列矩陣，這個(gè)位 置不是實(shí)際的空間位置，只是計(jì)算機(jī)根據(jù)相位和頻率不同而給予的暫時(shí)識(shí)別定位，這就是“K 空 問(wèn)”。K空間實(shí)際上是MR信號(hào)的定位空間。在K 空間中，相位編碼是上下、左右對(duì)稱(chēng)的，從正值的最大逐漸變化到負(fù)值的最大，中心部位是相位

18、處于中心點(diǎn)的零位置，而不同層面中的多次激發(fā)產(chǎn)生的MRJ號(hào)被錯(cuò)位記錄到不同的 K空間位置 上。由于一排排像素的數(shù)量在同一序列中總是恒定的，使頻率變化范圍也恒定，某一排像素的 頻率編碼起始頻率低，則最末一個(gè)像素的終末頻 率也低。在K空間上相位變化的對(duì)稱(chēng)性的前提下， 導(dǎo)致處于K空間頻率坐標(biāo)的中心位置的中等頻率 值的像素會(huì)最多，總的合計(jì)信號(hào)強(qiáng)度將最大。所以，K 空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素的信號(hào)，在傅利葉轉(zhuǎn)換過(guò)程中的作用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。在K空間采集中，頻率和相位編碼的位置一一對(duì)應(yīng)，雖然圖像信號(hào)采集的矩陣為1283256或2563256,但K空間在計(jì)算機(jī)中為一個(gè)規(guī)整的

19、正方形矩陣。如前所述，處于 K空間中心區(qū)域的 各個(gè)數(shù)值對(duì)圖像重建所起的作用要比周邊區(qū)域的更大， 所以， 在非常強(qiáng)調(diào)成像時(shí)間的腦彌散成像、灌注成像及心臟MRI成像時(shí)，為了節(jié)約時(shí)間，可 以將周邊區(qū)域的K空間全部作零處理，不化時(shí)間 去采集，節(jié)約一半的時(shí)間，可能導(dǎo)致小于10%的圖像信噪比損失。這種特殊的成像方法就叫K空間零填充技術(shù)。K空間分段采集技術(shù)一般應(yīng)用于 心臟快速 MRI成像，在FLASHY Turbo-FLASH等 快速梯度成像時(shí)，一個(gè)序列?？稍? 秒鐘左右的時(shí)間內(nèi)完成。但是，對(duì)心臟來(lái)說(shuō)仍然太慢，一個(gè)心動(dòng)周期不足一秒，運(yùn)動(dòng)偽影在所難免，且NEX只有一次時(shí)的圖像質(zhì)量不太理想。這時(shí)，可采用K 空間

20、分段采集的方法，將 K 空間分成8 或 16 段，采用心電圖門(mén)控觸發(fā)的方法，使一段K 空間的信號(hào)采集固定于心動(dòng)周期的某一個(gè)時(shí)段內(nèi)，達(dá)到心臟相對(duì)靜止的效果。一個(gè)序列被分解在8或 16 次心跳中完成，總時(shí)間也在一次屏氣時(shí)間允許之內(nèi)，這樣，既解決心臟跳動(dòng)偽影問(wèn)題。二維傅立葉圖像重建法二維傅立葉變換法是MRI特有且最常用 的圖像重建方法。K空間排列的原始數(shù)據(jù)，整 合了相位、頻率和強(qiáng)度的信息，傅利葉轉(zhuǎn)換技 術(shù)就是可以將以上的K空間信息逐行、逐點(diǎn)地 解析和填補(bǔ)到真正的空間位置上去，形成很多 幅反映信號(hào)強(qiáng)弱的MRI圖像。二維傅立葉變換 可分為頻率和相位兩個(gè)部分，通過(guò)沿兩個(gè)垂直 方向的頻率和相位編碼，可得出該

21、層面每個(gè)體 素的信息。不同頻率和相位結(jié)合的每個(gè)體素在 矩陣中有其獨(dú)特的位置。計(jì)算每個(gè)體素的灰階值就形成一幅MRH像。第 2 章 射頻脈沖與脈沖序列脈沖序列的基本概念脈沖序列的概念MRffl像的信號(hào)強(qiáng)度取決于射頻脈沖的發(fā)射 方式、梯度磁場(chǎng)的引入方式和 MR號(hào)的讀取方 式等。為不同成像目的而設(shè)計(jì)的一系列射頻脈 沖、梯度脈沖和信號(hào)采集按一定時(shí)序排列稱(chēng)作 脈沖序列。2 脈沖序列的構(gòu)成一般脈沖序列的一個(gè)周期中包括射頻脈沖、梯度脈沖和MRW號(hào)采集。射頻脈沖包含用以激發(fā)氫質(zhì)子的激發(fā)脈沖、使質(zhì)子群相位重聚的復(fù)相脈沖以及反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列等；梯度脈沖包括層面選擇梯度、相位編碼梯度、頻率編碼梯度(也稱(chēng)讀出編碼)，用以空

22、間定位；形成的MR號(hào)也稱(chēng)為回波。完成一個(gè)層面的掃描和信號(hào)數(shù)據(jù)采集需要重復(fù)多個(gè)周期。脈沖序列的基本參數(shù)在一個(gè)脈沖序列中有許多的變量，這些變量統(tǒng)稱(chēng)為序列成像參數(shù)。在成像中選用不同的成像參數(shù)可以得到不同類(lèi)型的圖像，這里我們介紹幾個(gè)主要的序列成像參數(shù)。重復(fù)時(shí)間(repetition time ； TR)重復(fù)時(shí)間是指脈沖序列的一個(gè)周期所需要的時(shí)間，也就是從第一個(gè)RF激發(fā)脈沖出現(xiàn)到下一周期同一脈沖出現(xiàn)時(shí)所經(jīng)歷的時(shí)間間隔。在單次激發(fā)序列中，由于只有一個(gè)激發(fā)射頻脈沖，TR等于無(wú)窮大。TR時(shí)間影響被RF激發(fā)后質(zhì)子 的弛豫恢復(fù)情況，TR長(zhǎng)、恢復(fù)好。TR延長(zhǎng)，信 噪比提高，可允許掃描的層數(shù)增多，T2權(quán)重增 加，權(quán)重

23、減少，但檢查時(shí)間延長(zhǎng)；TR時(shí)間縮短，檢查時(shí)間縮短，T1 權(quán)重增加，信噪比降低，可允許掃描的層數(shù)減少，T2權(quán)重減少?；夭〞r(shí)間(echo time ； TE)回波時(shí)間是指從激發(fā)脈沖與產(chǎn)生回波之間的間隔時(shí)間。在多回波序列中，激發(fā) RF脈沖至第1個(gè)回波信號(hào)出現(xiàn)的時(shí)間稱(chēng)為T(mén)E1， 至第 2個(gè)回波信號(hào)的時(shí)間叫做TE2,依次類(lèi)推。在MRI成像時(shí)，回 波時(shí)間與信號(hào)強(qiáng)度成反相關(guān)，TE延長(zhǎng)，信噪比降 低，但T2權(quán)重增加。TE縮短，信噪比增加，Ti權(quán) 重增加，T2對(duì)比減少。有效回波時(shí)間(effective echotime ； ETE)有效回波時(shí)間是指與最終圖像對(duì)比最相關(guān)的回波時(shí)間。對(duì)于具有多個(gè)回波的快速成像序列，

24、不同回波分別填充到k 空間的不同位置，每個(gè)回波的TE值是不同的，填充到k空間中央的回波決 定圖像的又t比，其TE值為ETE反轉(zhuǎn)時(shí)間(inversion time ； TI )反轉(zhuǎn)時(shí)間是指反轉(zhuǎn)恢復(fù)類(lèi)脈沖序列中，180反轉(zhuǎn)脈沖與90激勵(lì)脈沖之間的時(shí)間間隔。翻轉(zhuǎn)角 (flip angle)在射頻脈沖的激發(fā)下，質(zhì)子磁化矢量方向?qū)l(fā)生偏轉(zhuǎn)，其偏離的角度稱(chēng)為翻轉(zhuǎn)角或激發(fā)角度。翻轉(zhuǎn)角的大小是由RF能量所決定的。常用的翻轉(zhuǎn)角有90和180兩種，相應(yīng)的射頻脈沖分別被稱(chēng)為90和180脈沖。在快速成像序列中，經(jīng)常采用小角度激勵(lì)技術(shù)，其翻轉(zhuǎn)角小于90。信號(hào)激勵(lì)次數(shù)(number ofexcitations ； NEX

25、)信號(hào)激勵(lì)次數(shù)又叫信號(hào)采集次數(shù)(number ofacquisitions ； NA)。 它是指每一個(gè)相位編碼步級(jí)采集信號(hào)的重復(fù)次數(shù)。NEXJ曾大,有利于增加圖像信噪比和減少圖像偽影，但是所需的掃描時(shí)間也相應(yīng)延長(zhǎng)。回波鏈長(zhǎng)度(echo train length ；ETL)回波鏈長(zhǎng)度是指每個(gè)TR時(shí)間內(nèi)用不同的相 位編碼來(lái)采樣的回波數(shù)。ETL是快速成像序列的 專(zhuān)用參數(shù)。對(duì)于傳統(tǒng)序列，每個(gè)TR中僅有一次相 位編碼，在快速序列中，每個(gè)TR時(shí)間內(nèi)可進(jìn)行多 次相位編碼，使數(shù)據(jù)采集的速度成倍提高?；夭ㄩg隔時(shí)間(echo spacing ； ES)回波間隔時(shí)間是指快速成像序列回波鏈中相鄰兩個(gè)回波之間的時(shí)間問(wèn)隔

26、。ES長(zhǎng)短影響TE時(shí) 間的長(zhǎng)短。視野(FOV)視野由圖像水平和垂直兩個(gè)方向的距離確 定的。最小FOV是由梯度場(chǎng)強(qiáng)的峰值和梯度問(wèn) 期決定的。圖像采集矩陣代表沿頻率編碼和相位編碼方向采集的像 素?cái)?shù)目，圖像采集矩陣=頻率編碼次數(shù)3相位編 碼次數(shù)，例如頻率編碼次數(shù)為 256,相位編碼 次數(shù)為192,則矩陣為2563192接收帶寬序列的接收帶寬是指接收信號(hào)的頻率范 圍，即讀出梯度采樣頻率的范圍。采用低頻率 編碼梯度和延長(zhǎng)讀出間期可獲得窄的帶寬。 2.2自旋回波脈沖序列波脈沖序列（SE）自旋回波序列簡(jiǎn)稱(chēng)SE序列，是目前磁共振 成像最基本的脈沖序列。SE序列采用90激發(fā) 脈沖和180復(fù)相脈沖進(jìn)行成像。SE序

27、列的過(guò) 程是先發(fā)射一個(gè)90 RF脈沖，Z軸上的縱向 磁化矢量M被翻轉(zhuǎn)到XY平面上；在第一個(gè)90 脈沖后，間隔TE/2時(shí)間后再發(fā)射一個(gè)180 RF 脈沖，可使XY平面上的磁矩翻轉(zhuǎn)180 ,產(chǎn)生 重聚焦的作用，此后再經(jīng)過(guò)TE/2時(shí)間間隔就出 現(xiàn)回波信號(hào)。從90 RF脈沖到接受回波信號(hào)的 時(shí)間稱(chēng)回波時(shí)間，即TE時(shí)間，兩個(gè)900 RF脈 沖之間的時(shí)間稱(chēng)重復(fù)時(shí)間，即 TR時(shí)間。T1加權(quán)像加權(quán)圖像主要反映組織值差異，簡(jiǎn)稱(chēng) 為WI。在SE序列中，T1加權(quán)成像時(shí)要選擇 較短的TR和TE值，一般TR為500ms左右，TE 為20ms左右，能獲得較好的加權(quán)圖像。T2加權(quán)像主要反映組織T2值不同的MRI圖像稱(chēng)為T(mén)2

28、 加權(quán)圖像，簡(jiǎn)稱(chēng)為T(mén)2WI0在SE序列中，T2加權(quán) 成像時(shí)要選擇長(zhǎng)TR和長(zhǎng)TE值，具體地說(shuō)，TR 為2500ms左右，TE為100ms左右。度加權(quán)像N （H）加權(quán)像質(zhì)子密度反映單位組織中質(zhì)子含量的多 少。在SE序歹中，一般采用較長(zhǎng)TR和較短TE 時(shí)可獲得質(zhì)子密度加權(quán)圖像，一般TR為2 500ms 左右，TE為20ms左右時(shí)，SE序列成像可獲得 較好的質(zhì)子密度加權(quán)圖像。各種軟組織的質(zhì)子 密度差別大多不如其Ti或T2值相差大，所以目 前許多情況下醫(yī)生更重視Ti或T2加權(quán)圖像。在具體工作中，可采用雙回波序列，第一 個(gè)回波使用短TE,形成質(zhì)子密度加權(quán)圖像，第 二個(gè)回波使用長(zhǎng)TE,形成T2加權(quán)圖像。反轉(zhuǎn)

29、恢復(fù)脈沖序列反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列的理論基礎(chǔ)反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列（IR）包括一個(gè)180反轉(zhuǎn)脈 沖、一個(gè)90激發(fā)脈沖與一個(gè)180復(fù)相脈沖組 成。第一個(gè)180。脈沖激發(fā)質(zhì)子，使質(zhì)子群的縱 向磁化矢量M由Z軸翻轉(zhuǎn)至負(fù)Z軸。當(dāng)RF停止 后磁化矢量將逐漸恢復(fù)，之后，使用一個(gè) 90。脈 沖對(duì)縱向磁矩進(jìn)行90翻轉(zhuǎn)，180脈沖與此 90脈沖之間的時(shí)間間隔為反轉(zhuǎn)時(shí)間 TI。90脈 沖后就和SE序列一樣在TE/2時(shí)間再使用一個(gè) 180脈沖實(shí)現(xiàn)橫向磁矩再聚焦和信號(hào)讀出。舊序列的成像參數(shù)包括TI、TE、TR TI是 IR序列圖像對(duì)比的主要決定因素，尤其是T1對(duì)比 的決定因素。TI的作用類(lèi)似于SE序列中的TR 而舊序列的TR對(duì)T1加

30、權(quán)程度的作用相對(duì)要小， 但TR必須足夠長(zhǎng)，才能容許在下一個(gè)脈沖序列重 復(fù)之前，使M的主要部分得以恢復(fù)。由于IR序 列對(duì)分辨組織的Ti值極為敏感，所以傳統(tǒng)IR序 列一直采用長(zhǎng) TR和短TE來(lái)產(chǎn)生T1WI。TE是產(chǎn)生 T2加權(quán)的主要決定因素，近年來(lái)在IR SE序列中 應(yīng)用長(zhǎng)TE值也能獲得T2WI0盡管如此，IR序列 主要還是用于產(chǎn)生T1WI和PDWI IR序列典型的 參數(shù)為 TI=200800ms TR= 5002500ms TE= 2050ms選TI值接近于兩種組織的Ti值，并盡 量縮短TE,可獲得最大的TiWI0通常TR等于TI 的3倍左右時(shí)SNR子。IR序列可形成重T1WI,可 在成像過(guò)程中

31、完全除去T2的作用，可精細(xì)地顯示 解剖結(jié)構(gòu)、如腦的灰白質(zhì)，因而在檢測(cè)灰白質(zhì)疾 病方面有很大的優(yōu)勢(shì)。目前IR序列除用于重TiWI 外，主要用于兩種特殊的MRt像，即脂肪抑制和 水抑制序列。短TI反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列（STIR）IR序列中，每一種組織處于特定的TI時(shí)（稱(chēng) 為轉(zhuǎn)折點(diǎn)），該種組織的信號(hào)為零。組織的轉(zhuǎn)折 點(diǎn)所處的TI值依賴(lài)于該組織的Ti值，組織的Ti 越長(zhǎng)，該TI值就越大，即TI的選擇要滿(mǎn)足在90 脈沖發(fā)射時(shí)，該組織在負(fù)Z軸的磁化矢量恰好恢 復(fù)到0值，因此也沒(méi)有橫向磁化矢量，圖像中該 組織的信號(hào)完全被抑制。脂肪組織的Ti值非常短，IR序列一般采用 短的TI （0300ms值抑制脂肪的信號(hào)，該

32、序列 稱(chēng)為STIR序列。STIR脈沖序列是短TI的IR脈 沖序列類(lèi)型，主要用途為抑制脂肪信號(hào)，可用于 抑制骨髓、眶窩、腹部等部位的脂肪信號(hào)，更好 地顯示被脂肪信號(hào)遮蔽的病變，同時(shí)可以鑒別脂 肪與非脂肪結(jié)構(gòu)。另外，由于脂肪不產(chǎn)生信號(hào)， STIR序列也會(huì)降低運(yùn)動(dòng)偽影。STIR序列的TI值 約等于脂肪組織Ti值的69%由于不同場(chǎng)強(qiáng)下， 組織Ti值不同，因此不同場(chǎng)強(qiáng)的設(shè)備要選用不同的 TI 抑制脂肪，例如，1.5T 場(chǎng)強(qiáng)設(shè)備中TI 設(shè)置在150170ms液體衰減反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列（ FLAIR）另一種以IR 序列為基礎(chǔ)發(fā)展的脈沖序列稱(chēng)為液體抑制（ 也有稱(chēng)流動(dòng)衰減）反轉(zhuǎn)恢復(fù)（ fluid-attenuat

33、ed inversion-recovery ，F(xiàn)LAIR）序列，該序列采用長(zhǎng)TI和長(zhǎng)TE,產(chǎn)生 液體（如腦脊液）信號(hào)為零的 T2WI,是一種水 抑制的成像方法。選擇較長(zhǎng)的TI 時(shí)間，可使T1 較長(zhǎng)的游離水達(dá)到選擇性抑制的作用。這時(shí)，腦脊液呈低信號(hào)，但腦組織中水腫的組織或腫瘤組織仍像T2加權(quán)一樣呈高信號(hào)，在1.5T場(chǎng)強(qiáng) 設(shè)備中FLAIR序列的TI大約為2000ms 一旦 腦脊液信號(hào)為零，異常組織、特別是含水組織周?chē)牟∽冃盘?hào)在圖像中就會(huì)變得很突出，因而提高了病變的識(shí)別能力。另外，由于普通SE序列 T2WI 中，延長(zhǎng)TE 會(huì)造成因腦脊液搏動(dòng)引起的偽影和部分容積效應(yīng)增加。所以，設(shè)置的TE不能 太長(zhǎng)。

34、而在FLAIR序列中，由于腦脊液信號(hào)為 零，TE可以較長(zhǎng)，因而可獲得更重的 T2WI0目 前FLAIR序列常用于腦的多發(fā)性硬化、腦梗死、 腦腫瘤等疾病的鑒別診斷，尤其是當(dāng)這些病變與富含腦脊液的結(jié)構(gòu)鄰近時(shí)。梯度回波脈沖序列梯度回波脈沖序列的基礎(chǔ)理論梯度回波（GRE序列也稱(chēng)為場(chǎng)回波序列 （FE）。GREff列是目前乂啾速掃描序列中最 為成熟的方法，不僅可縮短掃描時(shí)間，而且圖像的空間分辨力和SNR勻無(wú)明顯下降。GR分 列與SE序列主要有兩點(diǎn)區(qū)別，一是使用小于 90。（a角度）的射頻脈沖激發(fā)，并采用較短 的TR時(shí)間；另一個(gè)區(qū)別是使用反轉(zhuǎn)梯度取代 180復(fù)相脈沖。在GREff列時(shí)就不用1800脈沖來(lái)重聚

35、焦，而是用一個(gè)反方向梯度來(lái)重新使快速衰減的橫向磁矩再現(xiàn)，獲得一個(gè)回波信號(hào)，進(jìn)行成像。由于梯度回波序列使用反向梯度來(lái)獲得回波，這個(gè)回波的強(qiáng)度是按丁2*衰減的，相對(duì)于使用 180脈沖的SE序列的T2加權(quán)像，GREff列獲 得的圖像是丁2*加權(quán)像。GREff列產(chǎn)生的圖像對(duì)比要比SE序列復(fù)雜得多，可產(chǎn)生其它序列難以獲得的對(duì)臨床有用的信息。GREff列圖像的對(duì)比不僅取決于組織的、T2,還與B的不均勻性有關(guān)。但是，主 要依賴(lài)于激發(fā)脈沖的翻轉(zhuǎn)角 a、TR和TE三個(gè) 因素，另外還與磁敏感性和流動(dòng)有關(guān)。小角度激發(fā)有以下優(yōu)點(diǎn)：（ 1）脈沖的能量較小，SAR降低；（2）產(chǎn)生宏觀橫向磁化失量的效率較高，與90脈沖相比

36、，30脈沖的能量?jī)H為 90脈沖的1/3 左右， 但產(chǎn)生的宏觀橫向磁化失量達(dá)到90脈沖的1/2 左右；（3）小角度激發(fā)后，組織可以殘留較大的縱向磁化失量，縱向弛豫所需要的時(shí)間明顯縮短，因而可選用較短的TR從而明顯的縮短采集時(shí)間；（4） MF0像信 號(hào)強(qiáng)度的大小與M翻轉(zhuǎn)到xy平面的Mxy的大小 成正相關(guān)，而Mxy的大小是由激發(fā)脈沖發(fā)射時(shí) Mz 的大小及其激發(fā)后翻轉(zhuǎn)的角度兩個(gè)因素決定的。盡管GREff列因使用小于90的激發(fā)脈沖，對(duì)于 同樣的Mz,其投影到xy平面的矢量比例要小于 90激發(fā)脈沖序列。但是，小角度脈沖的Mz變化 較小，脈沖發(fā)射前的Mz接近于完全恢復(fù)，能形成 較大的穩(wěn)態(tài)Mz,故GREff列

37、可產(chǎn)生較強(qiáng)的MR信 號(hào)，盡管成像時(shí)間縮短，但是圖像具有較高的信噪比（SNR）。穩(wěn)態(tài)梯度回波脈沖序列（ FISP）GRES于是短TR成像，因此回波采集后，產(chǎn)生一個(gè)殘留的橫向磁化矢量。成像序列中，在層面選擇方向、相位編碼方向及頻率編碼方向都施加了編碼梯度場(chǎng)，這些梯度場(chǎng)同樣會(huì)造成質(zhì)子失相位。如果在這些空間編碼梯度施加后，在這三個(gè)方向上各施加一個(gè)與相應(yīng)的空間編碼梯度場(chǎng)大小相同方向相反的梯度場(chǎng)，那么空間編碼梯度場(chǎng)造成的失相位將被剔除，也即發(fā)生相位重聚。這樣殘留的橫向磁化矢量將得到最大程度的保留，并對(duì)下一個(gè)回波信號(hào)作出反應(yīng)。在GRE、翻轉(zhuǎn)角和短TR成像時(shí)，縱向磁矩在數(shù)次脈沖后出現(xiàn)穩(wěn)定值，即穩(wěn)態(tài)，導(dǎo)致組織T

38、1 值對(duì)圖像的影響很小。如果 TE也很短，遠(yuǎn)短于T2*值，那么此時(shí)橫向磁矩也會(huì)在數(shù)個(gè)脈沖后趨向一個(gè)穩(wěn)定值，此時(shí)組織丁2*值對(duì)圖像的影響也很小了， 而真正對(duì)圖像產(chǎn)生影響的是組織的質(zhì)子密度，這種特殊的穩(wěn)定狀態(tài)下的梯度回波成像就被稱(chēng)為穩(wěn)態(tài)梯度回波序列（Fast Imaging withSteady-state Precession ， FISP 或 Gradient Recalled Acquisition in the Steady State ， GRASSo FISP獲得的圖像為質(zhì)子密度加權(quán)圖像， 血液呈很高信號(hào)，由于TR較短，TE也很短，速 度很快，很適合心臟電影動(dòng)態(tài)磁共振成像或MRA等。擾

39、相位梯度回波脈沖序列（ FLASH）當(dāng)GREff歹的TR明顯大于組織的T2值時(shí)，下 一次a脈沖激發(fā)前，組織的橫向弛豫已經(jīng)完成， 即橫向磁化失量幾乎衰減到零，這樣前一次a脈 沖激發(fā)產(chǎn)生的橫向磁化失量將不會(huì)影響后一次a脈沖激發(fā)所產(chǎn)生的信號(hào)。如果成像序列使用的TR短于組織的丁2,當(dāng)施加下一個(gè)RF激發(fā)脈 沖時(shí)，前一次a脈沖激發(fā)產(chǎn)生的橫向磁化失 量沒(méi)有完全衰減，由于這種殘留的橫向磁化失量將對(duì)下一次脈沖產(chǎn)生橫向磁化失量產(chǎn)生影響，這種影響主要以帶狀偽影的方式出現(xiàn)，且組織的T2值越大、TR越短、激發(fā)角度越大，帶狀偽影越明顯。為了消除這種偽影，必需在下一次a脈沖前去除這種殘留的橫向磁化矢量。采用的方法是，在前一

40、次a脈沖激發(fā)的MR信號(hào)產(chǎn)集后， 在下一次a脈沖來(lái)臨前施加擾相位(spoiled ) 梯度場(chǎng)或干擾射頻脈沖。擾相位梯度場(chǎng)對(duì)質(zhì)子的相位進(jìn)行干擾，使其失相位加快，從而消除這種殘留的橫向磁化矢量。干擾的方法主要是施加擾相位梯度場(chǎng)，可以只施加層面選擇方向或三個(gè)方向都施加擾相梯度，造成人為的磁場(chǎng)不均勻，加快了質(zhì)子失相位，從而消除這種的橫向磁化失量。這一脈沖序列稱(chēng)之為擾相位梯度回波脈沖序列(fast low angled shot ，F(xiàn)LASH)。GRE T1W序列一般選用較大的激發(fā)角度，如 50到80，這時(shí)常需要采用相對(duì)較長(zhǎng)的TR(如100200ms 。而當(dāng)TR縮短到數(shù)十毫秒甚至數(shù)毫秒時(shí)，激發(fā)角度則可調(diào)整

41、到10 45。常規(guī) GREF口擾相GRE T1W在臨床上應(yīng)用非常廣泛，實(shí)際應(yīng)用中，應(yīng)該根據(jù)需要通過(guò)TR和激發(fā)角度的調(diào)整選擇適當(dāng)?shù)腡1權(quán)重。GRE T2* WI序列一般激發(fā)角度為10 30 , TR常為 200500ms 由于 GREff歹U 反映的是組織的T2*弛豫信息，組織的丁2*弛豫明顯快于T2 弛豫，因此為了得到適當(dāng)?shù)腡2*權(quán)重，TE相對(duì)較短，一般為1540ms快速梯度回波脈沖序列( Turbo-FLASH)Turbo-FLASH序歹U是在FLASHY歹用勺基礎(chǔ) 上發(fā)展和改進(jìn)而產(chǎn)生的。上述 FLASHY列中， TR和TE值都很小，為提高梯度回波信號(hào)又要 選用小角度的翻轉(zhuǎn)角，這時(shí)形成的圖像

42、是質(zhì)子密度加權(quán)像。為了實(shí)現(xiàn)T1或T2加權(quán)，除了以上 FLASHY歹心卜，還可在短 TR短TE的快速GRE 序列前加用一個(gè)脈沖，可稱(chēng)為快速梯度序列的磁矩預(yù)準(zhǔn)備成像(Magnetization PreparedRapid Acquisition ) 。 在這個(gè)預(yù)準(zhǔn)備脈沖之后，通過(guò)控制后續(xù)的梯度脈沖出現(xiàn)的間隔時(shí)間( TI )，既可選擇性抑制某一種組織信號(hào)，從而實(shí)現(xiàn)心臟快速成像時(shí)的亮血或黑血成像技術(shù)，又可選擇性形成Ti或T2加權(quán)成像。Turbo-FLASH結(jié)合K空間分段采集技術(shù)是心臟快 速M(fèi)RI和冠狀動(dòng)脈成像的主要方法。磁化準(zhǔn)備快速梯度回波脈沖序列在擾相梯度回波序列中，為提高圖像對(duì)比和信噪比，常在脈沖

43、序列開(kāi)始之前施加磁化準(zhǔn)備脈沖，例如G玄司的IR-PRER西門(mén)子公司的 MP-RAGE飛利浦公司的TFE序歹限不同的磁化準(zhǔn)備快速梯度回波脈沖序列可以有不同的磁化準(zhǔn)備脈沖，由此會(huì)生成不同的圖像對(duì)比。常用的磁化準(zhǔn)備脈沖有180反轉(zhuǎn)脈沖，形成T1WI； 90脈沖，形成T1WI； 90 - 180 -負(fù) 90的組合脈沖，形成T2WI。磁化準(zhǔn)備快速梯度回波脈沖序列主要用于顱腦高分辨三維成像、心肌灌注、心臟冠脈成像、 腹部成像等。快速自旋回波脈沖序列( FSE)RAR豉術(shù)的概念RAR豉術(shù)即快速采集弛豫增強(qiáng)(rapid acquisition relaxation enhanced,RARE) 是 1986

44、年由德國(guó)科學(xué)家J.Hennig 等提出的，即利用SE多回波技術(shù)和革新的K空間填充方法實(shí)現(xiàn)快 速M(fèi)RB描，減少掃描時(shí)間，是快速自旋回波序列 的基礎(chǔ)。具體方法是在一個(gè)90脈沖激發(fā)后，利用多個(gè)聚焦180脈沖形成多個(gè)自旋回波，在一個(gè)TR周期中可以填充K空間的多條相位編碼線(xiàn)， 因此整個(gè)序列所需的TR周期重復(fù)次數(shù)將減少，故 減少掃描時(shí)間?？焖僮孕夭}沖序列快速自旋回波簡(jiǎn)稱(chēng)為FSE( Fast Spin Echo )或Turbo SE (TSE。在普通SE序歹U中，在一個(gè) TR周期內(nèi)首先發(fā)射一個(gè)90 RF脈沖，然后發(fā)射 一個(gè)180 RF脈沖，形成一個(gè)自旋回波。FSE序 列中，在第一個(gè)90脈沖激發(fā)后，相繼給

45、予多個(gè)180脈沖，例如 8 或 16個(gè)連續(xù)脈沖，出現(xiàn)8或16 個(gè)連續(xù)回波，稱(chēng)為回波鏈( echo train length ，ETD?；夭ㄦ溈梢淮潍@得8或16種相位K空間 的回波信號(hào)值，使一次TR時(shí)間內(nèi)完成8或16個(gè) 相位編碼上的激發(fā)和信號(hào)采集。等于將相位編碼數(shù)減少了8 或 16 倍。雖然一次激發(fā)后采集8 或16個(gè)相位K空間，時(shí)間是縮短了。但是，一次激發(fā)中后面數(shù)次回波的時(shí)間距90脈沖較遠(yuǎn)些，信號(hào)必然要低，與前面回波的T2加權(quán)權(quán)重是不一樣 的。因此，必然在MRI圖像上導(dǎo)致與常規(guī)SE序列 T2加權(quán)的不同。在計(jì)算機(jī)軟件和 MRI硬件的性能 改善，特別是180脈沖性能改進(jìn)和梯度動(dòng)量緩沖技(Gradie

46、nt MomentNulling Technique)的 應(yīng)用，使FSE的T2加權(quán)圖像已經(jīng)能完全滿(mǎn)足臨 床診斷需要。FS。列與多回波序列一樣，也是在一個(gè) TR周期內(nèi)首先發(fā)射一個(gè)90 RF脈沖，然后相 繼發(fā)射多個(gè)180 RF脈沖，形成多個(gè)自旋回波。 但是，二者有著本質(zhì)的區(qū)別。在多回波SE序列 中，每個(gè)TR周期獲得一個(gè)特定的相位編碼數(shù) 據(jù)，即每個(gè)TR中相位梯度以同一強(qiáng)度掃描，采 集的數(shù)據(jù)只填充K-空間的一行，每個(gè)回波參與 產(chǎn)生一幅圖像，最終可獲得多幅不同加權(quán)的圖 像。而FSE序列中，每個(gè)TR時(shí)間內(nèi)獲得多個(gè)彼 此獨(dú)立的不同的相位編碼數(shù)據(jù)，即形成每個(gè)回 波所要求的相位梯度大小不同，采集的數(shù)據(jù)可 填充K

47、-空間的幾行，最終一組回波結(jié)合形成一 幅圖像。由于一個(gè)TR周期獲得多個(gè)相位編碼數(shù) 據(jù)，可以使用較少的TR周期形成一幅圖像，從 而縮短了掃描時(shí)間。FS。列的掃描時(shí)間，由下式?jīng)Q定： （公式2-1 ） 公式2-1中TR為回波時(shí)間；Ny為相位編碼 數(shù)；ETL為回波鏈（在一次TR周期內(nèi)的回波次 數(shù)稱(chēng)為回波鏈）。公式2-1中的分子與SE序列 的掃描時(shí)間相同，與普通SE序列相比，F(xiàn)SE序 列的掃描時(shí)間降低了 ETL倍。增加回波鏈能夠 顯著地減少掃描時(shí)間，不過(guò)回波鏈過(guò)長(zhǎng)，會(huì)使 模糊偽影（bluring artifact）變得明顯，典型的ETL為4 32個(gè)。FS。列不僅采集速度快，而且與 SE序列 相比，減少了

48、運(yùn)動(dòng)偽影和磁敏感性偽影。 另外， FSE序列能提供比較典型的PDW和重T2WI, FSE 與普通SE序列在圖像對(duì)比和病變檢測(cè)能力方 面很大程度上是相當(dāng)?shù)?，在很多部位的M就像 中，F(xiàn)SE序列可取代普通SE序列。這些在同樣 是快速成像的梯度回波序列中是難以做到的。FS。列影像的主要缺點(diǎn)是,T2WI的脂肪信 號(hào)高于普通SE序列的T2WI,同時(shí)，提高了因使 用多個(gè)180脈沖而引起的對(duì)人體射頻能量的 累積。半傅里葉采集單次激發(fā)快速自旋回 波序列半傅里葉采集單次激發(fā)快速自旋回波 （HASTE序列是一個(gè)單次激發(fā)快速成像序列， 并結(jié)合半傅里葉采集技術(shù)，使一幅2563256矩 陣的圖像數(shù)據(jù)在1秒內(nèi)便可采集完畢。

49、半傅里葉采集方式不是采集所有的相位編 碼行，而是僅米集正相位編碼行、零編碼以及 少數(shù)幾個(gè)負(fù)相位編碼行的數(shù)據(jù)，然后利用K - 空間的數(shù)學(xué)對(duì)稱(chēng)原理對(duì)正相位編碼數(shù)據(jù)進(jìn)行復(fù)制，最終由采集數(shù)據(jù)以及復(fù)制的數(shù)據(jù)重建成一幅 完整圖像。因?yàn)閮H采集一半多一點(diǎn)的數(shù)據(jù)，所以 掃描時(shí)間降低了近一半。單次激發(fā)序列是指在一次90。激發(fā)脈沖后使 用一連串（如128個(gè)）180復(fù)相脈沖，采集一連 用的回波信號(hào)，快速形成圖像。HASTEN歹1主要用于生成T2WI,因?yàn)閮H需一 次激發(fā)便可完成采集，所以大大減少了運(yùn)動(dòng)偽影。 重T2加權(quán)HAST琦列還可用于膽道、泌尿道、內(nèi) 耳、椎管等部位的水成像。螺旋槳技術(shù)或刀鋒技術(shù)技術(shù)螺旋槳技術(shù)（GE

50、公司）和刀鋒技術(shù)（Blade, 西門(mén)子公司）是指K空間放射狀填充技術(shù)與FSE 或快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列相結(jié)合的產(chǎn)物。常規(guī)的FS。列的K空間填充為平行線(xiàn)，每 個(gè)TR周期填充的平行線(xiàn)數(shù)目與回波鏈數(shù)目一致。 單純K空間放射狀填充技術(shù)中，每個(gè)TR周期在一 定角度填充一條放射線(xiàn)，下一個(gè)TR周期旋轉(zhuǎn)一個(gè) 角度后再填充一條線(xiàn)，直到填滿(mǎn)整個(gè) K空間。在 Propeller技術(shù)中，將上述兩種技術(shù)結(jié)合，每個(gè) TR周期采集一個(gè)回波鏈，在K空間中以一定角度 填充一組放射線(xiàn)，其數(shù)目與回波鏈數(shù)目一致；下 一個(gè)TR周期旋轉(zhuǎn)一個(gè)角度后再填充一組放射線(xiàn)， 直到填?f整個(gè)K空間。Propeller技術(shù)的K空間填充將平行填充與 放射狀填

51、充相結(jié)合，平行填充使 K空間周邊區(qū)域 在較短的采樣時(shí)間內(nèi)具有較高密度，保證了圖像 的空間分辨率；放射狀填充使 K空間中心區(qū)域有 較多的信號(hào)重疊，提高了圖像的信噪比。另外， 由于K空間中心區(qū)域較多的信號(hào)重疊以及放射狀 填充，Propeller技術(shù)減少了運(yùn)動(dòng)偽影。同時(shí)， 與EPI序列相比，Propeller技術(shù)不容易產(chǎn)生磁 敏感偽影。2.6回波平面成像脈沖序列 （EPI）K空間軌跡K空間的數(shù)據(jù)沿一定軌跡的順序進(jìn)行采集， 這種按某種順序填充數(shù)據(jù)的方式稱(chēng)為 K空間的軌 跡。MRI中K空間采集模式多種多樣，K空間軌跡 一般為直線(xiàn)，除此之外，還可以是圓形、螺線(xiàn)形 等曲線(xiàn)形式。EPI的概念平面回波成像（Ec

52、ho Planar Imaging EPI ） 是在一次或多次射頻脈沖激發(fā)后，利用讀出梯度 場(chǎng)的連續(xù)正反向切換，每次切換產(chǎn)生一個(gè)梯度回 波，因而將產(chǎn)生多個(gè)梯度回波，即回波鏈。由于EPI回波是由讀出梯度場(chǎng)的連續(xù)正反向 切換產(chǎn)生的。因此，產(chǎn)生的信號(hào)在 K空間內(nèi)的填 充是一種迂回軌跡，與一般的梯度回波或自旋回 波類(lèi)序列顯然是不同的。這種 K空間迂回填充 軌跡需要相位編碼梯度場(chǎng)與讀出梯度場(chǎng)相互配 合方能實(shí)現(xiàn)，相位編碼梯度場(chǎng)在每個(gè)回波采集 結(jié)束后施加，其持續(xù)時(shí)間的中點(diǎn)正好與讀出梯 度場(chǎng)切換過(guò)零點(diǎn)時(shí)重疊。EPI序列的分類(lèi)EPI序列的分類(lèi)方法主要兩種，一種按照一 幅圖像需要進(jìn)行射頻脈沖激發(fā)的次數(shù)進(jìn)行分 類(lèi)；

53、另一種則根據(jù)其準(zhǔn)備脈沖進(jìn)行分類(lèi)。按激發(fā)次數(shù)分類(lèi)按一幅圖像需要進(jìn)行射頻脈沖激發(fā)的次 數(shù)，EPI序列可分為多次激發(fā)EPI和單次激發(fā) EPI。多次激發(fā) EPI( multishot EPI, MS-EPI)MS-EPI是指一次射頻脈沖激發(fā)后利用讀出 梯度場(chǎng)連續(xù)切換采集多個(gè)梯度回波，填充K空間的多條相位編碼線(xiàn)，需要多次射頻脈沖激發(fā) 和相應(yīng)次數(shù)的EPI采集及數(shù)據(jù)迂回填充才能完 成整個(gè)K空間的填充。MS-EPI所需要進(jìn)行的激 發(fā)次數(shù)，取決于K空間相位編碼步級(jí)和ETLMS-EPI與FSE為相似，不同之處在于： FSE序列是利用1800復(fù)相脈沖采集自旋回波 鏈，而MS-EPI是利用讀出梯度場(chǎng)的連續(xù)切換采 集梯

54、度回波鏈；FSE的K空間是單向填充，而 MS-EPI的K空間需要進(jìn)行迂回填充；由于梯度 場(chǎng)連續(xù)切換比連續(xù)的180o脈沖所需的時(shí)間短 得多。因此，MS-EPI回波鏈采集要比ETL相同 的FSE序列快數(shù)倍。多次激發(fā)SE-EPI 一般用于 腹部屏氣T2WL單次激發(fā)EPI (SS-EPI)SS-EPI是指在一次RF脈沖激發(fā)后連續(xù)采 集的梯度回波，即在一個(gè)RF脈沖激發(fā)后采集所 有的成像數(shù)據(jù)，用于重建一個(gè)平面的 MRH像， 這種序列被稱(chēng)為單次激發(fā)。單次激發(fā) EPI存在 信號(hào)強(qiáng)度低、空間分辨力差、視野受限及磁敏 感性偽影明顯等缺點(diǎn)。單次激發(fā)是目前采集速 度最快的MRjK像序列，單層圖像的采集時(shí)間可 短于10

55、0Ms目前單次激發(fā) GRE-EPI主要用于 MR寸比劑首次通過(guò)灌注加權(quán)成像(DW)、基 于血氧水平依賴(lài)(BOLD效應(yīng)的腦功能成像和 擴(kuò)散加權(quán)成像(DWI 。單次激發(fā)與多次激發(fā)各有優(yōu)缺點(diǎn)SS-EPI的成像速度明顯快于MS-EPI,因止匕 更適用于對(duì)速度要求很高的功能成像；由于ETL 相對(duì)較短，MS-EPI的圖像質(zhì)量一般優(yōu)于 SS-EPI, SNRM高，EPI常見(jiàn)的偽影更少。按EPI準(zhǔn)備脈沖分類(lèi)EPI本身只能算是MR1號(hào)的一種采集方式，并不 是真正的序列，EPI技術(shù)需要結(jié)合一定的準(zhǔn)備脈 沖方能成為真正的成像序列，而且 EPI序列的加 權(quán)方式，權(quán)重和用途都與其準(zhǔn)備脈沖密切相關(guān)。 主要包括以下幾種：梯

56、度回波EPI序列梯度回波EPI(GRE-EPJ序列是最基本的EPI 序列，結(jié)構(gòu)也最簡(jiǎn)單，是在 90o脈沖后利用EPI 采集技術(shù)采集梯度回波鏈。自旋回波EPI序列自旋回波EPI序列是EPI與自旋回波序列結(jié) 合。如果EPI采集前的準(zhǔn)備脈沖為一個(gè)90o脈沖 后隨一個(gè)180o脈沖，即自旋回波序列方式，則該 序列被稱(chēng)為SE-EPI序列。180o脈沖將產(chǎn)生一個(gè) 標(biāo)準(zhǔn)的自旋回波，而EPI方法將采集一個(gè)梯度回 波鏈，一般把自旋回波填充在 K空間中心，而把 EPI回波鏈填充在K空間其他區(qū)域。由于與圖像 對(duì)比關(guān)系最密切的K空間中心填充的是自旋回波 信號(hào)。因此，認(rèn)為該序列得到的圖像能夠反映組 織的T2弛豫特性，一般

57、被用作T2WI或水分子擴(kuò)散 加權(quán)成像序列。單次激發(fā)SE-EPI序列用于腦部超 快速T2WI時(shí)，該序列圖像質(zhì)量不及FSET2WI, 一 般用于臨床情況較差或不能配合檢查的患者如腹 部屏氣T2WI0該序列用于腹部的優(yōu)點(diǎn)是成像速度 快，數(shù)秒鐘可完成數(shù)十幅圖像的采集，即便不能 屏氣也沒(méi)有明顯的呼吸偽影。缺點(diǎn)在于磁化率偽 影較明顯。在該序列基礎(chǔ)上施加擴(kuò)散敏感梯度場(chǎng) 即可進(jìn)行水分子擴(kuò)散加權(quán)成像，主要用于超急性 期腦梗死的診斷和鑒別診斷。反轉(zhuǎn)恢復(fù)EPI序列所謂反轉(zhuǎn)恢復(fù)EPI (IR-EPI)序列是指EPI 采集前施加的是180o反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)脈沖。EPI與IR 序列脈沖結(jié)合，形成IR EPI,可產(chǎn)生典型的T1W

58、I。 利用180o反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)脈沖增加Ti對(duì)比，選擇適 當(dāng)?shù)腡I時(shí)，還可以獲得脂肪抑制或液體抑制圖 像。2.8磁共振成像特殊技術(shù)脂肪抑制技術(shù)在磁共振檢查中經(jīng)常會(huì)采用脂肪抑制技術(shù)， 脂肪抑制可以提供鑒別診斷信息、減少運(yùn)動(dòng)偽影 和化學(xué)位移偽影、改善圖像對(duì)比、提高病變檢出 率、增加增強(qiáng)掃描效果等。根據(jù)設(shè)備場(chǎng)強(qiáng)、掃描 部位和掃描序列等的不同，可以選擇使用不同的 脂肪抑制技術(shù)。STIR 序列原理見(jiàn)IR序列中有關(guān)STIR的介紹。STIR座列的優(yōu)點(diǎn)為場(chǎng)強(qiáng)依賴(lài)性低一對(duì)場(chǎng)強(qiáng)的. 要求不高，低場(chǎng)設(shè)備脂肪抑制的效果也不錯(cuò)；對(duì)磁場(chǎng)均勻度的要求也較低；且對(duì)大范圍FOVfi宿而前方輸用孩見(jiàn)山思殍;STIR浮列而隊(duì)后萬(wàn). 祚

59、耳疝湎而拜京而和，馬脂肪Ti接近的組織（例 如血月中），其信號(hào)也被抑制；不能應(yīng)用于增強(qiáng) 掃描；且TR延長(zhǎng)，使掃描時(shí)間延長(zhǎng)?；瘜W(xué)位移飽和成像化學(xué)位移飽和成像就是利用不同分子之間 共振頻率的差異，在信號(hào)激發(fā)之前，預(yù)先發(fā)射 具有某中特定頻率的預(yù)飽和脈沖，使這種頻率 的組織信號(hào)被飽和，得到抑制。例如，水中的 氫質(zhì)子與脂肪中的氫質(zhì)子其化學(xué)位移為 3.5ppm,在1.0T靜磁場(chǎng)中水質(zhì)子比脂肪質(zhì)子的 共振頻率大約快3.5ppm342.5MHz=148Hz,口果 預(yù)脈沖的頻率選為脂肪的共振頻率，則在其后 立即發(fā)射激發(fā)脈沖時(shí)脂肪已經(jīng)飽和，脂肪信號(hào) 被抑制。該序列的優(yōu)點(diǎn)為脂肪信號(hào)抑制的特異性 高、可用于多種序列。

60、其缺點(diǎn)是場(chǎng)強(qiáng)依賴(lài)性較 大，在1.0T以上的高場(chǎng)設(shè)備中，脂肪抑制的效 果才不錯(cuò)；對(duì)磁場(chǎng)均勻度的要求也較大；且對(duì) 大范圍FOVfi描的脂肪抑制效果不理想。3化學(xué)位移成像原子核的共振頻率與磁場(chǎng)強(qiáng)度成正比，但原子核并非孤立存在，位于不同種類(lèi)化學(xué)鍵上 的原子會(huì)產(chǎn)生不同頻率的信號(hào)，即局部化學(xué)環(huán) 境會(huì)影響質(zhì)子的共振頻率。例如甲醇分子CHOH 中的CH的H和OH的H共振頻率并不相同，這 是由于原子核被帶磁性的電子云所包圍，使其 所處的分子環(huán)境不同。圍繞著原子核旋轉(zhuǎn)的電 子不同程度地削弱了靜磁場(chǎng)強(qiáng)度，若固定靜磁 場(chǎng)強(qiáng)度大小，周?chē)娮釉戚^薄的原子經(jīng)受的局 部磁場(chǎng)強(qiáng)度較高，其共振頻率較高；而周?chē)?子云較厚的原子局