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高频考点第十章第六节 MR成像原理

2023-3-19 11:26| 发布者: admin| 查看: 149| 评论: 56

摘要: 一、磁共振成像的物理学基础1.磁场对人体的磁化作用(1)原子核的结构：任何物质都是由分子组成的，分子是由原子组成的。人体内最多的分子是水，水约占人体重量的65%，氢原子是人体中含量最多的原子。原子又由原子核和 ...

一、磁共振成像的物理学基础

1.磁场对人体的磁化作用

(1)原子核的结构：任何物质都是由分子组成的，分子是由原子组成的。人体内最多的分子是水，水约占人体重量的65%，氢原子是人体中含量最多的原子。

原子又由原子核和绕核运动的电子组成。原子核位于原子的中心，由带有正电荷的质子和不显电性的中子组成。质子数量通常与原子核外的电子数相等，以保持原子的电中性。原子核中的质子数和中子数可有不同，质子和中子决定原子的质量，原子核主要决定该原子的物理特性。电子在原子核外快速运动，有轨道运动和自旋运动。电子有质量和电荷，其轨道运动产生轨道角动量和轨道磁矩，自旋运动产生自旋角动量和自旋磁矩。

(2)原子核的自旋特性：原子核不是固定不变的，而是不停地绕其自身轴进行旋转，原子核中的质子类似地球一样围绕着一个轴做自旋运动，正电荷附着于质子，并与质子一起以一定的频率旋转，称为“自旋”。由于质子带有正电荷，随之旋转的电荷则产生电流，即质子的转动就相当于一个环形电流。根据法拉第电磁原理，通电的环形线圈周围都有磁场存在，因此质子自身具有磁性，在其周围产生微小磁场，并具有磁矩。质子磁矩是矢量，具有方向和大小。对于环形电流，其电流与环形电流形成的面积的乘积就称为环形电流的磁矩，用μ表示。总之质子的自旋是产生磁共振现象的基础。

因为具有磁矩的原子核有一定的质量和大小，所以原子核还具有自旋角动量，用P表示：P＝h[I（I＋1）]/2，式中h为普朗克常数，I为核自旋量子数。

I代表原子核的固有特性，当原子核内的质子数和中子数都是偶数时，自旋量子数I＝0，即成对质子、中子的自旋互相抵消，原子核的总自旋为零；当原子核内的质子数和中子数都是奇数，而两者的和为偶数时，自旋量子数I取整数值；当原子核内的质子数和中子数的和为奇数时，自旋量子数I取半整数。

因此只有具备奇数质子和奇数中子的原子核以及质子数和中子数的和为奇数的原子核，其总自旋不为零，才能产生磁共振现象。

在生物组织中，氢原子（1H）是人体中含量最多的原子，1H占原子总数量的2/3，而且1H核为磁化最高的原子核，所以目前生物组织的磁共振成像主要是1H成像。氢原子核内只有一个质子，不含有中子，所以氢原子核也称为氢质子。

角动量是磁性强度的反应，角动量大，磁性就强。一个质子的角动量约为1.41×10-26Tesla，磁共振就是要利用这个角动量的物理特性来进行激发、信号采集和成像的。

2.原子核在再加磁场中的自旋变化

在没有磁场的情况下，自旋中的磁距的方向是杂乱无章的。

(1)质子自旋和角动量方向根据电磁原理，质子自旋产生的角动量的空间方向总是与自旋的平面垂直。当人体处于强大的外加磁场（B0）中时，体内的质子将发生显著的磁特性改变。角动量方向将受到外加磁场（也称主磁场）的影响，趋向于与外加主磁场平行的方向，与外加磁场同方向时处于低能级状态，而与外加磁场方向相反时处于高能态之极，极易改变方向。经过一定的时间后，终将达到相对稳定的状态，约一半多一点的质子的角动量与主磁场方向一致，约一半少一点的质子的角动量与主磁场方向相反，方向一致与方向相反的质子的角动量总和之差就出现了角动量总的净值。这个净值是一个所有质子总的概念，不是指单个质子的角动量方向。因此，我们把它称为磁矩，它的方向总是与外加磁场（B0）的方向一致的。

(2)磁矩和进动：①磁矩是一个总和的概念。磁矩方向与外加磁场方向一致，并不代表所有质子的角动量方向与B0一致，实际上约一半的质子的角动量方向与B0方向相反的。②磁矩是一个动态形成过程，人体置于磁场中后，需要一定的时间才能达到一个动态平衡状态。磁矩在磁场中是随质子进动的不同而变化，而且进动是具有特定频率，此称进动频率。

在磁矩的作用下，原子核自身旋转的同时又以B0为轴做旋转运动，此称进动。它是一种围绕某一个轴心的圆周运动，这个轴心就是B0的方向轴。由于磁矩是有空间方向性的，它绕着B0轴而转。因此，磁距方向与B0轴的夹角决定了旋转的圆周大小。譬如陀螺自身在旋转时，它会出现自身旋转轴与地面垂直线有夹角的情况，这时陀螺本身的位置将围绕某一点作圆周运动，它的轨迹将是一个圆周。当人体置于强磁场中一定时间达到相对平衡后，质子总的磁矩围绕B0旋转的角度也相对恒定，B0方向上的分值可由三角原理来确定，这个B0方向上的值随着磁矩与B0的夹角变化而变化。

进动是在B0存在时出现的，所以进动与B0密切相关。外加磁场的大小决定着磁距与B0轴的角度，磁场越强大，角度越小，B0方向上的磁矩值就会越大，因此可用来进行磁共振的信号会越强，图像结果会更好。外加主磁场的大小也决定了进动的频率，B0越强大，进动频率越高，与B0强度相对应的进动频率也叫Larmor（拉莫）频率，原子在1.0Tesla的磁场中的进动频率称为该原子的旋磁比（γ），为一常数值。氢原子的旋磁比为42.58MHz。B0等于0.5Tesla时，质于进动频率为21.29MHz。B0等于1.5Tesla时，质子进动频率为63.87MHz。

Larmor方程表示：ω＝γ▪B0

其中原子核的进动频率与主磁场B0成正比。

(二)磁共振现象

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Larmor频率作旋进运动的，进动频率是由磁场强度决定的。所以振动是磁场中磁矩矢量的旋转运动，单摆的运动是重力场中物体的运动，原理是相通的。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（B1）的重复作用时，当B1的频率与Larmor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场(B0)的条件下，收到另外一外加磁场(B1)的作用而发生的共振现象，这就是磁共振物理现象。

(三)驰豫

1.驰豫原子核在外加的RF（B1）作用下产生共振后，吸收了能量，磁矩旋进的角度变大，偏离B0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，就像被拉紧的弹簧“放松”了。原子核的磁矩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，到恢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，磁矩的整个恢复过程是较复杂的。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。

2.纵向驰豫纵向弛豫是一个从零状态恢复到最大值的过程。磁距是有空间方向性的，当人体进入B0环境中以后，数秒或数十秒后将形成一个与B0方向一致的净磁矩，我们称其为M0，B0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（B1）作用下，B0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（B0轴）上的分磁矩又将逐渐恢复，直至恢复到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。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。T1值一般以秒或毫秒为表示单位。T1是反映组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分不同而具有不同的T1值。

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，直至恢复到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。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。

(四)MR信号的形成

MR信号是MRI机中使用的接收线圈探测到的电磁波，它具有一定的相位、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次序，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。B1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B0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B0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B0方向旋进，按照电磁感应定律（即法拉第定律），横向磁化矢量Mxy的变化，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）。90°RF脉冲后，由于受纵向弛豫时间T1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，其辐度随时间指数式衰减的速度就是横向弛豫速率（1/T2）。

自由感应衰减（FID）信号描述的是信号瞬间辐度与时间的对应关系。“傅里叶变换”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、T2值）不同所致。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。组织在MRI上的亮暗差别随回波信号不同而不同，FID信号的表现特点要受到组织本身的质子密度、T1值、T2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。

二、MR图像重建原理

(一)梯度及梯度磁场

利用梯度磁场实现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组织受到的磁场强度出现微小的差别。根据磁共振的拉莫尔（Larmor）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，因而具有不同的拉莫尔（Larmor）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。

(二)层面选择

磁共振成像是多切面的断层成像。横轴位(Gz)矢状位(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其中某一轴上的梯度磁场即可。所以说MR做任何断面都不需要移动病人，只是启动不同的梯度磁场即可。

(三)空间编码

以上针对不同层面进行分辨，出现的回波信号仅仅为一个层面的总和。一个层面中有168×256或256×656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，我们称这个梯度场为相位编码梯度场。一个168×656矩阵还可用168种不同的相位来编码。这时成像时间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RF激发后的回波仍在左右方向上一排像素(128或256个)个的总和，这一排如何分？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的方向上在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持续过程中出现频率的不同，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。扫描时间与TR、层数、像素数有关。

(四)K空间与图像重建方法

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生的MR信号被错位记录到不同的K空间位置上。

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的像素会最多，总的合计信号强度将最大。K空间中心位置确定了最多数量的像素的信号，在傅里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128×256或256×256，但K空间在计算机中为一个规整的正方形矩阵。综上所述，处于K空间中心区域的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，不花时间去采集，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秒左右的时间内完成。对心脏可采用K空间分段采集的方法，将K空间分成8段或16段，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次或16次心跳中完成，总时间也在一次屏气时间允许之内，这样解决了心脏跳动伪影问题。

2.二维傅立叶图像重建法二维傅里叶变换法是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，傅里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。二维傅里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。

三、磁共振成像的脉冲序列

磁共振成像的实质就是一个通过脉冲序列获得所需的回波信号并将其重建为图像的过程。

在实际应用中，可以调整的成像参数包括射频脉冲、梯度场及信号采集时间等。射频脉冲的调整主要包括带宽（频率范围）、幅度（强度）、何时施加及持续时间等。梯度场的调整主要包括梯度场施加方向、梯度场场强、何时施加及持续时间等。我们把射频脉冲、梯度场和信号采集时间等相关参数的设置及其在时序上的排列称为MRI的脉冲序列。

(一)脉冲序列的表达和构成

任何脉冲序列都是射频脉冲，梯度磁场、信号采集的有序组合。射频脉冲（RF）是指具有一定宽度、一定幅度的电磁波，它是磁共振信号的激励源，因此在任何序列中，必须至少具备一个射频脉冲。射频脉冲的能量以射频的形式被自旋核系统吸收，然后同样以射频的形式被释放。在此能量的转换过程中遵循频率一致的原则，也就是说射频脉冲的频率必须与Larmor频率一致。射频脉冲的带宽是对脉冲频率大小的描述，单位是赫兹或千赫兹。激励角或翻转角（FA），一般用角度或者弧度表示，它代表纵向磁化失量接收射频能量后向横向平面（XY平面）翻转的角度。梯度磁场主要在层面的选择频率面膜以及相位编码等过程中起关键作用，而信号采集是脉冲序列的最终目的。

脉冲序列的表达方式主要有两种，分别是时序图和流程表达式。时序图是最直观、最常用的脉冲序列表达方式。在时序图中采用不同的波形符号来分别描述射频脉冲、梯度磁场和信号采集，以及它们之间的时间对应关系。流程表达式则是用公式的形式来表示射频激励脉冲、梯度磁场、信号和各种延迟时间的先后顺序。

(二)脉冲序列的分类

1.按检测信号分类由于外加磁场的不均匀性和质子间的自旋-自旋作用，质子进动过程不断失相，造成信号在X、Y平面内的不断衰减。接收线圈在该过程获得的是一个随时间震荡衰减的信号，称为自由感应衰减(FID)信号。FID信号的衰减速度很快，一般在20毫秒内即衰减至零,因此在实际临床应用的大多数序列，接受线圈采集的并不是FID的信号，而是回波信号。回波信号是指在质子群完全失相之前通过不同的技术使其重聚相，然后采集的信号。质子失相后的相位重聚可以通过施加射频脉冲来实现，也可以通过梯度场的切换来实现。相应地，射频方法采集的回波信号称为自旋回波，梯度场切换方法采集的回波称为梯度回波。

由此可见，可供磁共振系统使用的信号共有三种形式，即FID、自旋回波和梯度回波。可将脉冲序列分为三大类：直接测定FID信号的序列，测定自旋回波的序列（自旋回波序列）和测定梯度回波的序列（梯度回波序列）。

2.按用途分类按用途可将磁共振脉冲序列分为通用序列和专用序列两大类。通用序列是指用于人体各组织常规显像的序列，如自旋回波序列，快速自旋回波等等。专用序列往往针对组织器官某项特定功能或组织特性，成像结果具有差别于常规序列的特点，如电影成像序列、血管成像序列、弥散成像序列、磁敏感成像序列以及脑功能成像序列等等。

3.按扫描速度分类根据脉冲序列的成像速度又可分为快速成像序列和普通序列两大类。

(三)脉冲序列的基本参数

1.重复时间(TR)指脉冲序列执行一次所需要的时间，在自旋回波及快速自旋回序列中TR即指相邻两个90°脉冲中点的时间间隔。TR越长，氢质子就有更长时间进行纵向弛豫，组织纵向磁化量的恢复程度就越大。因此TR主要决定图像的T1对比，TR越大，T1权重越小，反之TR越小，T1权重越大。对于图像的信噪比而言，TR越大图像信噪比越高，但扫描时间更长。

2.回波时间(TE)指产生宏观横向磁化矢量的脉冲中点到回波中点的时间间隔。自旋回波序列中TE指90°脉冲中点到自旋回波中点的时间间隔。对于采集一个回波信号的脉冲序列而言，其TE时间是固定的.TE主要决定了图像的T2对比，TE时间越短质子横向驰豫越小，所获得的图像T2权重就越小，但图像的信噪比越高，反之TE越长，T2的权重越大，但信噪比下降。在包括自旋回波和梯度回波的序列中，TR和TE共同决定了图像的心脏比和对比度。

3.反转时间(TI)一般把180反转预脉冲中点到90脉冲中点的时间间隔称为TI。两个180度脉冲之间的时间间隔TR，90度脉冲测180度脉冲之间的时间为TE.当反转恢复序列以抑制某种信号为应用目的时，序列的TI时间根据不同组织的T1值进行选择，例如对脂肪信号实施抑制时选择短TI时间(1.5T场强为160毫安)进行扫描；对自由水抑制时则选择长TI时间(1.5T场强为2200毫秒)进行扫描。而当成像目的主要是为了增加脑灰质和白质等组织的T1对比时，则选择中等强度的TI值。

4.矩阵( matrix) 矩阵可分为采集矩阵和显示矩阵。对于二维图像而言，采集矩阵是指MR图像层面内行和列的数目，也就是频率编码和相位编码的数目。频率编码方向上的大小并不直接影响图像采集时间，而相位编码方向的编码步数直接影响图像的采集时间。相位编码的步数越多，图像采集时间越长。采集矩阵与成像体素是一一对应的。在其他成像参数不变的情况下，采集矩阵越大，成像体素越小，图像的空间分辨率越高，但是信噪比下降。图像的显示矩阵则指图像具体呈现时的矩阵大小。

5.视野(FOV)是指MR成像的实际范围，即成像区域在频率编码方向和相位编码方向的实际尺寸。视野是个面积概念，大多数情况下为正方形。在矩阵不变的情况下，视野越大，成像体素就越大，图像层面里的空间分辨率就越低，但图像的信噪比越高。

有效回波时间(TE)把产生宏观横向磁化矢量的脉冲中点到填充K空间中央的那个回波中点的时间间隔称为有效TE。

6.层厚( slice thickness)磁共振层厚就是被激发层面的厚度。在二维成像中，层面越薄，图像在层面选择方向的空间分辨率越高，但由于体素体积变小，图像的心噪比降低。由层面选择梯度场强和射频脉冲带宽来决定。在射频带宽一定的情况下，梯度场强度越大越薄，在梯度强度一定的情况下，射频带宽越小，层厚越薄。

7.层间距( slice gap) 层间距又叫层距，是指相邻两个层面间的距离。MR的层面成像是通过选择射频脉冲来实现的。

8.翻转角(flip angle)又称射频激励角，是指在射频脉冲的作用下，组织的宏观磁化矢量将偏离平衡状态(Bo方向)，其偏离的角度称为脉冲激发角度或称偏转角度。翻转角的大小，是由激励射频强度和作用时间共同决定。射频强度越大，作用时间越长，则造成磁化矢量的翻转越来越大。

9.激励次数(NEX)也称信号平均次数(NSA)或信号采集次数(NA)，是指脉冲序列中每一个相位编码步级的重复次数。NEX增加有利于增加图像的信噪比，但也同时增加了信号采集时间，激励次数增加一倍，图像的心脏比原来的｢2倍，但扫描时间增加一倍。

10.回波链长度(ETL)指一次射频脉冲激发后所产生和采集的回波数目。回波链能成比例减少TR的重复次数。

11.有效回波时间(TEeff)

12.回波间隙(ES)指回波链中相邻两个回波中点间的时间间隔。

四、图像的对比度与加权

(一)T1值与T1值的对比度

纵向弛豫时间T1是组织的固有属性之一。在相同场强的磁场环境下，不同的组织具有不同的T1；同一组织在不同磁场的磁场中亦表现出不同的T1；更为重要的是，同一组织生理状态下的T1和病理状态下的T1同样表现不同。

组织的T1值越短，磁化矢量M的纵向分量Mz（常称为纵向磁化）弛豫速度就越快，也就是说，在下一次射频激发时该组织的纵向磁化的恢复程度越高。如果组织的T1值很长，则需要更长的时间其纵向磁化才能恢复。因此，短T1的组织在T1加权的序列中表现为高信号，而长T1组织表现为低信号。

(二)T2值与T2值的对比度

和T1时间一样，组织的横向弛豫时间T2也是组织的本征特性之一。在相同场强的磁场环境下，不同的组织具有不同的T2，但T2的场强依赖性不如T1。同样重要的是，同一组织生理状态下的T2和病理状态下的T2表现不同。

(三)质子密度值与质子密度值图像对比度

体素内的氢质子密度决定了弛豫过程中纵向磁化的最大值M0，质子密度大，M0值就大。

如果说图像产生的对比度反映了不同组织间的氢质子密度差，那么该对比度称为质子密度对比度，相应地，突出质子密度分布的图像称为质子密度加权像。

对某一成像组织来说，TR＝3T1是保证产生质子密度对比度图像的前提。

(四)图像加权

一幅磁共振图像通常会受到组织T1、T2、弥散、血流、化学位移等因素的综合影响。通过调节TR、TE、TI或翻转角等脉冲序列参数，就可以突出上述影响因素中的某一项，并以该项因素为主产生图像的对比度，这样获取的图像称为加权像（WI）。在目前的临床应用中，常见的加权图像有T1加权像、T2加权像、质子密度加权像以及弥散加权像等等。

1.T1加权像（T1WI）是指图像的对比度主要来自组织间的T1差异。自旋回波或者快速自旋回波序列中采用短TR（≤650毫秒）和短TE（≤20毫秒）就可得到T1加权像。采用短TR进行扫描时，脂肪等短T1组织可以充分弛豫表现为高信号，而脑脊液等长T1组织在给定TR时间内的不能充分恢复而表现为低信号，两者在图像上表现出显著的T1对比；同时短TE的应用又使采集的信号更少受到组织间T2值的影响。在反转恢复序列中，T1的对比主要受到TI的影响，而梯度回波序列中翻转角是TR和TE以外另一个影响图像对比度的重要参数。

2.T2加权像（T2WI）如果图像的对比差异主要反映了组织间的T2值差异，则此类图像就是T2加权像（T2WI）。T2加权像一般通过快速自旋回波获得，在该序列中采用长TR（≥2000毫秒）和长TE（≥80毫秒）的扫描参数。长TR的作用是使组织的纵向磁化矢量按其自身T1时间常数得到充分弛豫，所采集信号中的T1效应被尽可能减小；采用长TE的目的是增大组织的T2效应，提高T2值对图像对比度的影响，突出液体等T2较长组织的信号。

3.质子密度加权像（PDWI）或者称为质子密度像，主要反映不同组织间氢质子在含量上的差异。临床上通常采用快速自旋回波获取质子密度加权像，选用长TR（≥2000毫秒）和短TE（≤20毫秒）的扫描参数。这里的长TR可减少组织T1对信号的影响，而短TE的作用则主要是降低组织T2对图像的影响。

五、自旋回波脉冲序列

(一)自旋回波

自旋回波（SE）是磁共振成像中最基本的脉冲序列，它以90°激励脉冲开始，产生最大的宏观横向磁化矢量后，施以180°相位重聚脉冲并获得回波信号。

纵向磁化矢量在受激励后的最初时刻，质子群以同一频率、相同相位的形式发生进动。由于外加磁场的不均匀性和质子间的自旋-自旋作用，原先同一频率进动的质子群产生进动频率上的差异，其结果是进动快的质子与进动慢的质子之间产生了相位差，质子群的进动因此失去同步而分散在X、Y面内，该相位失散的过程也就是横向弛豫的过程。

如果一定的时间间隔以后，在X、Y平面内施加180°脉冲，其结果将使进动频率快的质子在后、频率慢的质子反而在前，然后仍以原有的频率继续进动。再经过相同时间的延迟，原先失相的质子群重新发生相位重聚，质子间相位差重新归于零。质子群相位再次重聚时，X、Y平面内的横向矢量再次达到最大，产生最大的信号强度。随后质子群又一次的去相位，接收线圈中又可再次检测到逐渐衰减的信号，这样形成一个逐渐升高后逐渐下降的回波信号称为自旋回波。

自旋回波序列所获图像最主要的优势是图像的权重最为确定，也就是说通过TR、TE的不同组合可以获得特定权重的图像，包括T1加权、T2加权以及质子密度加权图像。T1的权重随着TR的增加而下降，T2的权重则随着TE的增加而增加。和梯度回波序列相比，由于自旋回波序列中180°重聚脉冲的应用，磁场的不均匀性以及磁敏感性差异造成的图像伪影较少，而且化学位移伪影也较梯度回波少。

在实际应用中，根据成像质量和速度的不同要求，发展了许多以自旋回波序列为基础的脉冲序列，有单回波SE序列、双回波SE序列和多回波SE序列；也有单层面SE序列和多层面SE序列等。

多层面成像是一种可显著提高扫描效率的自旋回波成像技术（其他序列也可采用多层面技术）。该技术的应用背景是，磁共振成像时的射频激发、层面选择、频率编码、相位编码等工作的作用时间远小于TR，余下了很多对于硬件系统而言固定的“空闲时间”。在“空闲时间”内射频系统，梯度系统等均处于闲置的不工作状态。多层面成像技术就是利用了这部分的“空闲时间”，在一个TR时间内完成系统允许范围内所有层面的扫描，即在TR相同的前提下，多层面成像与单层面成像所花费的时间基本相同。在一个TR内能够采集的层面数量与“空闲时间”的长短密切相关，具体而言受到TR、TE以及回波信号采样时间限制。序列的TE越短或TR越长，“空闲时间”越长，在一个TR周期内能够完成成像的层面就越多。

自旋回波序列多回波成像是指在施加90°RF脉冲之后，使用多个180°重聚焦脉冲以产生多个回波信号，所采集的数据被置于各自不同的原始数据K空间中，相应生成不同权重图像的成像序列。多回波序列的读出阶段，每个回波信号均需开启一次读出梯度去采样，但各回波的相位编码梯度却是相同的。与单回波的SE序列相比，多回波SE序列在TR相等（即扫描时间相同）的情况下可以得到多幅图像，而且图像的权重不一。通常采用两个回波，即双回波序列，使得一次扫描同时获得两幅不同对比度的图像：一幅可以为质子密度加权像，另一幅则为T2加权像。

多回波SE序列的另一用处是，利用多个回波信号的衰减关系可以计算受检组织的弛豫率（T1、T2值）。

(二)快速自旋回波

快速自旋回波序列（FSE），该序列以90°激发脉冲开始，随后同样应用一系列180°脉冲来产生多个回波信号。与上述多回波SE序列的不同之处在于，自旋回波多回波序列的每个回波信号在采集时的相位编码梯度是相同的，因此每个回波被置于不同的K空间中，生成多幅不同权重的图像；而快速自旋回波序列多个回波信号的采集具有不同的相位编码梯度，它们被放置在同一K空间中，最终重建出的是一幅单一权重的图像。快速自旋回波序列的回波数量一般比多回波自旋回波序列更多，通常在4～30个之间，形成一个回波链，每个回波链中包括的回波个数称为回波链长度。

如果序列在一个TR内5个回波信号，所有5个回波信号的数据均被填充于同一K空间中不同的五行傅立叶线，因此要完成整个空间数据的填充，所需的TR数量就降为单个序列时的1/5。由此可见快速自旋回波序列可以使扫描速度成倍提高。FSE序列回波信号的采集时间点是不同的，具有不同的TE值。因此，在快速自旋回波序列中的TE通常被描述为有效TE。快速自旋回波序列的ETL越长，扫描速度越快，故又将ETL称为快速因子。

FSE序列的优点：成像速度快；对磁场不均匀性不敏感，磁敏感伪影减少；运动伪影减少。

FSE序列的缺点：T2加权的脂肪信号高于SE序列的T2WI；回波链越长，回波间隙越小，脂肪组织信号强度增加越明显；由于回波信号的幅度不同导致图像模糊；因使用多个180°脉冲而引起人体射频能量沉积增加，特殊吸收率（SAR）增加，可引起体温升高等不良反应；不利于一些能够增加磁场不均匀的病变（如出血等）的检出；由于回波链中每个回波信号的TE不同，与SE序列相比，图像对比将有不同程度的降低。

和多层面SE序列相同，在FSE序列中同样可以采用多层面成像的方法，即在同一个TR时间内激发其他多个成像层面，以获得多层面的数据，进一步提高扫描速度。

(三)单次激发快速自旋回波

单次激发快速自旋回波（SSFSE）的ETL更长，扫描速度更快，可以在一次90°脉冲激励后，采用连续的180°重聚脉冲采集完填充K空间所需要的所有回波信号。目前的临床应用中，SSFSE通常与半傅里叶采集技术相结合，形成半傅里叶采样的SSFSE序列，可达到亚秒级的成像速度。该序列应用于体部成像时，即使患者不能屏气也可以获得无明显呼吸运动伪影的图像。当然，由于ETL很长，因此回波链中大部分回波的TE较长，因此所得到的图像是权重较大的T2加权像。同样由于ETL太长，图像的模糊效应较为明显，并造成一定程度的图像对比度下降。

六、梯度回波脉冲序列

梯度回波信号是利用梯度场的切换产生的，因此称为梯度回波（GRE）。

梯度回波是在射频脉冲激发后，在读出方向即频率编码方向上先施加一个梯度场，这个梯度场与主磁场叠加后将造成频率编码方向上的磁场强度差异，该方向上质子的进动频率也随之出现差异，从而加快了质子的失相位，组织的宏观横向磁化矢量很快衰减到零，我们把这一梯度场称为离相位梯度场。这时立刻在频率编码方向施加一个强度相同、方向相反的梯度场，原来在离相位梯度场作用下进动频率慢的质子进动频率加快，原进动频率快的质子进动频率减慢，这样由于离相位梯度场造成的质子失相位将逐渐得到纠正，组织的宏观横向磁化矢量逐渐恢复，经过与离相位梯度场作用相同的时间后，因离相位梯度场引起的质子失相位得到纠正，组织的宏观横向磁化矢量逐渐恢复直到信号幅度的峰值，我们把这一梯度场称为聚相位梯度场。在聚相位梯度场的继续作用下，质子又发生反方向的离相位，组织的宏观横向磁化矢量又开始衰减直至到零。这样产生一个信号幅度从零到大又从大到零的完整回波。由于这种回波的产生是利用梯度场的方向切换产生的，因此称为梯度回波。

(一)梯度回波序列的特点

1.小角度激发，成像速度快在梯度回波中我们一般采用小于90°的射频脉冲对成像组织进行激发，组织的宏观磁化矢量偏转角度小，从而有利于磁化矢量的纵向恢复，相应可以应用短TR进行成像，因此成像速度快。在实际应用中，我们通常称小角度脉冲为α脉冲，α角常介于10°和90°之间。

2.GRE序列反映的是组织T2*弛豫信息而非T2弛豫信息 SE序列的180°脉冲可剔除主磁场不均匀造成的质子失相位从而获得真正的T2弛豫信息。GRE序列中施加的离相位梯度场将暂时性的增加磁场的不均匀性，从而加速了质子失相位，因此GRE序列中离相位梯度场施加后，质子的失相位是由三个原因引起的：①组织真正的T2弛豫；②主磁场不均匀性；③离相位梯度场造成的磁场不均匀。GRE序列中的聚相位梯度场只能剔除离相位梯度场造成的质子失相位，并不能剔除主磁场不均匀造成的质子失相位，因而获得的只能是组织T2*弛豫信息而非T2弛豫信息。

3.GRE序列的固有信噪比较低射频脉冲关闭后宏观横向磁化矢量的衰减（即T2*弛豫）很快，明显快于T2弛像。因此在相同的TE下，GRE序列得到的回波幅度将明显低于SE序列。另一方面，GRE序列常用小角度激发，射频脉冲激发所产生的横向磁化矢量本身就比SE序列小。

4.GRE序列增加了对磁场不均匀的敏感性

在GRE序列中，回波的产生依赖于梯度场的切换，它不能剔除主磁场不均匀性造成的质子失相位。因此，GRE序列对磁场的不均匀性比较敏感。这一特性的缺点在于容易产生磁敏感性伪影，特别是在气体与组织的界面上。优点在于容易检出能够造成局部磁场不均匀的病变，如出血等。

5.GRE序列中血流常呈高信号，可以实现对流动血液的成像。

(二)小角度激励

受射频激励的磁化矢量需要一定的时间才能通过纵向弛豫恢复到稳定状态。如果连续在磁化矢量恢复之前实施下一次激励，则磁化矢量将越来越小，自旋系统的质子逐渐出现饱和，导致信号幅度变小甚至消失。如果进行射频激发的翻转角远小于90°，则可以在纵向磁化矢量分量改变较小的情况下，得到较大的模向磁化矢量分量用于成像。小角度激励有以下优点：（1）产生宏观横向磁化矢量的效率较高，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矢量达到90°脉冲的1/2左右；（2）脉冲的能量较小，SAR值降低；（3）纵向弛豫所需要的时间明显缩短，因而可选用较短的TR，从而明显缩短扫描时间，这也是梯度回波序列相对SE序列能够加快成像速度的原因。

(三)扰相梯度回波和稳态梯度回波

在SE序列中，TR远大于组织的T2值。在下一个射频脉冲到来时，前一个脉冲的横向磁化矢量已基本恢复，横向磁化的残余量对继之而来的回波信号几乎没有影响。但是在梯度回波序列中，由于TR会小于组织T2值，本次射频激发产生的横向磁化残余将对下一周期回波信号造成较大的影响，导致图像出现带状伪影。由此可见，在下一个射频激发之前，处理好残余的横向磁化是很有必要的。根据图像权重的不同要求，通常用相位破坏和相位重聚两种方法来减少残余横向磁化矢量的影响。

横向磁化或磁化矢量M的横向分量Mxy是由小磁矩的相位相干所形成的。因此，只要破坏其相干性，剩余Mxy就会消失，而磁化矢量M的纵向分量Mz不受影响而依然存在。破坏Mxy的一种常用方式是在一定的方向上施加梯度磁场，所使用的梯度称为扰相梯度或相位破坏梯度，相应的脉冲序列称为扰相梯度回波（SPGR）。扰相梯度一般于信号读出后至下一个脉冲到来之前的时间从三个梯度方向同时加入，使三个方向均出现同方向的相位发散，使横向磁化矢量趋于零。这样，下一个RF激励出现时就不会有相干信号的存在，消除了Mxy对下一个回波信号的影响。

另一种对横向磁化进行处理的方法叫相位重聚，其思路正好与扰相相反。该方法不仅不消除质子的相位相干状态，反而在相位编码和频率编码两个方向施加适当的反向梯度使相位重聚，促使“零相位”的出现。这一反向梯度就称为相位重聚梯度或相位补偿梯度，相应的脉冲序列称为稳态梯度回波。

七、反转恢复和快速反转恢复序列

用180°射频脉冲对组织进行激发，使组织的宏观纵向磁化矢量偏转180°，即偏转到与主磁场相反的方向上，因此该180°脉冲也称为反转脉冲。把具有180°反转预脉冲的序列统称为反转恢复脉冲序列。反转恢复序列由两部分组成，第一部分是一个180°的射频脉冲，在一定的延迟时间（TI）后，紧接的第二部分通常是自旋回波或快速自旋回波序列，相应地分别称为反转恢复和快速反转恢复序列。

具有180°反转脉冲的序列有以下共同特点：

①组织纵向驰豫过程延长，组织间的纵向弛豫差别加大，即T1对比明显高于90°脉冲。

②－180°脉冲激励后组织的纵向弛豫过程表现为：在与主磁场相反方向上（－Z轴方向）从负值最大逐渐变小到零，到达零点，然后从零开始在与主磁场相同的方向上（＋Z轴方向）逐渐增加到最大。当某组织的纵向磁化矢量恢复至零的时刻如果给予90°脉冲激发，该组织由于无宏观纵向磁化矢量，也就无法产生横向磁化矢量，则该组织就不产生磁共振信号，即该组织的信号被抑制。利用这一特点，反转恢复序列可以选择性抑制特定T1值的组织信号，如临床上常规应用的脂肪抑制，自由水抑制。

(一) 反转恢复（IR）序列

反转恢复（IR）序列实际上是在自旋回波序列前施加了一个180°的反转脉冲，也就是说在反转脉冲之后再依次施加90°脉冲和180°脉冲，并采集一个回波信号。由于180°反转脉冲延长了组织的T1弛豫时间，该序列增加了组织间的T1对比，通常作为T1加权序列应用于临床。在反转恢复序列中，－180°反转脉冲中点至90°脉冲中点的时间间隔定义为反转时间（TI），90°脉冲中点到回波中点的时间间隔定义为TE，而把相邻的两个－180°反转预脉冲中点的时间间隔定义为TR。

为了保证在下一次180°反转脉冲前各组织的纵向磁化矢量都能基本回到平衡状态，以保持TI产生的对比度，要求足够长的TR，一般为TI时间的3～4倍。在反转恢复序列用以获得T1加权图像时，图像的T1对比主要是由TI来决定的，一般选取两组织T1值的中间值，而TR的作用在于氢质子充分的纵向弛豫以保证图像的信噪比。

反转恢复序列具有以下特点：①组织的T1对比优于自旋回波序列。②一次反转脉冲后序列仅采集一个回波信号，而且TR很长，导致扫描时间很长。由于反转恢复序列的扫描时间长，在实际的临床应用中的应用相对较少，目前已被快速反转恢复序列所替代。该序列主要用于增加脑灰白质之间的T1对比。对儿童髓鞘发育研究有较高价值。

(二)快速反转恢复（FIR）序列

快速反转恢复（FIR）序列是一个180°反转脉冲和随后的一个快速自旋回波序列构成。同样的，在序列中，180°反转脉冲中点至90°脉冲中点的时间间隔定义为反转时间（TI）；90°脉冲中点到回波中点的时间间随定义为TE，但由于多个回波的原因，TE为有效TE；相邻的两个180°反转脉冲中点的时间间隔为TR。

快速反转恢复序列具有以下特点：（1）由于序列中有回波链的存在，其成像速度明显快于反转恢复序列，这种速度上的差异类似于自旋回波和快速自旋回波序列间的差别。在其他成像参数不变的情况下，扫描时间缩短的倍数等于回波链的长度。（2）由于回波链的存在，氢质子在弛豫过程中T2的影响增大，因此该序列在应用于获得T1加权图像时，其效果不如反转恢复序列，但优于快速自旋回波。（3）同样由于存在回波链的原因，相应的TE为有效TE，图像上出现与快速回波序列类似的模糊效应。（4）通过选择不同的TI，可选择性抑制相应T1值的组织信号。在保证TR足够长的情况下，抑制某种组织信号的TI值等于该组织T1值的69.3%（TI＝lnT1）。

(三)快速反转恢复（FIR）序列的

1.短反转时间反转恢复序列（STIR）

脂肪组织在T1加权图像以及自旋回波T2加权图像上均呈现为高信号，而许多病变组织在同样的T2加权图像上亦表现为高信号，两者容易造成混淆。STIR的一个重要临床应用就在于可以抑制高信号的脂肪组织，以便能够更请晰地显示病变；另一应用的意义在于对高信号组织中是否含有脂肪成分的判断。

脂防组织的纵向弛豫速度很快，即T1值很短。在1.5T的磁场环境中它的T1值约为230毫秒，相应的TI值为160毫秒左右。在TR足够长的前提下，如果90°的射频脉冲在反转脉冲后160毫秒的时间点进行激发，此时脂防组织的纵向磁化矢量处于零点，不会接收90°脉冲的射频能量，因此它的信号被抑制。在实际的临床应用中TI的选择一般在150～170毫秒，TR一般大于2000毫秒。

该序列对于脂肪的抑制不具有磁场强度的依赖性，适用于不同场强的磁共振系统，而且磁场的不均匀性对脂肪抑制的影响较小，脂肪抑制效果令人满意。因此，在目前的临床检查中，该技术不但被广泛应用，还与梯度回波、EPI等相结合用于脂肪抑制。由于STIR是通过TI时间的选择对脂肪组织进行抑制的，那么与脂肪组织T1值相近的病变比如亚急性缺血，其信号同样会在STIR序列中被抑制，这是该序列的缺点之一。另外，STIR的成像时间较长，图像信噪比相对于自旋回波有一定程度的下降。

2.液体抑制反转恢复序列（FLAIR）类似于高信号的脂肪对病变显示的影响，T2加权图像上更高信号的自由水同样会影响其周边病变的显示，特别是在脑部或脊髓等神经系统的应用中。例如，当大脑皮质病变、脑室旁病变等相对较小且靠近脑室或蛛网膜下腔时，在T2加权图像上呈现略高信号或高信号的病灶常常被更高信号的脑脊液掩盖而显示不清。如果能把脑脊液的信号加以抑制，病灶就能得到充分暴露。液体抑制反转恢复即黑水序列，就是这样一种能够有效地抑制脑脊液信号成像技术。

FLAIR序列实际上就是长TI的快速反转恢复序列，因为脑脊液的T1值很长，在1.5T场强中为3000～4000毫秒，选择TI为2200毫秒左右时，脑脊液的宏观纵向磁化矢量刚好接近于零，即可有效抑制脑脊液的信号。

3.快速反转恢复T1WI序列也有称为T1 FLAIR。STIR和FLAIR序列是利用了反转恢复可以抑制某一特定组织信号的原理，而快速反转恢复T1WI序列则是利用了反转恢复可以增加图像T1对比的特性。该序列在临床上主要用于脑实质的T1加权成像，图像上大脑灰白质间的T1对比明显优于自旋回波或快速自旋回波的T1WI序列。序列的实质是快速反转恢复，不同之处在于TI的选择。以1.5T的扫描机为例，TI选择700毫秒左右，相应的TR为2000～2500毫秒，ETL为4～8，并把回波链中的第一个回波填充在K空间的中央（即选择最短的有效TE）。

八、平面回波成像序列

平面回波成像（EPI）是目前最快的MR信号采集方式，利用单次激发EPI序列可在数十毫秒内完成一幅图像的采集。

(一)EPI技术

EPI是在梯度回波的基础上发展而来的，就其技术本身而言，采集到的MR信号也属于梯度回波。不同的是一般的梯度回波在一次射频脉冲激发后，利用读出梯度场的一次正反向切换产生一个梯度回波；而EPI是在一次射频脉冲激发后，利用读出梯度场的连续正反向切换，每次切换产生一个梯度回波，因而最终将产生多个梯度回波，即有类似FSE的回波链存在。因此，EPI可以理解为“一次射频脉冲激发后采集多个梯度回波”。

由于EPI回波是由读出梯度场的连续正反向切换产生的，因此产生的信号在K空间内的填充是一种迂回轨迹的方式。K空间迂回填充轨迹需要相位编码梯度场与读出梯度场相互配合方能实现。相位编码梯度场在每个回波采集结束后施加，其持续时间的中点正好与读出梯度场切换过零点时重叠。

EPI序列读出梯度场连续切换产生回波时，先施加的是反向的离相位梯度场，然后切换到正向，成为聚相位梯度场，产生第一个梯度回波。正向梯度场施加的时间过第一回波中点后，实际上又成为正向的离相位梯度场，一定时间后再切换到反向，这时反向梯度场成为聚相位梯度场，从而产生与第一个回波方向相反的第二个梯度回波，反向梯度场施加的时间过第二个回波中点后又成为反向离相位梯度场。如此周而复始，产生一连串正向和反向相间的梯度回波，正由于EPI序列中这种正向和反向相间的梯度回波链，决定了其MR原始数据在K空间中需要进行迂回填充。

(二)EPI序列分类

EPI序列的分类方法主要有两种：一种按射频激发次数；另一种按EPI准备脉冲类型。

1.按射频激发次数分类是指完成一辐图像需要进行多少次的脉冲激发，故可分为单次缴发EPI（SS EPI）和多次激发EPI（MS EPI）。

单次激发EPI在一次激发后要求读出梯度在整个回波链的读取时间内进行上百次（取决于图像的相位编码步数）的连续迂回振荡，获取重建图像的所有数据。多次激发EPI是指需要多次射频激发才能完成所有数据采集及K空间的填充。

2.EPI本身只能算是MR信号的一种采集方式，并不是真正的序列，它需要结合一定的准备脉冲才能成为真正的成像序列。准备脉冲有GRE和SE，相应地就有GRE EPI和SE EPI之分。

(1)梯度回波EPI序列（GRE EPI）：是最基本的EPI序列，结构也最简单，是在90°脉冲后利用EPI采集技术采集梯度回波链。GRE EPI序列一般采用SS EPI方法来采集信号，通常作为T2*WI序列。

(2)自旋回波EPI序列（SE EPI）：如果EPI采集前的准备脉冲为一个90°脉冲，然后跟随一个180°脉冲，即自旋回波序列方式，则该序列被称为SE EPI。180°脉冲将产生一个标准的自旋回波，而EPI方法将采集一个梯度回波链，一般把自旋回波填充在K空间中心，而把EPI回波链填充在K空间其他区域。由于与图像对比关系最密切的K空间中心填充的是自旋回波信号，因此认为该序列得到的图像能够反映组织的T2弛豫特性，因此该序列一般被用作T2WI或弥散加权成像（DWI）序列。SE EPI序列可以是MS EPI，也可以是SS EPI。

(3)反转恢复EPI序列（IR EPI）：所谓反转恢复EPI序列（IR EPI）是指EPI采集前施加的是180°反转恢复预脉冲。实际上IR EPI有两种，一种是在GRE EPI序列前施加180°反转预脉冲，这种序列一般为ETL较短（ETL＝4～8）的MS EPI序列，常用作超快速T1WI序列，利用180°反转预脉冲增加T1对比，利用短ETL的EPI采集技术不但加快了采集速度，也可选用很短的TE以尽量剔除T2*弛豫对图像对比的污染；另一种是在SE EPI前施加180°反转预脉冲，这种序列可以采用SS EPI或MS EPI，可作为FLAIR或DWI序列。

九、基于螺旋桨技术的快速自旋回波及快速反转恢复序列

螺旋桨技术（propeller，GE公司）和刀锋技术（blade，Siemens公司）是K空间放射状填充技术与快速自旋回波或快速反转恢复序列相结合的产物。

(一)基本原理

Propeller技术是在基本序列为FSE或FIR的基础上，K空间的数据采用了放射状的填充方式。在一个TR期间按一定数量的回波链采集回波，每个回波分别进行频率编码和相位编码后，但作为一组数据平行地填充于某一角度相应多行的K空间线，这一组填充信息被称为Propeller（螺旋桨）的叶片或刀锋（Blade）。在下一个TR期间采集另一组回波链，在旋转一定角度后同样平行地填充于K空间，形成螺旋桨的另一个叶片。如此反复，直至填满整个K空间，整个填充轨迹类似于螺旋桨的运动。

Propeller技术的K空间填充轨迹是平行填充与放射状填充的结合，平行填充轨迹使K空间周边区域在较短的采样时间内具有较高信号密集度，保证图像的空间分辨率；放射状填充轨迹则使K空间中心区域有较多的信号重叠，提高了图像的信噪比并减少了运动伪影。

(二)数据处理

Propeller技术并非仅仅是采用放射状K空间填充轨迹的FSE或FIR序列，利用该技术去除运动伪影还涉及很多数据处理。一般Propeller技术数据处理包括以下几个步骤：（1）信号采集；（2）相位校正；（3）旋转校正；（4）平移校正；（5）相关性加权；（6）图像重建。

(三)技术特点

Propeller技术具有以下特点：①K空间中心区域有大量的信息重叠，图像有较高的信噪比，同时也为数据的校正提供了更多的信息。②运动伪影不再沿相位编码方向重建，而是沿着放射状的方向被抛射到FOV以外，运动伪影明显减轻。③由于Propeller技术采用的是FSE或FIR序列，磁场不均匀性的影响较小，与EPI序列相比Propeller技术不易产生磁敏感伪影。

(四)临床应用

自Propeller技术主要应用在以下几个方面：

①Propeller FSE T2WI成像：与常规FSE相比，Propeller FSE T2WI的主要特点是信噪比高，运动伪影明显减轻。在临床上主要用于颅脑检查，也可用于腹部成像。

②Propeller T2 FLAIR：与常规的FIR T2 FLAIR相比，其优势同样在于更高的信噪比和更少的运动伪影。

③Blade T1 FLAIR：目前西门子公司还把Blade技术用于T1WI的成像，可不同程度地减少T1加权图像的运动伪影。

④Propeller DWI：扩散加权成像通常采用SE EPI序列，该序列的主要优势是高速采集，缺点主要在于对磁场的不均匀性非常敏感。在颅底区域常有严重的磁敏感伪影，影响颅底区域的现察，有义齿或术后残留有顺磁性物的病例伪影非常明显，甚至会影响整个颅脑现察。Propeller DWI可明显减轻磁敏感伪影，有利于额叶底部、颞叶底部、小脑及脑干等部位病变的观察，对于有义齿或术后病例，可明显减轻金属伪影。

十、三维成像及其脉冲序列

(一)三维成像概念

三维成像（3D）又叫三维体积成像或三维容积成像，是指获得的成像数据来自一个较大范围的容积，而不是某个单一层面，也可以理解为某一成像对象体积连续层面的数据采集方式。三维成像通常采用短TR的快速扫描序列，采集数据时没有层间隔，采集后的数据可以按任意方向重建断层图像，不受数据采集时的方向限制，而且更有利于成像对象的体积分析研究。

(二)三维成像的脉冲序列

3D成像的信号获取方法与2D成像完全相同，两者的不同之处在于3D射频激发的是整个容积内的组织，并在层面选择梯度方向施加一个层面编码梯度（相位编码梯度），实现层面上的空间定位。3D序列中层面编码的步数由成像容积在层面选择方向上的像素来决定。在成像容积确定的前提下，该方向上的像素越多，图像重建时层面的厚度就越薄，在切层方向可得到更高的分辨率。如果要获得任意方向上的高质量重组图像，3D容积成像一般采用各向同性（成像体素为一个立方体）的数据采集方式。虽然自旋回波和梯度回波序列均可以用以进行3D成像，但考虑到扫描时间，3D成像的TR不宜过长。临床上大范围的3D成像一般均采用梯度回波序列。