大型仪器上岗证磁共振MRI技师上岗证书精简版

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（MRD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。2。19461972年NMRfc要用于 有机化合物的分子结构分析，即磁共振波谱分 析（MR$。 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、T2 时间延长”等论文。1973年美国人Lauter

2、bur 用反投影法完成了 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2多参数成像，可提供丰富的诊断信息； 2高对比成像，可得出祥尽的 解剖图谱;2任意层面断层，可以从三维空间上观察人体 成为现实；2人体能量代谢研究，有可能直接观察细胞活 动的生化蓝图；2不使用对比剂，可观察心脏和血管结构；2无电离辐射，一定条件下可进行介入MRI治疗；2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2呈像速度慢；2对钙化灶和骨皮质症不够敏感；2图像易受多种伪影影响；2禁忌证多；2

3、定量诊断困难。1.2原子核共振特性1.2.3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

4、，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Bo作用下以某一包 定频率进动的磁矩，在受到另一个磁场（Bi）的 重复作用时，当B的频率与Lamor频率一致，方 向与R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 B方向，B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）的条件下，受到另一外加磁场（Bi） 的作用而发生的共振现象，这就是磁共振物理现 象。弛豫过程弛豫原子核在外加的RF （B）作用下产生共振 后，

5、吸收了能量，磁矩旋进的角度变大，偏离 Bo 轴的角度加大了，实际上处在了较高的能态中， 在B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B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。纵向弛豫纵向弛豫是一个从零状态恢复到最大值

6、的 过程。磁矩是有空间方向性的，当人体进入 Bo环 境中以后，数秒或数十秒钟后将形成一个与 Bo方 向一致的净磁矩，我们称其为 M）, 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 （B）作用下，Bo将发生偏离纵轴的改变，止匕 时B0方向上的磁矩将减少，当B终止后，纵轴（B 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%寸，所需要的时间为一个单位 Ti时间， 也叫Ti值。“T”就是Time,

7、Ti值一般以秒或毫 秒为表示单位。Ti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份不同 而具有不同的Ti值。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（Mx/ ,当Bi终止后，横向（XY平面）上的 分磁矩（Mxyy）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Ti值一样的原 因，我们将横向磁矩减少至最大时的 37%寸所 需要的时间为一个单位T2时间，也叫T2。横 向弛豫与纵向弛豫是同时发生的。核磁共振信号MR信号是MRI机中使用的接

8、收线圈探测 到的电磁波，它具4一定前相心、频率而弓虽度。 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 Bi激发后，吸收能 量，磁矩发生偏离Bo轴的改变，横向（XY平面） 上出现了磁矩，处于高能态中。B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Bi激发而吸收的能量将通过发射与激

9、 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Bo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Bo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 Bo方 向选进，按

10、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）。 900 RF脉冲后，由于受纵向弛豫时间 T i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，具幅度随时 间指数式衰减的速度就是横向弛豫速率（i/T2）。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

11、。实际上各质子群的 FID过程作示和I,后叠加在一起的总信号也不 会是一个简单的指数衰减曲线。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 Ti、 T2值）不同所致，而不同的脉冲序列就是要充分 发掘和

12、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信号的表现特点要受到组织本身的 质子密度、Ti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。i.4磁共振成像的空间定位MRI的数据采集方法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X犬位（Gx）和冠X犬位（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

13、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

14、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。层面选择磁共振成像是多切面的断层显像。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（G0、失状位（G% 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

15、任何断面都不需移动病人，只是启 动不同的梯度场即可MRI断层平面信号的空间编码以上仅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 1283256或2563256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1283256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

16、均有不同。但是，此时某一次RF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 25

17、6个）像素的同时激发，而且要间隔一个 TR时 问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 一个反复的过程，较CT的定位更复杂。MRffl像重建理论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 问”。K空间实际上是MR信号的定位空间。在K

18、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 问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

19、一一对应，虽然图像信号采集的矩阵为1283256 或2563256,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 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%勺图像信噪比损失。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FLASHY 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

20、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，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。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

21、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MFH像。第2章射频脉冲与脉冲序列脉冲序列的基本概念脉冲序列的概念MRffl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 MFO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MFB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

22、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号也称为回波。完成一个层面的扫描和信 号数据采集需要重复多个周期。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。重复时间(repet让ion 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问隔。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

23、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，T2权重增 加，Ti权重减少，但检查时间延长；TR时间缩 短，检查时间缩短，Ti权重增加，信噪比降低， 可允许扫描的层数减少，T2权重减少。回波时间(echo time ; TEE)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TE,至第2个回波信 号的时间叫做TE,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，Ti权 重增加，T2对比减少。有效回波时间(

24、effective echo time ; ETE)有效回波时间是指与最终图像对比最相关的 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 定图像的又t比，其TE值为ETE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问隔。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

25、90和180脉冲。在快速成像序列中，经常采用小角度激励 技术，具翻转角小于90。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。NEXJ曾大,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。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

26、行多 次相位编码，使数据采集的速度成倍提高。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问隔。ES长短影响TE时 间的长短。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问 期决定的。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3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2563192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窄的带宽。 2.

27、2自旋回波脉冲序列波脉冲序列（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M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180 RF 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90 RF脉冲到接受回波信号的 时间称回波时间，即TE时间，两个900 RF脉 冲之间的时间称重复时间，即 TR时间。T1加权像T1加权图像主要反映组织T1值差异，简称 为WI。在SE序列中，

28、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Ti加权图像。0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T2WI0在SE序列中，T2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。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序歹中，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20ms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Ti或T2值相差大，所以目

29、前许多情况下医生更重视Ti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。反转恢复脉冲序列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M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，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

30、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Ti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Ti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M的主要部分得以恢复。由于IR序 列对分辨组织的Ti值极为敏感，所以传统IR序 列一直采用长 TR和短TE来产生TiWI0 TE是产生 T2加权的主要决定因素，近年来在IR SE序列中 应用长TE值也能获得T2WI0尽管如此，IR序列 主要还是用于产生TiWI和PDWI IR序列典型的 参数为 TI= 200800ms TR= 5002500ms

31、TE= 2050ms选TI值接近于两种组织的Ti值，并尽 量缩短TE,可获得最大的TiWI0通常TR等于TI 的3倍左右时SNR子。IR序列可形成重TiWI,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TiWI 外，主要用于两种特殊的MRt像，即脂肪抑制和 水抑制序列。短TI反转恢复脉冲序列（STIR）IR序列中，每一种组织处于特定的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Ti值，组织的Ti 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

32、Z轴的磁化矢量恰好恢 复到0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Ti值非常短，IR序列一般采用 短的TI （0300ms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序列也会降低运动伪影。STIR序列的TI值 约等于脂肪组织Ti值的69%由于不同场强下， 组织Ti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

33、在150170ms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 T2WI,是一种水 抑制的成像方法。选择较长的TI时间，可使 Ti较长的游离水达到选择性抑制的作用。 这时， 脑脊液呈低信号，但脑组织中水月中的组织或月中 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

34、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T2WI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 T2WI0目 前FLAIR序列常用于脑的多发性硬化、脑梗死、 脑月中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。梯度回波脉冲序列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）。GREff列是目前乂啾速扫描序列中最 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匀无明显下降。GR分 列

35、与SE序列主要有两点区别，一是使用小于 90。（a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GREff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丁2*衰减的，相对于使用 180脉冲的SE序列的T2加权像，GREff列获 得的图像是丁2*加权像。GREff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。GREff列图像的对比不仅取决于组织 的Ti、T2,还与B的不均匀性有关。

36、但是，主 要依赖于激发脉冲的翻转角 a、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，因而可选用较短的 TR从而明显的缩短采集时间；（4） MF0像信 号强度的大小与M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GR

37、Eff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GREff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 。稳态梯度回波脉冲序列（FISP）GRES于是短TR成像，因此回波采集后，产 生一个残留的横向磁化矢量。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

38、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、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 Ti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，此时组织丁2*值对图像的影响也很小 了，而真正对图像产生影响的是组织的质子密度， 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 Gradien

39、t Recalled Acquisition in the Steady State , GRASSo 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。扰相位梯度回波脉冲序列 （FLASH当GREff歹的TR明显大于组织的T2值时，下 一次a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，这样前一次a脉 冲激发产生的横向磁化失量将不会影响后一次a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a脉冲激发产生的横向磁化失 量没有完全衰减，由于这

40、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a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a脉冲激发的MR信号产集后， 在下一次a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

41、。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 T1W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10 45。常规 GREF口扰相GRE T1W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* WI序列一般激发角度为10 30 , TR常为 200500ms 由于 GREff歹U 反映的是组织的T2*弛豫信息，组织的丁2*弛 豫明显快于T2弛豫，因此为了得到适

42、当的T2 *权重，TE相对较短，一般为1540ms快速梯度回波脉冲序列(Turbo-FLASH)Turbo-FLASH序歹U是在FLAS卜序歹用勺基础 上发展和改进而产生的。上述 FLASHY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 FLASHY歹心卜，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),

43、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。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G玄司的IR-PRER西门子公司的 MP-RAGE飞利浦公司的TFE序歹限不同的磁化准备快速梯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WI; 90脉冲，形成WI; 90 -180 - 负900的组合脉冲，形成

44、T2WI0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。快速自旋回波脉冲序列(FSERAR豉术的概念RAR豉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MRB描，减少扫描时间，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

45、减少扫描时间。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序歹U中，在一个 TR周期内首先发射一个90 RF脉冲，然后发射 一个180 RF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 train length , ETD 。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

46、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 MomentNulling Technique)的 应用，使FSE的T2加权图像已经能完全满足临 床诊断需要。FS。列与多回波序列一样，也是在一个 TR周期内首先发射一个90 RF脉冲，然后相 继发射多个180 RF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

47、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，可以使用较少的TR周期形成一幅图像，从 而缩短了扫描时间。FS。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

48、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。FS。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PDW和重T2WI, FSE 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M就像 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。FS。列影像的主要缺点是,T2WI的脂肪信

49、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。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2563256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，而是仅米集正相位编码行、零编码以及 少数几个负相位编码行的数据，然后利用K - 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

50、发脉冲后使 用一连串（如128个）180复相脉冲，采集一连 用的回波信号，快速形成图像。HASTEN歹主要用于生成T2WI,因为仅需一 次激发便可完成采集，所以大大减少了运动伪影。 重T2加权HAST琦列还可用于胆道、泌尿道、内 耳、椎管等部位的水成像。螺旋桨技术或刀锋技术技术螺旋桨技术（GE公司）和刀锋技术（Blade, 西门子公司）是指K空间放射状填充技术与FSE 或快速反转恢复序列相结合的产物。常规的FS。列的K空间填充为平行线，每 个TR周期填充的平行线数目与回波链数目一致。 单纯K空间放射状填充技术中，每个TR周期在一 定角度填充一条放射线，下一个TR周期旋转一个 角度后再填充一条线

51、，直到填满整个 K空间。在 Propeller技术中，将上述两种技术结合，每个 TR周期采集一个回波链，在K空间中以一定角度 填充一组放射线，其数目与回波链数目一致；下 一个TR周期旋转一个角度后再填充一组放射线， 直到填?f整个K空间。Propeller技术的K空间填充将平行填充与 放射状填充相结合，平行填充使 K空间周边区域 在较短的采样时间内具有较高密度，保证了图像 的空间分辨率；放射状填充使 K空间中心区域有 较多的信号重叠，提高了图像的信噪比。另外， 由于K空间中心区域较多的信号重叠以及放射状 填充，Propeller技术减少了运动伪影。同时， 与EPI序列相比，Propeller技

52、术不容易产生磁 敏感伪影。回波平面成像脉冲序列 （EPI）K空间轨迹K空间的数据沿一定轨迹的顺序进行采集， 这种按某种顺序填充数据的方式称为 K空间的轨 迹。MRI中K空间采集模式多种多样，K空间轨迹 一般为直线，除此之外，还可以是圆形、螺线形 等曲线形式。EPI的概念平面回波成像（Echo Planar Imaging EPI ） 是在一次或多次射频脉冲激发后，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，因而将产生多个梯度回波，即回波链。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，与一般的梯度回波或自旋回 波类序

53、列显然是不同的。这种 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序列的分类EPI序列的分类方法主要两种，一种按照一 幅图像需要进行射频脉冲激发的次数进行分 类；另一种则根据其准备脉冲进行分类。按激发次数分类按一幅图像需要进行射频脉冲激发的次 数，EPI序列可分为多次激发EPI和单次激发 EPI。多次激发 EPI ( multishot EPI, MS-EPI)MS-EPI是指一次射频脉冲激发后利用读出 梯度场连续切换采集多个梯度回波，填充K空间的多条相位编码线，需要多

54、次射频脉冲激发 和相应次数的EPI采集及数据迂回填充才能完 成整个K空间的填充。MS-EPI所需要进行的激 发次数，取决于K空间相位编码步级和ETLMS-EPI与FSE为相似，不同之处在于： FSE序列是利用180o复相脉冲采集自旋回波 链，而MS-EPI是利用读出梯度场的连续切换采 集梯度回波链；FSE的K空间是单向填充，而 MS-EPI的K空间需要进行迂回填充；由于梯度 场连续切换比连续的180o脉冲所需的时间短 得多。因此，MS-EPI回波链采集要比ETL相同 的FSE序列快数倍。多次激发SE-EPI 一般用于 腹部屏气T2WL单次激发EPI (SS-EPI)SS-EPI是指在一次RF脉

55、冲激发后连续采 集的梯度回波，即在一个RF脉冲激发后采集所 有的成像数据，用于重建一个平面的 MRH像， 这种序列被称为单次激发。单次激发 EPI存在 信号强度低、空间分辨力差、视野受限及磁敏 感性伪影明显等缺点。单次激发是目前采集速 度最快的MRjK像序列，单层图像的采集时间可 短于100Ms目前单次激发 GRE-EPI主要用于 MR寸比剂首次通过灌注加权成像(DW)、基 于血氧水平依赖(BOLD效应的脑功能成像和 扩散加权成像(DWI 。单次激发与多次激发各有优缺点SS-EPI的成像速度明显快于MS-EPI,因止匕 更适用于对速度要求很高的功能成像；由于ETL 相对较短，MS-EPI的图像

56、质量一般优于 SS-EPI, SNRM高，EPI常见的伪影更少。按EPI准备脉冲分类EPI本身只能算是MR1号的一种采集方式，并不 是真正的序列，EPI技术需要结合一定的准备脉 冲方能成为真正的成像序列，而且 EPI序列的加 权方式，权重和用途都与其准备脉冲密切相关。 主要包括以下几种：梯度回波EPI序列梯度回波EPI(GRE-EPJ序列是最基本的EPI 序列，结构也最简单，是在 90o脉冲后利用EPI 采集技术采集梯度回波链。自旋回波EPI序列自旋回波EPI序列是EPI与自旋回波序列结 合。如果EPI采集前的准备脉冲为一个90o脉冲 后随一个180o脉冲，即自旋回波序列方式，则该 序列被称为

57、SE-EPI序列。180o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，一般被用作T2WI或水分子扩散 加权成像序列。单次激发SE-EPI序列用于脑部超 快速T2WI时，该序列图像质量不及FSET2WI, 一 般用于临床情况较差或不能配合检查的患者如腹 部屏气T2WI0该序列用于腹部的优点是成像速度 快，数秒钟可完成数十幅图像的采集，即便不能 屏气也没有明显的呼吸伪影。缺点在于磁化率

58、伪 影较明显。在该序列基础上施加扩散敏感梯度场 即可进行水分子扩散加权成像，主要用于超急性 期脑梗死的诊断和鉴别诊断。反转恢复EPI序列所谓反转恢复EPI (IR-EPI)序列是指EPI 采集前施加的是180o反转恢复预脉冲。EPI与IR 序列脉冲结合，形成IR EPI,可产生典型的TiWI0 利用180o反转恢复预脉冲增加Ti对比，选择适 当的TI时，还可以获得脂肪抑制或液体抑制图 像。2.8磁共振成像特殊技术脂肪抑制技术在磁共振检查中经常会采用脂肪抑制技术， 脂肪抑制可以提供鉴别诊断信息、减少运动伪影 和化学位移伪影、改善图像对比、提高病变检出 率、增加增强扫描效果等。根据设备场强、扫描

59、部位和扫描序列等的不同，可以选择使用不同的 脂肪抑制技术。STIR 序列原理见IR序列中有关STIR的介绍。ST.IR座列的优点为场强依赖性低一对场强的. 要求不高，低场设备脂肪抑制的效果也不错；对磁场均匀度的要求也较低；且对大范围FOVfi宿而前方输用孩见山思殍;STIR浮列而队后万. 祚耳疝湎而拜京而和，马脂肪Ti接近的组织（例 如血月中），其信号也被抑制；不能应用于增强 扫描；且TR延长，使扫描时间延长。化学位移饱和成像化学位移饱和成像就是利用不同分子之间 共振频率的差异，在信号激发之前，预先发射 具有某中特定频率的预饱和脉冲，使这种频率 的组织信号被饱和，得到抑制。例如，水中的 氢质子

60、与脂肪中的氢质子其化学位移为 3.5ppm,在1.0T静磁场中水质子比脂肪质子的 共振频率大约快3.5ppm342.5MHz=148Hz果 预脉冲的频率选为脂肪的共振频率，则在其后 立即发射激发脉冲时脂肪已经饱和，脂肪信号 被抑制。该序列的优点为脂肪信号抑制的特异性 高、可用于多种序列。其缺点是场强依赖性较 大，在1.0T以上的高场设备中，脂肪抑制的效 果才不错；对磁场均匀度的要求也较大；且对 大范围FOVB描的脂肪抑制效果不理想。3化学位移成像原子核的共振频率与磁场强度成正比，但原子核并非孤立存在，位于不同种类化学键上 的原子会产生不同频率的信号，即局部化学环 境会影响质子的共振频率。例如甲