医学影像技术体系 · 第 25 卷 / 共 44 卷

黑血、水成像、磁化传递与射频带宽

本卷导读

讲解黑血成像、各向同性扫描、磁化传递、3D K 空间填充、水成像、射频脉冲带宽、化学位移成像、T2 效应与 mDIXON 等高级序列与工程参数。

知识结构

  1. 小视野、扩散与黑血成像
    • 磁共振小视野成像技术
    • D磁共振扩散成像技术
    • 小视野≠高分辨
  2. K 空间、各向同性与水成像
    • 磁共振多片技术（交叉采集）
    • 什么叫各向同性扫描？Isotropic
    • 水成像技术
  3. 磁化传递、射频带宽与噪音
  4. 化学位移、T2 效应与快速参数
    • 加快磁共振成像的参数汇总：磁共振快速成像技术
    • 什么是化学位移成像CSI
  5. 血管序列与 mDIXON
    • 飞利浦血管序列原理及临床应用
    • 飞利浦mDIXON家族序列特点及临床应用

小视野、扩散与黑血成像

1. 磁共振小视野成像技术

有磁共振操作经验或者临床经验的老师可能一看就知道。的确，对于磁共振来说，做很大的视野FOV可能受设备的硬件限制，做一般的大视野是非常容易的，反而是做小视野不容易。做大容易，做小反而有难度。

卷折伪影产生的最主要原因就是采样不足，体现在相位编码方向上FOV（视野）外还有组织。说人话就是FOV太小，没有把组织包全。

增大FOV，我们既然要做小视野成像，就不想增大FOV。使用饱和带，须知即使使用饱和带，也不可能100%把FOV外的组织信号完全饱和。

使用过采样，这种方法确实能够达到小视野成像的目的。过采样的部分也会花费扫描时间，实际上等于扫描了一个大视野然后只重建小视野，有点得不偿失。

这样看来，能够达到小视野成像的方法，就是加过采样或者利用新的小视野成像技术。

我们不希望做太大的视野FOV成像，但是又不希望出现卷褶伪影的话，可以使用相位编码过采样这个参数。

在飞利浦系统中，该参数是在Geometric里设置的，叫做Fold-over suppression，即抗卷褶（或者叫卷褶抑制）。点击该参数，选择oversampling，即过采样。用户可以在过采样两侧直接输入数值进行选择过采样的范围。

这种两侧过采样范围可以不用对称的技术在飞利浦被称为Flexible Oversampling。目前该技术还是飞利浦的特色。

西门子磁共振中，相位编码方向过采样的设置是在参数栏Routine中的左下方向有一个Phase oversampling中，通过用户自定义过采样百分比来实现。

和飞利浦MR一样，相位编码方向过采样在定位像中以虚线显示，图像中不显示。使用了phase oversampling之后，会增加扫描时间。

GE磁共振中，相位编码过采样技术叫做NPW，无相位卷褶No Phase Wrap。使用NPW后，相位编码方向的FOV将增加一倍，重建后保留中间部分的图像，将选定FOV以外的两边数据丢弃。

日本佳能Canon磁共振中，防止卷遮伪影的技术叫做No Wrap技术。

使用过采样方法来进行小视野成像，基本上就是通过加大过采样范围，以多采集数据，多在相位方向上的FOV多采，重建的时候做小视野重建来达到小FOV成像的目的。

这种方法可以做小视野成像，缺点是扫描时间长，而且如果视野再缩小，则有时候采样过采样方法也不能保证不会卷折。

有没有一种方法，不大幅度增加扫描时间，又不需要新的技术，又能达到小视野成像的目的呢？

飞利浦有一种比较简单的方法，直接SENSE法（这是我起的名字）。

三.直接SENSE法小视野成像（dS zoom）。有一次日本的一个AP在调参数的时候，把FOV缩小，但是忘了加oversampling（过采样）。扫描完了复盘，发现参数忘加了，但是图像并没有卷折。

他们发现，把FOV缩得非常小，不打开防卷折，图像也不会产生卷折。

最后经过测试，AP发现，当相位编码方向为RL（左右），使用飞利浦的dS-SENSE（数字化并行采集技术）的时候，将SENSE factor设置为1（理论上设置为1等于不加速），然后做small FOV扫描，关闭过采样，图像完全不会发生卷折。

于是2014年IACSM会议上，日本同事投了一个poster。就讲到了单纯把SENSE设置为1，关掉过采样，不适应任何技术，也能保证小视野成像。

这种方法迅速被推广了，因为它非常简单，不需要做特别的设置。

②把SENSE factor设置为1。

这种方法非常简单，在场地上做小视野成像一般也用这种方法，序列备注一般写为ds-SENSE。

没有其他技术，任何飞利浦的设备都可以调出来，记住2步：1.SENSE factor设置为1；2.关掉过采样。这样扫描时间不长，一般全部部位的小视野是绝对够用的。

采样直接法SENSE小视野扫描，还可以结合抗运动伪影技术MultiVane XD。

在实践中还发现，如果使用了MultiVane XD，即使SENSE大于1，比如我扫描盆腔矢状位T2WI，使用MultVane XD，小视野FOV=160mm，SENSE=1.6，图像也没有卷折。

不仅横轴位可以，冠状位，矢状位也可以，非常简单。这种方法有没有问题呢？在使用的时候也发现存在一些问题，主要表现在：

FOV如果太小了，可能就有卷折的风险，比如FOV＜80mm，这个时候，如果要做这么小的FOV的小视野成像，就必须需要其他技术。用这种方法做小视野DWI效果不太好。

说明一下，这种方法只适用于飞利浦设备，其他厂家设备这样做是否不会发生卷折不能保证。

除了上面说的两种方法，还有专门用于小视野成像的专用磁共振技术。这些小视野成像技术主要用于小视野扩散成像，或者叫做Small FOV DWI。

在飞利浦，这种专门的小视野成像技术叫做ZOOM。西门子，这种技术被称为ZOOMit，主要是采用靶向小视野选择性激发感兴趣区进行成像。GE中，小视野成像技术是FOCUS。

各都有专门的技术，都很不错，当然我熟悉飞利浦的，所以重点讲讲飞利浦的ZOOM技术。注意看，小视野成像一般技术名称都带Zoom这个英文。

已知，2D成像首先需要选择。如果一层同时被90°射频脉冲和180°脉冲选中，则激发的就是这一层。首先90°射频脉冲可以先选择一层。

重聚脉冲180°的时候，采用的不是和90°脉冲一个方向平行，而是采用斜面激励。这样，同时受到90°脉冲和180°脉冲的范围就非常小了。

ZOOMit小视野成像就是采用类似的90°脉冲和180°脉冲垂直的方式，这样同时激励的部分就更小了。

90°和180°呈斜面激励，斜面有些部分不是我们像成像的FOV，这个时候可以通过添加过采样（范围很小）来解决。

这样就能达到小视野成像，其实就是本来激励的区域就变小了。

采用这种方法，能够使得FOV可以非常小，并且用于小视野DWI非常好。

除了小视野，还可以采用ZOOM技术，将视野做成长条形的，这样非常有利于脊髓的DWI成像。

本章简单的讲述了磁共振小视野成像技术，别看是小视野，可是有大技术。

  1. 3.3 周二 于 天津

传递的磁共振扩散加权成像一般采用的是单激发SE-EPI序列进行。而由于受回波链EPI factor的影响，传统的DWI空间分辨率不高。如果要提高空间分辨率，增加采集矩阵，则图像形变反而更大。

也可以采用类似多激发的方式来进行DWI采集是非常好的一个思路。

而且在频率编码方向（读出方向）分段采集DWI的技术，目前商业化的只有西门子可以做到。

磁共振扩散加权成像由于对病变具有非常高的敏感性在临床应用中起到了非常重要的作用，目前已经在很多医院作为常规检查序列进行使用。传统单次激发扩散加权成像序列（SS-EPI-DWI）具有成像速度快，对运动不敏感等优点。但是也存在一些较为明显的缺点，由于在一次射频激发后采用迂回的方式进行K空间填充，使得该成像序列在磁化率差异明显的组织间产生磁化率伪影。为了减轻图像的模糊效应在成像过程中需降低相位编码的步级数即分辨率，但这又进一步增大了磁化率伪影；随着高场或者超高场磁共振设备的普及，组织T2*值的缩短将进一步增加图像的模糊效应。上述单次激发扩散加权成像序列的缺点都大大制约了扩散加权成像在高场及超高场下进行高分辨率、高清晰度的成像应用。

回顾单次激发弥散加权成像序列的缺点，发现单次激发并实现完整K空间填充的方式使得回波链非常长，等效回波时间TE较长导致图像信噪比较低，另外由于回波间的信号差异较大，最终导致图像的模糊，在目前的临床应用中通过使用并行采集技术以缩短回波链的方式减少图像的模糊效应。

另外在信号读出时，由于硬件的限制导致回波与回波之间的间隔即回波间隙过长，使得整个信号读出的过程非常长，增加了图像的模糊效应并且导致磁化率伪影的增加，目前通过改善硬件的性能，例如梯度系统的性能来实现更快的信号读出，缩短回波间隙以加快信号的读出，缩短回波间隙，降低等效回波时间TE，最终提高图像的信噪比，降低图像的模糊效应并减轻磁化率伪影。

即使按照上述的方法进行软件参数及硬件性能的提升，随着磁共振成像场强的提升，单次激发弥散加权成像的图像质量在磁化率差异较大或者组织T2*较短的区域还是面临巨大的挑战。

为了获得更优异的弥散加权图像，可以在K空间方面进行一定程度的创新以减轻图像的模糊效应，增加图像的空间分辨率并减少磁化率伪影。相比于单次激发一次性填完对应的相位编码线，多次激发技术则可以采用分段的方式（读出分段或者相位分段）进行相位编码线的读出，缩短等效TE，减少图像的模糊效应和提升图像的信噪比。

西门子医疗于2009年就研发出基于读出方向分段K空间的多次激发弥散加权成像序列RESOLVE（REadout Segment Of Long Variable Echo trains）。经过不断的演变和完善，现在基于平面回波读出技术的扩散成像技术可以归纳为的种类，包括单次激发的弥散加权成像，多次激发的弥散加权成像以及静音弥散加权成像。

回顾传统单次激发平面回波弥散成像序列K空间的填充方式，发现该成像方式在一次射频激发后通过迂回的方式实现完整K空间的读出。上述K空间填充方式的优缺点已经在前文做了分析，为了进一步提升平面回波弥散加权成像的图像质量，在读出的方向上进行分段以减少回波间隔，缩短等效回波时间TE，最终提升弥散加权成像的质量。其K空间填充的方式将K空间在读出（频率编码）方向上进行分段，然后每次射频激发后只采集对应的某一个分段，则在这个分段信号读出的过程中，回波间隔可以减小，等效回波时间TE可以减少，磁化率伪影可以减轻（磁化率伪影与组织间磁化率差异及回波时间相关），并且通过分段的方式实现高分辨的弥散加权成像。

K空间的分段及整合需要通过序列设计来实现，为RESOLVE序列设计的时序图。在射频激发及施加弥散梯度之后，信号读出阶段分为两个部分，分别为成像回波（Imaging Echo）和导航回波（Navigator Echo），其中成像回波的采集与单次激发弥散加权成像的读出方式类似，只是在读出梯度Gr上施加了一个双极梯度以实现K空间分段的多少及位置的位移，最终将相应分段内的K空间数据进行读出；导航回波的作用是用于获得对应分段的相位信息，用于做分段间的非线性相位矫正或在相位差别巨大的情况下决定进行重采样。

导航回波在信号读出的阶段不需要施加双极梯度控制分段的位置和大小，而是直接在180度重聚脉冲之后读出K空间中心的信息用于后期的分析。

在RESOLVE成像过程中，每次激发采集获得的相位都存在一定程度的变化，通过采集导航回波可以利用导航回波的相位信息进行分段之间的非线性相位矫正，最终进行图像重建。并且，在弥散梯度施加的过程中，轻微的运动都将导致较大的相位偏移，这种巨大的相位偏移将对后续所有分段K空间数据的重组及图像重建产生不良的影响，通过导航回波的信息来决策是否进行重新采样以剔除相位偏移巨大的数据。也可以利用导航回波的信息用于进行读出部分傅里叶中缺失K空间数据的重建以减轻图像的模糊效应。

导航回波只采集K空间中心的部分信息用于后期的分析决策，根据弥散成像的原理可知，在施加弥散梯度的过程中，轻微的运动将使得相位出现较大的变化，这种相位的变化反应在K空间中表现为离散而不集中的K空间信息分布，a图表示将K空间分为7段并经过7次激发后获得的信息，上排为图像信息，下排为K空间数据信息，通过数据分析发现在第六分段中K空间的数据是离散不集中的，并重建出的图像伪影非常严重，如果利用这七个分段的数据直接进行重建将获得伪影十分明显的弥散图像（图b，c）；此时可以通过重采样算法将第六分段的数据舍去，并重新进行第六分段数据的采样（图d），最后重建出一组没有明显运动伪影的图像（图e，f）。

二、RESOLVE序列的核心参数及优化原则。高清弥散加权成像序列RESOLVE与传统单次激发弥散加权成像序列在成像的方式及序列设计上都存在一定的差异，所以也有一些对应的成像参数。

  1. 读出分段Readout Segment。根据RESOLVE序列成像的原理，需要将完整的K空间在读出方向上分为几段读出最后整合成为完整的K空间。在Resolution参数卡中Readout Segment就是代表Resolve序列在读出方向的分段数，该参数只能设置为奇数，例如3，5，7等，原因是确保K空间中心的区域处于一个Segement中。Segment的大小决定了获得完整K空间需要的射频激发次数，例如Segment为5时，则代表获得一个完整的K空间需要进行5次激发和采集最终才能整合成完整的K空间。所以Segment的大小将影响扫描的时间，Segment越大，扫描时间越长；同时在一定条件下可以实现的空间分辨率越高，或者回波间隔Echo Spacing越小。

在进行参数优化时往往通过增加Segment来缩短回波间隔或提高空间分辨率，但是这样的结局是扫描时间成倍地增加，并且有可能在长时间的扫描中发生运动的可能。为了能够在一定的时间内使用更大的 Segment，读出方向部分傅里叶技术（Readout Partial Fourier）随之引入被应用，其原理是通过POCS重建技术将缺失未采集的分段重建出来，这样既可以在一定的时间内使用高读出分段的优点，又可以减少图像的模糊效应。此处读出方向部分傅里叶技术是在不减少K空间分段的前提下，利用部分傅里叶技术少采集一部分分段来缩短扫描时间。

  1. 回波间隙Echo Spacing。回波间隙Echo Spacing是指相邻两个回波之间的间隔时间，该参数将对图像的信噪比、模糊效应及磁化率伪影产生重大的影响。

在一定分辨率的情况下，回波间隔ESP越小，等效回波时间TE越小，则图像的信噪比越高，磁化率伪影越弱，以及图像的模糊效应就越不明显。在RESOLVE序列中，回波间隙的调整与Segment存在一定的关联，通过增加Segment，可以在一定程度上减小回波间隔，同理只有将回波间隔增大到一定程度之后才能减少Segment。

结合上述Segment和Echo Spacing的意义，发现在RESOLVE序列中，图像的空间分辨率的调节与这两者息息相关。Segment越大或者ESP越大，则能够调节的分辨率就越高。在临床应用中，为了减少磁化率伪影及图像的模糊效应，往往在保证一定ESP的情况下，通过增加Segment的方向来实现高分辨率的弥散成像。

  1. 重采样模式Reacquisition mode。根据对RESOLVE序列原理的介绍可知，在成像过程中每一次激发采集到的图像都具有不同的相位信息，通过采集Navigator Echo来进行非线性的相位矫正以及在相位差别巨大的情况下决定是否进行重采样。而重采样是否需要进行则是通过Reacquisition mode来决定的，一般情况下进行颅脑成像时需要开启。开启了重采样模式则会使扫描时间最多增加20%。

三、RESOLVE序列的临床应用。根据高清弥散加权成像序列RESOLVE的特点可知，该序列能够进行高分辨率，少磁化率伪影及高清晰度的弥散成像，目前已经广泛应用于全身各个区域。

  1. 神经系统的高清弥散成像。传统单次激发弥散加权成像技术由于回波间隔大，等效回波时间长，导致图像的模糊效应，特别是在高场中非常明显，并且磁化率伪影非常大。这种现象在颅底区域表现得尤为明显，而高清弥散RESOLVE很好地克服了上述困扰，使得弥散的图像质量大为提升，并进一步确保了ADC值测量的准确性。关于RESOLVE序列在神经系统方面的应用有很多，在此不一一叙述。

  2. 金属成像（非铁磁性金属-MR safety）。当存在金属植入物进行弥散加权成像时，由于巨大的磁化率差异导致使用常规单次激发弥散加权成像序列出现非常严重的图像扭曲变形及磁化率伪影，而RESOLVE序列具有更小的回波间隙，并且等效回波时间TE更小，所以可以大大减小磁化率伪影，大大提升具有金属植入物的区域弥散加权成像的质量。

  3. 超高分辨率弥散成像。利用RESOLVE序列读出分段的原理，可以在一定回波间隙ESP的前提下通过增加Segment来提高弥散成像的空间分辨率。控制回波间隙即可调节成像的等效回波时间TE，提升成像的信噪比和减少高场强短T2*值导致的图像模糊。

的成像矩阵是512x256，如此高分辨率的扩散图像，能够清晰显示颅脑的各种结构，同时超高的空间分辨率也能减轻磁化率伪影。

  1. 其他应用。RESOLVE序列除了在上述的应用之外，RESOLVE在颌面部、颈部、乳腺、子宫、前列腺、骨肌、腹部及动物科研中都具有非常优异的表现，能减少图像的模糊效应清晰显示病变的边界，能够减少磁化率伪影以减少病变的变形，能提高弥散成像的空间分辨率以实现更小的病变检出。

基于读出分段的高清扩散成像序列RESOLVE具有相较于传统单次激发扩散加权成像序列更短的回波间隙，更短的等效TE，更弱的磁化率伪影及更轻的图像模糊效应，并且能够进行高分辨的弥散成像，在目前的临床应用中使用越来越广泛。随着同时多层激发技术SMS的逐步应用，SMS-RESOLVE序列能够将扫描时间控制在一定的范围或者在一定的时间内实现更高分辨，更薄扫描层厚的成像获得更多的信息。而相比于其他分段弥散加权成像技术，例如IRIS等，RESOLVE序列也具有更低的SAR而更适合应用于高场的弥散成像。

2. D磁共振扩散成像技术

OCSMRM全称Overseas Chinese Society for Magnetic Resonance in Medicine，国际华人医学磁共振学会。

真正的3D扩散技术是需要进行3D扫描模式的。

【本章由OCSMRM会员提供，不代表OCSMRM官方立场】。扩散加权成像DWI（diffusion-weighted imaging，DWI）是磁共振成像方法中一种非常重要的成像技术。扩散指的是水分子或其他小分子在无需外力的情况下发生的随机微观运动。磁共振扩散成像的基本原理是利用梯度对水分子在某一方向上的扩散运动进行编码，通过宏观信号强度的变化反映出水分子扩散的速率或者受限程度。使用不同方向的梯度进行多次测量，则可以评估水分子扩散的各向异性。若沿同一个扩散方向施加两个或以上不同扩散加权的扩散梯度，可以拟合出表观扩散系数（apparent diffusion coefficient，ADC），该扩散系数实际反映了某体素内部水分子的整体扩散水平。目前，磁共振扩散成像是唯一的一种可以提供水分子扩散信息的无创检查技术。

DWI通常使用平面回波成像（echo planar imaging，EPI）完成数据读出，这类方案的图像分辨率较低，通常平面内的分辨率为1.52 mm，而层厚为56 mm。2D DWI可以采取多次激发的EPI技术，通过缩短EPI回波链，减轻T2*模糊效应与图像变形。多次激发的EPI技术通常包括interleaved EPI（iEPI）和readout-segmented EPI（rsEPI）两种。

与传统的2D成像相比，3D成像可以提升分辨率和信噪比，在层方向有着更高的保真度。有研究证明，通过降低二维DWI的层厚，也就是提高层方向分辨率，可以在急性缺血性卒中患者中检测出更多的缺血灶[3]，这意味着3D高分辨率DWI相比与传统的2D DWI，有更大的潜力更容易发现小型病灶。在神经科学研究当中，神经纤维束追踪所需的图像要使用等体素的扩散成像进行采集，而使用高分辨等体素3D扩散成像有助于更精准地解析每个体素内神经纤维方向分布的情况。现在DWI发展的一个重要方向是微结构信息定量成像，高分辨率可以更好地提升定量的准确性。

有四类前沿技术可以用于全脑的3D高分辨率等体素扩散成像。

1）多层同时激发（simultaneous multi-slice，SMS）技术是同时激发多层进行采集，构成了一种类三维的成像方法。如果与并行成像梯度控制混叠技术（blipped-controlled aliasing in parallel imaging，blipped-CAIPI）相结合则可以增加混叠像素之间的距离，在重建过程中可以更充分利用线圈的敏感度信息，使得混叠的层更容易被分离，降低重建过程中的噪声放大倍数，减少重建误差[4]。

2）三维多段（3D multi-slab）成像是将成像视野（field-of-view，FOV）分割为多个三维厚段逐个进行激发，并使用层方向的相位编码区分同一段中不同的层[5-8, 12]。

3）基于射频脉冲调制的超分辨率重建技术（generalized slice dithered enhanced resolution，gSlider）[9]在每次激发时，针对不同的薄层位置，对厚层射频脉冲的层面轮廓施加相位调制，改变每次激发的层面轮廓形状，通过在采集的厚层图像、每次激发时的射频脉冲层面轮廓、以及待重建的薄层图像之间建立线性方程组，通过求解线性方程组实现超分辨率重建，得到薄层图像。

4）扩散编码准备的3D成像技术：该类方法将扩散梯度与读出模块分离，序列包含扩散准备模块与3D读出模块，3D读出模块在层方向通过多个快速自旋回波（turbo spin echo，TSE）进行编码，每个回波内的层内相位编码则通过EPI实现，从而完成3D成像[10]。

DWI神经影像采集时间长，所以信噪比效率尤其重要。在3.0 T的场强下，对于大脑的灰质或白质而言，信噪比效率最高的TR时间范围大约是1.5~2 s[11]。当成像的空间分辨率进一步提升至1 mm等体素甚至更高时，为了覆盖全脑，总层数随之增加，无论是2D SMS成像或者是multi-slab成像的TR时间都会延长并超出信噪比效率最高的范围。

多段同时激发（simultaneous multi-slab，SMSlab）成像[1,2]，是一个结合了multi-slab和SMS的三维采集技术。SMSlab会同时激发多个三维厚段的信号，并使用层方向的相位编码对不同的层进行区分。SMSlab成像可以减少每个重复时间TR需要激发的段数，使全脑扩散成像的TR时间缩短至1.5~2s的区间内，在该区间内的信噪比效率可达到最高。即在同一分辨率的全脑成像下，该序列在单位时间内获得的信噪比最高，更适合用于高分辨等体素的扩散成像。

2D SMS-EPI与SMSlab技术的扫描示意图，都使用了SMS技术同时采集多层，SMSlab技术采集的是厚段，并有段内的层方向相位编码。

清华大学郭华教授团队基于四维k空间概念，将SMSlab成像的层方向编码拆分成段内编码和段间编码两个维度，并成功实现了SMSlab成像与blipped-CAIPI编码技术的结合，并将其命名为blipped-SMSlab[2]。

blipped-SMSlab成像序列。与SMSlab序列的主要区别在于，在EPI的回波链中，在施加ky编码梯度的同时施加了三角波形的blipped-CAIPI梯度，梯度的极性不断切换。通过它对同时激发的不同段进行编码，使得同时激发的段在相位编码方向出现不同程度的偏移，便于在重建中分离混叠的段。原有的kz编码仅被用于对每个段内的层进行编码，对每个kz编码只采集一次激发的信号。信号一共在四个维度被进行了编码，分别是频率编码（kx），相位编码（ky），段内编码（kz）和段间编码（即blipped-CAIPI编码，km），它们在图像域分别用x，y，z和m表示。可以通过四维的k空间框架（kx-ky-kz-km）对其进行描述。其中，段内编码kz和段间编码km实际上共享一个物理轴。

以下是一些SMSlab技术的图像结果。显示了1.3 mm和1 mm等体素分辨率的常规单频带2D成像、2D SMS成像以及SMSlab扩散成像的结果。该组图像进行了段边缘伪影矫正和图像变形伪影矫正。每组图像中，三种成像方法所用的扫描时间均保持一致。结果显示，使用SMSlab成像技术得到的扩散图像，其信噪比高于二维扩散成像。计算出来的FA和MD图的信噪比也呈一致的规律。当分辨率越高（如1 mm等体素）或者b值越高（如b=2000 s/mm2）时，SMSlab技术的信噪比优势越明显。

显示了冠状位、矢状位、轴位的SMSlab扩散图像和对应的FLAIR图像，与FLAIR图像对比，SMSlab扩散图像保持了高保真度，图像变形得到纠正。

从上到下分别是冠状位、矢状位、轴位的图像，包括SMSlab技术采集的DTI图像，并采集了FLAIR图作为无失真的结构参考像。SMSlab图像具有高保真度，图像变形基本都得到了矫正。

显示了DTI纤维走向分布及局部纤维束追踪结果，对比了SMSlab技术和传统的2D SMS-EPI技术，SMSlab技术在方向数和重复数更少的情况下，仍然能追踪到更多的纤维束。

SMSlab与二维SMS DTI纤维走向分布及局部纤维束追踪结果。在白色三角箭头所指的区域，SMSlab成像可以追踪到2D SMS成像所不能完全追踪出来的纤维束。cFA：彩色FA；ODF：定向分布函数。

显示了一位急性缺血性脑卒中患者的DWI图像结果，黄色箭头指向的位置，SMSlab图像能够清晰地看到病灶，而2D SMS-EPI图像上相对比较模糊。

一位急性缺血性脑卒中患者的DWI图像，包括传统的2D DWI图像与blipped-SMSlab DWI图像，黄色箭头指示的病灶在SMSlab图像上更加清晰可见。

SMSlab技术未来可以向高性能梯度系统拓展。当成像分辨率往亚毫米推动时，需要进一步兼顾信噪比、扫描时间、图像变形等各方面因素：EPI回波链读出过程进一步变长，TE变长，图像信噪比随分辨率提高及TE变长而进一步降低，图像变形和图像模糊随EPI回波间隔变大、回波链延长而加剧。随着高性能梯度系统和超高场平台等硬件技术的进步，这些挑战有望进一步解决。在高性能梯度系统上，更高的梯度强度和切换率可以缩短EPI读出时间，缩短TE时间，减少图像变形和图像模糊。将SMSlab技术应用于高性能梯度系统，有望实现亚毫米等体素高分辨率扩散成像，使其更好地服务于大脑皮层分析等需要超高分辨率的神经科学研究领域。

目前SMSlab还存在一个问题是用于相位变化矫正的导航回波采集增加了30%的采集时间。如果去除导航回波，进一步提升采集效率，那么该技术就能够更好地服务于脑科学研究和临床实践。

现任清华大学医学院生物医学工程系生物医学影像研究中心特别研究员，长聘副教授。2006年毕业于美国Duke University 生物医学工程系。曾在Siemens 公司，香港大学和美国纽约大学进行磁共振成像物理与图像重建方面的研究工作。在2010 年加盟清华大学前曾任美国纽约大学放射学系助理教授。现已发表SCI文章110余篇，国际会议文章200余篇。2017~2020为ISMRM AMPC成员，2021～2026 Editorial Board of MRM。主要研究方向：磁共振物理，神经影像，影像引导介入治疗，经济高效MRI技术等。

关键词：磁共振成像 动态磁场测量 高场MRI 强梯度系统 EPI Spiral 在研究成像系统的缺陷方面，可以先把磁共振MRI与光学相机做个类比：

光学相机利用镜头将光线聚焦到成像平面。如果镜头制造不够精确，光线将无法精确地聚焦在成像平面上，从而导致照片出现色差和形真。在图像处理过程中，可以测量并修正这些像差。所有的成像系统都以特定的方式呈现对象的表征。会使用某些介质，如声音、光线或某种辐射等，来提取对象的某种属性，并将其转化为另一种形式的表征。以光学相机为例，这一点通常更容易被理解。光线从物体上散发出来，经过透镜的折射后，会聚焦在感光元件上，如海藻膜、CCD或其他类型的感光元件。

在这个过程中，任何偏离预设系统设计的情况都会导致某种伪影，进而在对象的表征中产生模糊或非理想状态。比如以透镜设计为例，若采用非常简单的球面设计，那么入射到透镜不同位置的光线将会聚焦在不同的深度上。类似地，色差的产生原因也是由于不同波长的光线在透镜内部会产生不同程度的弯曲，最终导致它们聚焦在不同的点上。为了纠正这些问题，我们首先需要了解这些非理想因素是什么。在先进的光学装置或其他成像软件中，通常会建有一个数据库，它会记录不同的透镜及其相应的像差的映射关系。用户可以基于这个数据库进行去畸变处理。

MRI机器利用梯度创建动态磁场，塑造图像的k-space编码。梯度系统的性能，包括电流控制、梯度切换率、梯度稳态精度、与涡流补偿等相关的准确度，都会影响图像质量。通过测量梯度系统产生的动态磁场的真实值，可以在重建过程中利用这些数据来提高图像质量。磁共振成像系统中的每个组件都可能对图像质量产生影响。

A. 大型磁体，其负责对样本进行极化，这是获得信号的基础。B. 梯度系统，负责进行空间编码（以及弥散编码），编排不同空间位置的数据，经过编码和解码的过程获得图像的不同点的信号。C. 射频（RF）部件，其用于操纵样本的极化并从中获得信号。

在高场（大于1.5T）的系统中，我们已经对射频的波长近乎人体造成的图像强度不均一（shading artefact）比较熟悉，这个现象可以通过并联的多个射频单元共同激发样本来消除。

如果梯度系统所产生的动态场与预设的变化过程不符，图像中就会产生伪影（由于系统操作与图像编码和解码的数学关系的不匹配导致的误差）。这类伪影有有多种呈现方式，比如，在螺旋扫描（Spiral）的图像容易产生严重模糊，在回声平面成像（EPI）扫描中可能有变形，还有神经影像研究人员特别关注的Ghost伪影（这与EPI采集时的n/2或Nyquist Ghost有关），它会造成图像的上下部分各出现一半的影像。这些伪影和模糊的产生，源于梯度系统的实际表现与我们编程时所期望的效果之间的差异。

在现实中，成像系统的数据采集轨迹（图像编码k-空间轨迹）并不会完美地响应磁共振序列编程时设定的编码轨迹。

Skope动态磁场相机的传感器上配备有小毛细管，管内装有掺杂的水样品或一组氟化合物。虽然水的灵敏度更高，但无法在正常扫描的同时用它进行测量，因为需要避免与正在进行的扫描产生互相干扰。常规扫描依赖于水的质子信号，因此不能同时激发这两者。在扫描过程中，会使用依赖于氟化合物的传感器，其信号频率偏离了系统的主共振频率，因而可以无干扰地记录样本。

假设动态磁场可以由一小部分基函数（16个贝塞尔基函数或更少）的组合来表示。基函数的权重可以根据16个传感器的数据来拟合确定。采用基函数拟合的方式，对测量到的梯度三维信息进行处理。观察麦克斯韦方程，会发现，进入谐波函数是描述随时间变化的磁场的一种常用的方式。这些函数（贝塞尔函数）和量子物理中用来描述电子轨道的函数相似。在核磁共振中处理静态磁场的匀场（B0 shim）时，通常仅使用一阶函数；但是如果考虑高阶项，一般也会使用相同的球谐函数。

在动态场的测量中，采用基函数拟合的方式，记录每一个时间点的测量数据，从而可以随时间的变化来描述系统的动态场状态。这16个贝塞尔基函数对应的磁共振工程物理的含义为：

A. 0阶函数：对应于中心频率。

B. 一阶项：一阶项是线性的，在动态图片中，以轴向EPI成像序列为例，这些一阶线性梯度中有一个是频率编码（采样）梯度（切换频率最高的），有一个相位编码梯度（切换频率次高的），然后有一个切片选择梯度（切换频率最慢的），三者互相垂直。在本例中是第三个梯度为轴向切片选择梯度，在实际采集时可以将这三个一阶梯度进行组合一起旋转共同生成符合定位需求的成像梯度。梯度系统的切换在MRI中直接对应的是k-space轨迹的移动，梯度切变让MRI在k空间进行数据采集移动以形成图像。

在过去四十年MRI的产业化和持续优化的研发工作中，高功率电气和越发精准的反馈系统让这些梯度生成的轨迹和MRI序列要求的理想情况几乎一致。然而，当进入超高场、超高强度梯度，或者对图像质量有非常严格要求的情况下，也是当前一些比较火热的研究中，梯度系统的不够精确就被显现出来。

C. 高阶项：当前的MRI系统无法事先纠正反映梯度效应的高阶项的动态变化对应的k-space的误差。尽管中心频率（0阶）可以控制得很准确，也依靠巨大的功率放大器精准的控制线性梯度（一阶项），拥有高达15，20，甚至30千赫兹的工作波段，但当前的MRI梯度系统无法预判并消除动态梯度的高阶项变化过程中的误差。

因为多个方向及高阶项的梯度效应的时间变化对MRI成像产生非常重要的影响，所以需要准确地测量动态场。如果将体现实际发生在扫描仪内部动态变化的梯度场进行测量并记录，并用在MRI成像的图像重建算法中，修正和优化MRI成像。这样就可以不依赖于梯度系统的任何时候的性能表现都是一致的假设，或者假定在成像序列的设计中假设梯度系统会百分之百按照我们的设计去运作，而是基于实际测量的梯度效应去进行重建和研究。

展示了通过EPI得出的各向同性1毫米分辨率图像，其中上列为未校正的图像，而下列是使用Skope工具 Clip-on CameraTM校正后的图像，两者之间的差异显而易见。

*J. M. Schwarz, “Advanced Image Reconstruction Methods for Ultra-High Field MRI,” Thesis, Universitäts- und Landesbibliothek Bonn, 2020. Accessed: Mar. 17, 2022.https://bonndoc.ulb.uni-bonn.de/xmlui/handle/20.500.11811/8442。Skope磁共振技术成立于2011年，为磁共振成像（MRI）市场开发传感器技术和信号处理的解决方案。Skope的客户使用这些解决方案可达到MR成像前所未有的精确性和速度。Skope向全世界的患者提供先进的诊断成像。

工作不生病，一放长假就直接被病魔击倒，整个国庆7天都在床上躺着养病。中药、西药一起吃，快7天了，还没有完全康复。

可能大家平时接触磁共振亮血技术比较多，比如我们常用的磁共振血管成像，就是要让血液信号增强，背景信号抑制，突出血管；而磁共振黑血技术，就是让血液信号下降，或者叫做抑制血液信号。

一个技术，首先肯定是有临床应用意义或者使用场景的，否则这个技术对实际工作没有帮助就不会发展。

临床工作中，我们有时候会用到黑血技术，即抑制血液信号的技术。

在磁共振成像中，很多大血管会产生搏动，导致一些血管搏动伪影。如果能抑制血液信号，则可以消除这些伪影。

在心脏磁共振扫描中，需要突出血池和心肌组织的对比。在心脏成像中，我们都知道有两种技术：亮血技术和黑血技术。在亮血技术中，血池是高信号，心肌组织呈相对低信号；而在黑血技术中则相反，血池信号被抑制，心肌显示相对高信号。通过这样对比，能够突出显示心肌结构、形态及信号。

第三，我们现在比较流行的磁共振血管壁成像（注意是血管壁成像，不是血管成像），需要显示血管壁。而要显示薄薄的血管壁，我们则必须抑制血液信号，否则我们无法观察血管壁。

磁共振黑血技术，慢慢的在临床中应用范围越来越多。

二.血液及血流信号在不同序列中的表现。了解了黑血技术的意义后，我们下一步自然就会想到，如何进行黑血技术，或者换一句话，如何实现抑制血液信号。

我们大部分老师都知道，血液在自旋回波序列中存在一个叫做“流空效应”的。也就是，传统的自旋回波序列，一般血液信号是会流空（消失）的。

由于血液是流动的，不是静止的，所以一般血液质子很难同时经历90°射频脉冲和180°重聚脉冲，产生信号，这也是为什么血液在自旋回波序列会产生流空效应。

血液流空的程度和血流速度及回波时间TE都有关系。

而在梯度回波序列中，由于不需要180°重聚脉冲进行重聚信号，血液在梯度回波中一般是高信号，这种效应叫做“流入增强效应”。这也是为什么TOF血管成像采用的是梯度回波序列来做。

既然血液在自旋回波序列存在“流空效应”，在梯度回波序列存在“流入增强效应”，是不是，我们要进行黑血成像，就简单的采用自旋回波序列就可以了？

情况不是这么简单。因为，人体中血流情况非常复杂，单纯采用流空效应，有时候并不能完全保证血液流空（信号百分之百被抑制）。因为有的血流会反流回来，可能刚好就会同时经历90°射频脉冲和180°重聚脉冲；而有的血管狭窄处，血流速度变慢，则流空效应不明显，血液也会产生信号。

我们要进行黑血成像，就会在自旋回波序列上做改进，保证血液信号被抑制掉。

在2D黑血技术中，使用得最多的就是双反转BB技术。这个技术在采集信号前，加了一个BB脉冲（即黑血脉冲，就是一组双反转脉冲）。

当检测到QRS波时，首先施加第一个反转脉冲，这个反转脉冲是非层面选择的180°脉冲，将所有组织信号翻转。接着立马施加第二个反转脉冲，这个反转脉冲是层面选择的180°反转脉冲，只有被选择的层面反转180°，等于返回原来状态。中间还可以加上一个脂肪抑制脉冲。在第一个反转脉冲激励的血液信号纵向磁化矢量刚好过零点时，采集信号，这个时候，层面外的所有血液信号都被抑制。而层面内的血液由于信号流空也不会产生信号，并且层面外血液信号为0，即使流入采集层面也不产生信号，所以整个血液信号被抑制。

这里需要注意的是，使用BB技术，一定要结合心电同步技术。血液是随心跳流动的，收缩期和舒张期血液的流速是不同的，它会根据一个心动周期中检测的QRS波，发射反转脉冲。

双反转BB序列一般都是2D成像序列，所以其实这个序列抑制血液的效率不高。因为每次抑制一层，都会进行双反转脉冲发射，如果扫描层数多了，扫描时间也会成倍的增加。

大部分医院采用这个序列，扫描911层，扫描层厚2.53mm。

如果我们要做更大范围的扫描，就不能采用这种技术了，因为抑制血液的效率太低了。

如果需要把层间分辨率提高，或者扫描更大范围，需要采用3D VISTA序列。在飞利浦系统中，3D VISTA序列其实就是指3D自旋回波序列。

为什么3D的自旋回波序列可以保证血液信号被抑制呢？因为本身自旋回波序列，大部分血液信号就会流空，而3D序列，在两个方向进行相位编码，其中一个方向进行“层”编码，分割得更细致，血液信号基本上被抑制掉。

而3D序列还有一个优点，可以做到三个方向体素各项同性，在进行MPR多平面重建或者CPR曲面重建的时候，可以保证几何不失真。

和2D BB序列相比，3D VISTA序列具有扫描范围大，层间分辨率更高的特点，所以比较适合用来进行颅内血管壁的显示。

除了采用3D VISTA技术，飞利浦系统中还有一个黑血技术叫做MSDE技术。

通过运动敏感梯度，让流动（运动）的组织信号衰减，达到进一步抑制血液的目的。

除了传统的常规介绍的几种黑血技术，很多研究机构都在开发新的黑血技术，黑血序列层出不穷。

比如：QIR（四反转）黑血技术、SNAP技术、DANTE技术等。

小视野≠高分辨

在一些高级的飞行论坛上面经常看别人高手的帖子，有些帖子是提问，题目就是问题，点进去看正文，就是这两个字母“RT”。刚开始不懂得这个是什么意思。这样表述的意思就是，正文和标题一样清晰，正文的内容（主题）就是标题（题目）。

在飞机上，9012米的高空，是最适合思考的，因为手机关机（最近新的民航法出来，可以允许各个国内的航空公司自行决定是否飞行过程中手机必须关机。），就算手机不关机，也没有信号，所以，通讯，短信，电话是接不进来的，在高空飞行的时候，暂时没有人打扰，可以自己的思考问题。长期以来，我也养成了在飞机上思考问题的习惯，无论飞行时间多长，反正我也睡不着，那不如留点时间给自己。

发现去好多医院培训，和客户一起调序列，参与全过程。很多时候，会有一个错误的认识，认为小视野扫描，做出来的图像就是高分辨率的。很多时候在扫描一些小病灶的时候，扫描出来的，还不够清晰。这就是很多人单纯认为的，把小视野和高分辨联系起来。

严格意义上讲，这个题目就不严谨，当然很多时候，在描述专业名词的时候，都不太严谨。大部分客户会说：高分辨；而不是说：高空间分辨率。同样大部分会说小视野，而不是说小视野扫描。

小视野，其实指的是小视野扫描，就是说在磁共振成像扫描过程中，我不想把整个组织包括在扫描范围内，只想局部锁定一些部位来进行成像。

磁共振扫描我们都知道，如果在视野以为，还有组织，很可能会产生卷褶伪影，图像会往对侧卷褶，形成错误的位置空间关系；3D序列，后面的图像会卷褶到前面图像，进行重叠，形成错误的影像表现。

（网络课程）MRI常见伪影及解决方案。视野不够，或者视野外有组织，扫描过程中可能会产生卷褶伪影。这个和小视野扫描small FOV本身是矛盾的。

  1. 扩大扫描视野，使组织都包括在FOV以内（这个就违背了小视野扫描的原则）

  2. 设置防卷褶抑制（可以通过相位编码方向两段施加饱和带，或者进行过采样oversampling）

  3. 用饱和带，把不想成像的视野外组织饱和（理论上可行，但是实际上，不可能完全把视野外组织信号饱和掉）

以上方法中，1不是小视野扫描，排除；3不能保证完全抗卷褶，排除。要做小视野成像，又不产生卷褶伪影，就只能是2和4的方法。

过采样是指对超出FOV视野范围内的组织（主要是相位编码方向）也进行采集和编码，但在图像重建是，不把这些组织的影像包含在图像内。这样，即使是FOV外有组织，由于进行了采集和编码，有正确的相位信息（正确的频率），而不会产生伪影。

进行过采样会增加扫描时间，因为相位编码步级数多了。

飞利浦中，过采样在参数对比栏里，把Foldover Suppression打开，而且飞利浦的过采样设置非常灵活，可以在相位编码方向两边，进行灵活的设置，两边大小可以不一样，随便用户调整。

西门子中，在参数的Routine中，有一个Phase oversampling的选项，可以设置过采样范围，从1%-100%。

GE中，过采样叫做去相位卷褶NPW（No Phase Wrap, NPW），在参数界面的imaging options卡片中，选择该技术。

如果小视野成像，就是靠加过采样，那么时间很长，扫描时间和大视野没什么区别，唯一区别就是重建的图像，信息量小了，集中了，这样的小视野成像，其实没有太大意义。因为你花的时间非常长，远远大于大视野成像的时间。

GPS三家公司也发展出了小视野成像技术。就是不采用过采样，不用大范围去采集过采样范围，而通过技术手段来去除卷褶。

第一种，把过采样关了，不需要过采样，然后把SENSE打开，但是开成1，等于SENSE不是用来加速，而是用来去卷褶。这样的话，没有过采样，扫描时间不会延长太多。而且飞利浦的并行采集技术，是非常领先的ds-SENSE技术，本身并行采集的范围就大，可以用来去除卷褶。第二种，是飞利浦的iZoom小视野成像技术。采用斜面激励并且配合饱和带的方法，可以保证不会产生卷褶伪影。

西门子中，也可以有小视野弥散技术，叫做ZOOMit。

GE公司中，同样，小视野弥散技术，叫做FOCUS。

前半部分讲了这么多小视野成像技术，后半部分肯定要讲高空间分辨率了。

因为，小视野成像带来的结果，并不是直接提高空间分辨率。小视野成像，和，高空间分辨率图像，是两个完全独立的名词及操作。

很多人问我，李老师，我要做高分辨率成像，如何修改参数。方法，太简单了，就是减小体素。

加快磁共振成像的参数汇总--磁共振快速成像技术。当然是体素大小。一个图像，是有各种体素（像素）组成的，一个体素就是一个图像的最基本单位。

说穿了，要描述一个图像是否分辨率高，我们是直接比较图像的最基本单位--体素。

举例来说：一个2D扫描序列，FOV大小为前后AP250mm，左右RL250mm；如果矩阵为250×250。在前后方向体素大小是250mm÷250=1mm，左右方向体素大小是250mm÷250=1mm。体素大小是1mm×1mm的正方形体素。也就是这个图像的最基本单位是有1mm的正方形体素构成。

要提高图像的空间分辨率，最直接的方法就是缩小图像最基本单位--体素的大小。

在飞利浦中，用户可以直接修改采集体素的大小，非常方便。

在西门子中，用户是通过FOV和矩阵来调节体素大小，通过这两个值，来算体素大小。

我们一般描述的体素是采集体素，也就是图像采集时候的体素，飞利浦中，还可以让用户调节重建体素，也就是通过内插法在提高图像重建的分辨率。

因为，这两个指标是独立的过程。虽然，我们大部分人的直观逻辑认为，我做小视野的目的，是为了提高空间分辨率。不是因为，做了小视野，空间分辨率就提高了；也不是因为，图像是高空间分辨率的，就是小视野图像。

小视野的图像，不一定空间分辨率高。当把视野降低到140mm×140mm的小视野成像，如果采集体素仍然是0.5mm。那前后，大视野和小视野成像，这两者的分辨率没有任何变化。有的只是图像显示的范围，内容，尺度规模不同了，但是分辨率是不变的。你把这个大视野图像放大，仔细看一个体素，和你把这个小视野图像仔细看，分辨率是一样的。

虽然，小视野和高空间分辨率两者是独立的。在磁共振成像中，大部分医生做小视野成像的目的，是为了提高空间分辨率。为什么小视野图像会和高空间分辨率联系在一起呢？

因为，大家直观感觉，视野小了，成像范围小了，是不是扫描时间变短了，这样可以用同样的时间换取空间分辨率。

看了我们前面第一部分，大家就知道，磁共振不是这样的。

很多时候，成像视野小了，反而比大视野成像，扫描时间更长。因为，需要过采样去消除卷褶伪影，反而采集的并不少。

或者，采用特殊的小视野成像技术，例如飞利浦的iZoom，西门子的ZOOMit，这些技术，会发现，并不会节约时间。

K 空间、各向同性与水成像

1. 磁共振多片技术（交叉采集）

记得我初学磁共振技术的时候，有一个问题一直没有弄明白。

医学影像学中，磁共振和CT及X线有一个很大的区别，就是磁共振的技术复杂，而且诊断跟技术很多时候是分离的。

想想自己的经历，可能和很多诊断医生一样。我本来是学医学影像诊断的，对磁共振技术可能一直都不太了解，即使写了几年报告，原来经常把FIESTA序列的对比度认为是T2WI，在腹部冠状位FIESTA上看到高信号（亮的），在报告描述上会写呈现长T2表现，其实现在想想完全是错的。因为有了这个经历，所以知道，可能即使写了几年诊断报告的影像科医生，都有可能对磁共振序列（技术）是不了解的。

越来越多的诊断医生开始重视磁共振技术；而越来越多医院也认可了磁共振技术及诊断不能完全分离这个观点。不同于CT扫描，磁共振是多参数（多序列）扫描，不同序列，能够更敏感的反应不同疾病表现。如果一个诊断医生完全不懂序列，则不能更好的指导技师选择合理的序列进行扫描，这样其实是没有发挥磁共振多参数诊断的价值。

我们初学磁共振技术，一般是从最简单的SE（Spin Echo）自旋回波序列开始的，因为这个序列结构简单，对比度变化容易解释，是学习磁共振入门的序列。

是经典的SE序列结构示意图，经典的90°-180°-90°结构也是深入人心的。

上面的SE序列中：TR是重复时间，代表两次90°射频脉冲激发之间的时间间隔；TR是回波时间，代表90°射频脉冲激发到采集回波之间的时间间隔。而一个经典的SE序列的成像时间则可以利用公式进行计算：

来举一个例子：一个头颅SE的T1WI序列，扫描参数是：TR=500ms，TE=15ms；FOV：前后240mm，左右（相位编码）185mm；采集体素为0.93mm*0.72mm。

phase encoding lines=185mm÷0.72mm=256。扫描时间=0.5s×1×256=128s=2min08s。扫描时间是2分钟8秒。

问题是，后面看各种磁共振视频，就说一个头颅T1WI扫描时间是2分零8秒。

问题是头颅扫描，我们一般不是扫描一层啊，我们是扫描20层（或者18层，或者24层），那为什么整个头颅T1WI序列，扫描总时间不是再乘以扫描层数呢？

即扫描时间为什么不是2min08s×20？

没想到杨正汉教授很快就回复我了，解答了我心中的疑惑。

那是五年前的事，当时我还没有加入飞利浦公司，那个时候对磁共振技术还是小白水平。想一想，时间过得真快啊，一晃就五年了！

为什么我们计算的一层（一副）图像扫描时间，差不多和整个序列（多层）扫描时间一样呢？

因为有一种技术，叫做磁共振多片技术，或者叫磁共振交叉采集技术。

翻译为多片技术，而不是多层技术。是为了跟目前比较流行的新技术同层激励（激发）相区别。

同层激发（多层同时成像）是指一次同时激发多个层面，这种技术目前比较新。飞利浦中，这种技术叫做Multi-Band SENSE；西门子中，这种技术叫做SMS。

磁共振的多片技术是在同一时间间隔内（也就是一个TR内，实际上就是一个完整的循环内）采集多个切片（多层）的技术，而不是先采集完整个一层，再去激发下一层。

对于一个稍长TR的序列，比如SE序列来说，由于TR非常长。所以再采集完一层的信号后，可以在这么长的TR时间内，再去激发下一层，而不是把这个等待质子纵向恢复的TR时间给浪费掉。这种技术实际上是有效的利益了时间，提高了不同层的采集效率。

在飞利浦系统中，扫描模式（Scan Mode）里设置了四种：2D，M2D，MS及3D。

而M2D和MS则都是指扫描多层序列，这两种有什么区别呢？就是一个采用的是多片技术（交叉采集）一个采用的是单片技术（贯序采集）。M2D也就是“Multiple 2D”, a number of slices are scanned in sequential order.先把一层（2D）的所有信息采集完，再去激发下一层；MS也就是“Multislices”, a number of slices are scanned within one TR in an interleaved way. 多片（层）采集，在一个TR内，可以激发多层。

在M2D模式中，采用的是单片采集技术。在一个SE序列中，在一个TR内，只激发一层，采集完信号后，不会去激发下一层，而是等待。

这种模式，对于SE序列（TR比较长的序列）来说，是非常浪费时间的。因为TR比较长，在我们采集完信号后，还有一个非常长的时间，这个时间是白白等待的，也就是白白浪费的，你不用它来激发下一层，则浪费了。

如果采用这种模式来进行头颅前面的T1WI序列扫描，扫描20层。

而如果采用MS模式，则是采用的磁共振多片技术，交叉采集。在一层采集完信号后，在一个TR周期内，剩余时间，再去激发下一层，以此类推。这样能够大大提高采集效率，节约时间。

采用了多片技术后，理论上，一个TR内就不存在浪费的时间，也就是Dead Time。当然具体情况也不一定。

理论上，我们还要考虑的就是，一个TR内，能够连续激发多少层（交叉采集多少层） 在SE序列中，我们一个TR内能够采集的最大层数理论上等于：

Number of Slice=TR÷（TE+Ts）。这里，TR是重复时间，TE是回波时间，而Ts则是不同序列的读出信号时间，梯度准备时间等。

500ms÷50ms=10层。

我们还要考虑采集序列需要的时间，梯度爬升需要的时间，所以我们是采集不了10层的，可能只能采集9层。如果层数多了，我们得分到下一次采集，则是拆分到下一个Package。

目前，我们绝大多数自旋回波类序列，如SE或者TSE序列，均采用这种多片技术（交叉采集模式）进行成像。否则扫描时间会相当长。

在有些TSE序列中，如果回波链过长，也就是一层图像的采集时间过长，那么在一个TR内，剩余的可利用时间就变少，这样在一个TR内，有可能不能把所有层给激发，需要拆分成两次或者多次。这种情况，我们飞利浦把它叫做拆包（增加Package），这样相信的扫描时间会延长。

在增加了扫描层数的情况下，有时候扫描时间不变，有时候扫描时间翻倍了，就是因为出现了拆包的情况。

在磁共振2D扫描中，采集会有两种模式，暨：多片技术（交叉采集模式）和单片技术（贯序采集模式）。

对于多片技术，一个TR内，可以把剩余时间用来激发下一层，以此类推。

T1=TR×NSA×phase encoding lines×Package。T2=(TR×NSA×phase encoding lines×Package)÷TSE factor。T2公式中，TSE factor为TSE快速自旋回波中的回波链。

对于单片技术，一个TR内，只激发这一层，如果扫描多层，得重复多次激发多层。

T3=TR×NSA×phase encoding lines×Slices。式中Slices为扫描层数。

T2={(TR×NSA×phase encoding lines)÷TSE factor}×Slices。这个公式中，我们首先计算一层序列的时间，在TSE序列中，一层需要的时间是：TR×NSA×phase encoding lines然后再除以回波链TSE factor。扫描多层，就用这个时间乘以层数。

在单片技术（贯序采集）中，就没有Package这个概念了，因为一个TR只激发一层，也就无所谓分包不分包的了。

因为，我们举的例子是自旋回波类序列，这类序列的TR相对来说比较长，这么长的TR就存在了剩余可利用时间，所以方便做多片技术。

但是对于梯度回波序列（GRE，FFE序列），则TR非常短，有时候仅仅只有5ms，这么短的TR，基本上我们就只能做单片技术（贯序采集）。

另外一个问题就是，采用多片技术（交叉采集），由于一个TR内信号连续采集，采集是不能中断的（激发完这一层后会采集下一层）。这种模式是不能和运动补偿连用的。

也就是说采用多片技术，不能和呼吸触发，心电同步连用。因为呼吸触发只在呼气末激发信号。

这也是大家发现为什么磁共振做腹部T1WI序列，很少采用呼吸触发来做，一般都采用屏气来扫描。因为TR太短，不能把呼吸触发和多片技术连用。

再教大家一个小技巧。在使用飞利浦系统磁共振中，如果大家对那个参数不明白，不理解。鼠标指着这个参数，然后单击键盘里的快捷键F1，则会自动弹出帮助说明，给你解释这个参数。

我试过，有几个参数，点F1弹出来显示没找到，你可以点Search，然后手动输入，然后查找。

还有一个最重要的问题，很多老师在后台问我按钮或者扫描卡片序列问题。

因为，飞利浦磁共振机器型号比较多，软件版本也不同，可能大家在后台问我，我也不清楚你是哪个医院的，用的是哪款机器，是1.5T还是3.0T？是Ingenia，还是Multiva？是531版本还是327版本？这个我觉得培训来你们医院培训的老师他最清楚，那个序列他把他放在那里，对于这个问题，最简单的一个方法就是：问当时的培训老师。这是最快捷也是最简单也是最有效的方法。

后台也有老师问，飞利浦系统中，M2D和MS采集模式的区别，我想今天本章也把这个问题说清楚了。

最近后台很多人留言想看：BOLD，TMJ颞颌关节扫描，DTI等内容。有些内容本人涉猎不多，不敢盲目开写，比如BOLD，这个内容基本上太偏科研，是纯科研内容，本人能力有限，这种题目以我的能力目前还无法驾驭；有些内容相对太大众化，大家想看的不同，比如DTI，这个扫描用过磁共振的都知道，扫描技术简单，扫描也没什么难度，主要就是在后处理，大家怎么划，这个又大灵活，取决于临床需求。有些内容我也会定期更新。

后面除了影像技术，我也会慢慢发布一些肿瘤放射治疗的文章。

在磁共振成像中，为什么大部分图像背景是黑色的，有些图像背景是灰色的，比如我们经常发现小儿头颅图像或者海马图像背景是灰色的，而不是黑色的。

一般普通的SE序列，最后采集信号时，只接收信号的模部（也就是说只关注信号的大小，不考虑方向），重建的图像是模数图。

在IR（反转恢复）序列中，由于采用了180°的反转脉冲，IR序列采集信号的时候，系统可以同时接收信号的模部和相位信息，重建的图像可以是实图，也可以是模数图。

在IR（反转恢复）序列中，由于采用饿180°反转脉冲，IR序列采集信号的时候，系统可以有两种接收模式。

模式一：只考虑接收信号的模数值（也就是绝对值），而不考虑在激发时刻的时候，组织的宏观磁化矢量在纵向方向上的正负。而如果正负方向不同，则翻转到水平方向上的相位方向是不同的。

普通的SE序列或FFE序列，在射频脉冲激发后，组织的纵向磁化矢量都在正轴；而反转恢复序列，经过一个反转时间TI（Inversion Time）之后，射频脉冲激发，有的组织恢复得快（T1短）则可能纵向磁化矢量在正轴；有的组织恢复得慢（T1长）则可能纵向磁化矢量在负轴。

模式二：接收信号的时候，同时考虑信号的模数和正负（相位）。

这样如果同时接收信号的模和相位，则会考虑激发时刻，组织的宏观磁化矢量在纵向上的投影在正轴还是负轴。因为，在激发时刻，被翻转到水平方向上，其相位是有差异的。

宏观磁化矢量为“正”的组织和宏观磁化矢量为“负”的组织，其相位差为180°。这样组织间的对比度差异可以在更宽的灰度标尺上来衡量。

在飞利浦中，只要是IR序列，则允许用户自由选择是重建模图，还是重建实图。

在飞利浦后处理参数栏，找到Images，选择需要重建的图像。这里注意，M代表模图Modulus或Magnitude；R代表实图Real。除了M和R，还可以选择I和P，P代表Phase，相位图。I代表Imaginary，图像虚部。如果采用模图，即只考虑信号的绝对值大小。在这种情况下，要得到比较良好的T1对比，应用稍微把TI（反转恢复斯基）延长，以便使大部分组织都拥有正向的宏观磁化矢量。如果TI设置得不合理，某些组织表现为正的宏观磁化矢量；有些组织表现为负的宏观磁化矢量。而恰好如果两者的大小（绝对值）相同，则无法区分两种组织。

如果采用实图，则根据计算或者经验可以适当的调整TI，使得需要呈现的两种组织得到最好的对比。

在实图中，飞利浦原始序列设置的TI一般为400ms，该读者发现，如果按照数学公式计算，建模，则最好的对比度（3.0T）应该不是这个值。

按照公式计算，模图最好的对比在1042ms，实图最好的对比在576ms。

原始序列3.0T中，模图的TI设置的是800ms（成人），实图的TI为400ms。为什么有这个差异呢？

因为我们这个计算，假设的是TR无穷大，即每一次180°反转脉冲前，所有组织都完全恢复了。但是实际上是不可能的。在模图中，一般TR设置才2000ms，肯定所有组织不可能完全恢复。所以在计算的时候，要考虑部分饱和的情况，这个反转时间TI实际上就要比计算的结果偏小一点。

需要注意，并不是所有的IR序列重建都采用实图。大部分情况下，特别是做成人，我们依然选择模图重建。比如，3.0T成人头颅扫描，我们很多时候还是使用模图；一般只有在小孩（新生儿）或者海马扫描，需要特别高的T1及灰白质对比度的时候，会考虑采用实图。

很多老师不习惯看实图，看到背景不是黑色的，是灰色的，下意识认为图像扫描错了。

方法一：通过数学建模计算，求出最好的TI。方法二：采用经验法去试，可以反复修改TI，采用一层，快速扫描的方法，观察图像T1对比度，得到最想要的对比度对应的TI值。

如果大家留心观察，可以发现很多时候，实图虽然对比度好，但是在血管周围或者颅颈交界部分，容易出现勾边或者一些类似ghost的伪影。这种伪影和实图有什么关系呢？这种伪影产生的原因，的确和实图重建有关系：

Inversion recovery offers the possibility of the MR signal being positive or negative. Usually MR image are presented in magnitude form, i.e. with no negative values, the sign of the signal being ignored in the final image (this was to overcome artefact problems arising from phase changes due to susceptibility variations and magnet inhomogeneity).。采用实图重建的话，不仅接收信号的大小，还接收相位。在磁敏感变化大的区域或者主磁场不是太均匀的区域，则相位差异可能由于均匀性的因素，不一定是180°，造成相位错误的累积，形成伪影。

该伪影和磁化率及磁场均匀性有关，所以容易发生在均匀性不太好及磁敏感交界处，比如颈部。

在进行Meniere综合征的扫描的时候，采用反转恢复序列结合实图采集重建，得到非常好的对比图像。

还有一个需要区分的就是，实图的背景是灰色的，这个和图像显示在更宽的灰度标尺上有关。

而有的时候，我们为了让图像好看，采用了一种灰白反转的技术。也就是在图像上简单的把黑的变白，白的变黑，做了一个黑白反转的处理。这样的黑白反转后，本来背景是黑色的就变成了灰色或者白色。

  1. 衰减性：信号在随时间的变化过程中逐渐衰减。

当一个函数为奇函数时，也就是f（-t）=-f（t）。正弦函数就是典型的奇函数。奇函数傅里叶变化后它的频率一个为正，一个为负。

当一个函数为偶函数时，也就是f（t）=f（-t）。余弦函数就是典型的偶函数。

偶函数的傅里叶变化是实数，奇函数的傅里叶变换是虚数。

这样在描述一个信号函数时，可以把它拆分为实数部和虚数部。

什么叫各向同性扫描？Isotropic

一直就想写这个话题，关于各向同性扫描，Isotropic，各向同性体素等概念。

头颅增强扫描的一些建议及方法技巧。在进行磁共振扫描的时候，有时候会进行3D扫描，做一个3D序列，然后通过MPR（多平面重建），直接重建出其他几个需要的方向进行观察。

比如，很多医院做头颅增强，采用的是3D T1WI进行，那么扫描一个方位后，直接采用MPR重建出其他需要的方位，就不用再单独扫描其他方位了。

②任意重建其他需要的方位，包括不规则的方位及斜位置。

我们再进行一些难定位，或者走形不规则组织成像的时候，完全可以采用3D各向同性采集数据，然后利用算法重建出任意方位需要观察的图像视角。

各向同性这个概念，其实在磁共振扫描里面会提到。在进行弥散成像的时候，可以用它来描述水分子自由扩散的程度。假设在各向同性环境中，水分子的扩散运动在各个方向不受限制，自由运动，则水分子朝各个方向运动的概念相同，这种情况把它叫做各向同性。与它相对应的是各向异性。

除了这个，磁共振扫描里讲的各向同性还包括各向同性扫描（成像）。

磁共振在成像原理、采集模式上面和CT有很大的区别。特别是相比于多层螺旋CT（Multi-Slice Spiral CT, MSCT）。和最早的CT步进-采集式扫描方式不同（step-and-shot），这个时候的CT扫描（采集数据）和进床（移动病人位置-也就是层面数）并不是同步的，先进床移动到需要采集的层面，球管和探测器围绕病人被检查的层旋转，采集数据，然后停止。移动扫描床，等到了一下个需要采集数据的层面，球管和探测器再重复这一步。

螺旋CT的出现，其实打破了CT图像的采集模式，从原来的逐层采集（逐层扫描），飞跃为螺旋扫描。X线球管和探测器一方面旋转采集信息，同时扫描床移动，层面信息不断变换。螺旋CT本身就是容积采集的。在螺旋CT扫描中，有可能出现这种情况，设置的扫描层厚为3mm，扫描完后可能可以重建为2mm的层厚。[这取决于最小的探测器排数组合]。

而对于磁共振成像来说，数据的采集主要分为两种模式：2D及3D。

在2D扫描模式中，需要得到一副断面图像，首先需要先确定扫描层。通过采用层面编码梯度，选择了层以后，得到一个二维图像。再对这个二维图像的两个方向进行编码，以确定每一个体素对应的空间位置，达到我们临床需要的诊断图像。

从这个图像上，大家就能够直观的感觉到，采用2D模式以后，最小层面取决于图像的层厚（每层的厚度）。理论上讲，我们是不可能，采用5mm层厚扫描，然后重建出＜5mm层厚的图像的。可以重建出＞扫描层厚的图像。

然后在对整个容积三个方向进行编码。需要观察图像[在观察图像的时候是采用断层观察，是在二维方向上观察图像]，就需要设置一个方向为类似“层面”方向，另外两个方向为层面内方向。

严格意义上来讲，3D扫描是没有层厚、层方向、层间距这个概念的。但是为了便于我们观察图像，我们则必须对三个方向进行编码，人为规定一个方向为类似“层”方向。

从图像中，我们也很清楚的知道，我们如果需要重建图像，能够做到的最大分辨率，不会高于（大于）我们采集的基本体素Voxel[实际情况是，我们还有内插，会提高图像分辨率]。

各向同性扫描，一句话就是要求：在进行无论是3D扫描还是2D扫描的时候，三个方向的最基本的体素（采集体素）都是一致的，相同的。各向同性中的“向”代表的是方向；“同性”则是指基本体素在几何上的一致性。

理论上来讲，无论是3D序列还是2D序列，无论是否满足各向同性，我们都可以在原始数据的基础上，采用不同算法，把图像重建为其他方位。

如果不是各向同性扫描，则重建的其他方位图像信息会有几何丢失，分辨率无法达到原始采集方位的分辨率，造成图像质量下降，无法满足临床应用。

在工程实践中培训的众多医院中，最强调各向同性扫描的，其实都不是放射科。这个大家不要奇怪，因为对于放射科的大部分扫描来讲，你需要哪个位置我就给你做。很多时候我们并不会做3D扫描或者满足完全各向同性扫描，因为这样做扫描时间长，也就是说大部分序列，我们并不依赖扫描完后去重建其他方位这种需求。

对于放疗科、神经外科（手术磁共振，术中导航）、骨科（根据韧带走形重建相应的方位）、心内科（心脏扫描，根据不同需求重建不同方位）....则非常强调，图像采集完后，重建图像的几何保真度。

特别是对于放疗科来说，虽然放疗科在医生勾画靶区和危机器官以及物理师做放疗计划的时候，用到的图像几乎都是横断面图像（不打角度）。但是一个各向同性扫描，传到TPS后，系统也会自动做MPR，重建相应的冠状位以及矢状位。扫描越是各向同性，得到的重建的冠状位及矢状位图像越好，其作用在于：1.可以做勾画靶区时候的方位及解剖参考；2.在需要做图像配准的时候，比如CT-sim和MR-sim融合的时候，能够更精准地配准。

无论是2D和3D序列，满足各向同性方法很简单，就是把三个方向的采集体素设置一致。

2D序列虽然不是容积扫描，但是也可以把层厚设置为跟层面间体素是一样的，这样理论上也是各向同性。实际情况，我们不会这样做，因为如果把一个2D序列层厚设置为2mm，甚至1mm，扫描时间不仅会成倍的延长，而且图像信噪比非常低，效果非常差。

大部分时候，我们是在3D序列上做文章。

进行前列腺T2WI 3D扫描。将三个方向的扫描体素均设置为相同，为1.45mm。进行扫描，则满足各向同性。

这里需要注意，将的体素相同，是指采集体素，不是指重建体素。在写论文的时候，描述分辨率，最规范的是写采集体素，或者写FOV大小和矩阵，不要写成重建体素了。

大部分2D序列扫描，采集体素其实并不是一个正方形，很多时候是一个矩形，因为FOV在相位编码方向和频率编码方向很多时候并不相等，考虑到节约时间或者采用了TSE序列的回波链等因素。

大家如果有心可以看上面这个序列，NSA是2，采集152层，体素各向同性扫描Isotropic，扫描时间才4:15min。因为这个序列采用了飞利浦的压缩感知技术，显著缩短扫描时间。当天在香港扫描，实战演戏的时候，我们这个序列扫描时间只用了2min30s。

可以发现，重建的冠状位图像，基本上分辨率是差不多的。

说明采用各向同性扫描，重建任意方位图像，几何不失真。

这个在道理上来讲大家很好理解，由于组成图像的最基本单元体素Voxel是一个正方形，三个方向大小一致，所以重建的任意方位图像，最小分辨率就等于这个Voxel。

的扫描是一个典型的非各向同性扫描，可以看出在层编码方向上，体素的尺度为3mm，大于层面内的1.2mm。

理论上，在层面内重建图像，最小分辨率是可以达到1.2mm的。但是在其他方向，只要是涉及层间方向，由于体素的大小为3mm，则其他层间方向的空间分辨率不可能达到1.2mm。基本上每个公司都可以用内插ZIP的算法进行弥补，但是不管怎么弥补，也不可能达到各向同性的几何不失真。

横轴位图像，如果和采集的方向一致，则横轴位图像的分辨率（层面内分辨率）可以达到最优的1.2mm。

冠状位图像，由于层间的体素是3mm，进行重建的时候，理论上层面体素贡献的最优分辨率不会低于3mm。图像虽然有点模糊，但是还能看。

矢状位图像，对比前面各向同性的，明显就稍微几何失真多了。结论：非各向同性扫描，重建的其他非采集方位的图像，其空间分辨率不会达到最理想的状态。

五.各向同性扫描后重建的图像和原始采集的是否一致？

很多老师在修改参数的时候，发现，有些序列，无论怎么修改，三个方向体素都不可能完全相等。

比如，有时候我们做3D T1W_TFE头颅序列，我们希望体素在三个方向都是1.0mm×1.0mm×1.0mm。但是有时候，一个序列的体素还取决于相位编码方向上的TSE factor或者TFE factor以及和并行采集SENSE的组合。这个时候，你发现无论怎么修改，可能采集体素最终都是1.0mm×0.99mm×1.0mm。

如果按照我们严格的定义，三个方向采集体素不一致，不完全相等，就不是各向同性。

这种情况，重建图像后，影响几乎不大，可以想象，差距0.01mm的体素，有多大影响？有些问题需要变通，这种差距，我个人认为在临床效能上，也可以叫做各向同性扫描，没毛病。

有的时候，在做磁共振放疗定位，很多老师设计序列比较考究，考虑到了尽量各向同性，同时也想稍微根据情况变动。设置的前列腺3D序列，采集体素是1.2mm×1.2mm×1.3mm。这种情况，按定义不算各向同性，但是几乎很接近了，临床重建的时候，效果也比较接近。可以近似的认为这个接近各向同性。

问题来了，我想问各位老师：假设我进行头颅3D T1WI扫描。方案一：采用完全各向同性扫描方法，采集体素均为1.0mm，即：1.0mm×1.0mm×1.0mm，采用矢状位扫描。然后进行横轴位重建，得到横轴位图像。

方案二：我们还是进行头颅3D T1WI扫描，采用完全各向同性扫描方法，采集体素1.0mm×1.0mm×1.0mm。这次采用的是横轴位成像，得到的原始图像是横轴位。

原则上，理论上来讲，这两个图像应该没有差异，没有区别。

大部分临床诊断影像科医生，就是觉得直接采用横轴位扫描的图像要比重建的横轴位图像好看。虽然两种扫描采集体素都完全相同，甚至扫描条件也可以完全相同，区别就是编码的层方向不一样。但是绝大部分影像科医生（包括我）都认为直接扫描的原始图像比各向同性重建的原始图像好看一点。

太忙了，写本章也是抽空在医院挤出的时间，没想到1个半小时写完。

  1. 06.25 于 华西医院

上一期磁共振参数的故事，和各位老师探讨了如何通过一步一步优化参数，达到缩短头颅3D T1WI序列的目的，又可以提高图像质量的方法。在关键的一步中，通过修改一个3D序列的turbo direction，显著的缩短了扫描时间。

大家肯定要问这个参数的具体含义是什么，或者涉及到的3D序列的K空间填充顺序和2D序列有什么不同。

在讲解3D序列的K空间填充顺序之前，我们先来简单的回顾一下3D序列和2D序列的区别。

3D序列和2D序列的区别主要是激发模式不同。在3D序列中，没有层面选择方向。而是通过一个容积激发，然后在三个方向进行空间体素的定位编码。其中一个方向是频率编码方向（frequency），另外两个方向都是相位编码方向。

随着磁共振技术的发展及快速扫描技术的提高，3D序列在临床中使用的频率越来越高。

3D序列的这种激发模式可以是自旋回波类（SE）序列，也可以是梯度回波类（FFE or GRE）序列。

由于3D梯度回波序列使用得比较频繁，所以很多时候，有些书籍特别强调的3D序列主要是指自旋回波类序列。

在飞利浦中，3D TSE序列叫做VISTA，新版的序列，加强了重聚角的优化，又称为3D VIEW。

在西门子中，3D TSE序列一般叫做SPACE。

GE中，3D FSE序列商品名称叫做CUBE。

有些临床用得比较多的3D梯度回波序列也比较特殊，比如磁化准备的3D梯度回波序列，为了突出T1对比度，在正式采集前，施加了一个反转恢复的准备脉冲。

飞利浦中，这个序列叫做3D TFE。

GE里，这个序列被称为3D FGRE。

需要记住的是，K空间的中心部分主要对应的是低频信号，这个信号对于图像的对比度尤为重要，所以K空间中心部分数据主要决定图像的对比度；而K空间周边部分对应高频信号，填充K空间周边的数据主要决定图像的解剖细节。

K空间根据其特点的不同，主要有填充轨迹的变化和填充顺序的先后。

由于K空间中心部分决定图像对比度，所以不同的K空间填充顺序对于图像对比度是有很重要的影响的。

大部分厂家的磁共振设备，可以用户自定义K空间的填充顺序。比如：线性填充（按照顺序依次从高频-低频-高频）；K空间中心优先填充（首先填充K空间中心的数据，然后扩展到周边）。

如果是K空间顺序填充（线性填充），则决定图像对比的有效TE刚好在中间；如果是K空间中心优先填充，则一开始采集的TE时间就是图像的有效TE。

在飞利浦系统中，普通的2D TSE序列，K空间填充顺序由contrast参数栏里的profile order（填充顺序）来控制，用户可以选择linear（线性，顺序的）、low-high（中心优先）或者asymmetric（非对称填充）。如果选择了asymmetric，则允许用户修改或者自定义回波间隔echo spacing，这点对于减少运动伪影尤为重要。

由于存在两个方向的相位编码，这个时候填充K空间的顺序就要复杂一些。

一个3D序列，需要对空间体素进行三维编码。假设X方向是频率编码方向，则Y方向和Z方向都是相位编码方向。

要完成一幅图像的采集及重建，我们仍然需要把K空间填充满。

可以先把Z方向的每个阵列填充满，然后再一条一条的填充Y方向；或者反过来，先把Y方向填充满，再一条一条填充Z方向。

由于在三个方向做的矩阵可能是不同的，这两种填充方式的扫描时间及对比度肯定是有区别的。

在飞利浦的参数中，如果一个序列的采集模式是3D的。则在contrast对比栏里，有一个参数叫做turbo direction，该参数允许用户选择Z方向或者Y方向，甚至radial。

在飞利浦的系统中，turbo direction决定先填充的哪个方向，这种又叫做“内环”。另外对应的一个方向就被称为“外环”。

比如，turbo direction选择的是Z，则Z方向是作为内环方向的。内环的方向设置后，用户可以自定义内环的填充顺序，和2D序列一样，这个填充顺序是在contrast栏里的profile order里设置。

而另外，外环也有一个填充顺序，这个顺序是在飞利浦dyn/ang参数栏里的CE-angio profle order里设置。

这样的话，3D序列的K空间填充，我们首先需要设置先填哪个方向（哪个方向作为内环）；然后可以分别设置两个方向的填充顺序。这样一组合就有很多种方式了。

把Z方向设置为优先填充（内环），内环的填充顺序是linear（线性）顺序填充；外环（Y方向）的填充顺序也设置为线性。

首先Z方向是优先填充的内环，采集数据后，先把所有的Z方向填满，然后再填充Y方向。而不管是内环，还是外环，填充顺序都是linear线性。总体来看，整个3D序列，填充K空间中心数据的时间是序列扫描时间的一半。

虽然内环采用的是K空间中心优先的方式填充。但是整体的3D序列，填充到K空间中心的时间，仍然是扫描时间的一半，这个我们通过图像就一目了然。

把Z方向设置为优先填充（内环），内环的填充顺序是low-high（中心优先）填充；外环（Y方向）的填充顺序改为中心优先（low-high）。则情况会有变化了。

由于无论是内环，还是外环，K空间的填充顺序都是中心优先。一开始采集数据后，就会将数据填充到整个3DK空间的中心，决定图像对比度的时间就在一开始。

总结来看，外环的K空间填充顺序，反而是决定整个3D扫描序列的K空间中心填充时间。CE-angio profile order是控制图像对比度的冠军参数。

可以想象一下，如果我们做打药的血管成像（CE-angio），我们是希望一触发扫描就立马填充K空间中心决定对比度的数据呢？还是采用线性方式。

当然是一扫描就直接填充K空间中心，这样顺着对比剂的流入，与信号采集同步，最能够突出血管和背景的对比。记住CE-angio profile order是决定图像对比度的参数就行了。

在做打药血管成像的时候，为了保证K空间中心被更快的、优先的填充，我们有一种技术叫做CENTRA。

这个CENTRA是把一个立体的（3D模式）K空间或者平面的（2D模式）K空间分成两个部分，即：中心部分和外周部分。

中心部分是决定图像对比度的，外周部分决定解剖细节。

在做血管的时候，优先填充K空间的中心部分（即内圈），这样保证第一时间填充的数据是决定图像对比度信息的；然后在填充K空间周边部分（外圈）。

3D序列同样，采用CENTRA以后，把一个类似立体的K空间分为内圈的球形和外面的部分。优先填充球形以内的数据。

这样做的话，其实就是为后面的key hole匙孔技术提供了基础。在有时候做4D MRA的时候，由于要提高时间分辨率，则可以采用只填充K空间球形内数据，然后共享外周的数据，这样可以大幅度的提高时间分辨率，做到4D MRA。

2. 水成像技术

把复杂的问题描述得更简单易懂，需要一定的知识储备和文笔技巧；把简单的问题扩展得更丰富更开放，则需要跨学科的举一反三能力。希望本章水成像技术的文章能够给大家带来收获。

在磁共振成像中，有多种特殊的成像技术，比如：脂肪抑制、双反转组织选择成像以及水成像。

水成像技术，其实可以理解为重点突出显示水成分的磁共振成像技术。

在磁共振成像中，信号的来源主要是自由水和脂肪组织中的H氢质子。粗略想一下，把这两种抑制掉，那么基本上磁共振的信号来源就很少了。实际上是有这个序列的，比如我们做眼眶扫描，有一个序列叫做T2_FLAIR_SPIR。这个序列中，SPIR是脂肪抑制技术，FLAIR可以选择性的抑制大概T1值在3000~4000ms的组织（类似于自由水）。这个序列就是典型的同时抑制液体和脂肪，但是还是有很多信号。这个序列可以理解为选择性的抑制了脂肪组织和T1值3000多ms的组织，那么还有很多组织既不是脂肪，T1值也不在这个范围，就可以成像。

要进行水成像或者叫突出水信号的权重，则和脂肪抑制技术类似，需要结合水（一般来说是自由水）的成分及信号特点（这个句子要这样读，结合[停顿]水的特点，不是结合水，是结合~水）。

水（一般指纯水，自由水）的主要特点是长T1长T2，即T1值比较长，T2值也比较长。

在1.5T的情况下，水的T1值一般是30003500ms，T2值一般是20002500ms。

随着场强增高，水的T1值会有所延长，而T2值可能变化不大。

组织的T1值和T2值和组织固有的理化特性有关。

是非常经典的一幅图，代表分子的T1和T2（主要是T1值）与分子的相关运动之间的关系。

如果分子的所谓的Tumbling转动频率和分子的Lamor进动频率接近的时候，能量之间交换效率最高，晶格之间能量传递越快，则T1时间越短（恢复越快）。如果分子的Tumbling转动频率和分子的Lamor进动频率差距越大，则能量传递效率最低，T1时间越长（恢复越慢）。

大分子物质或者固体物质的转动频率比较低，远远低于Lamor频率，所以T1值比较长；而小分子的液体物质，比如自由水，其转动频率非常高，又远远高于Lamor频率，同样T1值比较长。只有转动频率和Lamor频率接近的物质，比如脂肪组织，其T1值比较短。

所以比较纯的液体，比如脑脊液，自由水，囊肿里的水，T1值都相对比较长；而一旦发生了出血或者液体的浓度密度产生变化，比如呈现黏液状态，则其T1值发生变化会相应缩短。这也是为什么有时候出血在T1WI图像上呈高信号的原因。

更进一步影响组织T1值、T2值的因素很多，这里就不展开来讲。

水的长T1长T2特性，决定了水（以下都默认为相对纯净的自由水）在T1加权像上呈现低信号，在T2加权像上呈高信号表现。

要突出显示水，我们就一般不会在T1加权像上显示。

水成像序列就是一些列为了重点突出水信号，显示水信号的序列的统称。

磁共振水成像技术和其他影像水成像技术相比有一个好处，就是可以不用通过引入外源的成分（比如对比剂或者其他物质）来突显水的信号。

由于水具有长T2的特性，所以要突出显示水成分而削弱其他组织信号，最简单也是最直接的方法就是采用长TE或者重T2权重的序列来实现。

由于水具有长T2的特性，在水平方向（横向）上，磁化矢量衰减得相对缓慢；而其他组织一般的T2值没有水这么长，在水分方向上，磁化矢量衰减得快。

这样通过延长TE（回波时间），使得其他大部分组织经过这么长的时间，横向上的磁化矢量都已经衰减完，消失，这个时候采集信号则没有信号；而水虽然也通过长TE导致信号衰减，但是由于T2值比较长，在横向上还残留信号，这个时候采集信号，则能得到仅含有水的信号。利用这种原理就可以达到水成像的目的。

TE越长，则序列的T2权重越重，而纯液体是长T2值组织，则更能突显水的信号。

这种长TE重T2序列来做水成像的一般是采用快速自旋回波TSE。

自旋回波序列常和单激发技术（单激发序列）一起结合，用来做水成像。

为什么单激发序列用来做水成像多呢？这是因为，单激发序列需要在一次射频脉冲激发就完成所有数据的采集，这样势必会导致回波链TSE factor延长，序列的有效TE会变得非常长，这样就基本上是重T2加权了。

除了采用TSE序列的重T2来做水成像，能否用梯度回波序列来进行呢？

当然是可以的，在梯度回波序列中，有一个序列比较特殊，叫做平衡式自由稳态进动序列。

这个序列的对比度同时取决于组织的T1和T2值，为T2/T1，所以在这个序列中，脂肪、水（液体）及血液会呈现高信号。结合脂肪抑制技术及流空效益，可以使得平衡式自由稳态序列达到水成像（静态液体）的效果。

飞利浦还有一个序列，这种序列是结合了自旋回波和梯度回波序列，叫做GRASE，该序列可以用来进行MRCP成像。这个序列能够实现采用不那么长的TR和TE，即能保证水成像的效果。

不管用那种序列，最终都要达到的目的是突出水的信号，抑制其他组织的信号。

水成像作为一个磁共振技术有非常广泛的临床应用。其中，根据水成像的特点及目的，可以把水成像进行一个简单的分类。

根据是否打药可以把水成像分为：非打药水成像和打药（注射对比剂）水成像。大部分临床应用中水成像是不需要打药的，但是部分例外，比如：下肢淋巴管成像。

根据水成像显示的目标，可以把水成像分为：静态水成像和动态水成像。大部分水成像是静态水成像，一般以显示静止的液体为主。可以看出能不打药是最好的，可以做到完全无创、无外源物的引入。

不打药成像系列也是未来发展的方向NICE（No Inject Contrast Enhancement）。

具体到水成像的临床应用，则非常多样，几乎遍布全身各个系统，比如我们最熟悉的MRCP、MRU等。

MRCP 利用重 T2 加权三维快速自旋回波序列抑制实质器官背景，突出显示静态胆汁与胰液高信号。

MRCP（Magnetic Resonance CholangioPancreatography）磁共振胰胆管成像是采用磁共振技术来显示胆道、胆系及胰胆管的一种成像显示方法。

而进行MRCP扫描，无论是2D的MRCP还是3D的MRCP都无法显示胆囊，觉得很奇怪，这是为什么呢？

临床中常用的MRCP扫描的序列主要有几种，一种是3D的薄层MRCP，采用自旋回波重T2；另一种是2D的单激发重T2厚层序列。

现在很多时候医院病人多，流通量大，为了节省时间，大家希望进行屏气薄层MRCP扫描，一次屏气就能把所有图像扫描完。飞利浦也设计出了专门的屏气MRCP序列3D GRASE序列。

还有老师采用平衡式自由稳态进动序列来进行MRCP扫描，比如在飞利浦中采用B-TFE来做MRCP。

除了MRCP，水成像用得比较多的还有内耳水成像或者有的叫做颅神经成像MRTA。

在进行颅内的面听神经，三叉神经成像的时候，我们一般利用水成像方法，通过脑脊液的高信号，勾勒出神经的信号，这样做获得的图像，我们通过处理，还可以得到内耳结构。

内耳的结构复杂并且很小，精细，普通MR扫描很难发现。可以利用水成像技术，通过显示内耳淋巴管液体的信号，来反应内耳膜迷路的结构及走形。

内耳水成像相对扫描不难，主要的是后处理，如何更精细的修剪好图像，这个就需要大家的耐心了。

磁共振尿路成像MRU（MR Urography）是另外用得非常多的水成像技术。

尿路成像影像学其实有很多方法，比如腹部平片+肾盂输尿管造影（KUB+IVP）。

还有逆行性尿路造影（Retrograde Urography），通过向膀胱及输尿管注射对比剂来显示尿路情况。

和这些方法相比，磁共振尿路成像MRU最大的优点就是简单、方便、无创，不引入外源物质。

但是来了啊，注意，这里也要说明一下，由于不引入对比剂，在进行MRU成像的时候，本身人体的输尿管就非常细小，如果不是有尿路梗阻及其他情况，很可能正常人做MRU，效果不好，会发现没有怎么显示尿路情况。

MRU的序列基本上和MRCP类似，就是扫描范围及方法略有区别。由于需要显示整个尿路系统（一般从肾盂开口至膀胱中下段），所以扫描范围非常大。这就需要一个比较大范围的Torso线圈，而且要保证定位准确。

MRM椎管成像使用频率也比较高。磁共振椎管水成像MRM（Magnetic Resonance Myelography）。很多医学英语词汇，其实非常好记，就是拆开词根，前缀、连接词、后缀记住了，猜都能猜出意思。Myelo-是脊髓的前缀，o是连接词这里省略，-graphy是成像的后缀。

MRM的扫描方法几乎和MRCP一样，主要的扫描序列包括两种：一种是2D单激发重T2序列，采用放射状扫描；另一种是3D重T2序列，采用冠状位或者矢状位扫描。

2D放射状MRM扫描用得比较多，因为扫描速度比较快，定位也非常简单，以脊髓横轴位为主定位像，旋转一圈扫描。

淋巴管成像是磁共振中比较新的一个应用点，现在越来越多医院开始开展了。

胸导管这种成像我们就完全可以用到磁共振中非打药水成像来进行。

非常清晰的显示了胸导管的走形及全段，大家发现了吗？

除了扫描冠状位的重T2，还可以进行横断位的薄层扫描，更利于观察有病变的段。

磁共振腮腺导管成像（Magnetic Resonance Sialography, MRS）这个是目前我个人感觉最难的水成像，要非常好的扫描出腮腺导管，需要技术、技巧、运气。

很多文章和书籍都写了，要想得到好的腮管显示，需要口服酸性物质，或者口含柠檬，刺激腮腺导管分泌唾液，提高显示成功率。

腮腺管梗阻或者化脓性腮腺炎等有病变表现的则相对正常来讲比较容易显示。比如，腮腺比较常见的一种病，Sjögren’s syndrome舍格伦综合征。

详细的剖析一个技术才能更深入的理解，并且更好的应用。

2019年11月05日 于 哈尔滨

磁化传递、射频带宽与噪音

磁化传递技术或者磁化传递效应是磁共振中一种特殊的技术，该技术可以选择性的抑制组织信号（主要是含蛋白组织），从而达到提高对象对比的目的。这种技术最常用于磁共振血管成像MRA中，以达到抑制背景信号，增强血管对比度的目的。部门书籍把MT翻译为磁化转移。

这种技术同时也是后面比较高级的化学交换饱和转移（Chemical Exchange Saturation Transfer, CEST）及酰胺质子转移成像（Amide Proton Transfer, APT）等技术的基础。

H2O水，我们都知道，在自然界中主要存在几种状态，即固态（冰）、液态（水）、气态（水蒸气）。

而磁共振成像主要信号来源于氢质子，人体中氢质子主要又来源于H2O水和脂肪组织。

人体组织内水分子存在着几种不同状态：结合水、结构水、自由水。

其中，自由运动的水分子被称为自由水，或者又叫自由水池（feel pool）；与生物大分子蛋白相结合，运动不自由，被束缚的水分子又被称为结合水，或者又叫做束缚水池（bond pool）；结构水又被称为化合水，人体中含量很少。

自由水的进动频率范围很窄，其T2值相对较长；正常MR成像中，由于结合水的T2值太短，基本上我们根本采集不到结合水的信号，所以MR成像的时候，结合水基本上不会对信号有所贡献，我们也无法探测到结合水的信号。

假设一个体素中，有4个自由水分子（H2O）红色表示和结合了蛋白的结合水分子。

以自由水的进动频率为中心（设中心为0），结合水由于进动频率范围很宽，基本上是自由水进动频率范围的-2000Hz~+2000Hz。

而结合水的频率范围非常宽，所以可以发射一个偏离中心频率很多的频率脉冲，该脉冲会激发结合水而不会影响自由水。

理论上，可以发射一个偏离水中心频率很多的偏振频率off-resonance去激发结合水。

提前激发组织可以对某些组织进行饱和作用。但是本来结合水的T2值就非常短，来不及采集信号就衰减了，所以饱和结合水意义不是太大。

生物体内，结合水中的质子和自由水中的质子会不停的进行交换。结合水里的质子可能传递（转移）到了自由水，而自由水中的质子又转移到了结合水。

由于率先使用了偏振脉冲激发了结合水，导致结合水质子部分被饱和；饱和的结合水质子转移到自由水质子中，导致自由水质子部分呈现饱和状态，信号下降。

实际上除了考虑分子之间的交换和传递，还要考虑自由水分子可能的Diffusion扩散作用以及cross-relaxation等的影响。

在飞利浦系统中，要使用MTC技术非常简单，在参数对比栏里可以找到MTC这个选项。

MTC下拉菜单中可以选择MTC预脉冲，有两个选项供用户选择on-resonance（共振）和off-resonance（偏振）。

这里还需要注意的是，MTC效应一般只影响对MT敏感的组织，也就是注意是影响含蛋白的组织。

哪些组织会受到MT的影响呢，当然是含人体中含蛋白的组织，比如：肌肉、透明软骨、脑白质、脑灰质、肝脏、乳腺纤维腺体组织等；而对MTC效应不敏感的组织有：纯液体、脂肪组织、血液、脑脊液等。

对于MT敏感的组织，使用了MTC成像以后，大部分组织信号会有下降。

用得最多的是在磁共振非打药血管TOF成像中，采用MTC来降低背景信号，突出血管显示。

目前，飞利浦的磁共振通过改进脉冲，在头颅不打药TOF序列上，背景抑制已经非常好了，基本上大家不用再去加MTC效果，加了后扫描时间会延长。

除了用于TOF，MTC还多用于小肠磁共振成像及增强扫描背景信号的抑制等。通过使用MTC，可以使得非强化的含大分子及蛋白组织信号下降，而正常强化的组织则不受影响，这样可以突出强化组织的对比度。

采用MTC结合增强扫描，可以提高强化组织的对比度。小孩，疱疹性脑炎，使用了MTC技术后，强化部分显示得更清楚。

还可以通过前后扫描两组，使用和不使用MTC技术进行对比，看组织信号是否下降来间接评估组织中大分子或蛋白的含量。

左边为没有采用MTC技术的普通T1-FFE图像；为使用了MTC技术的T1-FFE成像。可以通过对比，显示末端回肠外侧部分信号下降，表面大分子或者胶原蛋白存在于肠壁内。

是正常成像，使用了MTC，可以发现明显的肌肉信号下降。

MTC能够使得含有蛋白的组织信号下降，这对于需要提高对比度或者血管成像来说是非常重要的。

除了通过前后比较磁化传递前及磁化传递后的图像信号改变，我们还可以对MTC进行量化。这里主要采用的是磁化传递率（Magnetization Transfer Ratio, MTR），它的计算公式如下：

其中，S0代表没有使用MT技术之前的信号强度；SMT代表使用了MT技术后的信号强度（当然其信号强度肯定低于使用前）。

MTC这种技术，临床中使用的频率可能并不高，但是也是一种非常重要的组织抑制技术。而且掌握了这种技术，也为后面，大家理解CEST或者APT等技术原理提供了基础。

射频脉冲带宽和采集带宽不同，该参数决定了激发质子的频率范围，实际上在成像中非常重要。

引子：用心思考，努力探索，用心写文，才能知其然而知其所以然。射频脉冲带宽决定激发质子的频率范围；采集带宽决定图像信噪比。很多问题大家觉得理所当然，实际上思考了发现有额外收获。

磁共振基本序列及图像对比度（权重）。磁共振中的弛豫：纵向弛豫和横向弛豫及T1、T2值。相位对比血管成像技术原理及临床应用。MRI基本原理的难点突破--K空间。磁共振前列腺规范化扫描方案及临床应用讲座。心脏MRI扫描技术及高级临床应用。磁共振波谱基本原理、概念、技术及临床应用（讲座）。说起带宽（bandwidth, BW），大家并不陌生，特别是在MRI扫描中的相关参数。如果不做特殊说明，MRI中提到的带宽，一般是指接收带宽（receiver bandwidth, RBW）或者采集带宽。

采集带宽主要是指系统读出磁共振信号的频率，也就是单位时间内能够采集的采样点数。

在1.5T的磁共振中，根据拉莫尔方程，氢质子的进动频率为42.577MHz/T×1.5T≈64MHz。射频（Radio Frequency, RF）脉冲（写作RF脉冲）频率如果刚好等于64MHz，则可以激发氢质子产生共振。

然而再理想的射频脉冲其频率也不可能是单一一个，实际情况是射频脉冲的频率存在一个范围内，把射频脉冲的频率范围称为带宽。比如，射频脉冲的频率范围为63.5MHz~64.5MHz，它的带宽则为64.5MHz-63.5MHz=1MHz。

理论上讲射频脉冲带宽是一个参数，为什么不放在参数里讲或者写入磁共振参数的故事？这是因为大部分MRI操作系统并不允许用户直接修改射频脉冲带宽，因此这个参数被很多老师忽略了。

射频脉冲带宽对于MRI成像非常重要，大家最熟悉的就是射频脉冲带宽可以决定扫描层厚。

射频脉冲带宽越大，理论上包含的频率范围就越大，激发的层厚就越厚。

射频脉冲带宽决定扫描层厚主要是指2D序列，3D序列的话则是硬脉冲直接激发一个容积，然后再进行三个方向编码。除了射频脉冲带宽，梯度场大小也会影响2D激发的层厚。

一个RF脉冲持续时间越长，经过傅里叶变换后，其频率范围越窄，也就是发射带宽越窄，这种脉冲我们称之为软脉冲。RF脉冲范围窄有什么好处呢？当然是激发的氢质子进动频率范围就少。结果就是激发的区域小，选层更薄，更能够进行高空间分辨率扫描。

一个RF脉冲持续时间越短，经过傅里叶变换后，其频率范围越宽，这种脉冲我们称之为硬脉冲。硬脉冲由于RF脉冲带宽大，激发的范围理论上比较大。比如，磁共振中的3D序列，其实是激发一个容积，然后在两个方向进行相位编码。3D序列的RF脉冲一般是硬脉冲。

了解了RF脉冲带宽的知识当然不仅仅限于激发层厚，实际上很多图形质量都和RF脉冲带宽有关。

比如都知道在3T的MRI中，有时候即使采用3D STIR进行脂肪抑制也不一定压脂均匀，这一点在臂丛神经成像的时候尤为突出。而1.5T的STIR一般压脂均匀，这又是为什么呢？

还是射频脉冲带宽的问题。比如，在飞利浦3T的MRI设备上，3D STIR序列默认的180°反转IR脉冲的带宽为700Hz。这个带宽粗略一看比较大，实际上对于磁场不均匀或者飘变比较大的区域是不够的（其他厂家也是一样的）。

为什么在1.5T中，STIR反转脉冲700Hz的带宽就足够了，而3.0T则可能不够。画一个图就非常好地说明这个问题了。

  1. 0T中，根据拉莫尔进动频率和水脂化学位移计算，水和脂肪组织的进动频率差异大概为440Hz。则来做个图看看什么情况。

以水的中心频率为0，则脂肪组织比水进动频率慢440Hz，为-440Hz。

STIR序列的IR脉冲的带宽为700Hz，一般都是找水的中心频率，则可能出现脂肪组织没有被IR反转脉冲覆盖而导致脂肪抑制不彻底的情况。

刚好以水为中心频率，IR反转脉冲带宽只有700Hz，则脂肪组织不能够被完全反转，压脂不彻底。

  1. 5T则由于水脂位移变小了，IR反转脉冲700Hz的带宽足够把水和脂肪组织都反转。

  2. 5T由于水脂化学位移频率变小，只有220Hz。STIR序列中，以水的频率为中心，IR反转脉冲700Hz的带宽足够把水和脂肪全部反转的，所以1.5T中进行颈部或者臂丛扫描压脂是均匀的。

因为这个原因，为了在3.0T上进行良好的脂肪抑制，比如飞利浦就采样了其独有的NerveView STIR序列。实际上该序列就是把IR反转脉冲的带宽调整为2500Hz。这么宽的带宽，即使局部磁场不均匀导致水和脂肪化学位移范围拉大，也能够保证IR反转脉冲可以把它们统统反转。

就是一个非常好的臂丛神经成像。怎么看出是打药扫描的还是非打药扫描的？

一个RF脉冲带宽除了能够影响图形质量和脂肪抑制效果，还可能影响其他成像效果。

从上面的STIR序列的IR脉冲带宽可以看出，在RF脉冲配合梯度场的作用下，可以达到选择层面和层厚的效果，也就是空间选择。而如果RF脉冲激发的时候，不施加梯度场，则脉冲带宽包含一定频率范围，就可以进行频率选择，比如选择性的激发水或者脂肪。这种频率选择被称为精细选择。

可以思考一下，本来水和脂肪组织的化学位移差异就只有3.27ppm，在1.5T中换算为频率也就是220Hz。而如果施加了梯度场，空间位置不同，梯度场产生的频率差异可能都不止220Hz。施加了梯度场后，RF脉冲带宽主要是进行空间选择。

例如我们熟悉的T2 FLAIR序列，其180°反转脉冲实际上就是把水和脂肪组织都反转，没有进行精细的频率选择，而其带宽主要决定反转的层厚范围（空间选择）。

知道了这一点，可能会理解有一个脂肪抑制序列叫做SPAIR，也就是180°选择性的反转脂肪组织，为什么其SPAIR TR定义不是两个180°IR脉冲的时间间隔而是一层到一层的时间间隔。因为180°IR脉冲选择性的进行了频率选择（脂肪组织），其空间选择就没有了，SPAIR序列的反转脉冲是所有层面都反转。

有老师思考了问题会问，你不是说选择了空间范围（加梯度选择层面）就不能精细选择频率。那STIR序列的反转脉冲怎么解释，2D的STIR脉冲选择了层面，那理论上不应该出现频率选择不够导致脂肪不能被彻底反转。

这个问题非常好，前面举的STIR的例子是在臂丛神经成像中。注意哈，臂丛神经成像我们用的一般是3D STIR序列。3D序列是硬脉冲，不存在空间选择（选层），所以因为3D序列的反转脉冲实际上如果带宽不够，是会导致频率选择不准的。而2D STIR不会有这个问题。

说了这么多，还是补充一下，有没有射频脉冲既能够进行空间选择、又可以进行频率精细选择呢？在周晓洪教授主编的书籍Handbook of MRI Pulse Sequence中，提到了这种特殊的脉冲。这种脉冲叫做Spatial-Spectral RF pulses，简称SPSP脉冲。

SPSP RF pulses excite magnetization that has both a specified slice location and a specified spectral content.。当然要理解SPSP脉冲如何能够同时选择空间和频率还是比较难的，这里不深入讲解了。

讲这个是为了说明，学习MRI一定要深挖和深入思考。频率选择已知，空间选择大家也知道，但是大家真的思考过这个问题吗？

对于2D扫描序列，RF脉冲的带宽主要决定空间选择（层厚和层位置）。再举几个例子加深对于RF脉冲带宽的理解，比如在心脏黑血成像中，一般采用的是双反转黑血技术。

由于不同心动周期，心脏本身在搏动和跳动，心肌的位置可能不同。也就是在层厚固定的情况下，由于心脏本身会运动，导致采集层面心肌是不同的。所以进行黑血序列的时候，非选择性的黑血脉冲层厚（范围）必须要设置得厚一点。

A代表当非选择性的黑血脉冲层厚比较薄的时候，此时进行扫描则心脏由于搏动，心肌的位置可能会发现变化，导致黑血脉冲层厚和采集层厚不匹配，这样血液抑制效果可能会受影响。增加黑血脉冲层厚（C），则即使心脏搏动，采集层厚也在黑血脉冲层厚范围内，黑血效果得以保证。

非选择性黑血脉冲的层厚一般设置得大，则需要增加非选择性黑血脉冲的带宽。

和这个道理同理的在进行头颅T2-FLAIR序列的时候，一般会要求两次以上的分包采集，这是为什么呢？

考虑脑脊液流动，T2 FLAIR的反转脉冲为了保证充分反转流入的脑脊液，其反转脉冲层厚应该越大越好。

而如果分包越多，package越大，则系统会使得T2 FLAIR序列的IR反转脉带宽越大，层厚越厚。

为什么分包（或者叫分次采集）了，IR反转脉冲的带宽就可以变大，层厚和范围就可以变大呢？

这是因为，假设我们就使用一个package，一次采集完。180°反转脉冲带宽大了，效果的确可以使得大范围的脑脊液被反转。但是邻近层面的有用脑组织也被反转了，导致了层间干扰和信号饱和。只有增加package，才能留出足够的空间，使得IR反转脉冲在大的范围的情况下不会对90°激发脉冲相邻层面产生层间干扰。

需要知道RF脉冲带宽主要影响的是激发的频率范围，而这个范围在精细选择扫描的时候和水脂进动频率范围有关联。

因此用户在选择扫描层厚的时候，实际上系统也在调整RF脉冲带宽和梯度场大小。

  1. 10.30 周一 于 西宁

今年这个春节，向奋战在一线的医务人员及其他工作人员致以崇高的敬意。本人家里也有几个医生，也在一线工作。春节期间，为了大家安全，积极响应国家号召，基本上没有出门，没有聚会，希望疫情早点结束，相信我们众志成城，一定能够早日取得胜利。

噪音可能都非常熟悉，特别是在机场工作的人或者磁共振操作技师。

由于有梯度系统及梯度磁场的存在，扫描过程中，这个磁场会不断的变化。

梯度磁场是如何变化的呢？是通过在梯度线圈中快速变化的电流大小及方向来实现的。在磁场中快速变化的电流会产生一个作用力，这个力叫做洛伦兹力（Lorenzo Force）。洛伦兹力会导致梯度线圈产生移位、震荡，撞击到机器的托架，从而产生噪音。这是一种正常的现在，并不是机器发生了故障。

噪音会导致被检查者产生烦躁的心境，影响听觉系统的反应，噪音过大还会导致长期的听力损害。

磁共振检查中，会检测噪音大小，将噪音控制在一个可接收的范围之内。

一般用“贝尔”作为声音的响度单位，而实际上对于噪音，用得最多的是“分贝”，1贝尔=10分贝。

分贝dB这个词，都听过，可能偶尔也在用分贝来描述声音（噪音）的大小（响度），然而大家真的了解分贝吗？

这个分贝或者贝尔是如何测量的呢？一般是用声压强度来测量的。对于噪音的强度，如果都以声音压强来表示，则数量级会非常大，而且不便于比较。

采用贝尔或者分贝，贝尔是以声压强度的公比为10的几何级数的对数来表示的。

声压强度的单位是帕斯卡（Pa），噪音的单位是分贝（dB）。

静止的时候，安静状态下，基线噪音是1贝尔（10分贝）；人们大声讲话的时候，噪音是6贝尔（60分贝）。

人们大声讲话的时候的声压是安静状态下的多少倍呢？

10^(6-1)=10的5次方=100000。

这样一看大家就知道了，其实描述声音（噪音）的响度，就是用以10为底数，声压强度为真数的对数来描述。如果10贝尔的响度对应的是2Pa的声压，那么9贝尔的响度则对应0.2Pa的声音。

k表示系数，lg是以10为底数的对数的缩写，即lgX=log10X。

也就是，如果以贝尔来表示噪音，大1个贝尔单位，其实声压强度是10贝；也就是大10个分贝dB，声压强度是10倍关系。

不要小看90dB和100dB，看上去好像是多了10dB，其实是10倍的关系。

说了这么多，我们可能接触得不多，很难对应到底多大的声音对应多少分贝。这里可以给大家一目了然的看一下。

15分贝以下--感觉安静

30分贝--耳语的音量大小

40分贝--冰箱的嗡嗡声

60分贝--正常交谈的声音

70分贝--相当于在闹市区

85分贝--汽车在马路上穿梭的声音

95分贝--摩托车启动的声音

110分贝--装修电钻的声音。

根据IEC 60601-1-22标准，噪音达到120dB是勉强可以忍受的。高于这个分贝数就尽量避免。

在进行磁共振检查的时候，我们尽量要求噪音低于120dB。

整个扫描期间，如果平均噪音大于99dB，则要求佩戴保护耳机。对于3岁以下的小孩，要控制噪音尽量低于90dB。

大部分磁共振序列的噪音不高，但是极个别序列的噪音很大，比如：DWI-EPI、mDIXON-FFE等序列。

对于磁共振中的噪音，我们现在有很多所谓的静音技术。

从传播介质上消除，声音可以通过空气和固体传播，除非是在真空中，否则这个办法我们无法实现。

从听觉上阻隔，这种方法就是我们传统上的通过佩戴降噪耳机，戴耳塞来进行。

还有从声源（源头）上消除，这种对应于磁共振就是，梯度线圈不工作，扫描的时候梯度不切换则就可能完全没有噪音。但是实际上是不可能的，只要采集信号，读出梯度肯定是打开的。

对于GPS等厂家，其实都有对应的技术，通过让梯度缓慢切换，在采集信号的时候，在序列上做改变，来尽量减少噪音。

特别是在儿童医院的培训中，我一般会在很多常用序列中加上ComforTone功能。这样可能有些序列扫描时间会延长20秒，但是降噪效果非常好。

SofTone和ComforTone可以应用于全身各个序列，包括DWI弥散序列。

除了降低噪音（静音）技术，飞利浦磁共振系统还有一个AE（Ambient Experience, AE）逸境（静）功能系统。配合声光环境和降噪静音技术，让被检查者在磁共振检查过程中得到最良好的体验。特别是很多儿童医院也安装了AE系统，这样小孩子进入检查室之后，不会感觉是冷冰冰的机器，而会感觉非常的放松，也更容易配合检查。

西门子磁共振中，降噪技术叫做Quite Suite。该技术主要是优化序列，降低梯度爬升率。在硬件上，也采用了静噪阻尼材料填充在磁体和梯度线圈周围。Quite Suite技术主要包括PETRA和QuiteX。

GE的磁共振静音技术则是他们的SilentScan。该技术主要是梯度采用的小幅度快速连续切换。将静音技术和零TE技术合称为Silenz，即Silenz=Silent+Zero TE。ZTE技术的特点是采用小梯度，微切换；K空间的填充方式采用Radial填充，每一次TR，梯度变化都非常细微，这样就能够很大程度上减小梯度线圈的振动。

  1. 1月31日 于 成都 家

化学位移、T2 效应与快速参数

本章2天前就写出来了，因为检查出来一个错别字，然后删除了。19号写完，20号凌晨发，结果删除，就只能等到第二天（也就是21号）在推送了！

连续3周，跑了几个省，很多医院，调试一些磁共振序列。工程实践中发现，大部分医院，在使用磁共振1年以后，都有一个迫切的需求，提高扫描速度，增加病人流通量。

对于大型医院，三甲医院，教学医院，县医院来说，医院不分大小，级别，档次，在做磁共振临床的时候，都需要提高扫描速度。

大型医院，病人量大，在加上现在医患关系，院办及临床的压力，需要提高扫描速度，增加每天的病人检查量，不让病人等久了。

三甲医院同样，门诊量大，入院病人多，影像检查也需要提高速度。

教学医院，提高扫描速度，可以为科研实验及序列测试腾出时间。很多教学医院，工作日周一到周五做很多病人，周末机器腾出来做科研，等于是把7天的病人压缩到5天做完。

县医院，同样病人很多，而且很多来县医院做检查的，是因为不想在大医院预约，希望能够减少等候时间，快速做完检查，所以县医院很多时候也会提高扫描速度。

讲了这么多，磁共振临床应用中，提高扫描速度非常重要（不是盲目的提高，而是在图像能够保证诊断及可看性的情况下提高速度）。

磁共振图像的信噪比SNR，空间分辨率，扫描时间，同时还要注意图像的对比度。

这三个当中，在某一个条件不变的情况下，其他两个相互制约，相互牵制。

如果要缩短扫描时间，我们就有可能牺牲部分信噪比，或者牺牲部分空间分辨率，或者侧面会影响图像对比度。

杨正汉老师主编的著名的磁共振图书《磁共振成像技术指南--检查规范、临床策略及新技术应用》几乎是大部分学习磁共振同仁都看过的。其中在这本巨著（第一版在162页，第二版在第四章162页）中，专门花了一章写了《磁共振成像快速采集技术》。

工程实践中不才，很多朋友在后台问我SENSE（并行采集）技术，回波链，风车技术，如何快速扫描等。

在这里，首先，我还是要再三强调。因为临床的刚需，磁共振扫描很多时候在做到一定程度的时候，需要适当的提高扫描速度。提高扫描速度的前提是，图像质量不能受到太大的影响，不能影响诊断，阅片及可看性。

一个头颅扫描5个序列，22层，可以1分钟就给你扫描完，但是这样的图，你敢用吗？

我们所说的优化序列，提高扫描速度，是在不影响图像诊断的前提下。

有些序列，可以适当的扫描快一点，比如盆腔的横轴位T1WI序列，乳腺平扫的横轴位T1WI。有些序列，则不能调得太快，否则扫描出来效果不好，对诊断一点帮助没有不如不扫。如，腹部DWI，关节的PDW压脂序列。这些序列，对诊断的价值比较大，而且速度快了，图像质量大打折扣。如果在这些序列上面省时间，不如直接不扫描这些序列。

NSA激励次数，又叫信号平均次数。是指每一个相位编码步级，需要的重复次数。

飞利浦中，激励次数叫做NSA（Number of Signals Averaged, NSA），中文翻译叫信号平均次数。

西门子中，激励次数叫Average，也就是平均次数的意思。

GE中，激励次数叫NEX（Number of EXcitation, NEX），就是激励次数。

NSA增加N倍的话，信号增加N倍，同样噪音增加√N倍，那么信噪比就增加了N÷√N=√N倍。但是扫描时候增加了N倍。

在某种意义上来说，通过增加NSA来增加信噪比，其实不划算。怎么算这笔账呢？举例来说：NSA从1增加到2，扫描时间翻倍了，信噪比提高的是√2倍，也就是1.44倍。等于花了2倍的时间，提高了√2倍的信噪比。

第一点，要提高扫描速度，最简单方法就是减小NSA。在1.5T中，一般信噪比（相对3.0T）不高，激励次数NSA一般是2或3，这个时候要提高扫描速度，粗暴的办法就是把NSA降到最小值1（GE中，NEX可以小于＜1，叫做半扫描技术）。这个时候你要做好承担信噪比牺牲到原来的71%（1÷√2≈0.71）的准备。

对于3.0T来说，同样条件下，场强升高，信噪比比1.5T高一倍，很多3.0T的序列NSA激励次数就是1次，这个时候你就不能再通过这个方法来缩短扫描时间了。

这里，3.0T比1.5T最大的优势在于信噪比高一倍。举例，其他情况不变，3.0T图像的信噪比假设是X，1.5T图像的信噪比是Y，在NSA都为1的情况下，X=2Y；如果要使1.5T的图像信噪比等于3.0T，那么在其他条件不变的情况下，1.5T的激励次数必须为2的平方倍，也就是2²=4倍。1.5T中，NSA=4的话，Y'=√4Y=2Y=X。结论是，同样其他条件不变，1.5T要和3.0T信噪比一样，需要付出4倍的扫描时间。

基于这个推论，很多医院在原来使用过1.5T后，又购置了新的3.0T的时候，会认为3.0T磁共振的成像速度比1.5T快2倍。临床中，3.0T的成像速度并不会比1.5T快2倍。原因是，3.0T图像信噪比高，激励次数缩短少，但是用多余的信噪比去换分辨率了，所以体素小了，扫描时间又上来了，但是空间分辨率高了。

  1. 0T和1.5T磁共振扫描序列有哪些不同。一般激励次数在其他公司都是整数，比如：1,2,3,4，......。在飞利浦中，目前激励次数可以设置小数点，比如：1,1.5,1.6,1.8,2,2.6....。

这样做有什么好处呢？举例来说，有时候，你想缩短扫描时间，把NSA从2变成1，但是发现这样做了后，又担心信噪比会损失得比较多，但是用2次呢，扫描时间又长了，非常纠结。这个时候，把NSA设置为1.5，这样既兼顾了信噪比，又节约了扫描时间。

除了直接粗暴的修改NSA外（这样做显得技术含量不太够），还可以通过降低空间分辨率，也就是提高体素大小，来缩短扫描时间。

这样做的话，有两点好处：1.扫描时间下降；2.空间分辨率降低了，采集体素变大了，信噪比提高了。缺点显而易见，图像细节（空间分辨率）下降了。

飞利浦中，Geometry参数栏里，可以直接显示采集体素，这样的话，非常方便推测图像的空间分辨率和做出修改。

有些公司喜欢用矩阵来描述图像空间分辨率（港台地區又叫圖像解析度）。如果只描述矩阵，不写FOV，那么根本无法确定一个图像的空间分辨率。

比如：一个文献只告诉你一个序列的扫描矩阵是512×512，而没有告诉你FOV是多大，这个时候就根本无法判定图像的空间分辨率（一个采集体素大小）。如果FOV是512mm×512mm，那么一个体素大小就是512mm÷512=1mm；同样如果FOV是256×256mm，那么一个体素大小就是256mm÷512=0.5mm。

注意到在Geometry参数栏里，体素大小Voxel Size有两个。ACQ voxel代表采集体素；REC voxel代表重建体素。同样下面的Reconstruction matrix代表重建矩阵。

重建体素就类似，拍完照片后，通过图像处理，最后得到的数字图像的体素（分辨率）[拍完图片后，生成的图片的分辨率，就是重建分辨率]。

有时候受硬件（梯度）或者扫描时间的限制，我们不会把采集体素做得太小。但是可以通过图像后处理，插值，在重建的图像中进一步提高分辨率。一般，重建体素肯定比采集体素小。重建体素不是无限制的比采集体素小。比如：采集体素1mm，重建体素0.1mm，这样的话超过的重建处理的限度，图像反而模糊。

在飞利浦中，我们推荐重建体素不要小于采集体素的60%。如果采集体素是1mm，重建体素最好不要小于0.6mm。当然这是针对2D序列，在很多3D序列中，重建体素可以允许小于采集体素的60%。

第三种方法就是减少相位编码步级。因为已知，扫描时间取决于相位编码步级（相位编码方向上的矩阵）。如果能够减少相位编码方向上的矩阵，当然能够缩短扫描时间。

因为在FOV一定的情况下，空间分辨率下降了，体素就增大了，这样矩阵就减少了。

在某些情况下，我们也可以不牺牲空间分辨率来减少相位编码方向的矩阵。

比如：矩形FOV。把解剖短轴放在相位编码方向，这样的话，相位编码方向上的矩阵应该就比频率编码方向少。

设置矩形FOV方法很简单：就是在一个层面内，两个方向的FOV大小不相同，那么肯定是矩形。比AP前后方向FOV是160mm，FH头足方向是302mm。如果把相位编码方向放到前后，这样在体素是正方形的情况下，AP方向的矩阵就小于FH方向。

设置矩形FOV除了把解剖短轴放在相位编码方向，还要注意：不要产生伪影！脊柱矢状位扫描就是一个例外，具体见前面磁共振参数（三）。

减少相位编码步级的办法是半扫描Half Scan。利用K空间的共轭对称，在相位编码方向上，只采集K空间中的一半多相位编码线，然后利用对称原则算出另外一半，这种技术叫做半扫描或者半傅里叶技术。

飞利浦中的半扫描技术，在参数contrast对比栏中，把Half scan这个参数从No切换到Yes，则打开了半扫描；然后在设置半扫描因子，即采集多少（最低值0.6，也就是说，即使是半扫描，也要保证采集够K空间的60%相位编码线，因为中心部分是决定图像对比度的，要把中心采集完）。

单纯来看，减少TR，扫描时间会减少。实践中，很多用户会发现，减少了TR，扫描时间反而增加。这是因为，TR减少了以后，一个TR不能够同时利用多片技术激发很多层，这样就得增加Package数目，时间反而增加了。

我也不推荐采集减少TR的方法来缩短扫描时间。因为TR觉得图像对比度。我们都知道长TE，长TR，得到的图像权重是T2WI；短TE，短TR，得到的图像权重是T1WI；短TE，长TR，得到的图像权重是PDW。如果缩短TR，那么图像的T2权重被削弱。如果是做T1WI图像，那还可以考虑；如果是做T2WI图像，那么通过缩短TR来减少扫描时间的办法，就会不仅损失信噪比，还会影响图像的权重和对比度。

同半扫描技术一样，利用K空间的共轭对称性，我们还可以做半回波技术。就是只采集回波的一半，这样的话可以间接缩短TE，从而达到缩短TR的目的。这种情况一般是在梯度回波中。

飞利浦中，这种技术叫做半回波，Partial Echo。西门子中，该技术叫Asymmetric Echo。GE机器上，把TE修改为最小TE，Minimum TE，则开启了这种半回波采集。

传统的自旋回波序列SE扫描慢，因此就诞生了快速自己回波序列TSE（FSE）。

传统的梯度回波序列FFE，同样也有快速准备梯度回波序列TFE。

在快速自旋回波序列中，一个关键参数是TSE factor，也就是回波链。回波链越长，图像加速越快，但是信噪比会下降，图像的模糊效应会加重。使用这种方法缩短扫描时间，要考虑图像的对比度问题。

已知，最快的采集模式是EPI（平面回波成像）。EPI严格意义上来说，不是一种序列，而是一种读出信号模式。它可以和自旋回波结合，SE-EPI或GRASE；也可以和梯度回波结合，FE-EPI。

有很多医院，目前采集FLAIR-EPI序列来做头颅。头颅T2-FLAIR序列因为是反转恢复序列，又要把长T1的水抑制，所以扫描时间比较慢。采集EPI读出信号，扫描时间非常快，甚至快到10s。这种把T2-FLAIR序列权重结合EPI读出的序列，称为FLAIR-EPI，这样的话，扫描速度大大提高，但是图像质量大大下降。

EPI读出信号，由于采集梯度的正反快速切换，会形成很多EPI相关伪影，所以用这种方法加速的医院并不多。

在并行采集技术应用到临床前，磁共振扫描，如果要缩短时间，基本上就是前面的一些方法，缩短NSA，降低空间分辨率，减少TR（影响图像对比度）。

而减少NSA，信噪比损失还是比较大的。降低空间分辨率，则是很多医生非常不情愿的。减少TR，则更是下下策，不仅影响对比度，而且有时候反而缩短不了时间。

如果不缩短扫描时间，那么做一个病人时间又太长，也不利于临床推广。

磁共振之所以现在很多医院，一天做100个病人，200个部位，发展这么快，病人预约时间越来越短，就是因为并行采集技术，这样写一点也不夸张。

使用并行采集技术，可以缩短扫描时间，而且信噪比下降得不多，另外不损失空间分辨率，而且更不影响图像对比。并行采集技术，被广泛的应用。

并行采集技术（Parallel Acquisition Technique, PAT）主要利用多通道线圈，减少相位编码采集，然后通过探测线圈敏感度，利用算法去除卷褶。

上面三幅图是并行采集技术的原理。并行采集技术加速一般在相位编码方向上使用。

飞利浦公司中，目前并行采集技术比较先进，主要是利用SENSE算法（先傅里叶变换，再去卷褶），然后在基于飞利浦先进的全数字平台，该技术叫做ds-SENSE。

西门子公司的并行采集技术有几种，主要是GRAPA技术（先去卷褶，在傅里叶变换）和mSENSE。

GE公司的并行采集技术也是基于SENSE算法，叫做ARC，ASSET。

除了在层面内通过并行采集技术加速外，3D序列由于是两个相位方向进行编码，层间相位编码和层内相位编码。3D序列中，并行采集技术可以在两个方向使用。

飞利浦公司中，3D序列，在Z轴（层间）方向，同样可以使用并行采集技术，叫做ds SENSE。

西门子公司，在3D腹部序列中，同样可以在Z周使用另一个方向的并行采集技术，比如西门子的鸡尾酒技术，CAIRIRINHA。

使用并行采集技术，图像的信噪比也会有所下降，那么下降多少呢？这个跟并行采集加速倍数，线圈的几何特性都有关系。

这个公式，说明了使用并行采集后，信噪比相对原来信噪比下降的程度以及其与并行采集加速因子的关系。公式中，R为并行采集加速因子，在飞利浦中为SENSE factor，公式中，小写字母g代表Geometry factor，中文叫几何因子。当多通道相控阵线圈摆放不规范的时候，几何因子g有可能增大，这样相应的使用并行采集后，信噪比下降幅度就变大了。理想情况下，我们希望g=1，如果这样的话，基本上，几何因子不会影响信噪比。

根据这个公式，如果并行采集加速因子为2，也就是加速2倍，扫描时间缩短为原来的1/2，那么信噪比下降就为1/√2=0.71。这样，看了前面的NSA的朋友可能会问，这和NSA减半，扫描时间缩短一半，信噪比降低到原来的71%是一样的呀！这个使用并行采集和直接在NSA上减少还是有区别的，有的时候，需要大于1次的NSA（比如NSA=2）来消减一些运动伪影或者FID伪影。如果不愿意通过减少NSA来缩短扫描时间，可以考虑使用并行采集来实现。

不使用并行采集的话，腹部动态增强，即使NSA=1，也需要30秒扫描完，这样病人几乎很难一次屏气30s；使用并行采集后，扫描时间缩短为15s，能够在一次屏气中采集完所有图像，图像运动伪影小很多。

在飞利浦中，并行采集技术有一个非常大的优点，就是加速因子的自由度。其他一些公司，并行采集加速因子只能是整数，比如：2,3,4。代表加速两倍，三倍，四倍。加速越快，信噪比会有一些损失。如果加速过猛，有可能会产生卷褶伪影（SENSE伪影）。飞利浦中，并行采集加速因子又叫SENSE factor，它不仅可以设置成整数，也可以设置成代小数点。比如：可以把SENSE factor设置为2，代表加速2倍，原来扫描时间为2min的变成1min；也可以把它设置为1.5，1.3，代表加速1.5,1.3倍，原来扫描时间为3min的变成2min。

同样，飞利浦中，弥散敏感因子B值的设定也非常灵活，自由。B值可以设置为你想要的几乎任意值，比如：0,10,11,15,23,400,512，.....。磁共振成像的激发模式传统上分为两种，一种是2D，就是一层一层激发；一种是3D，就是一个容积激发，然后在通过梯度对容积内进行编码。现在，磁共振有第三种激发模式，叫做多层同时激发。这种激发模式，是同时激发多层，然后利用算法重建。这样的话，就缩短了扫描时间，特别是在做神经科研方面，例如：多方向的DTI，DSI，fMRI（BOLD）等。

压缩感知 Compressed SENSE，能够大大的提高扫描速度，并且只牺牲很少的信噪比。

提高扫描速度，增加病人流通量的方法还有很多。这些方法并不是传统的单纯在一个序列上面减时间，而且在方法学上面优化操作，或者流程。

比如：头颅增强扫描，传统意义上要扫描三个方位，横轴位、冠状位、矢状位。如果采用自旋回波序列，则伪影很大，打药后，血管搏动伪影；采用梯度回波，伪影小，但是加上脂肪抑制后，时间增加很多。思考一下，可以采用3D的梯度回波序列，结合脂肪抑制，这样的话，扫描时间也节约了，而且没有伪影。更重要的是，如果体素为各向同性，则只需要扫描一个方位，就可以任意重建出想要的方位。1个序列代替三个序列，节约了整体的扫描时间。

在序列上有新思路，比如通过扫描多回波多动态，在用算法，重建出需要的权重。比如，扫描一个序列，就可以得到T1，T2，PDW等权重序列，一个序列代替多个也是基于这个思路。

为工程实践中在做测试的时候，修改参数调试的一个序列。扫描一个TR，一个TE，通过利用R图和M图重建，得到类似重T1WI和T2WI的图像。序列还得再测试。

优化流程也是节约时间的一种思维。比如，心脏扫描，延迟强化序列，如果先把常规做完，再做打药，再等待10分钟的延迟期做LGE，那么时间就白白浪费了。可以先扫描完SA方位，里面做打药，然后利用等待的10分钟时间，把其他序列做了，最后时间到，在做LGE，这样也是节约时间的一种表现。

十一、错误的修改参数加速扫描方法。除了以上的多种方法外，临床中，有时候需要提高扫描速度，可能会使用不规范或者错误的方法。这里举一些可能常犯的错误。

  1. 为了加快速度，盲目增加层厚，大幅度减少扫描层数。

有时候，可以适当的增加层厚，减少一些扫描层数，这样扫描时间可能会下降。增加层厚一定要注意，这种方法不是万金油。由于是影像诊断出身，即使在临床调节参数的时候，我也会习惯性的反复查看图像，看看临床医生开的申请单，是要看什么，出来的图像是否满足诊断，满足临床。

比如，头颅常规MR扫描，一般国内常规使用的层厚是5mm或6mm，层间距是0.6mm或1mm，扫描层数是22层或20层或18层。有的医院为了缩短扫描时间，头颅扫描设置为10mm层厚，层间距为2mm，只扫描15层。这样的话，部分容积效应及层间漏小病灶的可能性非常大，不推荐这样做。这样做的话，扫描时间可能缩短，但是误诊、漏诊风险大大上升。

但是图像的模糊效应增大，特别是有的直接采用单激发来做，图像的细节将会很差，这样导致对需要高分辨扫描的部位达不到效果。

  1. 为了缩短整体扫描时间，直接缩减关键序列。适当的优化扫描序列是可取的。比如：常规检查膝关节，4个序列差不多够用了。矢状位T1WI-TSE，矢状位PDW-SPAIR（或者中间权重压脂），冠状位PDW-SPAIR，横轴位PDW-SAPIR（或者T2WI-SPAIR）。

有的医院为了缩短扫描时间，则省略了许多重要序列。比如：有的医院，头颅扫描，就三个序列，横轴位T2WI，横轴位T1WI，横轴位DWI。这样扫描的话，省略了T2-FLAIR这个重要序列，省略了另外一个方位的头颅T1WI序列。这样做的话，第一是可能漏掉很多信息；第二不规范，中华放射学会严格要求了做头颅MR扫描的规范，必须包含两个不同方位的序列。

以上只是举例了一些临床一线培训的时候遇到的不规范例子，希望大家能够避免。

本章懋式百科全书就讲到这里了，又跨夜了。现在很多医院由于病人多，需要优化，加快序列。

MRS中多体素MRS又被称为CSI，除了得到体素内的代谢物信息，CSI还可以得到反映不同代谢物含量的可视化图像。

磁共振基本序列及图像对比度（权重）。磁共振中的弛豫：纵向弛豫和横向弛豫及T1、T2值。相位对比血管成像技术原理及临床应用。MRI基本原理的难点突破--K空间。磁共振前列腺规范化扫描方案及临床应用讲座。在看磁共振技术书籍或者文献的时候，可能看到过好多名词或者专用术语缩写，当然有些是大家常见和容易理解的，比如DWI、TOF、MRA等；有些则可能让大家感到困惑，甚至费解，比如PDFF、CSI。CSI全称是Chemical Shift Imaging，可以直接翻译为化学位移成像，实际上是磁共振波谱的多体素空间选择的一种成像技术。在书籍MRI from picture to proton第三版中，是这样定义CSI的：

还可以进行磁共振波谱MRS，得到反映某一区域代谢物含量的信息。

虽然MRS和MRI得到的影像信息不同，但是同MRI需要空间定位选择成像FOV一样，MRS也需要进行Volume Selection，选择需要进行探测的感兴趣区VOI（volume of interest）。

根据选择VOI的不同，一般MRS的空间感兴趣区选择可以分为单体素（Single Voxel）和多体素（Multi-Voxel）。

单体素很容易理解，就是选择某一个成像的体素，对这个体素的代谢物进行探测，得到一个关于代谢物的信息。

单体素探测的信息有限，只限于这一个体素内代谢物的信息。这个信息以一个图标table的形式来反映，一般横坐标是化学位移，用ppm或者频率Hz来表示，纵坐标则是峰高度peak，有一个基线baseline，这样某一个代谢物就有峰，又有基线，可以形成一个闭合的类三角形，这个面积的大小反映的是代谢物的含量。

得到的这个信息又叫做Spectrum，它是反映幅度amplitude和frequency的graphical。纵坐标是幅度amplitude，代表了代谢物的峰高；横坐标是频率信息，以ppm或者Hz表示。

单体素MRS优点在于简单，一目了然，并且由于VOI小（只有一个体素）所以局部磁场均匀度高；但是单体素MRS有一个巨大的缺点，这就是一次扫描（采集）只能得到一个体素的信息，如果想进行对比（双侧）或者多个位置显示，需要重复很多次，这样就非常不方便。

既然是多体素MRS或者CSI，那么一次扫描可以增加FOV或者VOI，得到一个大范围的采集，然后把这个区域再进行细分，可以得到这个区域里很多体素的MRS信息，这就是CSI的优势。

由于得到的是多个体素的MRS信息，这样还有一个巨大的好处，就是可以把代谢物的含量（浓度）信息和影像解剖信息叠加在一起，得到一个Spectroscopic Imaging（SI）。

举一个例子，比如我们做头颅MRS扫描，进行多体素扫描也就是CSI技术。

根据的容积选择进行采集成像和后处理，可以得到这里每个体素的MRS信息。

每个体素的MRS信息也和单体素MRS一样，不过可以根据峰下面积判断不同代谢物的相对含量。

CSI中，可以只选择一个或者同时选择多个体素来显示其MRS信息。

在最上面的两个图像就是把代谢物含量叠加到解剖图像上反映的化学位移图，也可以理解为代谢物含量图。

以这种形式来显示代谢物含量是非常方便的，而且CSI图像不仅可以显示某一个代谢物相对含量，还可以自定义显示。比如显示某两种代谢物比值在解剖图像中的大小含量，形成用户想要的各种maps。

比如，在头颅肿瘤中，临床医生需要知道肿瘤组织某个区域的活性，进行多体素CSI，希望得到Cho/NAA比值大小的CSI图像。Cho/NAA比值越大，理论上反映这个区域肿瘤恶性程度越高。

是多体素的MRS信息，上面一排的后两幅图就是CSI图。

中间那个是反映的Cho/NAA大小的CSI图像，旁边有scale标度，越红则代表Cho/NAA值越大，也说明越恶性。

最右边的那个也是一个CSI图像，代表的是Cr肌酸相对含量分布图。

CSI既可以得到每个体素的MRS信息，也可以把多个体素的代谢物信息组合在一起和解剖图像融合，得到非常有用的CSI代谢物图像。

  1. 11.30 周三 于 成都

扩散加权成像在临床中使用的越来越广泛，对不同B值的图像信号进行分析是判断水分子弥散运动是否受限的重要过程。但是扩散加权成像采用的成像序列采集获得的信号都包含了组织横向驰豫的信息，即包含了T2加权的信息，这些T2加权的信息与扩散加权的信息混杂在一起非常容易掩盖水分子扩散的真实情况。

在临床应用中，使用表观扩散系数ADC（Apparent Diffusion Coefficient）或者eADC来观察病变的扩散运动情况，并剔除不同T2效应的影响。

通过ADC值得运算公式可知，ADC值是不同b值信号强度比值的自然对数和b值的比值，可以通过线性拟合获得，即以不同b值与b0的信号强度的自然对数作为纵坐标，b值作为横坐标，斜率的绝对值就是ADC值。ADC值越大，表示水分子扩散运动越不受限，线性拟合的斜率越高，即低b值的信号明显高于较高b值的信号；ADC值越小，表示水分子扩散运动受限，线性拟合的斜率较小，即低b值的信号与高b值的信号差别较小。

随着ADC值的降低(扩散受到限制)，这条曲线的斜率会变得越来越平坦。与 CSF相比，正常脑实质（绿色）的曲线斜率降低（相对平坦）急性梗死区域内(蓝色)，扩散进一步受限，斜率更低，曲线相对更加平坦。

而eADC的计算则较为简单，就是将高b值的扩散加权图像信号与低b值的扩散加权信号相除，即可消除高b值图像中的T2加权信息。

在eADC图像上，扩散受限的区域表现为高信号，扩散不受限的区域表现为低信号，即eADC对于组织是否扩散受限的表现与ADC相反。

扩散加权成像采集的信息都包含了组织横向驰豫衰减的信息，所以采集到的不同b值得扩散加权图像除了受组织本身扩散运动的影响之外，还受到组织T2驰豫的影响。T2 信号对扩散加权成像DWI信号的影响十分多样，并且绝大多数神经放射科医师在进行诊断中容易不知不觉受到这些影响的干扰。DWI本质上是 T2 加权，不论任何b值的图像都多少含有了T2权重的信息，因此T2 信号强度的变化直接影响DWI信号，并不直接显示单纯组织扩散特性。ADC或eADC图的计算剔除了T2权重对图像的影响，而显示了真实的组织扩散性。介绍几种在扩散加权成像中的T2效应，其本质就是T2加权和扩散加权两种影响因素的占比在图像中的表现形式。

  1. T2穿透效应。T2穿透效应在扩散加权成像中被广泛提及，原因是扩散加权成像的序列往往是T2加权成像的序列，采集的信息中既有水分子扩散运动的信息，也有组织横向驰豫的信息。当成像过程中，组织横向驰豫的信号贡献大于水分子扩散导致的信号衰减时，扩散加权图像上表现为明显的T2穿透效应。随着b值的增加，原本扩散不受限的组织或者病变的信号将出现明显的降低，但是由于组织或者病变本身具有较长的横向驰豫时间T2，两种因素的综合作用，使得扩散加权成像高b值的图像的信号表现的类似扩散受限，并在周围扩散不受限组织的衬托下，该区域的组织或病变呈现高信号。T2穿透效应可以通过ADC图加以鉴别和分析。

T2穿透效应导致高b值的图像信号较高，但是不同b值图像拟合的斜率与正常颅脑组织相似，即ADC值相似。

在这名胶质母细胞瘤患者中，b1000上的高信号对应于ADC 上的高信号，显示T2穿透效应的存在，即扩散加权图像上高信号的区域没有扩散受限，是由T2穿透效应导致的高信号。

  1. T2冲刷效应。T2冲刷效应在临床应用中被提及的较少，也非常容易被影像工作者疏忽的一种对扩散加权图像有影响的T2效应。产生T2冲刷效应的原因是扩散加权成像采集的信息中由扩散导致的信号降低与由病变横向驰豫时间T2值延长导致的信号增加几乎相等，则在扩散加权图像上病变区域的信号与周围正常组织没有差别。通过计算ADC发现，病变区域的ADC值增大，所以单纯浏览高b值得扩散加权成像的图像，非常容易遗漏某些受T2冲刷效应影响的病变，例如T2值延长扩散变得更不受限的病变。

T2冲刷效应导致高b值的图像信号与周围正常组织一样，但是不同b值图像拟合的斜率与正常颅脑组织不同，病变区域的ADC值更大，即水分子的扩散运动更不受限。

在FLAIR图像上表现为高信号的病变，在高b值图像上表现的与周围组织相同的信号，但是计算获得的ADC图显示该区域的弥散变得更不受限，即ADC值增高。

  1. T2灰化效应。与T2冲刷效应相似，T2灰化效应是另外一种容易通过观察高b值图像进行病变诊断而出现病变遗漏的扩散加权图像的现象。通过计算ADC或者eADC图像，可以非常容易地识别T2灰化效应的存在，并进行病变诊断。T2灰化效应经常出现在颅脑基底节区的病变中，原因是基底节区存在铁沉积，当出现该区域的脑梗塞时，扩散受限与T2值缩短两者相叠加，最终将导致T2灰化效应，即在高b值图像上病变区域与周围组织的信号基本无差别。

为一名男性60岁患者的脑卒中磁共振颅脑扫描显示的T2灰化效应，高b值图像上基底节区显示与基底节内铁沉积相关的T2 缩短，观察不到明确的急性梗死区，回顾性分析同一层面的ADC图显示右侧壳核和尾状核内弥散受限明显，一个月后的FLAIR图像证实了该部位的梗死灶演变。

60岁右侧偏瘫女性（MRA显示左侧M1段血管闭塞），高b值图像显示左侧壳核在铁沉积背景下有可疑的信号改变（灰化效应），eADC证实了真正的扩散受限，4天后复查颅脑CT证实了该范围的脑梗塞。

  1. T2黑化效应。在进行扩散加权成像时，成像的组织或病变由于各种因素的影响例如铁沉积、出血等而出现横向驰豫时间的缩短，采集不到相关区域的信号时，将导致扩散加权成像中的T2黑化效应。换而言之就是太短的横向驰豫时间T2衰减了所有的信号，当然也包括扩散的信号。T2暗黑效应将导致所有不同b值的图像出现信号的降低甚至是缺失，所以无法通过ADC或eADC评估该区域的扩散运动情况。

这例多发性海绵状血管瘤在高b值图像上因为磁化率伪影的原因表现为低信号，但是ADC图像上也表现为低信号的信号缺失，即无法通过ADC图像评估该区域的扩散运动。

综上，在进行扩散加权成像的图像判读时，需要时刻关注成像序列的T2加权以及扩散加权两者对图像信号的贡献，并最终导致图像对比的变化。根据组织或病变横向驰豫时间以及扩散受限情况的变化，T2穿透效应、T2冲刷效应、T2灰化效应以及T2黑化效应都将导致图像对比的变化。在临床应用中，要善于结合ADC或者eADC图像对扩散加权成像的图像进行判读，这样才能减少病变的漏诊，提升诊断的准确性。

还可以教大家一个更好的记忆方式，就是DWI扫描序列得到的磁共振信号的公式。

DWI序列的信号强度公式显示，该信号强度取决于TE、组织T2值和b值及本身组织的扩散系数。蓝色部分实际上是T2WI对于信号的贡献，红色部分才是纯的DWI信号贡献。所以本身扩散加权成像就带有T2权重。T2权重及T2对比度也会影响DWI的图像信号。

血管序列与 mDIXON

磁共振血管成像，绝对是飞利浦的一大特点及亮点。用过飞利浦机器的或者用过几家机器的，比较以后都会中肯的发出由衷的赞叹。飞利浦的血管做得特别好。

飞利浦的血管做的特别好，飞利浦的血管技术强，飞利浦应用培训团队讲血管技术讲得更好。进入飞利浦血管序列原理及临床应用。

血流在人体中，由于各种条件不同，表现出各种不同形式，比如：平流（平推流），层流，湍流，不规则涡流等。平流是指每个质子流动速率一样，这个在理想条件下可能，但是生理条件下几乎不可能发生平流。因为血液有粘稠性及粘滞力，所以，大部分情况下是层流。

自旋回波序列（SE）中，快速流动的血流表现为低信号，即所谓的“流空效应”。快速流动的血液呈流空的低信号，表现为黑影。

梯度回波序列（FFE/TFE）中，大部分情况下，血流表现为高信号。由于不用采用180°重聚脉冲，所以，只要血流速度不是极端快，一般会表现为高信号，呈白影。

TOF是磁共振不打药血管应用最多的一种技术，全称Time of Flight，时间飞越法。

TOF发原来是利用梯度回波（FFE）序列，静止组织被多个小角度射频脉冲激励，饱和。而流动的血液组织由于没有接收多个小角度脉冲，没有被饱和，会产生信号。

TOF发可以采用2D采集和（或）3D采集。两种采集模式各有优劣。

2D扫描一般时间不长，而且可以做大氛围扫描，比如下肢血管。2D扫描的缺点是分辨率不太高，对小分支及复杂血流显示不好，特别是血管转弯处，扫描层面平行于血管的时候，显示得非常不理想。

3D扫描对容积内任何方向的血流都比较敏感，对转弯处的血管显示得也不错，而且分辨率高。缺点就是扫描时间长。另外3D扫描，为了减少饱和效应，利用TONE技术，缩小翻转角FA，这样背景抑制效果会差一点。

针对TOF技术的一个弱点，远端血流可能由于接受了太多脉冲，可能被饱和，有没有什么好的解决方法呢？主要有两种方法。

在设置参数的时候，扫描的层数要能够被多少个Chunks叠块整除。比如，你的Chunks是5，那么扫描层数就不能是124，系统自动给你加到125，可以被Chunks整除。

由于有饱和效应，所以流速太慢的血流（血管），使用TOF方法，显示欠佳。

PC法中，一个重要的概念就是“双极梯度”。PC法采用双极梯度对流动进行编码。双极梯度是脂梯度场强相同（梯度强度和持续时间完全相同），但是梯度效能方向相反的两个梯度。（注，双极梯度的方向不一定相反，因为如果在180°脉冲两边，由于180°脉冲会反转相位方向，这个时候，双极梯度的方向是一样的，但是达到的效果是刚好相反的。

静止自旋第一个梯度场使静止组织的相位发生偏转。接着施加场强相同，但是梯度效果相反的梯度场。使第一个梯度场造成的相位变化被完全纠正。TE时刻静止组织的相位变化等于零。

运动自旋第一个梯度场使运动组织的相位发生偏移。由于施加梯度场这段时间，物体自身也在运动，使感受到的梯度场作用也不同。接着施加双极梯度场的第二极，第一个梯度场造成的相位变化就不能被第二个梯度场完全纠正。运动速率越快，相位偏移越多。

改变双极梯度场的场强同时也会影响相位偏移程度，应用更强的双极梯度使相位偏移更大。可以通过设置“dyn/ang”下面的“PC velocity”的大小，调整双极梯度场强度。使用PC法做血管，velocity应设置为目标血管可能的最大流速的120%。

大家好，上两期百科全书介绍了磁共振血管成像技术中的两种比较常用的不打药血管成像技术，即TOF法（时间飞越法，1980）和PC法（相位对比法，1989）。

TOF法血管成像是磁共振目前运用最多的一种血管成像方法，主要是利用梯度回波序列中的血流流入增强效应inflow。PC法不仅可以做血管，还可以测量流速，临床应用也比较多。

磁共振由于可以进行非对比剂（不打药）的血管成像技术，不像CT成像，想要做血管成像，必须得引入对比剂（打药），所以在很多时间血管成像方面有很大的优势。

大部分不打药磁共振血管成像技术，扫描时间比较慢。而如果做打药血管成像，可以收增强费用，而且扫描时间快（﹤1分钟），可能再做临床决策的时候，会考虑这方面问题。不打药血管成像，毕竟不打药。相比于打药血管成像，不打药血管成像准确性还是低一点。

临床中，磁共振血管成像，很多时间及部位，我们还是会用到增强血管成像，即CE-MRA。

增强磁共振血管成像，CE-MRA，成像的原理比较简单。主要是利用打药（引入外源性对比剂，主要是Gd轧剂），通过血液带入对比剂会缩短组织的T1值。在T1WI图像上，T1变短，信号上升，图像变亮。

CE-MRA成像好坏的一个关键因素在于扫描时间。打药以后，我们什么时候开始扫描。

这就需要考虑，打药以后，多少时间，药物能到目标血管。磁共振成像和CT不同。磁共振成像速度比CT慢，而且决定图像对比度的关键是，采集信息填充到K空间中心的时间，即Time to K0。

利用Bolus-Track，透视触发技术。通过透视窗口，可以监测对比剂流到那个位置了，快到目标血管的时候，可以根据时间，决定什么时候开始扫描。

决定对比度的一个很重要因素是填充K空间中心时间。如果一开始采集，就立刻填充K空间中心，那么这个时间采集的信号对比度最好。

什么叫4D血管成像了，就是比3D多了一个维度，这个维度即是时间。采用3D采集，在一个周期采集多次，连续播放，就类似于动画，即是4D，可以看到动态的流入-流出过程。

K空间周边主要决定图像的细节，即分辨率。K空间中心决定图像对比度，周边信息决定图像的细节。

要进行4D血管成像，如果每一个动态都采集完整的K空间，这样一个动态扫描时间就慢，那么采集完一个动态，血流早就流走了，根本不可能抓住血流的整个动态过程。

可以利用K空间特性，因为血流的不同过程，亮度（即对比度）不同，细节（即周边分辨率）变化不大。在平扫（打药前）我们采集完K空间所有信息。打药后，开始快速扫描，如果只采集K空间中心的一些信息，这样时间就短。利用不同动态中K空间中心的信息，可以观察血管的动态变化（主要是亮度，对比度变化），而用前面平扫采集的K空间周边信息，直接使用，这样形成一个像钥匙插入钥匙孔的过程。

K空间中心决定对比度的信息类似钥匙，K空间周边决定细节的信息类似钥匙孔。由于我们主要观察动态的对比度变化，所以，可以直接把钥匙插入钥匙孔，就可以了。（当然，实际原理比这个复杂，我这里把它简化）。是一个4D CE-MRA，可以看到血流流入到流出的全过程。时间分辨率和空间分辨率都得保证。

时间分辨率高了，一个动态扫描时间肯定短，这样就需要牺牲一些空间分辨率；空间分辨率高了，一个动态扫描的时间就长，这样势必时间分辨率下降。

我们如果做过4D CE-MRA的老师会发现，有时候，的确能够打药后，很短时间，观察到血管的动态变化过程，但是血管周围比较毛糙，就是因为满足了时间分辨率后，空间分辨率不足了。因为采用key hole匙孔技术后，K空间中决定分辨率的周边填充比较少，分辨率不足。

飞利浦最新的4D TRAK XD技术，能够保证在时间分辨率不下降的情况下，尽量提高空间分辨率。每一个动态采集的时候，会采集部分K空间周边信息，然后在多个动态，共用K空间周边信息，这样的话能够提高空间分辨率。

看了手机文字，本来打20号字体，把字体打大方便大家看。还不如字体适中，版面看着舒服，这样一行也有20个字，看书看文字快的，一页10行，一目20字，一下子就看完了，提高大家效率。

我们下面介绍飞利浦的打药血管的一个特别序列mDIXON MRA。

这里可能会疑惑，打药血管CE-MRA嘛，我就直接用T1序列做就行了，你们飞利浦用mDIXON来做有什么优势和特点吗？

这里给大家解释一下，对于一些部位的打药血管，如下肢。传统做法是，我们打药前先扫描一个平扫的（又叫蒙片），打药后，再扫描。打药后的，减去打药前的，把背景组织减去，剩下的就是血管。这样做当然有好处，就是背景组织抑制得干净，效果好。但是缺点也很明显。

减影的缺点主要是：1.扫描两次，打药前扫描一次，打药后扫描一次，效率慢；2.万一在两次扫描（打药前、后的时候），病人动了，那么减影就会减错，就不准，因为两次的位置不一定匹配；3.剪影会削弱血管的信号。

那有人要问，既然这么麻烦，为什么需要做两次，做剪影呢？关键问题是要抑制背景啊。做血管成像肯定希望背景被抑制。但是传统的脂肪抑制技术，再大范围的时候，背景抑制得不够好。

才需要飞利浦的mDIXON脂肪抑制序列，抑制背景，直接做打药血管。

讲完mDIXON MRA之后，下面我们介绍另外一种血管成像方法，B-TFE。

全称叫平衡式自由稳态进动序列。这个序列是梯度回波序列，但是同时采集了FID，SE，STE。这个序列在飞利浦叫B-TFE/B-FFE，西门子叫True-FISP，GE叫FIESTA。

这个序列很多人看到，液体亮，就单纯以为是T2权重的，其实这个序列的权重是T2/T1，那么主要的三种组织在这个序列中会亮：液体，血液，脂肪。

除了做血管，一般在做CMR，心脏磁共振的时候，电影亮血序列，一般也用这个来做。

是1.5T扫描的，不打药肾动脉。自愿者是我本人，也就是这个肾动脉是我的啦。扫描时候3分42秒，采用呼吸触发来做。

一张PPT简单解释一下TRANCE技术的基本原理，以及TRANCE技术如何做动脉和静脉的不同。

静脉也一样，当然，在收缩期，舒张期，静脉流速变化没有动脉大。在TSE自旋回波序列中，血管流速越大，信号越低，流空效应。

ASL动脉自旋标记技术，主要是用来做不打药灌注。利用内源性质子标记，来实现灌注效果，计算出rCBF。

飞利浦独有的Multi-phase多相位ASL，在不同（多个）delay时间采集信号。能够实现动态的观察血流流入流出过程，产生MRA血管成像的效果。

飞利浦4D TRANCE技术，做出来的4D MRA，不仅分辨率高，扫描速度快，而且信噪比也高。

并且可以采用选择性的标记某一支血管，是一支血管成像。

在很多影像群看到有人在艾特@我，让我讲讲T1 FLAIR这个序列。这反而让我不好讲。因为，在飞利浦中，没有这个序列。不是没有这个序列，而是名字不是这样叫的。

所谓的“T1 FLAIR”序列，就是在头颅扫描中，主要是3.0T中，为了提高颅脑灰白质对比度，采用反转恢复序列IR进行T1权重的扫描，这样能够提高组织的T1对比度。

因为，一个是T2权重，做T2 FLAIR的目的是为了抑制长T1长T2的液体信号；而所谓的T1 FLAIR序列，是IR-TSE T1权重的序列，反转恢复时间TI非常短，而且目的不是为了抑制长T2的液体组织，而是为了增加脑灰白质对比，所以，当然TI不一样。

FLAIR的定义是什么？FLAIR英文全称是Fliud Attenuated Inversion Recovery，中文翻译为液体衰减反转恢复序列。

和FLAIR对应的序列是STIR，全称是Short Tau Inversion Recovery，中文翻译是短时反转恢复序列。STIR里的T不是TI或者Time的意思，而是希腊字母的第十九个，Tau，读做Tao。

T2 FLAIR的目的是为了抑制长T1长T2的液体信号，所以，采用比较长的TI反转恢复时间来达到目的。如何抑制呢，根据公式，要抑制某种组织，需要TI=In2该组织的T1≈0.693×T1该组织≈69%×T1该组织。对于自由水TI=69%×T1water，一般自由液体的T1值为3000-4000ms，所以TI=2100-2800ms的范围。

而所谓的T1 FLAIR序列，本来就是T1权重，液体本来就是低信号，根本谈不上什么抑制液体信号。采用反转恢复序列，仅仅是为了增加图像组织的T1对比度。采用的TI反转恢复时间比较短。在飞利浦中，一般默认为800ms，当然，可以在500-900ms这个范围设定。

T2 FLAIR序列中，要达到T2权重，又要抑制自由液体，需要长TR，又需要TI=0.693×自由液体的T1。这样一来，TI差不多在2100-2800ms范围内，TR至少也得是7000-11000ms。

飞利浦原始序列中，T2 FLAIR设置中，TI=2800ms，TR=11000ms。可以通过修改，把TI降低到2400ms，TR=8000ms效果也不错。因为是T2权重，所以，TR长。

而所谓的“T1 FLAIR”（请原谅我描述这个序列必须加引号，因为觉得太不严谨了）序列，既然是T1权重，TR不能太长，因为TR不能太长，TI也不可能太长，TI不能太长，就不能通过反转去抑制所谓的自由液体，TI≠0.693×自由液体的T1，既然不能抑制自由液体，那叫什么T1 FLAIR呢？

这个叫法，就有很大问题。这个序列，在飞利浦叫做T1WI-IR，就是反转恢复的T1WI序列。飞利浦原始卡片中，TR=2000ms，TE=15ms，TI=800ms，这样TR=2000ms不算太长，TE短，满足基本的T1权重。

通过合理的设置时间，可以抑制某种组织。当这种组织在180°脉冲反转后，经过TI刚好过零点。也可以在这之间，用来增加对比度。

还可以通过几个反转，来同时抑制几种组织，使需要的组织成像，例如：飞利浦的脑白质成像和脑灰质成像序列。

磁共振检查目前是各大医院最常开展的影像检查项目，由于和X线，CT等检查手段相比，具有无射线暴露，软组织对比度高，多参数成像等优势，广泛的应用于几乎全身各个系统。

和其他影像检查一样，磁共振检查也同样需要被检查者在扫描过程中保持不动。如果在磁共振扫描过程中，病人相对运动了，就会在图像上形成明显的运动伪影，影像诊断医师对图像的判读和诊断。

可以把检查过程中，被检查者的运动分为：自主运动和不自主运动。自主运动一般是病人在检查中主动运动，这种运动是可以控制的，常规检查前嘱咐病人保持静止或者做好固定，大部分情况下可以避免由于自主运动产生的运动伪影。如果是部分狂躁者，意识障碍者或者小儿，可以在检查前条件允许的情况下，给予镇静。不自主运动主要是指一些生理性运动，这种运动是病人无法控制的。

在进行腹部，心脏或者纵膈的扫描中，一个非常重要的问题就是，如何控制呼吸运动伪影，也就是如何冻结呼吸运动！人体在生理状态下，自由呼吸的时候，随着膈肌，肋间肌，腹肌的配合，膈肌会有规律的上升，下降。而肝脏在人体自由呼吸条件下，运动就复杂得多，肝脏不仅会上下移动，也会前后“翻滚”。所以在进行腹部扫描的时候，必须保证在肝脏相对静止的时候采集信号，这样才能冻结呼吸运动。

冻结呼吸运动的方法很多，我们常用的方法包括：屏气扫描（BH），呼吸触发（RT），膈肌导航（Nav）等等。

屏气（Breath Hold，以下简称BH）扫描是最常用的冻结呼吸运动的方法，在我们进行腹部及心脏扫描的时候经常使用到。屏气扫描就是在采集图像信息的时候，要求病人呼气末屏住气（憋气），在短时间完成采集，这样由于病人短时间没有呼吸运动，所以不会产生运动伪影从而达到冻结呼吸运动的目的。

这种方法使用简单，扫描时间比较快，很多医院的技师人员比较喜欢。但是使用屏气扫描一定要注意两个问题：1.在什么时候要求病人屏气？2.如果病人屏气时间短，如何修改扫描参数以适应病人屏气？

第一个问题，规范化的操作是要求病人在呼气末屏气，常用的是要求病人“吸气-吐气-再屏气”。因为在做很多序列扫描时，一次屏气并不能完全采集完所有图像，需要分段屏气完成检查。如果直接让病人吸气后屏气的话，由于每次病人吸气量会有差异，肝脏上下位置是不同的，分段扫描后可能会出现错层。要求病人“吸气-吐气-再屏气”，这样虽然每次病人吸气量不同，但是吐气量也会调整，这样的话肝脏在每次采集信号的时候位置相对固定。

第二个问题，如果病人憋不住气怎么办？这也是我们临床检查实际遇到的最多问题，特别是很多老年人，本来腹部就有问题，行腹部磁共振检查，憋气比较困难。可以根据病人憋气时间来调整扫描参数。在T2W-TSE序列中，一般是分多次屏气完成扫描，可以调整每一次屏气时间，使一次屏气时间短，增加分段次数来完成检查。

在增强扫描序列中，一般采用的是3D薄层的脂肪抑制梯度回波序列，这个时候我们不能通过分段屏气完成一个动态扫描。飞利浦机器灵活性是非常高的，可以在参数栏里直接输入你想要求的屏气时间，机器会根据时间自动调整体素大小完成扫描。

呼吸触发（Respiratory Trigger，以下简称RT）是通过在腹部放置一个呼吸门控装置，探测病人的呼吸波形，在相对呼气末平台期完成信号采集。

正常人的呼吸波形中，在呼气末会有一个相对的平台期，这个时候呼吸运动动度最小，肝脏相对静止，如果图像的采集只在这个平台期进行，那么就会冻结呼吸运动。

和屏气扫描相比，呼吸触发不需要给病人施加口令，不需要病人憋气，在相对正常的自由呼吸状态下完成信号采集，因此深受技术人员的喜爱。在使用RT技术的时候，如何让我们的有效信号采集区都落在呼吸波形的平台期是一个值得思考的问题。

把呼吸检测窗调到10s，可以发现这个病人10s钟大概2个呼吸波，如果我们不设置采集触发时间triggerdelay的话，从吸气转化为呼气过程中，机器开始采集信号，这个时候还没有到平台期，所以后面的图像可以发现呼吸运动伪影。

通过调整TriggerDelay这个参数，可以控制在什么时候采集信号，达到冻结呼吸运动的目的。首先检测呼吸波形的时候，把检测窗口设置为10s钟，这样还计算10s钟一个病人有几个完整的呼吸波形。

如果10s内有2个完整的呼吸波形，TriggerDelay的时间建议设置为450-500ms。如果10s内有3个完整的呼吸波形，TriggerDelay的时间建议设置为300-330ms。如果10s内有4个完整的呼吸波形，TriggerDelay的时间建议设置为220-260ms。

是不是什么情况下都可以使用RT方法呢？可能大家也看出来了，如果一个病人呼吸波形完全没有平台期，就不能使用这种方法。

遇到一些极短情况下，比如无法探测到病人呼吸波形（婴幼儿或者呼吸微弱的老年人），呼吸极度快的（没有相对平台期的），使用RT方法就会受到限制，那么这个时候我们就可以使用导航技术。

膈肌导航（Navigator，以下简称Nav）是利用一个圆柱形的激发脉冲，确定扫描中膈肌的位置，在膈肌位置相对比较固定的区间采集信号，达到冻结呼吸运动的目的。

与RT相比，采用导航技术来扫描，就不需要放置呼吸门控装置。在飞利浦中，一般要求将导航条置于右侧膈肌位置，上1/3为肺组织，下2/3为肝组织。

导航技术是对RT技术的一种有力补充，特别是应用在新生儿腹部扫描中，最近工程实践中完成了几例新生儿扫描，使用导航技术，无需检测呼吸波，在自由呼吸状态下便可以完成检查。在心脏不打药冠状动脉磁共振成像中，全心扫描也是采用导航技术完成的。

很多医生在问，有没有一种腹部扫描方法，能完全自由呼吸扫描，所谓完全自由呼吸扫描就是，什么呼吸运动补偿技术都不使用，既不RT，也不Nav，而且不屏气。

试想一下，如果一个老年病人行腹部磁共振检查，呼吸波形不好（呼吸触发效果不佳），又憋不住气（屏气扫描效果不佳），又想快速完成扫描（膈肌导航扫描时间不够快），那怎么办？相信很多医院遇到这种问题，可能就叫病人退费了。

这种情况，可以尝试采用单激发扫描。所谓单激发扫描就是一次射频激发，完成一幅图像的所有K空间信号采集，单激发扫描由于扫描速度极快，对运动伪影不敏感，可以应用在腹部上面。

采用单激发自由呼吸扫描，在腹部平扫中应用是比较稳定的。工程实践中已经做了很多腹部平扫自由呼吸扫描的病例，那么很多医生关心腹部增强扫描。因为一般情况下，腹部动态增强扫描，需要抓住关键的几个时期（动脉期-包括动脉早期，动脉晚期，门静脉期），如果不使用屏气扫描，会产生明显的运动伪影，而且如果扫描时间长了，就无法准确抓住动态时相。

针对这个问题，可以在序列参数上面调整，达到既满足空间分辨率，又满足图像质量的序列。飞利浦最新推出的3D Vane XD能解决这个问题。

除了使用单激发技术来达到完全自由呼吸扫描的目的，在行小孩心脏检查的时候，可以使用多次NSA，也就是增加激励次数，然后信号平均的方法来消除运动伪影。

一般在NSA＞4的时候，通过多次激励平均，可以消除很多呼吸运动伪影。当然由于增加的NSA，扫描时间也会延长，使用这种方法的时候需要权衡。

六、MultiVaneXD 风车技术。已知在头颅检查中，很多医院常规采用MultiVane风车技术成像，因为这样可以避免大部分轻微的运动伪影。

磁共振采集完信号，填充到K-space，经过FT才能形成图像。传统的填充K-space的方法是采用笛卡尔的方式，一条线一条线填充。而如果采用MultiVane方式填充，K-space中心决定对比度的位置会被反复填充，周边决定空间细节的则比较稀疏，这样可以通过K空间填充方式，消除运动伪影。

同样，在腹部中，我们也可以运动这种方法来冻结呼吸运动。一般情况下，腹部扫描，3.0T由于对呼吸运动异常敏感，大部分扫描采用单激发（如前面所讲），单激发的最大优势是对运动伪影不太敏感，但是单激发序列，由于回波链长，图像会有一定的模糊效应，肝脏内图像细节及分辨率不够高。采用多激发可以提高图像细节，但是多激发序列对运动伪影十分敏感。如果采用MultiVane的方法，我们就可以结合多激发扫描，达到提高图像细节显示的目的。

除了腹部，盆腔，颈部这些可能对运动伪影比较敏感的部位，我们都可以结合MultiVane方法来成像，达到良好的扫描效果。

这段时间，感冒，声带发炎，整个嗓子发不出声来，对于以培训为职业的来说，不能说话，不能讲课，就很影响培训质量。

吃了中药“黄氏响声丸”，效果确实比较好，运气好的话，这周去上海，还能够K歌，可见嗓子恢复得多快。

“废医验药”，“循证医学”这些“科普”观点，以及网上的“反中医战士”，如方肘子（方舟子）等人也加大了“中医黑”的群体。

比如，就拿影像扫描规范化，统一化来说，就很困难。不同年代，年龄，地区的人思维差异很大。

“油腻的”或者“保守”的中老年人，喜欢听养生，听了很多“骗子”（这些人不配叫中医）的话，闹出了很多笑话，比如张悟本的绿豆......“粉中医”（其实是粉养生学）的人，就极端的粉，不分青红皂白都信。

而过犹不及，一种观点流行了，另一种观点或者趋势就争锋相对。哪些打着养生旗号，冒充中医的，大肆行骗，导致很多恶劣的效果。部分人为了和所谓“愚昧”观点划清界限，对抗“反智”人士，于是“中医黑”又成为趋势或者说是标签。极端的中医黑就是逢中医必反。

这种逢中医必反的人，本质上和逢中医（养生）必信的人，没有什么区别。

有人问，你看病，为什么偷偷摸摸。找关系，不偷偷摸摸，还名正言顺？

毕竟是搞医疗了，我自己看病，照片，挂号，还是很容易找关系，避免了挂号等待，排队等。第二，我骨子里还是有一种公平思想，我找关系，加塞，不排队，就会耽误其他人正常排队的时间，所以，我自己看病，还是排队，门诊等候，我也等过3小时。

这里，要提一点，经常去医院培训，有些临床科室医生，你稍微有点情商也好啊。自己管床的病人，要紧急做一个磁共振，照理说应该按规矩，程序办事，该约的什么时候做检查，就说什么时候做。结果有些临床医生，为了病人，或者说为了表示自己很牛（能随时找放射科医生加塞儿）或者为了显示自己的神通广大或者是为了讨好某个重要的病人（或病人家属），于是来找放射科，通关系。你通关系，走后门，就要有走后门的态度嘛，就麻烦，真的走一下后门嘛！他偏偏在病人等候区，人还有3米没到，就听到他的声音：“刘**，做头颅MRI那个，是我的病人，下一个麻烦马上给他做检查了吧！旁边全是正常排队等候的病人，你这一吼，不是找麻烦吗？别说病人不乐意，放射科的也不乐意啊，这个时候，病人马上就跳起来了，这不得行哟，在哪儿辛辛苦苦排队，你们里面一直加人（其实，都没有加人，就是他吼了一声）。”。病人去医院看病，有时候也确实辛苦，大部分病人（98%）都是老实人，好人，当然不排除有1%的是故意找茬，故意惹事，或者是职业医闹。

每年诺贝尔文学奖公布获奖作家，媒体就要把中国的老百姓，群众，大众批评一番。比如：2006年诺贝尔文学奖获得者是土耳其作家Ferit Orhan Pamuk帕慕克。

中国老百姓不了解一个在土耳其或者欧洲比较火的作家，有什么不正常。不是老百姓不爱读他的书，获奖前，国内有几个出版社翻译或出版或引进过他的书，国内老百姓不知道，当然他不火。

在看来，知识分三类：1.常识性知识，就是人们共同知道的常识，生活中都会用上的；2.第二类是，专业性知识，就是学习某个专业或者某个领域的人基本上都知道的，类似于专业领域的常识，但是跨专业或许比人不知道；3.暗门类知识，就是在某个小范围群体通用的常识性知识。

判断一个人是否不学无术，你不能用专业性知识去判断啊。

比如，我不是学哲学的或者心理学的，我没有必要或者没有精力去了解斯拉热沃.齐泽克这几年为什么这么火？他有什么重要的思想学说？没有精力记住苏联1988年获得过55枚金牌31枚银牌46枚铜牌，而排名第二的不是美国而是民主德国。没有必要问为什么兰克的世界史里面，忽略了中国历史这么大一部分？

这些专业知识，在同样专业的人看来，是非常基础的，非常简单的，甚至是共识；但是在跨专业或者不同专业领域里面的人看来，根本不知道。你不能因为，别人非你专业，不知道你专业知识，而认为别人孤陋寡闻。同样，我不能期望，一个肝胆外科的医生，对放射科领域专家都如数家珍。他能如数家珍的是肝胆外科领域的专家，比如裘法祖，比如吴孟超，比如《黄家驷外科学》，比如Hepatology最近影响因子几分了。

而常识性知识，则是可以评价一个人综合素质的。比如，你说身为一个中国人，你不知道福建省省会是福州而说成是厦门，那么别人笑你也是应该的。

有些常识性知识是大家共同认同的，而且经过时间检验，基本上可以归为“真理”。有些常识性知识，是最近才被部分大家认同，相关性并不那么牢靠。比如，很多人一听说我来自成都，就认为我喜欢吃辣。因为他们的认识是，四川人能吃辣，喜欢吃辣。前面对了，我的确很能吃辣，但是并不等于我本人喜欢吃辣，可能其他四川人确实非常喜欢吃辣，但是我并不是。在运用这些常识性知识的时候，一定要考虑个体差异。

最后一类知识，暗门知识，就是有些小论坛或者小领域人们共有的知识，有很多专用术语或者黑话，知道的人并不多，如果你知道，就会拉近彼此之间的距离。

30多家公司，怎么合并的，“规费”（份子钱）怎么算的，几个点，怎么轮班，很多专业术语我都知道，司机把我当“内伙子”，经常强行不收我钱。

再比如，很多论坛有专业黑话，如果你不知道，第一次逛这些论坛，就不知道别人在聊什么。同样，一个游戏，也有很多专业词汇或者叫固定句式，这些暗门知识，能拉近同样小群体人的关系，让大家觉得亲密，彼此可靠可信。

言归正传，来讲讲今天的磁共振知识。体育类，针对的是体育迷；而其他什么游记，见闻，就是供大家看看，娱乐；而还有部分攻略，飞机攻略，酒店入住怎么快速积分，就是针对第三类暗门知识。

很多客户都在用这个，但是容易搞混，今天我就来详细剖析一下这个序列家族的特点及临床应用。

一、mDIXON序列的概述及相关。传统的DIXON方法，毕竟采用梯度回波，这点大家有序列基础知识的应该很好理解。既然你要得到水和脂肪在不同相位的信号，就肯定不能采用自旋回波SE，否则180°脉冲纠正了质子之间的相位差，就不可能采集到同相位和反相位的信号了。

最新的DIXON方法，都不是传统的方法，都在传统的DIXON方法上做了大量的改进。为什么要改进这种方法呢？

  1. TE时间依赖于水-脂的同相位，反相位时间，比较固定，这样TE固定了，TR也相对固定，不灵活

  2. 受主磁场均匀性影响大，算错概率高。

传统的DIXON方法是个引路人，指出了一个方向，但是具体怎么算还是在后面的DIXON方法上来改进，提高，完善。

飞利浦的mDIXON，在传统的DIXON技术上，改良算法。m代表modified，就是改良的意思。改良后有什么好处呢？

不依赖与同相位，反相位采集。传统的DIXON方法，必须要在同相位和反相位采集信号，这样才能算出水-脂的信号。

这个时候，注意了，传统DIXON技术必须依赖水-脂在同反相位时间分别采集。

已知，水-脂化学位移是3.35ppm（教科书上写的3.5ppm方便大家记忆，温度27°），在1.5T的时候，水-脂频率差异是220Hz。

水-脂的同相位时间，也就是质子相位一致的时候的时间，第一个肯定是0ms，因为那个时候，一瞬间，水和脂肪质子还没有差异。第二个同相位的时候怎么算呢？

1000ms÷220Hz=4.54ms≈4.66ms。第一个反相位的时间是第二个同相位时间除以2：

OP=4.66ms÷2≈2.33ms。

时间就是这样来的，也就是说，在1.5T的时候，第一个反相位时间TE1=2.3ms，第二个同相位时间TE2=4.6ms。

在3.0T呢，由于场强增大一倍，水-脂进动频率差异也增大一倍，从220Hz变化到440Hz。

于是，第二个同相位时间IP=1000ms÷440Hz≈2.33ms，第一个反相位时间OP=2.33ms÷2≈1.16ms。

已知，在快速扰相梯度回波序列中，很多时间TR=2TE，所以，如果TE时间越短，那么TR时间才可能越短。这种意义上说，3.0T，由于第二个同相位时间短，所以，TR时间肯定理论上比1.5T短。

传统的DIXON方法，在场强固定的情况下，TE时间基本上也就固定了。1.5T中，传统DIXON方法，第一个TE为2.3ms，第二个为4.6ms；3.0T中，第一个TE为1.15ms，第二个为2.33ms。

飞利浦采用改进的DIXON方法，不依赖于必须在同相位、反相位采集，在水-脂质子相位的其他角度θ，也可以计算，只不过算法和公式复杂点。

改良后的DIXON算法，也就是飞利浦的mDIXON方法，采集时间缩短，因为不依赖于固定的同反相位时间，这样能保证同样的分辨率，扫描时间缩短，特别是用在腹部做动态增强扫描，能保证让病人少屏气2-3s。

其次是，大大提高了算法的精确度，保证了算错概率发生得很少。

即使是改进后的mDIXON，也可能存在不完美，也就是算错的可能性。在冠状位大范围扫描的时候，也可能出现周边四个角，由于B0场偏中心不均匀，出现不均匀。

当然有，飞利浦最新的mDIXON方法，再改进，变为mDIXON XD，XD代表最新改进版本，当然在序列里面不会显示。

最新的飞利浦系统的mDIXON都是这种mDIXON XD的。

最新的mDIXON都是mDIXON XD，名字里面没有把XD写出来。这种技术，基本上解决了所有问题。

目前，这种最新的mDIXON技术，工程实践中做了这么多病人，几乎没有看到水-脂算错的情况。

讲了概述，来讲下面的具体应用。注意到标题，我写的叫mDIXON家族，说明这个飞利浦以mDIXON命名的序列不止一个。

mDIXON FFE，飞利浦中，FFE代表梯度回波，也就是采用梯度回波做的DIXON方法。这个序列大家要记住，既然叫mDIXON FFE，就是梯度回波做的，这个序列的特点是：

  1. 一次扫描可以出四种对比度：同相位IP；水图（脂肪抑制T1）Water；脂肪图（水抑制T1）Fat

  2. 基本上XD的不会算错

  3. 冠状位扫描，即使超大范围，四个角也不会有伪影。

其他公司也有类似的序列，但是我敢很负责任的说，这个我敢说，飞利浦在这个序列是绝对领先其他公司的。

磁共振序列的命名及名称（不同厂家之间的序列名）（三）。三、mDIXON FFE序列的临床应用展示。这个序列临床应用，在飞利浦可以用在全身各个部位，当然，由于主要是梯度回波，而且主要是3D采集，用在腹部和盆腔是比较多的。也可以用在颈部，头颅，甚至是胸部，纵膈扫描。而且由于采用mDIXON技术做脂肪抑制，压脂效果好，所以，用来做动态增强扫描也比较多。

mDIXON TSE序列，TSE是飞利浦的快速自旋回波序列，那么这个序列就是采用mDIXON技术做的自旋回波序列。

自旋回波序列，如果要做DIXON，肯定不是在一个TR采集，而是需要采集两次，也就是至少完整的两次采集。

要使自旋回波序列，到底水-脂肪在不同相位采集。需要如上如所示，采集至少2次，利用不同采集次数时候的TE时间差异，来算水和脂肪的信号。

飞利浦采用2点自由法，这种方法目前是最领先的，技术含量最高的。

很多客户觉得，感觉3点法比2点法好，因为3点比2点多一点。这个又不是五环之歌，六环比五环多一环。

为什么我们说2点法好呢？因为根据序列原理及临床实践都表面，明显的2点法更好。

看图像，一定得看大图。上面两个图，采用DIXON法做的自旋回波，粗略一看感觉差不多，但是把图像放大一看，差距就出来了。这个跟人一样，有些人，通讯头像，小图看着非常舒服，点进去，把图像放大，就经不起细看了。mDIXON TSE序列由于采用自旋回波，它有它的特点，需要记住：

  1. 这个序列一般是2D采集

  2. 这个序列同样，一次扫描可以出四种对比。水图（脂肪抑制T1）Water；脂肪图（水抑制T1）Fat

  3. 不同于mDIXON FFE，mDIXON TSE由于采用自旋回波扫描，TE和TR灵活度非常大，所以，可以生产各种权重图像，不仅有T1WI，还可以做T2WI，PDW等。mDIXON TSE序列有一个最大的缺点，就是对运动敏感，这个是所有DIXON序列的共同特点。

把mDIXON TSE和飞利浦的MultiVane XD序列结合。

五、mDIXON TSE序列的临床应用。mDIXON TSE序列，由于是自旋回波序列，信噪比高，又和传统的快速自旋回波序列权重，对比度类似，所以可以广泛的用在全身。

a.扫描一次，出四种图，扫描效率高。b.脂肪抑制稳定，不像SPAIR存在压脂失败，或者STIR时间长，信噪比低

（医学类）MRI Fat Suppression-脂肪抑制原理及技术应用（一）。本来想一口气，把mDIXON所有家族序列全部写完，看来得分包了，分2次写完。前面发表的感叹太多了。

— 感谢阅读 —
# 磁共振(MRI)

一起交流

分享你的思考，让讨论更进一步。