MR成像基础理论及成像原理上.docx
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MR成像基础理论及成像原理上
MR成像技术篇—基础篇
（1）
第1章 磁共振成像的物理学基础
1.1概述
1.1.1磁共振成像的起源及定义
磁共振成像（magneticresonanceimaging，MRI）是利用射频（radiofrequency，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（nuclearmagneticresonance，NMR），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年美国加州斯坦福大学Bloch和哈佛大学的Purcell教授同时发现了核磁共振现象，由于这一发现在物理、化学、生物化学、医学上具有重大意义。
此两人于1952年获得诺贝尔物理奖。
1946～1972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（magneticresonancespectroscopy，MRS）。
1971年美国纽约州立大学的达曼迪恩Damadian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Lauterbur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磁共振成像特点及其局限性
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
1.2.1原子核的自旋
1.2.1.1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，电子在原子核外快速运动，有轨道运动和自旋运动。
因为，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。
在许多情况下，轨道磁矩的贡献很小，分子的磁矩主要来自自旋，这种电子的运动在电子显微镜下视如云状，称电子云。
原子核位于原子的中心，由质子和中子组成。
原子核中的质子是带正电荷的，通常与原子核外的电子数相等，以保持原子的电中性，原子核中的质子和中子可有不同，质子和中子决定原子的质量，原子核是主要决定该原子物理特性的。
质子和中子如不成对，将使质子在旋转中产生角动量，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。
1.2.1.2原子核的自旋特性
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，此称自旋。
质子的自旋就好比电流通过环型线圈，根据法拉第（Faraday）电磁原理，将产生一定值的微小磁场，它的能量是一个有方向性的矢量，称为角动量，是磁性强度的反应，角动量大，就是指磁性强。
此时质子自旋分为两种：
一种为与磁场方向一致，另一种为与磁场方向不一致。
如果原子内的质子和中子是相等成对的，质子的自旋运动在质量平衡的条件下作任何空间方向的快速均匀分布，总的角动量保持为零。
但是，许多原子中的质子和中子是不成对的，在不成对的条件下，质子自旋运动产生的角动量将不能保持零状态，出现了角动量。
人体中的氢、碳、钠、磷原子都存在质子、中子不成对的情况，都可用来作磁共振成像的。
1.2.2原子核在外加磁场中的自旋变化
我们已经讨论了原子核的一些固有特性，下面介绍自旋核在静磁场中的变化。
在没有磁场的情况下，自旋中的磁矩的方向是杂乱无章的。
因此，对一个原子核宏观聚集体而言，就不可能看到任何宏观的核磁性现象。
如果将含有磁性原于核的物质放置于均匀磁场中，情况就不一样了。
这些微观的磁矩会在一定的时间（称为自旋－晶格弛豫时间）发生改变。
下面，我们将详细加以说明。
1.2.2.1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。
由于质子自旋的方向总是在变化的，因此角动量的方向也跟着变，在自然状态下，角动量方向随机而变。
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。
1.2.2.2磁矩和进动
磁矩有一些重要的特性，第一，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。
第二，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。
因此，当磁矩受到破坏后，其恢复也要考虑到时间的问题。
第三，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，磁矩方向与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矩与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。
此外，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Lamor（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，质子进动频率为21.29MHz。
B0等于1.5Tesla时，质子进动频率为63.87MHz。
Lamor方程表示：
ω= γ. B0 （公式1-1）
其中原子核的进动频率ω与主磁场B0成正比，γ为磁旋比。
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，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（B0）的条件下，受到另一外加磁场（B1）的作用而发生的共振现象，这就是磁共振物理现象。
1.3核磁弛豫
1.3.1弛豫过程
1.3.1.1弛豫
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，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，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。
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（freeinductiondecay，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，其幅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、T2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。
1.4磁共振成像的空间定位
1.4.1MRI的数据采集方法
1.4.1.1梯度磁场（gradientmagneticfield）
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
1.4.2MRI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128×256或256×256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128×256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复的过程，较CT的定位更复杂。
1.4.3MR图像重建理论
1.4.3.1K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。
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。
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%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，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。
MR成像技术篇—基础篇
（2）
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（repetitiontime；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，T2权重增加，T1权重减少，但检查时间延长；TR时间缩短，检查时间缩短，T1权重增加，信噪比降低，可允许扫描的层数减少，T2权重减少。
2.1.3.2回波时间（echotime；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，T1权重增加，T2对比减少。
2.1.3.3有效回波时间（effectiveechotime；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。
2.1.3.4反转时间（inversiontime；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（flipangle）
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，经常采用小角度激励技术，其翻转角小于90°。
6.1.3.6信号激励次数（numberofexcitations；NEX）
信号激励次数又叫信号采集次数（numberofacquisitions；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（echotrainlength；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倍提高。
2.1.3.8回波间隔时间（e
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