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1、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（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对比， 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间隔。翻转角（flip angle）在射频脉冲的激发下，质子磁化矢量方

2、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脉冲。 在快速成像序列中，经常采用小角度激励技术，其翻转角小于 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。 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。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

3、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 集的速度成倍提高。回波间隔时间（echo spaci ng； 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。视野（FO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图像采集矩阵代表沿频率编码和相位编码方向米集的像素数目，图像米集矩阵 二频率编码次数对目位编码次数，例如频率编码次数为 256,相位编码次数为192,则矩阵为256 X 192接

4、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。自旋回波脉冲序列自旋回波脉冲序列（spin echo, 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 Mo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90 RF脉冲到接受回波信号的时间称回波时间， 即TE时

5、间，两个90RF脉冲之间的时间称重复时间，即 TR时间。T1加权像Ti加权图像主要反映组织 Ti值差异，简称为TiWI。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Ti加权图像。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，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。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 500m

6、s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（in version recovery， IR）包括一个i80反转脉冲、一个90。激发脉冲与一个I80。复相脉冲组成。第一个I80。脉冲激发质子，使 质子群的纵向磁化矢量 Mo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

7、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 出。IR序列的成像参数包括 Tl、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 Mz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TiWI。TE是产生T2加权的主要决定因素，近年来在

8、IR SE 序列中应用长TE值也能获得T2WI。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 Tl= 200800ms, TR=5002500ms, 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TiWI。通常TR等于TI的3倍左右时SNR好。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 MR成像，即 脂肪抑制和水抑制序列。短 TI 反转恢复脉冲序列（short TI in ve

9、rsion recocery , STIF）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 （ 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

10、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，场强设备中TI设置在i50仃Oms。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Ti较长的游离水达

11、到选择性抑制的作用。这时，脑脊液呈低信号，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。梯度回波脉冲序

12、列梯度回波脉冲序列的基础理论 梯度回波（Gradient Echo，GRE序列也称为场回波序列（Field Echo,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 （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

13、用180脉冲的SE序列的T2加权像，GRE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 Ti、T2,还与Bo的不均匀性有关。但是，主要依赖于激发脉冲的翻转角 aTR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

14、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）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。稳态梯度回波脉冲序列（FISPGRE由于是短TR成像，因此回波采集后，产生

15、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 T2*值对图像的影响也很小

16、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歹!J（ 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。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

17、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

18、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。 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

19、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。快速梯度回波脉冲序列（Turbo-FLASHTurbo-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

20、度序列的磁矩预准备成像（ Mag netizationPrepared 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。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度回波

21、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WI; 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。快速自旋回波脉冲序列（FSERARE技术的概念ERARE技 术即快速采集弛豫增强（rapid acquisitio n relaxati onenhanced,RARE是1986年由德国科学家等提出的， 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，减少扫描时间，是快速 自旋回波序列的基础。具

22、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。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90F脉冲，然后发射一个 180 F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，ETL。回波链可一次获 得8或16种相位

23、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（ Gradie nt Mome nt Nulli ngTechnique）的应用，使FSE的T2加权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T

24、R周期内首先发射一个90 F 脉冲，然后相继发射多个180R F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

25、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432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, 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。