MRI 考试整理资料.docx

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1、MRI 考试整理资料MR总论及成像原理 磁共振成像的优点: 多参数成像，可提供丰富的诊断信息。 高对比度成像，可得出详尽的解剖学图谱。 任意方位断层，使医学界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。 不使用造影剂，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。 无骨伪影干扰，后颅凹病变清晰可辨。 磁共振成像的缺点: 成像速度慢,不适合运动性器官和危重病人的检查 对钙化灶和骨皮质灶不够敏感 图像易受多种伪影影响 禁忌症多 定量诊断困难 一、主磁体 根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型；根据导线材料不同又可将电磁型主磁体分

2、为常导磁体和超导磁体；一般的MRI仪由以下几部分组成主磁体：主磁体 梯度线圈 脉冲线圈 计算机系统 其他辅助设备；主磁体按磁体的外形可分为：开放式磁体 封闭式磁体 特殊外形磁体。 MR按主磁场的场强分类：MRI图像信噪比(SNR)与主磁体的场强成正比 低场:小于0.5T ; 中场:0.5T1.0T ; 高场:1.0T2.0T; 超高场强:大于2.0T 场强高低的计量单位： 1高斯为距离5安培电流的直导线1厘米处检测到的磁场强度 特斯拉 1 T = 10000G 主磁场的均匀性的重要性：空间定位; MRS频谱分析; FS脂肪抑制; 提高SNR；减少伪影；大FOV扫描。 磁场均匀度的指标：频率半高

3、宽，N厘米球表面均匀度；N厘米球表面均匀度 二、梯度线圈 作用：空间定位产生信号其他作用。梯度线圈性能的提高磁共振成速度加快； MR仪至少有三套梯度线圈。梯度线圈性能指标： 梯度场强梯度场两端的磁场强度差值/梯度场的长度 切换率梯度场预定强度/爬升时间 三、脉冲线圈 发射线圈和接收线圈 发射线圈发射射频脉冲激发人体内的质子发生共振，就如同电台的发射天线； 接收线圈接收人体内发出的MR信号，就如同收音机的天线。 脉冲线圈按作用分两类： 激发并采集MRI信号 仅采集MRI信号，激发采用体线圈进行 按与检查部位的关系分类： 体线圈 表面线圈 接收线圈与MRI图像SNR密切相关：接收线圈离身体越近，所

4、接收到的信号越强; 线圈内体积越小，所接收到的噪声越低 四、计算机系统及谱仪 数据的运算 控制扫描 显示图像 五、其他辅助设备 MRI的物理学原理 一、MRI成像的物质基础 原子的结构:电子、质子、中子 原子核总是绕着自身的轴旋转自旋 ( Spin ) 原子核的质子带正电荷，原子核自旋产生的磁场称为核磁，因而以前把磁共振成像称为核磁共振成像。 质子为偶数，中子为偶数不产生核磁 质子为奇数，中子为奇数；质子为奇数，中子为偶数；质子为偶数，中子为奇数产生核磁 用于人体MRI的为1H，原因有：1H的磁化率很高；1H占人体原子的绝大多数。 水分子可分为自由水和结合水，结合水不可产生信号，人体组织MR信

5、号的直接来源主要是自由水。 进入主磁场后磁化矢量的影响因素为温度、主磁场强度、质子含量 温度升高，磁化率降低； 场强越高，磁化率越高，场强几乎与磁化率成正比 质子含量越高，与主磁场同向的质子总数增加 进动 是核磁与主磁场相互作用的结果,进动的频率明显低于质子的自旋频率，但比后者更为重要。 w = g.B w：进动频率 Larmor 频率；g：磁旋比 42.5兆赫 / T；B：主磁场场强 处于低能状态的质子略多于处于高能状态的质子，因而产生纵向宏观磁化矢量。 进动使每个质子的核磁存在方向稳定的纵向磁化分矢量和旋转的横向磁化分矢量；由于相位不同，只有宏观纵向磁化矢量产生，并无宏观横向磁化矢量产生

6、黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗 进入主磁场后人体被磁化了，产生纵向宏观磁化矢量； 不同的组织由于氢质子含量的不同，宏观磁化矢量也不同； 磁共振不能检测出纵向磁化矢量。 MR不能检测到纵向磁化矢量，但能检测到旋转的横向磁化矢。 共振：能量从一个震动着的物体传递到另一个物体，而后者以前者相同的频率震动。 条件：频率一致；实质：能量传递 如何让氢质子产生共振？ 答案：施加RF脉冲 给低能的氢质子能量，氢质子获得能量进入高能状态，即核磁共振。 磁共振现象是靠射频线圈发射无线电波激发人体内的氢质子来引发的，这种射频脉冲的频率必须与氢质子进动频率相同，低能的质子获能进入高能状态。 射频脉冲的强度

7、和持续时间决定射频脉冲激发后的效应。 非常重要 黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗 无线电波激发后，人体内宏观磁场偏转了90，MRI可以检测到人体发出的信号 氢质子含量高的组织纵向磁化矢量大，90脉冲后磁化矢量偏转，产生的旋转的宏观横向矢量越大，MR信号强度越高。 此时的MR图像可区分质子密度不同的两种组织 检测到的仅仅是不同组织氢质子含量的差别，对于临床诊断来说是远远不够的。 我们总是在90脉冲关闭后过一定时间才进行MR信号采集。 XY平面内磁化矢量，是MR信号产生的必要条件 FID: 自由感应衰减表示90射频脉冲发射终止后，接收线圈接收到的可测量的MR信号。 射频

8、脉冲停止后，在主磁场的作用下，横向宏观磁化矢量逐渐缩小到零，纵向宏观磁化矢量从零逐渐回到平衡状态，这个过程称为核磁弛豫。 核磁弛豫又可分解为两个部分：横向弛豫；纵向弛豫。 横向弛豫就是横向磁化矢量减少的过程。 Mxy衰减到原来的37%所需时间。 横向磁化矢量Mxy衰减原因： 主磁场的不均匀； 旋进的质子之间、周围分子与原子，由于不停的运动，导致局部微环境的磁场波动； 根据Larmor 定律，磁场高的微环境中氢质子进动的快；磁场低的进动的慢； 上述原因导致同相位进动的质子失相位。 T2时间：横向磁化矢量从由最大衰减至37%所经历的驰。人体各种组织的T2弛豫要比T1弛豫快得多。 纵向弛豫 是指90

9、脉冲关闭后，在主磁场的作用下，纵向磁化矢量开始恢复，直至恢复到平衡状态的过程。 T1时间：纵向磁化矢量从最小恢复至平 衡态的63%所经历的驰豫时间 不同组织有着不同质子密度横向T2弛豫速度纵向T1弛豫速度，这是MRI显示解剖结构和病变的基础。 5、 磁共振“加权成像” 黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗 T1加权成像-突出组织T1弛豫差别 T2加权成像-突出组织T2弛豫差别 质子密度加权成像-突出组织氢质子含量差别 MR只能采集旋转的横向磁化矢量,不能测量静止的Mz 在任何序列图像上，信号采集时刻旋转横向的磁化矢量越大，MR信号越强 T1加权成像(T1WI) 反映组织纵向弛豫的快慢 T1

10、值越小 纵向磁化矢量恢复越快 已经恢复的纵向磁化矢量大 MR信号强度越高 T1值越大 纵向磁化矢量恢复越慢 已经恢复的纵向磁化矢量小MR信号强度越低 脂肪的T1值约为250毫秒 MR信号高 水的T1值约为3000毫秒 MR信号低 T2加权成像 T2值大 横向磁化矢量减少慢残留的横向磁化矢量大 MR信号高 水T2值约为1600毫秒 MR信号高 脑T2值约为100毫秒 MR信号低 重要提示! 黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小狗黄丹丹小pig 人体大多病变的T1值和T2值均较相应的正常组织大,因而在T1WI上比正常组织“黑”,在T2WI上比正常组织“白”。 6、 MRI的空间定位 X

11、轴、Y轴、Z轴三维空间定位：层面层厚，选择频率编码，相位编码 梯度磁场目前设计有三种：层面选择梯度Gz；频率编码梯度Gx；相位编码梯度Gy； 切记: 磁场强度改变导致进动频率改变。当发射共振频率射频脉冲时，将产生横向磁化向量。 数据采集过程分三个阶段 激励 射频脉冲激励做 Gz 层面选择。 相位编码 在Y轴增加梯度磁场 Gy，使Y坐标上质子处于不同相位。 频率编码 Gy关闭后，立即加上Gx 频率编码梯度，自旋质子进动，含有频率和相位编码的混合MR信号经二维傅立叶转换，分出每个体素在矩阵中的位置和信号强度，最后重建成图像。 1）层面选择梯度Gz 2）相位编码梯度Gy 3）频率编码梯度Gx 层面选

12、择 发射的射频脉冲不可能是单一频率；射频脉冲有一定的频率范围，我们可以控制和调整射频脉冲的带宽。 CT的层面选择和层厚控制靠床位和准直器 层厚选择 1. 频率越宽，层面越厚； 2.梯度越大，层面越薄。 决定层厚的因素：梯度场强 射频带宽 梯度场强不变射频带宽越宽，层厚越厚；射频带宽不变梯度场强越高，层厚越薄 调整射频脉冲的带宽、梯度场强的强度和位置，即可随意选择层面的位置和层厚 层面内的空间定位：体素像素 MR采集到的每一个信号均含有全层信息 必须进行层面内的空间定位编码才能把整个信息分配到各个像素 空间定位编码包括频率编码和相位编码 相位编码和频率编码都是依靠梯度磁场。 付立叶转换只能区分相

13、位相差180的MR信号 傅立叶变换 傅立叶变换是将信号的强度-时间的对应关系，转变为强度-频率的对应关系。 变换前横坐标代表时间或位置，变换后的横坐标对应于其频率，高度对应相应频率信号的幅度。 7、K空间及其特性 特点：K空间中每一点不对应图像中的一个点，而是包含整幅MR图像中的信息 K空间中的信息经傅立叶逆转换而产生MR图像。 K空间中心的线决定图像的对比，周边的线决定图像的空间分辨率 特性：K空间具有对称性：相位编码方向的镜像对称；频率编码方向的对称 填充K空间中央区域的相位编码线决定图像的对比 填充K空间周边区域的相位编码线决定图像的解剖细节 常规K空间的填充形式，其他填充形式有螺旋式填

14、充，放射状填充。 激发编码信号采集 K空间填充付立叶转换图像显示 总结MR成像的过程： 把病人放进磁场 人体被磁化产生纵向磁化矢量 发射射频脉冲 人体内氢质子发生共振从而产生横向磁化矢量 关掉射频脉冲 质子发生T1、T2弛豫 线圈采集人体发出的MR信号 计算机处理 显示图像 MRI成像脉冲序列 弛豫的两种形式： 纵向弛豫 射频脉冲停止，纵向弛豫恢复到原来大小平衡的状态，纵向弛豫是能量变化的过程，有能量的快递，扩散变化。纵向弛豫也叫自旋晶格弛豫。 纵向磁化向量恢复原来数值所经历的时间过程称纵向弛豫时间。纵向弛豫过程表现为一种指数递增曲线。 T1值被定义为从零恢复到原来纵向磁化向量63%的时间。

15、影响T1弛豫时间长短的因素： 不同组织分子结构T1弛豫时间不同，纵向弛豫是高能原子核释放能量恢复至低能态的过程，所以它必须通过有效途径将能量传递至周围环境中去，晶格是影响其弛豫的决定因素。 当质子的自然运动频率与拉莫频率接近时就会产生最有效的能量传递。 高能的质子把能量释放给周围的晶格； 晶格震动频率高于质子进动频率-能量传递慢纯水 晶格震动频率接近于质子进动频率-能量传递快脂肪，含中小分子蛋白质 晶格震动频率低于质子进动频率-能量传递慢含高浓度大分子蛋白 横向弛豫 射频脉冲停止，横向磁化向量开始逐渐消失的过程。横向弛豫不是能量变化的过程，是进动相位失去的过程。 横向磁化向量逐渐消失的过程称横

16、向弛豫时间，横向弛豫过程表现为一种指数递减曲线 T2值被定义为横向磁化向量从最大到其原来37%的时间。 影响T2弛豫时间长短的因素： 组织失相位的快慢决定了组织T2的长短 水分子空间分布稀疏，导致氢质子间自旋-自旋相互作用很小。这样水分子中失相位的发生速度，要较在其它组织中慢很多，因此水的T2弛豫时间很长。 固体、脂肪和蛋白质。 主磁场T2弛豫时间比T1要短许多。 与 T1 相比，T2对主磁场强度不敏感，但是对磁场均匀度敏感。 T2*弛豫-用自由感应衰减方法测得的自旋自旋弛豫时间标记为T2*。 MR信号与下列因素有关： 质子密度；T1、T2值；化学位移；相位；运动 上述每个因素对MR信号的贡献

17、受RF脉冲的调节、所用的梯度以及信号采集时刻的控制。 MR成像过程中，RF脉冲、梯度、信号采集时刻的设置参数的组合称为脉冲序列。 脉冲序列的两部分：自旋准备与；信号的产生与采集。图像的转换属于后处理过程。 脉冲序列的作用： 获得不同的组织对比；抑制某些物质的信号；缩短扫描时间；减少伪影 MRI序列的分类 1. 脉冲激发后直接采集自由感应衰减信号自由感应衰减序列FID 2. 用射频脉冲产生回波的序列自旋回波序列SE 3. 用读出梯度切换产生回波的序列梯度回波序列GRE 4. 同时有自旋回波和梯度回波的序列杂合序列HS 一、自由感应衰减序列(FID序列) 90RF 可以产生最大的横向磁化矢量Mz,

18、此时采集的MR 信号最强，但因T2衰减太快，临床上很少采用。一般称为饱和恢复或部分饱和恢复序列R 二、自旋回波类序列 SE；RARE；SS-RARE； HF-SS-RARE；IR：TIR 1、自旋回波序列 磁共振扫描最基本，最常用的脉冲序列。其过程为先发射一个90射频脉冲，间隔数十毫秒，再发射一个 180 0射频脉冲，激发后10-100ms测量回波信号强度。 TE回波时间，从 90 度脉冲到接收回波信号之间的时间。TE是90脉冲到180脉冲间期的2倍。 TR重复时间，重复这一过程，两个90脉冲之间的时间。 SE序列的特点： 目前最常用的T1WI序列；组织对比度良好，SNR较高，伪影少；信号变化

19、容易解释；最常用于颅脑，骨关节软组织，脊柱；腹部已经逐渐被GRE序列取代；T2WI少用SE序列；扫描时间2-5分钟 质子失相位的原因： 质子小磁场的相互作用造成磁场不均匀真正的T2弛豫 主磁场的不均匀，后者是造成质子失相位的主要原因 180脉冲可使因主磁场恒定不均匀造成失相质子的相位重聚，产生自旋回波。 通过调节TR，TE等参数，得到突出某个组织特征参数的图像称为加权像。能够反映组织T1，T2弛豫时间和质子密度特征的图像分别称为T1W，T2W，PDW像。 每种组织图像信号强度由质子密度影响，形成的影像称质子密度加权像。 T1加权像组织间的对比度是由组织的T1值所决定。T1较短的组织信号较强。

20、T1加权像是MR成像最基本的脉冲序列。特点：水为低信号脂肪为高信号亚急性出血位高信号 T2加权像组织信号强度是由组织的T2值决定的。具有较长T2组织的信号较强。 T2加权像是MR成像最基本的脉冲序列。特点：水为高信号脂肪为高信号亚急性出血位高信号 T1加权像短TR，短TE；T2加权像长TR，长TE；PD加权像长TR，短TE TR决定图像的T1成分；TE决定图像的T2成分 很长的TR所有的组织T1完全弛豫剔除图像的T1弛豫差别 很短的TE可基本剔除图像的T2成分 SE多回波脉冲序列 TE 时间在120ms以上称为重加权像。 2、RARE序列 临床上常称快速自旋回波 TSEFSE FSE序列的特点

21、： 快速成像；回波链中每个回波信号的TE时间不同，从而降低了组织对比；FSE序列图像的模糊效应； 脂肪组织信号强度增高；对磁场不均匀性不敏感；能量沉积增加。 FSE序列重要参数改变产生的效果： ETL越长成像越快；图像SNR越低；图像T2对比越差；图像的模糊效应越重；脂肪信号越亮；SAR值越高 回波间隙越小回波间幅度差别越小，图像对比增加；图像模糊效应越轻；脂肪信号越高； 在保持对比和模糊效应的前提下，允许的ETL越长；SAR值越高 单次激发RARE序列 一次激发后利用连续的180脉冲采集全部信号 优点：快速；缺点：T2加权太重，T2对比差 用途：水成像，尤其是MRCP、MRM 半傅里叶采集单

22、次激发RARE 半傅里叶技术+单次激发+快速自旋回波 优点：快速，有效TE短，几乎无伪影； 缺点：T2对不不及SE及呼吸门控TSE 3、翻转恢复序列IR TI 时间控制组织抑制和对比;TE 时间控制T2 权重 临床主要用于闹灰白质显像、抑水、抑脂序列，实际上还属于SE类序列。 激发角度越大，纵向弛豫所需时间越长；激发角度越大，T1成分越大，T1对比越大； 90脉冲能产生最大的横向磁化矢量；180脉冲产生反向的纵向磁化矢量。 IR = 180预脉冲SE SE序列的T1对比决定于TR，选用的TR接近于组织的T1值可获得较好的T1对比。 IR序列的T1对比决定于TI，选用的TI接近于组织的T1值可获

23、得更好的T1对比。 与SE序列一样，IR序列应选用尽量短的TE尽量剔除T2弛豫对图像对比的影响。 IR序列中，TR应尽量长，至少与T2WI的TR一样长。 IR序列的优点：T1对比很好； IR序列的缺点：扫描时间很长 快速IR序列 SIEMENS:TIR/IR-TSE/TIRM； PHILIPS:IR-TSE/TIR； GE:IR-FSE/FIR IR-FSE=180反转脉冲FSE 临床应用： 注意：IR-TSE序列需要采用较长的TR 脂肪抑制(short TI inversion recovery, STIR)，特别适用于低场强MR 黑水作用(fluid attenuated inversio

24、n recovery, FLAIR),抑水序列 T1WIFLAIR T1WI FLAIR FIR T1WI； IR+短回波链FSE； 利用IR增加T1对比； TI 750ms； TI 500ms； TR1500msTR2000ms； TE尽量短； T1对比高于SE但低于IR 4、梯度回波类序列 GRE序列是最常用的快速成像序列之一，利用梯度场的反向切换产生回波。 它的序列结构特点是：短TR和小偏转角 GRE序列中，下一个RF脉冲激发前的纵向磁化矢量由下列两部分构成： 前一次脉冲继发后残留的纵向磁化矢量；TR间期内T1弛豫恢复的纵向磁化矢量 GRE: TR短TE短小角度激发梯度切换采集信号T2*

25、弛豫成像快 SE : TR长TE短90激发 180脉冲采集信号 T2弛豫成像慢 GRE序列的特点： 梯度场的切换比180聚焦快 1、采用小角度激发，加快成像速度 2、采用梯度场切换采集回波信号进一步加快了采集速度 3、反映的是T2 *弛豫信息而不是T2弛豫信息 4、GRE的固有信噪比较低 5、GRE序列对磁场的不均匀性敏感 GRE序列中的稳态： 1.纵向磁化矢量稳态Mz MZ越小，纵向弛豫越快。每一次激发， MZ进一步缩小，但纵向弛豫也同时进一步加快。 数个脉冲后，这两种相反的过程将达到平衡。自此，每次脉冲继发后， MZ保持相同。 2.横向磁化矢量稳态Mxy 如果TR没有明显大于T2；下一个小

26、角度脉冲将对前一个脉冲产生的Mxy产生聚焦作用； 聚焦的Mxy在第三个脉冲时刻达到最大值；连续几个脉冲后，Mxy大小也将保持稳定；Mxy稳定。 稳态自由进动 SSFP 纵向磁化矢量和横向磁化矢量都达到稳态的GRE序列也被称为稳态自由进动序列， SSFP中，一个TR间期内组织的Mxy存在两种稳定的变化： 小角度脉冲产生Mxy，及其自由感应衰减 小角度脉冲对上一次小角度脉冲所产生的Mxy的重聚焦 梯度回波类序列： 扰相梯度回波；真实稳态进动快速成像；磁化准备梯度回波序列 扰相梯度回波 SPGR序列进行加权成像，但由于施加的射频脉冲以及产生回波的方式不同，与SE类序列存在差别： 一般SE多90激发，

27、因此T1成分主要TR决定，但是GRE序列中，激发角度小于90，且激发角度随时调整，所以GRE序列的T1成分受TR和激发角度双重影像。 由于采用小角度激发，组织纵向弛豫所需要的时间缩短，因此相对SE序列来说，GRE序列可以选用较短的TR。 GRE序列的图像的横向弛豫成分也由TE来决定，但由于GRE序列采集的回波未剔除主磁场不均匀造成的质子失相位，仅能反映组织T2*弛豫信息，只能得到T2*WI。 SPGR T1WI ：扰相GRE序列多数情况下用于T1WI。 与SE序列一样，需要较短TE剔除T2*影像，而且因为读出梯度场切换所需的时间明显短于180脉冲所需要的时间，因此扰相GRE的最短TE明显短于S

28、E序列。 T1WI权重则取决于TR和激发角度： 保持TR不变，激发角度越大，T1权重越重；保持激发角度不变，TR越短，T1权重越重。 、FLASH-T1WI 腹部屏气FLASH-T1WI 临床上最常用的腹部快速T1WI序列。优点：扫描速度快，组织T1对比好； 缺点：屏气不好有伪影。 FLASH-3D 对比增强MRA 极短的TR、TE；极快的扫描速度；可采用减影技术减低背景信号。 、扰相梯度回波T2*WI 成像参数：TR 300-800ms，TE 1540ms，激发角度30度 临床应用：椎间盘病变，半月板病变，陈旧出血病变 优点：成像速度快，对关节软骨、半月板、椎间盘显示较好，有利于陈旧出血的显

29、示 缺点：对其他结构显示欠佳，对磁场不均匀比较敏感 Gy相位编码梯度导致Mxy-REF不稳，出现条带状伪影 如何去除SSFP-Refocused与条带状伪影 去除残留横向磁化矢量可去除条带状伪影，主要方法是使质子群失相位，从而消除Mxy，该技术称为扰相技术或毁损技术。主要方法：梯度扰相，射频扰相，梯度扰相+射频扰相。 真实稳态进动快速成像 SIEMENSTrue FISP；PHILIPSBalance FFE；GEFIESTA 在层面选择方向、相位编码方向及频率编码方向3个方向都利用反向梯度进行相位重聚，达到纵向磁化矢量和横向磁化矢量真正的稳态。 很短的TR、TE和很大的翻转角：TR:2-8m

30、s，TE:1-4ms，翻转角：40-80度；对比决定于T2/T1 优点：组织结构显示好；血管都呈均匀高信号；液体显示为很高信号；成像速度快； 缺点：软组织T2对比差；磁化敏感伪影 磁化准备快速梯度回波序列 SIEMENS-Turbo FLASH；PHILIPS-TFE；GE-Rapid SPGR / FGRE 可用于T1WI或T2WI，T1WI常用。预脉冲决定对比，预脉冲后用小角度超快速激发和采集。 T1对比决定于180脉冲后的有效TI 优点：快速；缺点：T1对比较差 临床应用：颅脑快速成像心肌灌注肾脏灌注肝脏灌注 5、平面回波成像EPI EPI是目前最快的MRI信号采集方式，单层图像的信号采

31、集时间可缩短到100毫秒以内 梯度回波的一次激发采集多个回波的形式 普通梯度回波为一次脉冲激发后利用梯度线圈反向切换一次采集一个梯度回波 EPI是在一次脉冲激发后依靠梯度线圈的连续反向切换，采集一连串梯度回波信号 EPI可分为: 多次激发EPI:在一次脉冲激发后利用读出梯度线圈的连续反向切换采集多个梯度回波信号，填充部分K空间。通过多次如此重复激发和采集完成整个K空间的填充。 单次激发EPI:在一次脉冲激发后利用读出梯度线圈的连续反向切换，采集填充整个K空间所需的全部梯度回波信号。 EPI技术仅仅是MR信号的采集方式，而非MRI扫描序列。EPI必须结合特定的激发脉冲才能成为真正的MRI序列。E

32、PI序列的对比和权重决定于预脉冲 (1)、EPI-T1WI 预脉冲是翻转恢复序列，则得到T1加权的EPI图像 IR-EPI T1WI主要用于心肌灌注加权成像,采用短回波链的多次激发IR-EPI (2)、EPI-T2*WI 预脉冲为单个90射频脉冲；也称FID-EPI; GRE-EPI图像 GRE-EPI T2*WI的临床应用：脑 fMRI ;脑灌注加权成像 (3)、EPI-T2WI 预脉冲是SE序列，所得到的称为SE-EPI图像 SE-EPI-T2WI的临床应用： 颅脑 腹部T2WI成像 水分子扩散加权成像Diffusion Tensor Imaging 螺旋桨技术的FSE及FIR 常规的FS

33、E或FIR具有回波链，需要进行频率和相位编码，其K空间的填充轨迹为平行线对称填充。 Propeller技术则是两种技术的组合，即+K空间放射状填充。 Propeller技术的K空间填充轨迹是平行填充与放射状填充相结合 螺旋桨序列PROPELLOR Propellor这种桨形填充方式，导致了K中心的数据被多次采集。这样就给我们带来了不少好处。 高SNR 纠正运动伪影 降低金属伪影 减少磁敏感伪影 特点：K空间中心区域有大量的信息重叠，因此图像有较高的信噪比。 K空间中心区域大量的信号重复，为数据的校正提供更多的机会。 运动伪影不再沿着相位编码方向被重建出来，而是沿着放射状的方向被抛射到FOV以外

34、，从而明显减轻运动伪影。 由于Propeller技术采用的是FSE或FIR序列，对磁场不均匀性不太敏感，与EPI序列比较，不易产生磁敏感伪影。 磁共振特殊成像技术 磁共振血管成像 MRA主要特点:非介入性、无损伤技术;三维信息多画面;显示多方位及动态观察；不用造影剂；扫描、重建时间越来越短。 血流的信号比较复杂，取决于血流形式、血流方向、血流速度、脉冲序列及其成像参数等。 流动液体的MR信号特征: 层流血流质点与血管长轴呈平行运动，靠血管壁近质点流动速度慢，中心流速快。层流血液使信号减弱。 湍流(涡流)血液在血管内不沿血管直线运动，向其他方向不规则迅速流动，引起质子群去相位移动，产生流空效应使

35、血管呈低信号。血液通过狭窄处后在血流两侧形成旋涡状运动。 MRA成像中流体的流动效应: 流空效应-由于信号采集需一定的时间，快速流动的血液不产生或只产生极低信号，与周围组织、结构间形成良好的对比，这种现象就是“流空效应”。 流空效应： 应用SE技术，以一定速度流动的液体产生流空效应，呈无或低信号。产生此效应的原因在于：射频脉冲所激发的质子在接收线圈获取MR信号时，因流动已移出成像层面，而此时成像层面内原部位的质子为新流人的非激发质子，故不产生MRI信号。与流动的液体相比，周围静止组织发出的MRI信号强度不变。 流入增强效应： l 如果血流垂直或基本垂直于扫描层面，同时所选用的TR比较短，这样层

36、面内静止组织的质子群因没有足够的时间发生充分的纵向弛豫，出现饱和现象，因而信号发生衰减。 l 而对于血流来讲，总有未经激发的质子群流入扫描平面，经射频脉冲激发后产生较强的信号，与静止组织相比表现为高信号。 l 流入增强效应常出现在梯度回波序列，也可出现在自旋回波序列。 l 在二维多层面扫描时，血流上游方向第一层内血流的流入效应最强，信号高，而血流方向的其他层面内由于血流中饱和的质子群逐渐增多，信号逐渐减弱。 流动去相位效应-血流动改变相位反映出信号有高有低。运动自旋都会产生相位变化，包括移动、流动及水分子的弥散运动等，这种单个自旋在梯度磁场中的相位改变称为相位漂移效应，是由横向磁化的变化所致。

37、 预饱和效应-预饱和区常位于成像容积层厚之外，血流经过即处于饱和状态，进入成像容积时已呈黑色低信号。 表现为低信号的血流： 1、流空效应：血流方向垂直于扫描层面。 2、扫描层面内质子群位置移动造成的信号衰减。 3、层流流速差别造成的失相位。 4、层流引起的分子旋转造成的失相位。 5、湍流。 6、血流的长T1特性。决定血液信号的主要是其T1值。血液的T1值很长，因此呈现相对低信号。 表现为高信号的血流： 1、流入增强效应。 2、偶回波效应。SE多回波成像时，奇数回波的图像上血流表现为低信号，偶数回波的图像上表现为高信号。 3、非常缓慢的血流。主要取决于血液的T1和T2值，由于血液具有较长的T2值

38、，在T2WI可表现为高信号。 4、血流在梯度回波序列上表现为高信号。 与SE序列不同，GRE序列的回波是利用梯度场的切换产生的，而梯度场的切换不需要进行层面选择，因此受小角度激发产生宏观横向磁化矢量的血流尽管离开了扫描层面，但只要不超出有效梯度场和采集线圈的有效范围，还是可以感受梯度场的切换而产生回波，因而不表现为流空而呈现相对高的信号强度。 MRA成像的几种方法： TOF时间飞越法：2DTOF 3DTOF； PC相位对比法； 对比增强MRA 、时间飞越法 基本原理： 均采用GRE序列，短TR，短TE。饱和效应(静态组织)，流动(入)相关增强效应(血液) TOF时空飞逝法：通过血液流入流动相关

39、增强效应，静止组织信号弱，相对流动血液信号对比增强而获得TOF MRA的对比主要依赖于血管进入的角度一般要求扫描层面垂直于血管走向。 2D TOF SPGR 优点： 血流/背景对比；慢血流的显示；成像速度 缺点： 1、层面方向空间分辨率较低，体素较大，流动失相位较明显，特别是受湍流的影响较大，容易出现相应的假象。 2、后处理效果不好。 3、容易因原始图像变形引起的层间配准错误而出现血管影扭曲。 3D TOF SPGR 优点：1、空间分辨率高；2、体素小，流动失相位相对较轻，受湍流的影响小；3、信噪比高；4、后处理效果好。 缺点：1、血流的饱和较明显，不利于慢血流的显示；2、背景的抑制效果不及2

40、D TOF MRA；3、扫描时间相对较长。 、相位对比法PC 基本原理：使用强度相同、持续时间相等的极性相反的两个梯度(流动编码梯度）; 静止组织，净相位改变为零，无信号;流动组织，由于相位漂移，产生一个净相位，有信号; 减影技术 PC序列及作用： 2DPC 时间短：空间分辨力低，常用于3DPC的流速预测，可反应血流的流速及方向，进行血流方向和流速定量分析 3DPC 分辨力高，对快慢血流均敏感，静止组织抑制效果好。缺点：时间长 PC与TOF的比较 时间 湍流信号 复合血流效应 相位移位 慢血流 末梢血流 短T1伪迹 夸大狭窄 背景 分辨率 TOF 长 好 好 少 差 好(平均) 有 多 差 好

41、 PC 2D短3D长 差 差 多 好 差 无 少 好 差 、增强血管造影ceMRA ceMRA 原理-快速扫描： 快速扫描，时间在30秒之内；消除呼吸运动伪影；捕捉CM的首次循环；避免静脉污染； 临床应用：主动脉夹层，胸腹主动脉瘤成像，肺动脉血栓，颈动脉狭窄，周围血管的疾病，不必进行血管穿刺， 并发症少，CM引发的副作用少，多角度成像，后处理简单。 ceMRA 影响因素: 扫描参数:TR，翻转角度； Gd-DTPA:剂量，注射速度； K空间填充方式:顺序式、中心、椭圆填充； 峰值时间的判定:团注测试； 适当短的TR时间:TR时间过长，会导致背景组织信号增加，过短会导致SNR明显降低，最终图像有

42、明显噪音 CM剂量:保证图像质量情况下的低剂量-单倍剂量0.1mmol/kg,双倍剂量0.2mmol/kg 保证安全和图像质量的儿童剂量-0.25mmol/kg CM注射速度:文献报道的注射速度从0.1ml/sec到6ml/sec不等，但是最佳的注射速度是3ml/sec； Flurro Trigger K空间的填充方式有三种，每一种都有各自的特点： 顺序式K空间填充方法：因为操作繁琐，只应用于多段血管成像，因为顺序式K空间填充的延迟时间是最小的 中心K空间填充方法：广泛应用于多部位血管造影成像，特别是腹部的ceMRA 磁共振水成像MRH 成像原理：水的长T2特点 临床应用 、MRCP： 磁共振

43、胰胆管造影检查是近年来迅速发展起来并广泛应用于临床的一种非创伤性而且不需要造影剂即可显示胰胆管系统的磁共振检查技术 基本原理 利用快速采集弛豫增强序列获得重T2加权图像 MRCP检查方法 1、三维容积采集： 因获得多层连续的薄层图像，常称为薄层采集；利用MIP进行重建；扫描时间长；受呼吸影响大 2、二维厚层块投射扫描： 扫描速度块；不能后出理；无薄层原始图像 、MR尿路成像： 原理与方法与MRCP基本相同 、MR内耳水成像 常采用Balance-SSFP序列；改进双激发Balance-SSFP序列(脉冲在MXY 处于不同相位时进行激发，采集两组回波，消除因磁敏感效应导致的条状伪影） 磁共振功能

44、成像fMRI 解剖成像 利用成像组织自身的物理特性，如X射线吸收率、组织T1弛豫时间、T2弛豫时间。 功能成像 利用组织的生化代谢特性或组织与探测分子之间相互影响的特性。 fMRI包括扩散加权成像，灌注加权成像，皮层活动功能定义及MR波谱成像 、弥散现象(扩散现象)DWI 研究水分子扩散运动的成像方法 成像原理：基本脉冲序列：SE， EPI 弥散的影响因素： 组织结构；生化特性；温度；外加使局部组织运动的因素 弥散的测量 生物、物理方法；放射活性或荧光标记；核磁共振成像 DWI是在常规MRI序列的基础上，在X、Y、Z轴三个互相垂直的方向上施加弥散敏感梯度，从而获得反映体内水分子弥散运动状况的M

45、R图像。其计算公式为： A=exp A代表弥散运动引起的MR信号衰减，D为弥散系数，反映弥散运动的快慢，单位为mm2/s，b为弥散因子，单位为s/mm2，低b值对快速弥散运动敏感，b值与弥散敏感梯度持续的时间、幅度、形状等有关。 在DWI中通常以表观弥散系数描述组织中水分子弥散的快慢，而不直接采用弥散系数，其原因是DWI所观察到的弥散效应除反映水分子自身弥散运动之外，还与使用的b值、病人呼吸、脉搏等运动的影响有关。 ADC的计算公式为： ADC/ S1、S2分别代表两个弥散加权的信号强度，b1、b2为两个不同的弥散因子，通常b2值为0，b1值多为1000s/mm2，b值为0时相当于T2WI，具有较大b值的序列是较强弥散加权，因而引起较大的信号衰减。将每一像素的表观弥散系数值进行自然对数运算后即可得到DWI图，因此同一像素在表观弥散系数图和DWI图中的信号强度通常相反，即弥散运动快的像素，其表观弥散系数值高，在DWI上呈低信号，反之亦然。 弥散图像的影响因素： 体内各种因素的变化影响弥散运动呼吸、心跳、毛细血管灌注、组织结构等 T2透过效应 由于DWI图像以SE-EPI序列扫描，含有不同程度的质子加权和T2成分，不能真正反映脑组织的弥散系数 弥散图像包含有T2、质子和弥散程度变化的综合信息 临床应用： 缺血性脑梗死的早期诊断 其他疾病的鉴别诊断 、灌注成像PWI