1、第 1章 磁共振成像的物理学基础 1磁共振成像的起源及定义磁共振成像（MRI）是利用射频（RF）电磁波对置于磁场中的含有自旋不为零的原子核的物质进行激发，发生核磁共振，用感应线圈采集磁共振信号，按一定数学方法进行处理而建立的一种数字图像。1946年美国教授同时发现了核磁共振现象，发现在物理、化学、生物化学、医学上具有重大意义。19461972 年 NMR主要用于有机化合物的分子结构分析，即磁共振波谱分析（MRS）。1971 年美国纽约州立大学的达曼迪恩教授在科学杂志上发表了题为“NMR信号可检测疾病”和“癌组织中氢的 T1 、T 2时间延长”等论文。1973 年美国人Lauterbur用反投影
2、法完成了 MRI的实验室的模拟成像工作。1978 年英国第一台头部 MRI设备投入临床使用，1980 年全身的 MRI研制成功。1.1.2.1磁共振影像的特点多参数成像，可提供丰富的诊断信息；高对比成像，可得出祥尽的解剖图谱；任意层面断层，可以从三维空间上观察人体成为现实；人体能量代谢研究，有可能直接观察细胞活动的生化蓝图；不使用对比剂，可观察心脏和血管结构；无电离辐射，一定条件下可进行介入 MRI治疗；无气体和骨伪影的干扰，后颅凹病变等清晰可见。1.1.2.2磁共振成像的局限性呈像速度慢；对钙化灶和骨皮质症不够敏感；图像易受多种伪影影响；禁忌证多；定量诊断困难。1.2原子核共振特性1.2.3
3、核磁共振现象共振是一种自然界普遍存在的物理现象。物质是永恒运动着的，物体的运动在重力作用下将会有自身的运动频率。当某一外力作用在某一物体上时，一般只是一次的作用而没有共振的可能，当外力是反复作用的，而且有固定的频率。如果这个频率恰好与物体的自身运动频率相同，物体将不断地吸收外力，转变为自身运动的能量，哪怕外力非常小。随时间的积累，能量不断被吸收，最终导致物体的颠覆而失去共振状态。这个过程就是共振。质子在一定的磁场强度环境中，它的磁矩是以 Lamor频率作旋进运动的，进动频率是由磁场强度决定的。所以，进动是磁场中磁矩矢量的旋转运动，而单摆运动是重力场中物体的运动，原理是相同的。进动的磁矩，如果把
4、三维的旋转用透视法改为二维运动图，就更清楚地看到它与单摆运动是极其相似的。当在 B0作用下以某一恒定频率进动的磁矩，在受到另一个磁场（B 1）的重复作用时，当 B1的频率与 Lamor频率一致，方向与 B0垂直，进动的磁矩将吸收能量，改变旋进角度（增大），旋进方向将偏离 B0方向，B1强度越大，进动角度改变越快，但频率不会改变。以上就是原子核（MRI 中是质子）的磁角动量在外加主磁场（B 0）的条件下，受到另一外加磁场（B 1）的作用而发生的共振现象，这就是磁共振物理现象。1.3.1弛豫过程1.3.1.1弛豫原子核在外加的 RF（B 1）作用下产生共振后，吸收了能量，磁矩旋进的角度变大，偏离B
5、0轴的角度加大了，实际上处在了较高的能态中，在 B1消失后将迅速恢复原状，就象被拉紧的弹簧“放松”了。原子核的磁矩的弛豫过程与之有许多相似之处，原子核发生磁共振而达到稳定的高能态后，从外加的 B1消失开始，到回复至发生磁共振前的磁矩状态为止，整个变化过程就叫弛豫过程。弛豫过程是一个能量转变的过程，需要一定的时间，磁矩的能量状态随时间延长而改变，磁矩的整个回复过程是较复杂的。但却是磁共振成像的关键部分。磁共振成像时受检脏器的每一个质子都要经过反复的 RF激发和弛豫过程。弛豫有纵向弛豫和横向弛豫之分。1.3.1.2纵向弛豫纵向弛豫是一个从零状态恢复到最大值的过程。磁矩是有空间方向性的，当人体进入
6、B0环境中以后，数秒或数十秒钟后将形成一个与 B0方向一致的净磁矩，我们称其为 M0，B 0方向是一条空间的中心轴线，我们定义它为纵轴。在外加的 RF（B 1）作用下，B 0将发生偏离纵轴的改变，此时 B0方向上的磁矩将减少，当 B1终止后，纵轴（B 0轴）上的分磁矩又将逐渐恢复，直至回复到 RF作用前的状态，这个过程就叫纵向弛豫，所需要的时间就是纵向弛豫时间。由于要使纵向磁矩恢复到与激发前完，全一样的时间很长，有时是一个无穷数。因此，我们人为地把纵向磁矩恢复到原来的 63%时，所需要的时间为一个单位T1时间，也叫 T1值。“T”就是 Time，T 1值一般以秒或毫秒为表示单位。T 1是反映组
7、织纵向磁矩恢复快或慢的物理指标，人体各种组织因组成成份不同而具有不同的 T1值。1.3.1.3横向弛豫横向弛豫是一个从最大值恢复至零状态的过程。在 RF作用下，纵向的磁矩发生了偏离，与中心轴有了夹角，横向上则出现了分磁矩（Mxy），当 B1终止后，横向（XY 平面）上的分磁矩（Mxy）又将逐渐减少，直至回复到 RF作用前的零状态，这个过程就叫横向弛豫。所需要的时间为横向弛豫时间。与 T1值一样的原因，我们将横向磁矩减少至最大时的 37%时所需要的时间为一个单位 T2时间，也叫 T2值。横向弛豫与纵向弛豫是同时发生的。1.3.2核磁共振信号MR信号是 MRI机中使用的接收线圈探测到的电磁波，它具
8、有一定的相位、频率和强度。根据这个信号的相位、频率和强度的特征，结合它出现的时间先后秩序，可以用来进行计算机空间定位处理和信号强度数字化计算及表达，在 MRI图像上反映出不同组织的亮暗特征。各种形态特征组织具有不同的信号特点，将共同组成一幅亮度对比良好、信噪比较高、空间分辨率适中的 MRI图像。MRI成像过程中，每个组织都将经过磁共振物理现象的全过程。组织经过 B1激发后，吸收能量，磁矩发生偏离 B0轴的改变，横向（XY平面）上出现了磁矩，处于高能态中。B 1终止后，横向上的磁矩将很快消失，恢复至激发前的零状态，其中 B1激发而吸收的能量将通过发射与激发 RF频率相同的电磁波来实现能量释放，这
9、个电磁波就是 MR信号的来源，也叫回波，是 MRI的基础。磁共振中的回波信号，实质上是射频信号，具有频率和强度的特点。磁共振成像设备中，接收信号用的线圈可以是同一线圈，也可以是方向相同的两个线圈。线圈平面与主磁场 B。平行，其工作频率需要尽量接近 Larmor频率，线圈发射 RF脉冲对组织进行激励，在停止发射 RF脉冲后进行接收，RF脉冲停止作用后组织出现弛豫过程，磁化矢量只受主磁场 B。的作用时，这部分质子的进动即自由进动因与主磁场方向一致，所以无法测量。而磁共振过程中受到射频激励而产生的横向磁化矢量垂直，并围绕主磁场 B。方向选进，按照电磁感应定律（即法拉第定律），横向磁化矢量 Mxy的变
10、化，能使位于被检体周围的接收线圈产生随时间变化的感应电流，其大小与横向磁化矢量成正比，这个感应电流经放大即为 MR信号。由于弛豫过程中 Mxy的幅度按指数方式不断衰减，决定了感应电流为随时间周期性不断衰减的振荡电流，因为它是自由进动感应产生的，所以称之为自由感应衰减（FID）。90RF脉冲后，由于受纵向弛豫时间 T 1和横向弛豫时间 T2的影响，磁共振信号以指数曲线形式衰减，因此它是一种自由衰减信号，其幅度随时间指数式衰减的速度就是横向弛豫速率（1/T 2）。 自由感应衰减（FID）信号描述的是信号瞬间幅度与时间的对应关系。实际上各质子群的FID过程并不相同，所叠加在一起的总信号也不会是一个简
11、单的指数衰减曲线。因此，有必要将振幅随时间变化的函数变成振幅随频率分布变化的函数。“傅立叶变换”就是将时间函数变换成频率函数的方法。FID 信号不仅提供幅值和频率，它还提供幅值和频率相关的相位的信息。一个自由感应衰减（FID）信号的产生，都是一个特定组织（受检组织）在磁共振成像过程中产生且特有的。不同组织在受到同一个脉冲激发后产生的回波各不相同，相同的组织在受到不同的脉冲激发后的回波特点也不一样，这是因为组织结构的不同导致的磁共振特性（主要指T1、T 2值）不同所致，而不同的脉冲序列就是要充分发掘和显示组织的内在特性不同而设计的。总的来说，组织在 MRI上的亮暗差别随回波信号不同而不同，FID
12、 信号的表现特点要受到组织本身的质子密度、T 1值、T 2值、运动状态、磁敏感性等因素影响，成像时采用的不同脉冲组合序列及其相关的 TR、TE 值、翻转角等都是为了显示组织特性的。1.4磁共振成像的空间定位1.4.1 MRI的数据采集方法1.4.1.1梯度磁场 利用梯度磁场（G）实现MRI的空间定位，共有三种梯度磁场：横轴位（Gz）、矢状位（Gx）和冠状位（Gy）。梯度磁场是在主磁场基础上外加的一种磁场，使成像时感兴趣人体段块受到的磁场强度出现微小的差别。根据磁共振的拉莫尔（Lamor）定律，人体组织在不同的磁场强度下，其共振频率就会不同，这就形成了根据梯度磁场的变化达到空间定位的理论和实际应
13、用基础。MRI的空间定位主要由梯度磁场来完成。在相对均匀的主磁场基础上施加梯度磁场，将使人体不同部位的氢质子处于不同的磁场强度下，因而具有不同的拉莫尔（Lamor）频率。用不同的RF激发，结果将选择性地激发对应的质子，不断变化的梯度磁场与对应变化的 RF发生放大器配合，将达到空间定位的目的。根据梯度磁场的变化来确定位置时，不需受检病人的移动，这是与 CT成像明显不同。梯度磁场性能是磁共振机性能的一个重要指标，它可提高图像分辨能力和信噪比，可做更薄层厚的磁共振成像，提高空间分辨率，减少部分容积效应。同时梯度磁场的梯度爬升速度越快，越有利于不同 RF频率的转换。1.4.1.2层面选择磁共振成像是多
14、切面的断层显像。要使某一段大块的人体组织分层面显示，就要进行层面定位，人为地分解组织器官成为许多具有一定层厚的断面。横轴位（Gz）、失状位（Gx）和冠状位（Gy）的梯度磁场可作为层面选择梯度场，根据要求做矢状面、冠状面还是横断面，只要通过电脑控制启动某一轴上的梯度场即可。如果采用第一层对应梯度强度和频率的 RF激发，RF 停止后出现的具有特定频率的回波信号，将被计算机认为是第一层面质子的信号，然后再采用第二层对应频率的 RF激发，如此重复，至最后一层，可以达到层面选择的目的，所以 MRI做任何断面都不需移动病人，只是启动不同的梯度场即可1.4.2 MRI断层平面信号的空间编码以上仅对不同层面进
15、行分辨，出现的回波信号仅仅为一个层面的总和。一个层面中有128256或 256256个像素，如何分辨？对一个层面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和频率两种编码方法来实现定位。层面分辨梯度是 Z轴方向的话，我们可以在 Y轴的上下方向上施加第二个梯度磁场，将上下空间位置的体素用不同相位状态来分辨，我们称这个梯度磁场为相位编码梯度磁场。一个 128256矩阵可用 128种不同相位来编码，这时成像时间就与相位编码数直接相关。这样，我们用梯度磁场使层面的 Z轴上和上下的 Y轴上均有不同。但是，此时某一次激发后的回波仍是左右方向上一排像素（128 或 256个）的总和，这一排如何分？这一排像
16、素要用频率编码的方法来区分，在一个 RF激发停止后，立即在这一排像素所在方向上再施加另一梯度磁场，称为频率编码梯度磁场。使这一排上不同像素的质子在弛豫过程中出现频率不同，计算机可以识别此频率的差异而确定不同质子的位置。频率编码与成像总时间没有直接关系，故频率编码上的矩阵点数一般都为 256。层面梯度、相位编码梯度和频率编码梯度的时间先后排列和协同工作，可以达到对某一成像体积中不同空间位置体素的空间定位。由以上可知，一次RF激发是对某一层面中的某一排（一般 256个）像素的同时激发，而且要间隔一个 TR时间后再进行该层面下一排像素的第二次激发，时间就与TR、层数、像素数有关。这个定位过程是一个反
17、复的过程，较 CT的定位更复杂。1.4.3 MR图像重建理论1.4.3.1 K空间填充技术一次 RF激发是相同相位编码位置上的一排像素的同时激发，这一排像素的不同空间位置是由频率编码梯度场的定位作用确定的。因此，相位和频率的相对应就可明确某一信号的空间位置。所以，在计算机中，按相位和频率两种坐标组成了另一种虚拟的空间位置排列矩阵，这个位置不是实际的空间位置，只是计算机根据相位和频率不同而给予的暂时识别定位，这就是“K 空间”。K空间实际上是 MR信号的定位空间。在 K空间中，相位编码是上下、左右对称的，从正值的最大逐渐变化到负值的最大，中心部位是相位处于中心点的零位置，而不同层面中的多次激发产
18、生的 MR信号被错位记录到不同的 K空间位置上。由于一排排像素的数量在同一序列中总是恒定的，使频率变化范围也恒定，某一排像素的频率编码起始频率低，则最末一个像素的终末频率也低。在 K空间上相位变化的对称性的前提下，导致处于 K空间频率坐标的中心位置的中等频率值的像素会最多，总的合计信号强度将最大。所以，K 空间中心位置确定了最多数量的像素的信号，在傅利叶转换过程中的作用最大，处于 K空间周边位置的像素的作用要小很多。在 K空间采集中，频率和相位编码的位置一一对应，虽然图像信号采集的矩阵为 128256或 256256，但 K空间在计算机中为一个规整的正方形矩阵。如前所述，处于 K空间中心区域的
19、各个数值对图像重建所起的作用要比周边区域的更大，所以，在非常强调成像时间的脑弥散成像、灌注成像及心脏 MRI成像时，为了节约时间，可以将周边区域的 K空间全部作零处理，不化时间去采集，节约一半的时间，可能导致小于 10%的图像信噪比损失。这种特殊的成像方法就叫 K空间零填充技术。K 空间分段采集技术一般应用于心脏快速 MRI成像，在 FLASH或 Turbo-FLASH等快速梯度成像时，一个序列常可在 1秒钟左右的时间内完成。但是，对心脏来说仍然太慢，一个心动周期不足一秒，运动伪影在所难免，且NEX只有一次时的图像质量不太理想。这时，可采用 K空间分段采集的方法，将 K空间分成 8或 16段，
20、采用心电图门控触发的方法，使一段 K空间的信号采集固定于心动周期的某一个时段内，达到心脏相对静止的效果。一个序列被分解在 8或 16次心跳中完成，总时间也在一次屏气时间允许之内，这样，既解决心脏跳动伪影问题。 1.4.3.2二维傅立叶图像重建法二维傅立叶变换法是 MRI特有且最常用的图像重建方法。K 空间排列的原始数据，整合了相位、频率和强度的信息，傅利叶转换技术就是可以将以上的 K空间信息逐行、逐点地解析和填补到真正的空间位置上去，形成很多幅反映信号强弱的 MRI图像。二维傅立叶变换可分为频率和相位两个部分，通过沿两个垂直方向的频率和相位编码，可得出该层面每个体素的信息。不同频率和相位结合的
21、每个体素在矩阵中有其独特的位置。计算每个体素的灰阶值就形成一幅 MR图像。第 2章 射频脉冲与脉冲序列 2.1 脉冲序列的基本概念2.1.1脉冲序列的概念MR图像的信号强度取决于射频脉冲的发射方式、梯度磁场的引入方式和 MR信号的读取方式等。为不同成像目的而设计的一系列射频脉冲、梯度脉冲和信号采集按一定时序排列称作脉冲序列。2.1.2脉冲序列的构成一般脉冲序列的一个周期中包括射频脉冲、梯度脉冲和 MR信号采集。射频脉冲包含用以激发氢质子的激发脉冲、使质子群相位重聚的复相脉冲以及反转恢复序列等；梯度脉冲包括层面选择梯度、相位编码梯度、频率编码梯度（也称读出编码），用以空间定位；形成的MR信号也称
22、为回波。完成一个层面的扫描和信号数据采集需要重复多个周期。2.1.3脉冲序列的基本参数在一个脉冲序列中有许多的变量，这些变量统称为序列成像参数。在成像中选用不同的成像参数可以得到不同类型的图像，这里我们介绍几个主要的序列成像参数。2.1.3.1重复时间（repetition time；TR） 重复时间是指脉冲序列的一个周期所需要的时间，也就是从第一个 RF激发脉冲出现到下一周期同一脉冲出现时所经历的时间间隔。在单次激发序列中，由于只有一个激发射频脉冲，TR 等于无穷大。TR 时间影响被 RF激发后质子的弛豫恢复情况，TR 长、恢复好。TR 延长，信噪比提高，可允许扫描的层数增多，T 2权重增加
23、，T 1权重减少，但检查时间延长；TR 时间缩短，检查时间缩短，T 1权重增加，信噪比降低，可允许扫描的层数减少，T 2权重减少。2.1.3.2回波时间（echo time；TE） 回波时间是指从激发脉冲与产生回波之间的间隔时间。在多回波序列中，激发 RF脉冲至第1个回波信号出现的时间称为 TE1，至第 2个回波信号的时间叫做 TE2，依次类推。在 MRI成像时，回波时间与信号强度成反相关，TE 延长，信噪比降低，但 T2权重增加。TE 缩短，信噪比增加，T 1权重增加，T 2对比减少。2.1.3.3有效回波时间(effective echo time；ETE) 有效回波时间是指与最终图像对比
24、最相关的回波时间。对于具有多个回波的快速成像序列，不同回波分别填充到 k空间的不同位置，每个回波的 TE值是不同的，填充到 k空间中央的回波决定图像的对比，其 TE值为 ETE。2.1.3.4反转时间（inversion time；TI）反转时间是指反转恢复类脉冲序列中，180反转脉冲与 90激励脉冲之间的时间间隔。2.1.3.5翻转角(flip angle) 在射频脉冲的激发下，质子磁化矢量方向将发生偏转，其偏离的角度称为翻转角或激发角度。翻转角的大小是由 RF能量所决定的。常用的翻转角有 90和 180两种，相应的射频脉冲分别被称为 90和 180 脉冲。在快速成像序列中，经常采用小角度激
25、励技术，其翻转角小于 90。 6.1.3.6信号激励次数(number of excitations；NEX) 信号激励次数又叫信号采集次数(number of acquisitions；NA)。它是指每一个相位编码步级采集信号的重复次数。NEX 增大，有利于增加图像信噪比和减少图像伪影，但是所需的扫描时间也相应延长。2.1.3.7回波链长度(echo train length；ETL) 回波链长度是指每个 TR时间内用不同的相位编码来采样的回波数。ETL 是快速成像序列的专用参数。对于传统序列，每个 TR中仅有一次相位编码，在快速序列中，每个 TR时间内可进行多次相位编码，使数据采集的速度成
26、倍提高。2.1.3.8回波间隔时间(echo spacing；ES) 回波间隔时间是指快速成像序列回波链中相邻两个回波之间的时间间隔。ES 长短影响TE时间的长短。2.1.3.9视野（FOV）视野由图像水平和垂直两个方向的距离确定的。最小 FOV是由梯度场强的峰值和梯度间期决定的。2.1.3.10图像采集矩阵 代表沿频率编码和相位编码方向采集的像素数目，图像采集矩阵=频率编码次数相位编码次数，例如频率编码次数为 256，相位编码次数为 192，则矩阵为 256192。2.1.3.11接收带宽 序列的接收带宽是指接收信号的频率范围，即读出梯度采样频率的范围。采用低频率编码梯度和延长读出间期可获得
27、窄的带宽。2.2自旋回波脉冲序列2.2.1自旋回波脉冲序列（SE）自旋回波序列简称 SE序列，是目前磁共振成像最基本的脉冲序列。SE 序列采用 90激发脉冲和 180复相脉冲进行成像。SE 序列的过程是先发射一个 90 RF脉冲，Z 轴上的纵向磁化矢量 M0被翻转到 XY平面上；在第一个 90脉冲后，间隔 TE/2时间后再发射一个180RF脉冲，可使 XY平面上的磁矩翻转180，产生重聚焦的作用，此后再经过 TE/2时间间隔就出现回波信号。从 90RF脉冲到接受回波信号的时间称回波时间，即 TE时间，两个 90RF脉冲之间的时间称重复时间，即TR时间。2.2.2 T1加权像T1加权图像主要反映
28、组织 T1值差异，简称为 T1WI。在 SE序列中，T1 加权成像时要选择较短的 TR和 TE值，一般 TR为 500ms左右，TE为 20ms左右，能获得较好的 T1加权图像。2.2.3 T2加权像主要反映组织 T2值不同的 MRI图像称为T2加权图像，简称为 T2WI。在 SE序列中，T 2加权成像时要选择长 TR和长 TE值，具体地说，TR为 2500ms左右，TE 为 100ms左右。2.2.4 质子密度加权像 N（H）加权像 质子密度反映单位组织中质子含量的多少。在 SE序列中，一般采用较长 TR和较短 TE时可获得质子密度加权图像，一般 TR为 2 500ms左右，TE 为 20m
29、s左右时，SE 序列成像可获得较好的质子密度加权图像。各种软组织的质子密度差别大多不如其 T1或 T2值相差大，所以目前许多情况下医生更重视 T1或 T2加权图像。在具体工作中，可采用双回波序列，第一个回波使用短 TE，形成质子密度加权图像，第二个回波使用长 TE，形成 T2加权图像。2.3反转恢复脉冲序列2.3.1反转恢复脉冲序列的理论基础反转恢复序列（IR）包括一个 180反转脉冲、一个 90激发脉冲与一个 180复相脉冲组成。第一个 180脉冲激发质子，使质子群的纵向磁化矢量 M0由 Z轴翻转至负 Z轴。当 RF停止后磁化矢量将逐渐恢复，之后，使用一个 90脉冲对纵向磁矩进行 90翻转，
30、180脉冲与此90脉冲之间的时间间隔为反转时间 TI。90脉冲后就和 SE序列一样在 TE/2时间再使用一个180脉冲实现横向磁矩再聚焦和信号读出。IR序列的成像参数包括 TI、TE、TR。TI 是IR序列图像对比的主要决定因素，尤其是 T1对比的决定因素。TI 的作用类似于 SE序列中的TR，而 IR序列的 TR对 T1加权程度的作用相对要小，但 TR必须足够长，才能容许在下一个脉冲序列重复之前，使 Mz的主要部分得以恢复。由于 IR序列对分辨组织的 T1值极为敏感，所以传统 IR序列一直采用长 TR和短 TE来产生T1WI。TE 是产生 T2加权的主要决定因素，近年来在 IR SE序列中应
31、用长 TE值也能获得 T2WI。尽管如此，IR 序列主要还是用于产生 T1WI和PDWI。IR 序列典型的参数为TI200800ms，TR5002500ms，TE2050ms。选 TI值接近于两种组织的 T1值，并尽量缩短TE，可获得最大的 T1WI。通常 TR等于 TI的 3倍左右时 SNR好。IR 序列可形成重 T1WI，可在成像过程中完全除去 T2的作用，可精细地显示解剖结构，如脑的灰白质，因而在检测灰白质疾病方面有很大的优势。目前 IR序列除用于重T1WI外，主要用于两种特殊的 MR成像，即脂肪抑制和水抑制序列。2.3.2短 TI反转恢复脉冲序列（STIR）IR序列中，每一种组织处于特
32、定的 TI时（称为转折点），该种组织的信号为零。组织的转折点所处的 TI值依赖于该组织的 T1值，组织的 T1越长，该 TI值就越大，即 TI的选择要满足在 90脉冲发射时，该组织在负 Z轴的磁化矢量恰好恢复到值，因此也没有横向磁化矢量，图像中该组织的信号完全被抑制。脂肪组织的 T1值非常短，IR 序列一般采用短的 TI（300ms）值抑制脂肪的信号，该序列称为 STIR序列。STIR 脉冲序列是短 TI的 IR脉冲序列类型，主要用途为抑制脂肪信号，可用于抑制骨髓、眶窝、腹部等部位的脂肪信号，更好地显示被脂肪信号遮蔽的病变，同时可以鉴别脂肪与非脂肪结构。另外，由于脂肪不产生信号，STIR 序列
33、也会降低运动伪影。STIR序列的 TI值约等于脂肪组织 T1值的 69%，由于不同场强下，组织 T1值不同，因此不同场强的设备要选用不同的 TI抑制脂肪，例如，1.5T场强设备中 TI设置在 150170ms。2.3.3液体衰减反转恢复脉冲序列（FLAIR）另一种以 IR序列为基础发展的脉冲序列称为液体抑制（也有称流动衰减）反转恢复（fluid-attenuated inversion-recovery，FLAIR）序列，该序列采用长 TI和长 TE，产生液体（如脑脊液）信号为零的 T 2WI，是一种水抑制的成像方法。选择较长的TI时间，可使 T1较长的游离水达到选择性抑制的作用。这时，脑脊液
34、呈低信号，但脑组织中水肿的组织或肿瘤组织仍像 T2加权一样呈高信号，在 1.5T场强设备中 FLAIR序列的 TI大约为 2000ms。一旦脑脊液信号为零，异常组织、特别是含水组织周围的病变信号在图像中就会变得很突出，因而提高了病变的识别能力。另外，由于普通 SE序列 T 2WI中，延长 TE会造成因脑脊液搏动引起的伪影和部分容积效应增加。所以，设置的 TE不能太长。而在 FLAIR序列中，由于脑脊液信号为零，TE 可以较长，因而可获得更重的T2WI。目前 FLAIR序列常用于脑的多发性硬化、脑梗死、脑肿瘤等疾病的鉴别诊断，尤其是当这些病变与富含脑脊液的结构邻近时。 2.4梯度回波脉冲序列2.
35、4.1梯度回波脉冲序列的基础理论梯度回波（GRE）序列也称为场回波序列（FE）。GRE 序列是目前 MR快速扫描序列中最为成熟的方法，不仅可缩短扫描时间，而且图像的空间分辨力和 SNR均无明显下降。GRE序列与 SE序列主要有两点区别，一是使用小于 90（ 角度）的射频脉冲激发，并采用较短的 TR时间；另一个区别是使用反转梯度取代 180复相脉冲。在 GRE序列时就不用 1800脉冲来重聚焦，而是用一个反方向梯度来重新使快速衰减的横向磁矩再现，获得一个回波信号，进行成像。由于梯度回波序列使用反向梯度来获得回波，这个回波的强度是按 T2*衰减的，相对于使用180脉冲的 SE序列的 T2加权像，G
36、RE 序列获得的图像是 T2*加权像。GRE序列产生的图像对比要比 SE序列复杂得多，可产生其它序列难以获得的对临床有用的信息。GRE 序列图像的对比不仅取决于组织的T1、T 2，还与 B0的不均匀性有关。但是，主要依赖于激发脉冲的翻转角 、TR 和 TE三个因素，另外还与磁敏感性和流动有关。小角度激发有以下优点：（1）脉冲的能量较小，SAR 值降低；（2）产生宏观横向磁化失量的效率较高，与 90脉冲相比，30脉冲的能量仅为 90脉冲的 1/3左右，但产生的宏观横向磁化失量达到 90脉冲的 1/2左右；（3）小角度激发后，组织可以残留较大的纵向磁化失量，纵向弛豫所需要的时间明显缩短，因而可选用
37、较短的 TR，从而明显的缩短采集时间；（4）MR图像信号强度的大小与 Mz翻转到 xy平面的Mxy的大小成正相关，而 Mxy的大小是由激发脉冲发射时 Mz的大小及其激发后翻转的角度两个因素决定的。尽管 GRE序列因使用小于 90的激发脉冲，对于同样的 Mz，其投影到 xy平面的矢量比例要小于 90激发脉冲序列。但是，小角度脉冲的 Mz变化较小，脉冲发射前的 Mz接近于完全恢复，能形成较大的稳态 Mz，故 GRE序列可产生较强的 MR信号，尽管成像时间缩短，但是图像具有较高的信噪比（SNR）。2.4.2稳态梯度回波脉冲序列（FISP）GRE由于是短 TR成像，因此回波采集后，产生一个残留的横向磁
38、化矢量。成像序列中，在层面选择方向、相位编码方向及频率编码方向都施加了编码梯度场，这些梯度场同样会造成质子失相位。如果在这些空间编码梯度施加后，在这三个方向上各施加一个与相应的空间编码梯度场大小相同方向相反的梯度场，那么空间编码梯度场造成的失相位将被剔除，也即发生相位重聚。这样残留的横向磁化矢量将得到最大程度的保留，并对下一个回波信号作出反应。在 GRE小翻转角和短 TR成像时，纵向磁矩在数次脉冲后出现稳定值，即稳态，导致组织T1值对图像的影响很小。如果 TE也很短，远短于 T2*值，那么此时横向磁矩也会在数个脉冲后趋向一个稳定值，此时组织 T2*值对图像的影响也很小了，而真正对图像产生影响的
39、是组织的质子密度，这种特殊的稳定状态下的梯度回波成像就被称为稳态梯度回波序列（Fast Imaging with Steady-state Precession， FISP 或Gradient Recalled Acquisition in the Steady State， GRASS）。FISP 获得的图像为质子密度加权图像，血液呈很高信号，由于TR较短，TE 也很短，速度很快，很适合心脏电影动态磁共振成像或 MRA等。2.4.3扰相位梯度回波脉冲序列（FLASH）当 GRE序列的 TR明显大于组织的 T2值时，下一次 脉冲激发前，组织的横向弛豫已经完成，即横向磁化失量几乎衰减到零，这样前
40、一次 脉冲激发产生的横向磁化失量将不会影响后一次 脉冲激发所产生的信号。如果成像序列使用的 TR短于组织的 T2，当施加下一个 RF激发脉冲时，前一次 脉冲激发产生的横向磁化失量没有完全衰减，由于这种残留的横向磁化失量将对下一次脉冲产生横向磁化失量产生影响，这种影响主要以带状伪影的方式出现，且组织的 T2值越大、TR 越短、激发角度越大，带状伪影越明显。为了消除这种伪影，必需在下一次 脉冲前去除这种残留的横向磁化矢量。采用的方法是，在前一次 脉冲激发的 MR信号产集后，在下一次 脉冲来临前施加扰相位（spoiled）梯度场或干扰射频脉冲。扰相位梯度场对质子的相位进行干扰，使其失相位加快，从而消
41、除这种残留的横向磁化矢量。干扰的方法主要是施加扰相位梯度场，可以只施加层面选择方向或三个方向都施加扰相梯度，造成人为的磁场不均匀，加快了质子失相位，从而消除这种的横向磁化失量。这一脉冲序列称之为扰相位梯度回波脉冲序列（fast low angled shot，FLASH）。 GRE T1WI序列一般选用较大的激发角度，如 50到 80，这时常需要采用相对较长的TR（如 100200ms）。而当 TR缩短到数十毫秒甚至数毫秒时，激发角度则可调整到 1045。常规 GRE和扰相 GRE T1WI在临床上应用非常广泛，实际应用中，应该根据需要通过TR和激发角度的调整选择适当的 T1权重。GRE T2
42、WI 序列一般激发角度为 1030，TR 常为 200500ms。由于 GRE序列反映的是组织的 T2弛豫信息，组织的 T2弛豫明显快于 T2弛豫，因此为了得到适当的T2权重，TE 相对较短，一般为 1540ms。2.4.4快速梯度回波脉冲序列（Turbo-FLASH）Turbo-FLASH序列是在 FLASH序列的基础上发展和改进而产生的。上述 FLASH序列中，TR和 TE值都很小，为提高梯度回波信号又要选用小角度的翻转角，这时形成的图像是质子密度加权像。为了实现 T1或 T2加权，除了以上 FLASH序列外，还可在短 TR短 TE的快速 GRE序列前加用一个脉冲，可称为快速梯度序列的磁矩
43、预准备成像（Magnetization Prepared Rapid Acquisition）。在这个预准备脉冲之后，通过控制后续的梯度脉冲出现的间隔时间（TI），既可选择性抑制某一种组织信号，从而实现心脏快速成像时的亮血或黑血成像技术，又可选择性形成 T1或 T2加权成像。Turbo-FLASH 结合 K空间分段采集技术是心脏快速 MRI和冠状动脉成像的主要方法。2.4.5磁化准备快速梯度回波脉冲序列在扰相梯度回波序列中，为提高图像对比和信噪比，常在脉冲序列开始之前施加磁化准备脉冲，例如 GE公司的 IR-PREP、西门子公司的 MP-RAGE、飞利浦公司的 TFE序列。不同的磁化准备快速梯
44、度回波脉冲序列可以有不同的磁化准备脉冲，由此会生成不同的图像对比。常用的磁化准备脉冲有 180反转脉冲，形成 T1WI；90脉冲，形成 T1WI；90-180-负 90的组合脉冲，形成 T2WI。磁化准备快速梯度回波脉冲序列主要用于颅脑高分辨三维成像、心肌灌注、心脏冠脉成像、腹部成像等。2.5快速自旋回波脉冲序列（FSE）2.5.1 RARE技术的概念RARE技术即快速采集弛豫增强(rapid acquisition relaxation enhanced,RARE)是1986年由德国科学家 J.Hennig等提出的，即利用 SE多回波技术和革新的 K空间填充方法实现快速 MR扫描，减少扫描时
45、间，是快速自旋回波序列的基础。具体方法是在一个 90脉冲激发后，利用多个聚焦 180脉冲形成多个自旋回波，在一个 TR周期中可以填充 K空间的多条相位编码线，因此整个序列所需的 TR周期重复次数将减少，故减少扫描时间。2.5.2快速自旋回波脉冲序列 快速自旋回波简称为 FSE（Fast Spin Echo）或 Turbo SE（TSE）。在普通 SE序列中，在一个 TR周期内首先发射一个 90RF脉冲，然后发射一个 180RF脉冲，形成一个自旋回波。FSE序列中，在第一个 90脉冲激发后，相继给予多个 180脉冲，例如 8或 16个连续脉冲，出现 8或 16个连续回波，称为回波链（echo t
46、rain length，ETL）。回波链可一次获得 8或16种相位 K空间的回波信号值，使一次 TR时间内完成 8或 16个相位编码上的激发和信号采集。等于将相位编码数减少了 8或 16倍。虽然一次激发后采集 8或 16个相位 K空间，时间是缩短了。但是，一次激发中后面数次回波的时间距 90脉冲较远些，信号必然要低，与前面回波的 T2加权权重是不一样的。因此，必然在 MRI图像上导致与常规 SE序列 T2加权的不同。在计算机软件和 MRI硬件的性能改善，特别是 180脉冲性能改进和梯度动量缓冲技（Gradient Moment Nulling Technique）的应用，使 FSE的 T2加权
47、图像已经能完全满足临床诊断需要。FSE序列与多回波序列一样，也是在一个TR周期内首先发射一个 90RF脉冲，然后相继发射多个 180RF脉冲，形成多个自旋回波。但是，二者有着本质的区别。在多回波 SE序列中，每个 TR周期获得一个特定的相位编码数据，即每个 TR中相位梯度以同一强度扫描，采集的数据只填充 K-空间的一行，每个回波参与产生一幅图像，最终可获得多幅不同加权的图像。而 FSE序列中，每个 TR时间内获得多个彼此独立的不同的相位编码数据，即形成每个回波所要求的相位梯度大小不同，采集的数据可填充 K-空间的几行，最终一组回波结合形成一幅图像。由于一个 TR周期获得多个相位编码数据，可以使
48、用较少的 TR周期形成一幅图像，从而缩短了扫描时间。 FSE序列的扫描时间，由下式决定： （公式 2-1）公式 2-1中 TR为回波时间；Ny 为相位编码数；ETL 为回波链（在一次 TR周期内的回波次数称为回波链）。公式 2-1中的分子与SE序列的扫描时间相同，与普通 SE序列相比，FSE序列的扫描时间降低了 ETL倍。增加回波链能够显著地减少扫描时间，不过回波链过长，会使模糊伪影（bluring artifact）变得明显，典型的 ETL为 4 32个。FSE序列不仅采集速度快，而且与 SE序列相比，减少了运动伪影和磁敏感性伪影。另外，FSE序列能提供比较典型的 PDWI和重T2WI，FS
49、E 与普通 SE序列在图像对比和病变检测能力方面很大程度上是相当的，在很多部位的 MR成像中，FSE 序列可取代普通 SE序列。这些在同样是快速成像的梯度回波序列中是难以做到的。FSE序列影像的主要缺点是， T2WI的脂肪信号高于普通 SE序列的 T2WI，同时，提高了因使用多个 180脉冲而引起的对人体射频能量的累积。2.5.3半傅里叶采集单次激发快速自旋回波序列半傅里叶采集单次激发快速自旋回波（HASTE）序列是一个单次激发快速成像序列，并结合半傅里叶采集技术，使一幅 256256矩阵的图像数据在 1秒内便可采集完毕。半傅里叶采集方式不是采集所有的相位编码行，而是仅采集正相位编码行、零编码以及少数几个负相位编码行的数据，然后利用-空间的数学对称原理对正相位编码数据进行复制，最终由采集数据以及复制的数据重建成一幅完整图像。因为仅采集一半多一点的数据，所以扫描时间降低了近一半。单次激发序列是指在一次 90激发脉冲后使用一连串（如 128个）180复相脉冲，采集一连串的回波信号，快速形成图像。HASTE序列主要用于生成 T2WI，因
