医学影像技术体系 · 第 29 卷 / 共 44 卷
强化机制、翻转角与序列选择
本卷导读
讨论增强扫描的 T1 权重逻辑、强化与不强化的原因、翻转角对对比度的影响、化学位移的诊断价值、多回波序列与参数变化导致的扫描时间异常。
知识结构
- 合成 CT、后装与增强定量
- Synthetic CT and MRI
- MRI增强扫描必须使用T1加权序列吗
- 心脏与抗运动技术
- 心脏电影可以做single：shot吗
- 磁共振最简单的抗运动伪影技术（免费、设置方便、简单、无需额外技术和软件）
- 增强序列与强化机制
- 扫描时间与参数一致性
- 翻转角、化学位移与对比度
合成 CT、后装与增强定量
1. Synthetic CT and MRI
放射治疗计划需要电子密度信息来计算剂量，CT 因 CT 值可转换为电子密度而长期作为模拟定位的金标准。MRI 的软组织对比和多功能成像明显优于 CT，但 MRI 信号不直接提供电子密度，因此传统 MR 模拟定位仍需再扫一套 CT，并把 MRI 与 CT 配准融合。两套图像在采集、摆位和配准中的任何误差都会成为系统性误差，贯穿整个疗程。
合成 CT（synthetic CT，sCT）或伪 CT（pseudo-CT，pCT）用 MRI 生成具有 CT 值样灰度分布的图像，使 MRI-only 模拟定位成为可能。其核心是建立 MRI 信号或组织分类与CT 值之间的映射，并保证骨、空气、脂肪和软组织在映射后仍具有正确的辐射衰减特性。
体素密度分配法是最直接的方法：把感兴趣区按组织类别赋予均匀密度或 CT 值。该方法实现简单，已用于 MR-Linac 的在线自适应计划；但在厚层密质骨区域，均匀赋值可造成超过 2% 的剂量偏差，需要手动或自动分割骨组织来提高精度。
图谱法使用成对的 MRI-CT 图谱，通过形变配准把图谱 CT 映射到目标 MRI。它比均匀密度分配更准确，能同时生成用于摆位验证的参考图像和危及器官轮廓；但依赖覆盖目标解剖的图谱库，对超出图谱范围的组织和亚体素精度仍然困难。
体素法利用 DIXON、超短回波等序列把组织分类，再逐体素建立信号强度与 CT 值的对应关系。深度学习法则用卷积神经网络直接从 MRI 预测 CT，近年发展最快，但需要大样本、配对数据和严格的外部验证。
以 Philips MRCAT 为例，它采用双回波 3D FFE（mDIXON）采集，重建出同相位、水图、反相位和脂肪图四组图像。体轮廓由模型生成，骨盆骨先在水图中定位，再结合同相位图区分骨与脂肪；软组织按类别查表赋 CT 值，查找表由一组患者的放疗计划校准得到。前列腺 MRCAT 只输出 5 个 CT 值，骨盆 MRCAT 可输出连续 CT 值，两者都可接入自动计划流程。
MRI-only 工作流的理想形态是：一次 MRI 采集同时完成多参数靶区勾画、sCT 剂量计算、自动轮廓和自动计划。落地前必须验证 sCT 在骨、气腔、植入物、运动和大体型患者中的剂量误差，并建立独立于训练数据的端到端模体验证。
磁共振引导后装具有非常大的优势，国外开展得比较多，国内具有非常大的前景。
目前，磁共振引导放疗越来越普遍，磁共振因其出色的软组织对比度、无电离辐射等特点，特别适用于精准放疗。
磁共振放疗定位MR-RT的临床应用（MR-Sim）。Why we need MRI-based simulation for Radiotherapy?。Synthetic CT and MRI-only Sim。然而传统的磁共振引导放疗都是引导放疗外照射。
传统的放射治疗根据照射方式不同可以分为外照射治疗（External Irradiation）和近距离照射治疗（Brachtherapy）。外照射治疗是指指放射源位于体外一定距离，集中照射人体某一部位，就是目前临床最常用的在直线加速器上进行的治疗。近距离照射治疗，是指是将放射源密封后直接植入被治疗的组织内或放入人体的天然腔隙内进行照射，又叫做内照射治疗或者后装治疗（After-load radiotherapy）。
后装治疗（After-load radiotherapy）或者叫做近距离治疗（Brachytherapy），brachy一词取自希腊语，意思是短距离。所以和传统的直线加速器外照射相比，近距离治疗主要是放射源离靶区的距离近。
国外磁共振引导后装治疗应用得比较多，而国内目前相对非常少。其原因是国内放疗科有专用磁共振模拟定位机的医院并不多，其二做后装治疗的医院也不算多。
磁共振引导后装对患者体位、摆位要求非常高。而且要求施源器满足磁共振兼容及安全性，而且在体内不会产生明显伪影。
也有医院采用诊断磁共振体位扫描来引导后装或者进行图像参考，如果能够采用放疗方式的扫描，则对于图像准确性及计划的制定有非常大的帮助。
③治疗计划设计。对于后装扫描，一般采用高分辨率的T2WI序列进行矢状位、横轴位及冠状位扫描，必要时候可以补充脂肪抑制的T2WI。
这里特别注意矢状位的T2WI序列，容易产生伪影，所以可以结合飞利浦的MultiVane XD技术，效果非常好。
可以清晰的发现施源器标记线及管的位置，图像显示非常清晰，没有伪影。
也可以进行脂肪抑制，不过非脂肪抑制序列有脂肪的衬托，更能够体现对比。
脂肪抑制要注意，不同材料的施源器可能影响局部磁场，造成脂肪抑制不均匀。
横轴位是非常重要的，因为横轴位图像会用来进行计划。
采用T2WI或者T2WI脂肪抑制，可以使用mDIXON，这样一次扫描同时出脂肪抑制和非脂肪抑制，图像非常清晰，而且脂肪抑制效果好。
完成了治疗计划及计划评估之后，就可以进行后装治疗。直接采用飞利浦磁共振专业模拟机的转运床就可以进行治疗。
磁共振引导后装治疗具有非常大的优势和价值，除了传统的模拟扫描及治疗疗效的评估及随访，磁共振在放疗中的作用越来越大。
MRI可以通过增强扫描提高图像对比度，那么如何来量化对比剂的增强效果？为什么大部分增强后扫描序列采用T1加权像？对比剂对于组织T1值和T2值的影响差别有多大？本章全方位解读。
磁共振对比剂 MRI Contrast Agent。磁共振成像主要是通过反映组织不同的弛豫时间来实现的不同组织对比。一般情况下人体的组织能够在T1WI和T2WI形成良好的对比图像。但是当组织与病变的弛豫时间大致重叠时，则无法形成良好的对比。此时，需要引入某些物质使组织或病变弛豫时间发生改变。从而形成良好的对比度来满足诊断及显示病灶特性的要求。这种可以影响物质弛豫时间从而改变磁共振图像对比度的试剂称为磁共振对比剂。
采用T1值来量化不同组织的纵向弛豫。纵向弛豫时间T1越短，代表纵向磁化矢量恢复得越快。不同组织的T1值是不同的，主要取决于组织的结构、温度及外加主磁场强度。如果在温度和外加主磁场相同的情况下，T1值是组织的一个特征性参数。T1值越短，组织的纵向弛豫越快，恢复的纵向磁化矢量越大；T1值越长，组织的纵向弛豫越慢，恢复的纵向磁化矢量越小。
同理，采用T2值来量化不同组织的横向弛豫。横向弛豫时间T2越短，代表横向磁化矢量衰减得越快，水分方向剩余的磁化矢量就越小，线圈探测到的磁共振信号越低；不同组织的T2值是不同的，T2值主要取决于组织的结构，是组织的一个特征性参数。一般固体物质及大分子组织的T2值比较短，液体（特别是纯水）的T2值比较长。外加主磁场强度大小对T2值的影响不大，随着磁场升高，部分组织的T2值可能会略有下降。
弛豫时间（relaxation time）是反映组织弛豫快慢的参数，当然还可以用另外一个参数来表征这种能力，这就是弛豫率（relaxation rate）。它是弛豫时间的倒数。
比如：纵向弛豫时间T1和纵向弛豫率R1之间是互为倒数关系的，R1=1/T1或T1=1/R1。
横向弛豫时间T2和横向弛豫率R2之间是互为倒数关系的，R2=1/T2或T2=1/R2。
临床中，最常用的磁共振对比剂类型为顺磁性（Paramagnetic）Gd钆剂。
大家应该都比较熟悉，采用顺磁性钆对比剂进行增强后（post-Gadolinim）扫描序列，一般选择T1加权像。顺磁性对比剂不仅影响组织的T1弛豫时间，也会影响组织的T2弛豫时间，那么为什么增强后扫描几乎采用T1WI呢？首先需要知道对比剂主要是通过影响组织的弛豫时间或者弛豫率来达到影响图像对比度的效果的。先看一个比较简单也比较容易记住的公式：
其中，Rpre代表打药（增强、注射对比剂）前组织的弛豫率；Rpost代表打药（增强、注射对比剂）后组织的弛豫率；r代表对比剂本身的弛豫率；C代表对比剂在该组织的浓度Concentration。
有了这个公式后，我们就可以基本来量化对比剂的效果了。
先把符号定义清楚，大写的R代表组织的弛豫率，R1代表组织纵向弛豫率，R2代表组织横向弛豫率。小写的r代表对比剂弛豫率，同样r1代表对比剂纵向弛豫率，r2代表对比剂横向弛豫率。
我们临床常用的对比剂浓度一般以每公斤（kg）多少毫摩尔（mmol）表示，大部分钆对比剂浓度为0.1mmol/kg。
大家查对比剂说明手册，经常发现对比剂的浓度写作0.5M，1.0M，大写的M，其中M这个单位就类似于mol/L。mol/L和mmol/mL是差不多的。
大家觉得0.1mmol/kg，这里的浓度有公斤，不好换算，想换算成容积单位（mL毫升及L升）。教大家一个简单的换算方法，M=mol/L或mmol/mL。0.1mmol/kg的0.5M浓度对比剂，则可以进行单位换算计算：
- 1mmol/kg÷0.5mmol/mL=0.2mL/kg。
单位和单位之间也可以进行运算，约掉了mmol。对于1.0M浓度的对比剂，同样0.1mmol/kg换算为：
- 1mmol/kg÷1.0mmol/mL=0.1mL/kg。
可能要问，浓度高了，怎么得到的是0.1mL/kg。
正是因为对比剂浓度高了，原来一公斤需要0.2mL才能达到的量，现在只需要每公斤0.1mL了。所以高浓度对比剂的剂量应该是要小于常规浓度对比剂的。
如果用常规的Gd-DTPA（马根维显），70kg体重的成人，对比剂剂量应该是70kg×0.2mL/kg=14mL（差不多一支药15mL）。
如果用加乐显，70kg体重的成人，对比剂剂量应该是70kg×0.1mL/kg=7mL，用量减半。这是因为对比剂浓度高了。
这里需要注意，一般对比剂都是0.5mol/L，表示为0.5M。而有些对比剂则不是，比如加乐显是1.0mol/L，表示为1.0M。由于大部分对比剂的浓度都是0.5M，所以0.5M又叫做标准浓度；1.0M则是高浓度。
对比剂的弛豫率一般在其说明书上能够查得到，对比剂的弛豫率单位很多说明书以/mM.s来表示。已知M单位等效于mol/L，所以/mM.s可以换算为单位L/mmol.s。
就可以开始量化对比剂增强效果了，查资料可以知道，一般的顺磁性对比剂Gd-DTPA，r1=4L/mmol.s，r2=5L/mmol.s。假设血脑屏障BBB被破坏，对比剂可以进入颅脑，对比剂在脑白质中的浓度为0.1mmol/L。
假设在1.5T中，以脑白质为例，T1=780ms，T2=90ms。我们就来计算对比剂对于脑白质T1和T2值的影响。注意整个计算过程我都把单位写出来，为什么这样做呢？是因为单位也可以完全的进行计算和约掉，最后我们得出弛豫率（单位为每秒/s）或者弛豫时间（单位为秒s）才能让大家心服口服。
毫m-milli，对应mL，ms。基数量级10，对应s，L。
R1'为打药后脑白质的纵向弛豫率，已知弛豫率和弛豫时间成倒数。
T1'为打药后脑白质的纵向弛豫时间。
1/T1'=（1÷0.78s）+4L/mmol.s×0.1mmol/L
1/T1'=1.282/s+0.4/s=1.682/s。T1'=1÷1.682/s≈0.594s。T1'大约为594ms。
打药后，脑白质的T1值从780ms缩短为594ms。
R2'为打药后脑白质的横向弛豫率，已知弛豫率和弛豫时间成倒数。
T2'为打药后脑白质的横向弛豫时间。
1/T2'=（1÷0.09s）+5L/mmol.s×0.1mmol/L
1/T2'=11.11/s+0.5/s=11.61/s。T2'=1÷11.61/s≈0.086s。T2'大约为86ms。
打药后，脑白质的T2值从90ms缩短为86ms。
（594ms÷780ms）×100%=76%。
{（780ms-594ms）÷780ms}×100%≈23.8%
（86ms÷90ms）×100%=95.5%。
{（90ms-86ms）÷90ms}×100%≈4.4%。可以发现，打药后，对比剂对于组织的T1值及R1影响都远远大于T2值及R2，所以这也是为什么大部分顺磁性对比剂采用T1WI来扫描的原因。
对比剂的浓度和对比剂的r相关，而r又和对比剂的效果相关。对比剂的弛豫率越高，其增强效果（影响组织弛豫时间或图像对比度）越强。弛豫率和磁场强度有关，我查到一组数据，在1.5T的磁场强度下，各对比剂弛豫率如下：
钆布醇（加乐显）：5.2（高浓度）@1.5T，4.8@3.0T。钆塞酸二钠（普美显）：7.2。
对于血液来说，由于血液组织里对比剂的浓度更高，大部分顺磁性对比剂是血池对比剂。对比剂首过first-pass血液的浓度很高，所以其缩短组织T1的效果更明显。这也是CE-MRA对比剂增强血管成像的原理。
而血液T1值的缩短和注射对比剂的浓度及注射速率有关。在注射速率达到0.4ml/s以上，血液的T1值显著缩短，达到1ml/s后，其T1值可下降到50ms。
写完文章一看已经凌晨1:00了，其实MRI对比剂或者MRI增强扫描临床应用的知识还有很多。
- 4.27 周三 于 天津
其二是增强MRI扫描中监控对比剂的流入情况，便于决定最合适的扫描启动时间。
②增强MRI扫描，监测对比剂到达情况，好精准地抓时相。
MRI透视技术原理并不复杂，主要是利用MRI快速动态扫描成像，在一段时间内连续多次采集图像。一般时间分辨率能达到0.2~0.5秒一个动态，用后一个动态减去前一个动态图像，得到剪影图来观察。
MRI透视技术可以用来进行MRI增强的对比剂流入监控，当对比剂逐渐进入监控层面时，由于其缩短T1值的效应会导致图像增强。后一个动态图像减去前一个动态图像，就能看见对比剂逐渐流入的整个过程。
在进行MRI引导下的介入手术时，同样可以利用这种技术进行监控，可以观察穿刺器械进入目标病灶的过程。
采用MRI透视技术，对某一个成像范围连续进行快速的动态扫描，近实时成像。采用后一个动态减去前一个动态的影像，可以监控对比剂进入的整个过程。
用于增强磁共振扫描中对对比剂进行监控的透视技术又可以称为透视触发或者叫做透视监控技术。
飞利浦MR中，该技术叫做Bolus Track技术。采用实时多动态扫描，2D单层或者多个方位单层。该技术对时间分辨率要求高，一般是0.5s以内一个动态。一般把透视触发这个序列放在打药前序列和打药后动态扫描序列之间执行。
在进行打药血管成像或者需要抓动态的增强扫描的时候，该技术非常有用。
西门子中，这种检测对比剂到达的技术叫做Care Bolus。同样，一般把透视触发这个序列放在打药前序列和打药后动态扫描序列之间执行。
GE磁共振，这个技术的名称是荧光触发（Fluoro Trigger）。该技术同理采用实时扫描模式（Real Time）。
要进行MRI透视技术，一个非常重要的点就是要求扫描序列的时间分辨率相当高，也就是扫描速度非常快。基本上要求至少1s一个动态。而一般的透视技术扫描的层数都不多，大部分是单层连续扫描或者3层以内。
对于MRI透视技术，首要满足的是时间分辨率，也就是扫描时间。一般能够满足1s一个动态或者0.5s一个动态的序列一般是快速扫描序列，有以下几种：
既然一次射频脉冲后，可以采用多个重聚脉冲采集信号重建出图像，那么是否可以仅一次激发就采集完所有信号，得到一幅完整的磁共振图像呢？
这种仅需要一次射频脉冲激发就能把整副图像的信号全部采集完的技术又叫单激发（single-shot）技术，Shot在这里的意思是代表射频脉冲的激发。单激发的快速自旋回波序列一般简称为SS-TSE/SS-FSE。
是三类自旋回波序列的对比，由上到下扫描速度依次加快。第一排绿色框代表在一个TR时间内，SE序列只采集一个信号；第二排蓝色框代表一个TR时间TSE序列可以采集多个回波信号，但是还是需要重复多次；相比于TSE序列，单激发TSE序列进一步提高成像速度，可以在一瞬间完成对一幅图像的扫描，这种特点特别适合于冻结运动。单激发序列经常用于胎儿扫描及不能良好配合屏气的腹部成像。
单激发自旋回波序列一般用于T2WI，这是因为T2WI序列的TR比较长，能够容纳足够多的回波链。采用单激发自旋回波序列进行单层扫描，时间分辨率则取决于TR，比如TR=1000ms，则时间分辨率为1s，也就是1帧/s。这种时间分辨率基本上可以满足动态监测和MRI透视了。
梯度回波序列为了提高扫描速度主要是通过缩短TR来实现的，如果需要再进一步提高扫描速度，只有再次缩短TR。但是TR太短会造成图像信噪比不足，并且影响对比度。有没有一种两全其美的办法呢？
磁化准备超快速梯度回波序列应用而生，该序列主要是利用梯度回波序列到达稳态之后，采用一组非常短的TR连续采集达到稳态的多个信号，而在此之前施加一个磁化准备脉冲，图像的对比度主要取决于磁化准备脉冲。所以该序列的结构可以分为两部分：磁化准备部分（产生所需要的对比度）和图像采集部分（快速读出信号）。
是该序列的基本结构，其序列的对比度主要由磁化准备脉冲部分决定，该脉冲可以是多个射频脉冲的组合，可以提供T1、T2及其他各种对比。当施加完磁化准备脉冲后，梯度回波信号达到稳态，采用多个小角度射频脉冲激发快速采集一连串的信号，填充K空间。由于此时信号已经达到稳态，并且因为前面磁化准备脉冲的作用已经形成了基本的对比度，所以信号读出部分的TR可以非常短，达到3~6ms，扫描速度大大提高。
这里需要注意的是，如果仅需要一次磁化准备部分，即可将所有信号都采集完毕则是单激发超快速梯度回波序列。超快速梯度回波序列可以和单激发技术结合，并且解决了T1WI图像时间分辨率不够高，在TSE/FSE中无法应用单激发技术的问题，使得MRI透视监控可以进行T1对比度的成像。
介入MRI中主要用这种序列来进行T1对比度成像，比如T1-TFE或者Turbo FLASH序列等，其时间分辨率一般比较高，可以达到1~3秒，甚至更快。
平衡式稳态自由进动（Steady State Free Precession, SSFP）序列其实是梯度回波序列的一种，当设置合理的TR、TE及翻转角，使得多个射频脉冲产生的各种回波（FID、SE及STE）都刚好融合成一个回波，达到一个平衡状态，这种梯度回波序列称为平衡式稳态自由进动序列。
SSFP序列采集的信号中含有SE和STE信号，所以该序列不是单纯的梯度回波序列。该序列的对比度既不是T1WI，也不是T2WI和T2*WI，而是T2/T1。也就是说组织的T2值比T1值越大，则在平衡式稳态自由进动序列中信号强度越大，图像上表现为越亮。由于SSFP序列具有良好的液体对比，并且时间分辨率高，因此常用于MRI介入进行透视监控。
早在1977年，英国诺丁汉大学的彼得.曼斯菲尔德教授就提出了一种超快速的信号采集方法，并且在1981年利用这种方法得到了第一幅兔子心脏的图片。这种技术叫做平面回波成像（Echo Planar Imaging），简称EPI，能够在几毫米完成对一幅图像的采集，所以该技术是目前已知的最快信号采集方式。
EPI序列一般和单激发技术结合，其成像速度非常快，可以满足超高时间分辨率的要求。
但是EPI序列由于其采集信号方式的特点，容易产生图像形变及严重的磁敏感伪影，特别是在组织交界处。对于需要高空间分辨率或者几何形变要求精准的部位，EPI序列不适合采用。
如果一个序列能够同时采集自旋回波信号和梯度回波信号，那么这种序列就被称为混合序列（Mixture Sequence）或者杂合序列（Hybrid Sequence）。
利用多个重聚脉冲可以产生自旋回波信号，利用多个梯度场切换可以产生梯度回波信号，那么把他们组合起来就可以形成这种混合序列。(Gradient and Spin Echo, GRASE)序列是最常见的混合序列。
由于MRI透视技术对于扫描序列时间要求非常高，所以临床中大部分使用快速或者超快速成像序列。使用频率比较高的两类序列则是：SSFP序列和单激发的T2WI序列。
- 11.23 周二 于 成都
2. MRI增强扫描必须使用T1加权序列吗
MRI增强扫描是不是都使用T1加权像？你在临床工作中，遇到过使用其他权重或者对比度来做增强扫描的情况吗？
现在AI比较火，知道很多人直接用DeepSeek写文，输入标题就写。在这里我还是阐明我的观点。懋式百科全书里的技术讨论文，我永远都不会用AI辅助来写。而是网络上，文献中，都有很多信息，资料。如果只是搜集信息资料，汇总成一篇“文章”，那么每个人都用AI写，文章的内容就千篇一律。而大家爱看我文章，可能是因为，我写文是按照咱们临床工作中，学习知识中，遇到的问题，代入自己的场景思考，按照正常人（非AI）学习的逻辑来给大家剖析问题。
上一次我们讨论了一个简单的问题，MRI增强扫描必须结合脂肪抑制吗？
实际上应该先讨论，MRI增强扫描必须使用T1加权序列吗？
讨论这个问题，可以从自己的临床经验出发，也可以从MRI增强、对比剂知识出发进行推导。
阴性和阳性是相对于增强后图像的灰度变化来说的，变白、变亮了就是阳性；变暗、变黑了就是阴性。
无论是阴性还是阳性，MRI对比剂的作用机制都是一样的，其是一种间接改变图像信号强度的作用。
MRI对比剂基本上是使得组织的T1值或者T2值缩短，都是缩短组织弛豫时间。
先说阴性对比剂，阴性对比剂是以缩短组织T2为主要效应的对比剂。为了最大化的达到对比效果，一般采用的是T2加权像为主的序列。
阴性对比剂主要是以超顺磁性氧化铁（Superparamagnetic Iron Oxide, SPIO或Ultrasmall Superparamagnetic Iron Oxide，USPIO）为基础的物质，由于其具有超顺磁性，能够显著地缩短周围组织的T2值和T2值。使得增强后的组织T2和T2值下降。因此要检测这种变化，一般采用T2加权像。
SPIO对比剂主要用于肝脏，打药后延迟扫描，由于正常的肝脏组织中肝细胞会摄取SPIO，其T2值缩短，采用T2WI序列扫描后，肝脏信号降低，在图像上反映为黑色的。而如果是病变或者肿瘤性病变，由于病变不摄取SPIO，其信号强度不下降，反而在图像上表现为高信号。
有人说是阴性对比剂啊，因为摄取了对比剂的组织，T2值缩短，在图像上信号下降，变黑嘛。
有人说是阳性对比剂啊，这不，病变（肿瘤或者其他病变）在图像上反而表现为高信号，不是被一眼就揪出来了吗？
说对比剂是阴性还是阳性，要看你描述的摄取对比剂的组织变化，还是不摄取对比剂的组织变化。
讨论到这里，不言而喻，如果采用类似于SPIO等对比剂进行增强，那么为了突出它缩短T2效应，采用的是T2加权序列，就不是T1加权序列了。
有老师马上要反驳了，哎，在临床扫描这么多增强扫描，怎么从来没有看到过采样T2加权做增强的或者使用SPIO的。
好问题，那是因为，目前市面上没有被批准的MRI阴性对比剂了。曾经有一些含超顺磁性氧化铁的对比剂，比如商品名为菲立磁 Feridex的和拜耳公司的瑞瑟维斯Resovist。但是由于其安全性和不良反应，已经于2008年停产退市了。
SPIO在日本曾经用得比较多，我国好像从来就没有引进这种阴性对比剂。目前全世界范围内，都不再使用这种对比剂了。因为肝胆特异性对比剂钆塞酸二钠出现了，其阳性对比剂和肝胆特异性的双重属性完全可以替代SPIO，并且更加安全。
对于阴性对比剂或者主要以缩短T2或T2*值为特性的对比剂，其主要扫描序列是T2加权像。
是不是阳性对比剂增强都采用T1加权像呢？
阳性对比剂其主要物质基础是以钆和锰等金属元素为主的物质。
为什么选择钆和锰呢？因为它们外层未成对电子多。其物理机制源于未成对电子产生的强未偶极微观局部磁场，大幅加速了邻近水分子的自旋-晶格能量传递过程。
钆（Gd）为原子序数为64的镧系元素，其原子内层含有7个未配对的电子，因此具有很强的顺磁性。
目前市面上使用的阳性对比剂基本上都是以钆为主要成分的螯合物，所以MRI对比剂又可以缩写为GBCAs（Gadolinium-based Contrast Agents）。和阴性对比剂缩短周围组织的T2值原理有所不同，阳性对比剂缩短组织T1的原理包括两个方面：
①位于对比剂大分子配体缝隙中的水分子非常接近钆离子中心（平均距离0.25nm），水和钆离子之间的这种直接而亲密的磁相互作用产生了一个被称为内球体弛豫的过程
②钆离子对外层水分子的间接影响被称为外球体弛豫。
由于主要是缩短组织的T1值，因此增强后一般采用T1加权序列进行扫描是没错的！
缩短T1值为主，所以要采用对T1值变化敏感的序列来进行扫描，当然是T1加权像序列最合适。
是不是就代表所有的阳性对比剂，增强后扫描都采用T1加权序列来扫描呢？
就是使用钆为主的对比剂，比如钆喷酸葡胺，进行增强扫描不使用T1加权像的。
有老师说，T2-FLAIR不是T2权重为主吗？你使用钆对比剂主要是缩短组织T1，怎么采用T2权重为主的序列。
这是因为大家对序列的理解太单一，T2-FLAIR，前面有一个T2的确是以T2权重为主，但是它有一个FLAIR，代表它是一个IR反转恢复序列。严格意义上来说，T2-FLAIR序列是一种混合权重。
实际上大家觉得T2-FLAIR序列是头颅最常用的序列，很多人理解这个序列就是T2WI把脑脊液信号给抑制了，实际上完全不是这么一回事。因为普通T2WI不涉及到IR反转恢复序列，而T2-FLAIR则涉及反转恢复。对磁共振序列的认识还是应该更深刻，不能停留在名字和表面。
举出了一个非纯T1加权像的序列进行MRI增强扫描后，这个文章讨论的结论就已经出来了。
综上，有反转恢复的IR序列，理论上都可以用于增强后扫描。比如为了诊断美尼尔综合征，需要进行内耳钆增强延迟扫描，其扫描序列基本上也是3D T2-FLAIR或者3D T1-IR。
还能不能举出一个非T1加权像做的增强扫描呢？不是IR反转恢复序列类型的。当然可以，bSSFP序列。这个序列可以不用加反转脉冲。
在写垂体扫描的时候，第二部分，讲特殊序列的时候提到了这个。
对于垂体大腺瘤或者巨大腺瘤，诊断-定位、定性一般没有太大难度。做磁共振检查注意目的在于通过扫描序列判断垂体大腺瘤的质地性。而采用平衡式自由稳态进动序列来做垂体，甚至垂体增强，可能部分老师没有见过。
平衡式自由稳态进行序列就是bSSFP序列，该序列的对比度是T2/T1。按照这个公式，使用普通的钆对比剂，打药后，T1值缩短，那么T2/T1也会变大，组织信号会上升，也算是一种阳性对比效应。
而bSSFP肯定不是T1加权像。
采用bSSFP序列进行增强扫描最早是日本人进行的研究。不同的垂体大腺瘤质地表现不同，在治疗方式，手术方法上都有明显的区别。有研究报道，仅有10%的垂体大腺瘤质地是非常坚硬的，此时治疗方式又会有区别。
根据不同质地肿瘤的表现，把垂体大腺瘤分为两类：质硬型（Solid）和质软型[马赛克型]（Mosaic）[2]。
是Solid型垂体大腺瘤的磁共振表现。图像从左到右依次是：增强扫描的平衡式自由稳态序列（A和B）、增强T1WI（C）、T2WI（D）。这种质硬型表现为肿瘤本身信号均匀，基本上在各种序列中可以发现。
是Mosaic型垂体大腺瘤的磁共振表现。图像从左到右依次是：增强扫描的平衡式自由稳态序列（A和B）、增强T1WI（C）、T2WI（D）。这种质软型表现为肿瘤本身信号不均匀，肿瘤内多发或密集分布斑点或斑片样高信号（0.5mm~2mm），并均匀分布在腺瘤组织内。这种表现在平衡式自由稳态进动序列中尤为突出，这也是为什么我们这部分会讲这个序列的原因。
是Mosaic型垂体大腺瘤的磁共振表现。可以发现无论是质硬型还是质软型，增强扫描后T1WI序列和平扫的T2WI序列都不敏感。而增强扫描后的bSSFP序列则相对比较明显，容易鉴别。
实际上大家举一反三，既然bSSFP序列的权重是T2/T1，而阳性对比剂缩短组织T1，那么T2/T1值也会变大，等于信号强度也会增强。只不过相比于直接T1加权序列，bSSFP序列的强化程度可能没有那么高，但是bSSFP序列也可以作为阳性对比剂的增强后序列。
相对于传统的T1WI序列，bSSFP序列做增强有一定难度，这是因为bSSFP序列是一种特殊的梯度回波序列，其对于磁场均匀性要求高，而且容易产生偏振黑带伪影。要使用bSSFP序列做增强，需要有一定的技巧。
- 3.3 周一 于 成都
一开始请各位老师心里默默地想这么一个问题：平时您是如何对腹部动态增强扫描的图像进行阅片的？在阅片过程中，您发现了病人在进行动态增强扫描时每期的屏气幅度不一致，您会怎么做？相信很多老师为了对比不同增强扫描期相的图像，会使用多分格同时显示的方式对同一病灶进行不同期相的判读，当出现屏气幅度不一致时，您会翻动某期图像以保证图像的空间位置尽量一致，但是这种简单的图像层面之间的翻动真的能够保证显示病变的空间位置一致吗？或者再更深入一些，利用减影技术获得减影图查看不同期相间增强强化的程度，屏气幅度不一致时该怎么办？带着以上的问题，开始此章内容的学习吧！
在日常临床工作中，为了增加体部疾病诊断的效能，在常规和弥散扫描的基础上往往需要增加动态增强扫描，以判明不同性质病变初始强化的程度及延迟强化的特点等等。VIBE（容积内插值屏气扫描）序列是3D扰相梯度回波序列，能够在很短的时间能完成一个无间隔的容积范围的T1W成像。但是在临床工作中发现，动态增强获得的每期图像总是或多或少存在空间位置不一致的情况。在进行动态增强四期扫描过程中，每期的屏气幅度总是有少许的不一致，导致蒙片、动脉期、静脉期及平衡期图像在每期相同的层面位置出现不同解剖位置的组织（包括层面内及层面间空间位置不一致）。这种情况将大大影响诊断医生对疾病的诊断，特别是对肝纤维化病人中肝细胞癌的筛查，原因是不仅肝细胞癌病变较小，需要准确把握扫描的动脉期（目前使用TWIST_VIBE序列进行扫描基本能够消除此疑虑），而且肝纤维化后平扫时肝脏呈结节性高信号，对于增强后强化的评估带来一定的困难，往往需要通过减影的方式来评估。
但是动态增强过程中屏气幅度不一致将导致减影出现错误。
动态增强过程中导致每期图像之间空间位置不一致的最主要原因是患者在动态增强的每期扫描中可能存在屏气幅度不一致的情况。这种不一致不仅在层面方向，而且在层面内都将出现空间位置的错误匹配现象。在不同的呼吸状态下，肝脏除了单纯的上下运动，也存在前后翻动的情况，这些情况都将影响阅片医生在动态增强的阅片中对同一病灶的定位定性。为了实现动态增强阅片最主要的其中两个要求：
（1）多期相同空间位置，相同层面阅片
（2）多期动态增强减影显示强化程度（原始高信号的病变更为重要）。
在临床工作中需要对扫描序列进行适当的设置以实现在不同的呼吸状态下获得相同空间位置的图像显示，这就需要使用弹性校准技术进行图像处理及重建。
与弹性校准相对应的就是刚性校准，所谓刚性校准就是在进行不同图像空间位置配准时，在保持图像体素为立方体不变的情况下进行空间位置的旋转及移动。而弹性校准则更具灵活性，能够使体素在扭曲拉伸及变形状态下进行图像空间位置的配准。
肝脏弹性校准的原理I，II，III，IV为扫描的动态增强四期图像，A，B，C，D则为弹性校准过程中的四个步骤。A显示为原始肝脏动态增强四期图像；B显示的过程为利用II期（动脉期）图像进行肝脏边界轮廓的勾画，然后将该轮廓复制到I，III，IV期图像中；步骤C则以II期边界轮廓为模板的各期图像进行3D弹性校准，实现容积范围内的图像空间位置的一致性。肝脏弹性校准功能是标准配置的图像重建高级功能，在临床工作中需要选择使用相应序列包中的序列或者进行相应的参数设置才能实现肝脏多期动态增强的弹性校准。
- 如果选择相应的弹性配准序列，然后再进行参数优化，则可以选择Abdomen->library->MC（Motion Correction）序列包中的序列即为可以进行肝脏弹性校准的序列。
（1）、在Contrast参数卡Dynamic子参数卡中的Measurements设置多期扫描，按实际需求来设置，以第二期作为弹性校准的肝脏轮廓模板。
（2）、在Inline参数卡中选择勾选Liver Registration，并且默认勾选Subtract减影功能。
（3）、在Physio参数卡PACE子参数卡中选择Breath-hold参数用于间隔多期之间的屏气扫描。
- 使用参数优化后的VIBE序列进行肝脏弹性校准功能设置时，需要在VIBE序列Inline参数卡中勾选Liver registration参数，将Measurements设置为大于等于2期，勾选Subtract即可。
根据弹性校准的原理可知，只有当扫描设置的所有Measurements完成以后，系统才能进行图像重建处理，所以在扫描过程中需要准确把握每期动态增强扫描的时机以及工作流的完成，这样才能确保后续图像重建的完成，完成图像重建之后在结果中将显示不同序列名称标识的图像。
的结果中，23-26即为多期动态增强扫描的原始图；27，28,30,32则为进行了弹性校准之后的多期动态增强图像，序列后缀以MoCo为标识；29,31,33则为动态增强各期与蒙片的减影图像。在临床工作中，往往使用弹性校准之后的图像及减影图作为阅片的图像。
经过肝脏弹性校准技术重建处理之后的图像能够方便快捷地查看相同层面相同空间位置的组织，利于动态增强不同时期的图像对比；利用系统设置的自动减影功能，对于增强前高信号或者小病灶的增强显示变得更为直观。
肝脏动态增强弹性校准以动脉期图像的肝脏轮廓为模板对其他期相的图像进行校准，获得层面内及层面间位置一致的图像，利于阅片及病变诊断。
应用案例二：肝脏弹性校准显示微小病灶。以像中，第一行显示为原始动态增强的图像，发现增强期间病人呼吸幅度不一致导致相同层面位置的肝脏显示不一致。利用该图像进行减影获得第二行图像，该行图像由于使用弹性校准前的图像进行减影，获得的图像病灶显示不清晰，强化程度评估不准确。第三行则利用弹性校准之后的图像进行减影，获得的减影图像很好地显示了病灶与周围组织强化程度的关系。利用肝脏弹性校准技术进行腹部动态增强扫描不仅能够满足临床中对于多期动态增强扫描阅片及诊断精确性的需求，在其他方面也能够带来便利：
（1）利用肝脏弹性校准技术进行肝脏DCE的研究及评估。如何确保DCE评估中ROI位置的一致性一直是肝脏动态增强评估的一个重要障碍，利用弹性校准技术即能使得扫描各期层面内及层面间空间位置一致，ROI的位置一致，获得的强化曲线及后续DCE的参数评估可靠性高。
（2）其他非刚性运动部位的动态增强扫描及DCE评估，目前除肝脏外其他部位的弹性校准功能还处于科研阶段。
肝脏多期动态增强检查能够为疾病诊断提供丰富的鉴别诊断信息，空间位置一致性的比较能够直观地反映病变的供血状况。除此之外，如何获得最佳时间点的动脉期图像在临床中也尤为重要，那么能够在一次屏气获得至少5个动脉期以上的Twist-VIBE序列进入临床，大大增加了一过性强化病变的检出率。
心脏与抗运动技术
1. 心脏电影可以做single：shot吗
在问答这个问题之前，大家要想了解传统的心脏电影Cine序列是怎么完成的。
单扇区重建（single-cycle/sector reconstruction）图像只采用一个心动周期的采集数据；而多扇区重建（multi-cycle/sector reconstruction）技术是通过整合多个心动周期的数据，其时间分辨率会随着扇区数（也就是整合的心动周期数）的增加而大幅增加。
同样，对于磁共振心脏电影Cine序列，由于需要采集整个（大部分时候是整个，回顾性门控）心动周期的数据。因此一个心脏相位phase，采集信号的时间窗口有限。不可能在一次心跳的情况下，采集完所有的电影序列数据。
此时，就必须使用所谓的K空间分段技术。K空间分段技术（Multi Shot Segment）是区别于常规的K空间采集的一种K空间分段采集技术。该技术一般是使用在心脏成像中。
进行心脏电影成像，一层图像需要采集多个时间点（相位）的数据。由于一个心动周期（R-R间期）的时间是有限的，所以很多情况下一个心动周期并不能采集完所有的一层多相位数据。这个时间需要用到K空间分段采集技术（Multi Shot Segment）。
完成一幅完整的图像需要填充的K空间数据并不是在一个心动周期（R-R间期）完成外采集，而是在两个甚至多个R-R间期完成。
简单来讲就是把需要重建一幅完整图像的K空间数据分成多段，每次心动周期只采集某一时相的一部分数据，经过多个心动周期完成整个K空间数据的采集。每一个心动周期只采集各个时相的部分数据，经过相邻多个心动周期采集，将各个时相的数据组合在一起形成完整的K空间数据。简单来讲就是把需要重建一幅完整图像的K空间数据分成多段，每次心动周期只采集某一时相的一部分数据，经过多个心动周期完成整个K空间数据的采集。
我们再用数据说明一下，大家就更清楚了，假设一个人心率是60 bpm（beats per minute），也就是每分钟跳60次，那么1秒钟跳一次。一次心跳时间就是1秒，换算为1000ms。
心脏电影Cine序列采用回顾式采集，R-R间期是1000ms，就算这1000ms都可以用于信号采集。
心脏电影一般选择25~35个心脏phase，这里就算25个。每一个心动周期的时间窗就是1000ms÷25=40ms。一个心动周期只有40ms的信号采集时间。
Cine序列一般是使用bSSFP序列采集。假设每个回波间隔之间是5ms（已经很短了）。40ms的采集时间窗，只能采集40ms÷5ms=8个回波。
8个回波，只能填充8条K空间线，即使使用并行采集，也无法保证填满需要的K空间而重建图像。
要在一个心动周期，也就是一次心跳，采集完需要重建的电影图像序列，常规方法看来是不可能的。
此时，就必须使用K空间分段采集技术。多个心动周期，采集完所需要的K空间。
这种方法优点是能够保证进行心脏电影序列扫描，缺点也是显而易见的，那就是我们得到的心脏电影图像，实际上是多个心动周期采集的，然后“组合”在一起的。如果患者心率规律，心律齐，那么得到的心动周期图像还比较准。
如果患者心律不齐，那得到的心脏电影图像就肯定不准了。
有专家就提出，能不能在一个心动周期（或者一个心跳）采集完所有所需要的心脏电影序列信号，也就是所谓的single-shot Cine（单激发心脏电影序列）。
也就是在非常短的时间窗内，采集完所有电影所需要的K空间相位编码线。
2016年，当时飞利浦举办全国好影像，我记得北京阜外医院的尹刚老师汇报的题目就是single-shot电影成像。那个时候，压缩感知技术才出来，还没有一些DL或者AI的图像重建技术。要完成single-shot Cine，一般是通过几种手段：
结合各种加速技术，尽量减少一个图像所需要的K空间相位编码线，比如CS（压缩感知）、并行采集或者k-t blast加速
其次，牺牲时间分辨率，比如心脏电影序列，心脏heart phase减少。
对于心律不齐（Arrhythmia）的患者，single-shot的电影，能够解决传统的K空间分段采集带来的伪影。
随着这几年，MRI技术进一步迭代，CS已经非常普遍，并且还有一些DL的图像重建技术。现在要进行single-shot心脏电影，比以前容易多了。
四川大学华西第二医院郭应坤教授团队，结合压缩感知等技术，采用single-shot心脏电影序列，可以自由呼吸扫描评估心律失常的儿童患者的双室功能。该研究在西门子3.0T Skyra上面完成，single-shot Cine扫描的大概参数如下：
FOV=320mm/78.8%，image matrix=164×208，FA=40°，bandwidth=962Hz/pixel，voxel size=1.5×1.6×6.0mm，ESP=2.9ms。
复旦大学中山医院曾蒙苏教授和金航教授团队，最近也发表了关于single-shot Cine的文章。采用深度学习（DL）的重建算法来进行心律失常患者的single-shot电影扫描。
结合目前MRI的快速采集及AI重建技术，采用single-shot进行心脏电影扫描是完全可以实现的。
- 7.15 周三 于 北京亦庄
心脏磁共振扫描中，Cine电影序列是非常重要的。但是对于3.0T来讲，容易出现黑带伪影。怎么尽量消除或者解决黑带伪影？
CMR中，心脏电影序列Cine是几乎最常用的，而这个序列一般是采用bSSFP完成。
心脏电影一般采用bSSFP序列，这类梯度回波序列由于其良好的液体对比度，T2/T1，广泛地用于一些序列达到液体成像目的的检查，比如心脏电影，胆道系统及脉管显示。
bSSFP序列也就是平衡式自由稳态进动序列有其自身的特点。这个序列在采集过程中，同时收集了FID、SE和STE信号。在Gx、Gy和Gz三个轴向上梯度磁场造成的正反相位变化完全抵消，这种梯度场的变化结构也使得流动信号得到补偿。因此可以抑制流动伪影。这个序列在不同公司有不同的名字：
飞利浦公司这个序列叫做平衡式稳态自由进动序列Balance-FFE or Balance-TFE（Turbo Field Echo），Balance代表平衡状态，简称B-FEE或B-TFE。西门子公司该序列叫做真稳态进动快速序列（True Fast Imaging with Steady-state Precession），简称True-FISP。GE公司这个序列名字是稳态采集快速成像（Fast Imaging Employing Steady State Acquisition），简称FIESTA。
联影公司，这个序列的名称写作gre_bssfp。gre代表是梯度回波序列，bssfp代表序列的类似是平衡式自由稳态进动梯度回波序列。
在采集这些不同的回波信号的时候，需要注意一点，就是相位需要完全补偿，否则不同回波信号的相位信息不同，会产生很严重的伪影。体素内的相位差如果过大，比如达到了180°，则会表现为明显的黑带伪影band-like artefact。
而相位补偿则依赖于B0场的均匀性，所以bSSFP序列成像的图像质量，对MRI设备的B0场要求比较高。
一般这种伪影是无法完全消除的，但是原则是，尽量让这个伪影（也就是黑带）往走边走，不要影响心脏。
这种伪影，从形态和外形特点表现出来是一种条带状的伪影，而且主要是黑色的，所以大部分时候大家描述这个伪影为黑带伪影。
英文很多文献把这种伪影写作banding artefact或者off resonance banding artefact或者dark band。因为很多伪影的表现都类似于banding，所以有时候文献会专门强调这个banding artefact是来源于bSSFP这个序列的。
而这里的偏振则主要是指B0场不均匀导致的进动频率偏离中心频率，也代表不同的回波相位有误差。
这个伪影和频率偏移有关，所以，如何消除这个伪影有两种方案。
最理想的方案是保证局部磁场（FOV内）完全均匀，这一点几乎是理想的，不可能的。有些厂家设备，如果出现这个伪影，培训工程师会告诉你，继续扫描，尽量把匀场框设置得更精准。还有一种方式则是改变频率偏移，使得这种黑带伪影尽量往图像外侧移动。
假设频率的偏移为ν。频率偏移是以和中心频率或者拉莫尔进动频率为参考的频率偏移。
由频率偏移ν导致的相位差异θ=2π×ν×TR。
假设TR=3ms，频率偏移ν=100Hz，则相位差θ=2π×100Hz×3ms=2π×100Hz×3s×10^3。2π是360°，0.3的2π就是360°×0.3=108°。
相位差θ和横向磁化矢量大小的关系，当相位差达到±π的时候，此时横向磁化矢量大小最小，信号丢失，表现为黑带。
不管频率偏移是多少，黑带伪影出现最明显的地方是相位差为±π。则可以得到，黑带伪影最明显位置的频率差
ν=（±π÷2π）÷TR=±1/2TR。
减少这种伪影的方式，比如尽量减少TR。因为TR越小，更具公式，要在图像中心产生黑带伪影，也就是相位差180°的时候，则需要的频率差异ν需要更大。
还有一种思路，就是通过扫描多种偏振频率，看看哪一种偏振频率下，黑带伪影最小或者最靠图像外周。
西门子就专用有一种技术来解决这个伪影，来看一个例子。
如果扫描的心脏电影序列黑带伪影大。可以在重新扫描前，先进行一个频率探测扫描序列。
其中，trufi是True fisp序列的简写，也就是西门子的bSSFP序列。freq是频率frequency的简写，scout有侦查，探查，探测的意思，实际上就是探测频率偏移。
该序列扫描速度很快，大概10秒，就是扫描多个频率偏移，然后看图像，哪一个图像对应的伪影最小。然后把对应伪影最小的频率输入到Trufi Delta Freq.里。
肉眼就可以看到，随着频率偏移不同，黑带伪影的位置不停地变化。50Hz和150Hz的时候，对应的黑带伪影最小（对心脏影响最小）。
可以把50Hz或者150Hz输入到相应的参数里。本例中，我们输入150Hz。
这里的Trufi Delta Freq.很好理解，也就是该序列的频率偏移。Delta也就是希腊字母Δ，代表差异值。需要注意，在XA50、60版本中，这个参数是在Physio生理下面的Cardiac里，因为是扫描心脏才用得到，所以大家找的时候要在这里找。也就是只有在Trufi这个序列中，才会找到这个参数。
输入进去后，同样的序列，同样的位置，我们再扫描一次电影。
可以发现，重新扫描之后，心脏区的黑带伪影消失了。
- 5T的心脏磁共振电影扫描中，一般情况下，做好了匀场，黑带伪影比较轻微。而在3.0T下，还是推荐在进行正式的心脏电影序列前，先扫描一个频率偏移探测序列，然后输入最佳值，这样得到的心脏电影图像会好很多。
有些厂家的MRI没有这个序列及参数或者这种解决方法，遇到心脏电影黑带伪影又如何解决呢？在前面心脏磁共振亮血序列中也写过，可以参考。
- 8.10 周一 于 成都
做心脏磁共振检查时，作为技师的你，是否经历过为异性患者连接心脏电极片的尴尬？好不容易连接好，却因信号不好需要反复调整时的苦恼？以及患者心率不齐导致图像质量不好而产生烦躁？
一、心脏 MRI 的 “节奏困境”：传统心电门控的 3 大痛点。想象一下，你要拍摄一张舞者的照片，她跳舞的节奏有快有慢，可以根据音乐的节拍来提前启动快门，才有可能获取到一张我们想要的静止动作照片，但是如果舞者突然摔倒或者进错节拍，我们继续根据音乐的节奏就无法拍到想要的照片了-- 这就是传统心电门控技术的工作模式。它依赖贴在胸口的电极片获取心电图（ECG）信号，以心脏电生理活动的 R 波为 “节拍” 触发成像。
\2. 电极片带来的 “麻烦事”。传统心电门控平均需要 5 - 8 分钟准备：剃除胸毛、涂抹导电凝胶、粘贴电极片，若信号不佳还需反复调整。更尴尬的是，约 2% 的患者因皮肤敏感或胸廓畸形，根本无法获得稳定 ECG 信号。而 Beat Sensor 技术完全省去这些步骤，他内置在线圈当中，直接覆盖就能获得心脏运动信号，省时省力省耗材。
\3. MRI 磁场中的 “信号干扰”。MRI 设备产生的强磁场会引发磁流体动力学效应（MHD），就像在平静的湖面投入石子，产生干扰 ECG 信号的 “波纹”，导致得不到正确的心电信号波形，会导致约 7% 的检查出现 “漏触发”，不得不重新扫描。而 Beat Sensor 技术直接检测心脏机械运动，不受电磁干扰影响，其触发成功率比 ECG 高出 15%。
二、Beat Sensor 的工作原理：给心脏装个导航 相比传统心电门控依赖电生理信号，Pilot Tune 技术通过电磁感应耦合 + 实时自适应算法，直接追踪心脏机械运动，其核心原理可拆解为 “信号发生 - 运动感应 - 算法处理” 三大模块，下面我们用更简单的方式来理解：
\1. 心脏运动的 “变压器效应”：用收音机理解电磁感应。想象西门子 Body 18 线圈内置的信号发生器，就像是一个超小型的收音机发射器，它会发出一种特定频率的信号。在 1.5T 设备中，这个频率是 62.5MHz，就好比收音机的一个特定频道。这个频率选得很巧妙，既不会干扰 MRI 成像的主频率，又能像收音机信号穿透房间一样，轻松穿过人体组织，到达心脏所在的胸腔。
已知，收音机靠近金属物体时，信号可能会受到影响，比如变得嘈杂。心脏跳动时，心肌和血液位置的改变，同样会影响周围的磁场，进而改变线圈的 “接收效果”。专业来说，就是改变了线圈的等效阻抗。
为了避免 MRI 扫描时其他磁场的干扰，Pilot Tune 采用了一种聪明的办法：它设置了两个 “耳朵”，一个专门听心脏的 “声音”（检测线圈），另一个听周围环境的 “背景音”（参考线圈），然后把两个 “耳朵” 听到的声音相减，这样就能去除 90% 以上的外界干扰，只留下清晰的心脏运动 “声音”。
\2. Kalman 滤波算法：像智能导航一样追踪心脏运动。如果说信号检测是 “听到声音”，那么 Kalman 滤波算法就是 “听懂声音并预测下一步”。用手机导航来类比，手机导航会根据你当前的位置、速度和方向，预测你下一步会走到哪里。Kalman 滤波算法对心脏运动也是如此，它会根据心脏之前的跳动情况，预测下一次跳动的时间和幅度。
它先根据之前的心脏运动状态，比如心跳快慢、跳动幅度，像导航预测你路线一样，预测当前心脏的运动状态。然后，再用刚刚检测到的心脏运动 “声音”（阻抗变化信号）来修正这个预测。这样反复 “预测 - 修正”，就能精准掌握心脏的实时运动状态。
它有一个特殊的 “适应模式”，一旦检测到心率变化比较大，就会自动加快调整速度，在短短 3 个心跳周期内，就能重新适应新的心跳节奏，这也是它能应对房颤、室早等心律不齐的关键。
Kalman 滤波算法会把这些不同的 “声音” 分开处理。它像给不同声音贴上标签，心脏运动的 “声音” 在一个频率范围，呼吸的在另一个范围，血管搏动的又在不同范围。然后通过特殊的 “过滤器”，只留下心脏运动的 “声音”，让能清晰 “听到” 心脏跳动，最终获得的心脏运动信号纯度能达到 90% 以上。
\3. 与 MRI 成像序列的同步机制。当算法检测到心脏运动到舒张中期，也就是心脏跳动过程中相对静止的一个瞬间，就像鼓手敲出一个稳定的节奏点，它会马上发出一个信号，这个信号就像乐队指挥的手势，控制 MRI 序列开始采集数据。
并且，对于动态成像序列，它会像一个不知疲倦的鼓手，每 30ms 就更新一次心脏运动状态，实时调整数据采集的 “节奏”，确保每次采集都能在最佳的心脏运动时刻进行。这样，就能让心脏 MRI 图像的运动伪影大大减少，心肌边界更加清晰，成像质量和传统心电门控相当，在心律不齐的情况下，优势更加明显。
三、临床实战：3 类患者最受益于 Beat Sensor 技术 理论再好，不如临床见真章，Beat Sensor 技术在三类患者中表现尤为突出：
\1. 心律不齐患者：房颤、室早也能拍清晰。一位 54 岁心衰患者，因室早和起搏器心律，用心电门控3 腔心 cine 序列中，心肌下壁模糊不清，切换 Beat Sensor 后，不仅清晰显示了心肌边界，还通过 LGE 序列发现了亚心外膜的异常强化，为诊断心脏结节病提供了关键依据。
用ECG和Beat Sensor对比 室早患者二联律时的LGE图像。ECG触发时有运动伪影（绿色箭头），但使用 Beat Sensor 时没有运动伪影。
对于严重房室传导阻滞的患者，ECG无法正确捕获舒张期，而 Beat Sensor 能够正确捕获舒张期，在自由呼吸MOCO LGE时获得良好的图像质量。
\2. 重症监护患者：不用拆监护也能检查。急性心梗患者，胸部已连接 CCU 监护仪的电极片。若用传统方法，需拆除原有电极并重新粘贴 MRI 专用电极，不仅增加感染风险，还可能中断生命监护。而 Beat Sensor 技术无需任何体表接触，直接通过线圈完成检测，整个检查过程仅用 22 分钟，比常规流程缩短 18 分钟。
\3. 儿童与敏感人群：告别痛苦的准备过程。儿童患者对电极片粘贴的耐受度极低，约 40% 的患儿会因不适哭闹影响成像。而采用 Beat Sensor 技术后，只需将线圈轻轻固定在胸部，配合动画安抚，检查成功率从 68% 提升至 92%。对于皮肤敏感的成人患者，也避免了导电凝胶可能引发的过敏反应。
四、技术进化史：从 “外接音箱” 到 “内置声卡” 的 8 年突破 很少有人知道，Beat Sensor 技术的诞生源于一次学术会议的启发。2014 年，西门子工程师 Peter Speier 在 ISMRM 会议上听到关于 “呼吸噪声导航” 的报告，萌生了用射频信号检测生理运动的想法。这 8 年的技术演进，就像音频设备从外接音箱到内置声卡的升级：
🔹1. 2015 年原型机阶段：如同用外接信号发生器连接音箱，当时的测试系统需要在控制室放置信号发生器，通过波导孔连接到线圈。第一次实验中，工程师们惊喜地发现，呼吸运动导致的线圈负载变化，能产生清晰的调制信号。
🔹3. 2021 年临床落地：经过 5 年优化，Beat Sensor 技术终于集成到 BioMatrix 线圈中，实现了 “内置声卡” 式的无缝体验。德国 Jan Yperman 医院等 4 家试点机构的反馈显示，其临床合格率达到 93%，与 ECG 相比无显著差异。
🔹4. 2025 年全序列支持：syngo MR XA51A 以上软件版本，已实现对 LGE、T1 mapping 等所有心脏序列的支持。3T 设备（如 MAGNETOM Vida）也已纳入更新计划，这意味着更高场强下的心脏成像将不再受 ECG 干扰困扰。
五、未来展望：不止于心脏的 “运动管理专家” Beat Sensor 技术的潜力远不止心脏成像。西门子正在探索其在两大领域的应用：
研究发现，其对头部运动的检测精度可达 0.1mm，未来有望用于神经影像学，解决患者在长时间 fMRI 扫描中的运动伪影问题。
在PET/MR检查中，呼吸运动导致的器官位移是一大难题。纽约大学的研究团队用 Pilot Tune 技术实现了呼吸门控，使肺结节的 PET 定量误差从 15% 降至 5%。这种跨模态的运动校正能力，将为肿瘤精准诊断提供新工具。
当我们拆解 Beat Sensor 技术的原理时，看到的不仅是电磁感应、Kalman 滤波这些冰冷的术语，更看到了医学影像技术的人文关怀 -- 让患者特别是女性群体无需因敞开胸怀感到尴尬，让心律不齐的患者不再反复扫描，让 ICU 的重症患者避免额外风险，让害怕贴电极的孩子能平静完成检查，让检查技师不需要再为触发不准确而狂躁。
“这项技术最大的价值，是让患者在检查中找回尊严。” 或许未来某一天，所有的心脏 MRI 检查都将告别电极片，而 Beat Sensor 技术，正是这一变革的开端。
如果你在临床中遇到过心电门控的困扰，或者想了解更多技术细节，欢迎在评论区交流。
2. 磁共振最简单的抗运动伪影技术（免费、设置方便、简单、无需额外技术和软件）
和其他影像检查一样，磁共振成像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，则会在图像上形成明显的运动伪影，影响医师对图像的判读和诊断。
而如何减轻或者消除运动伪影是MRI扫描中比较实用的一个技术。有很多技术或者序列可以减轻或者消除运动伪影，比如：进行呼吸运动补充（呼吸门控、呼吸触发）或者心电同步；采用特殊的抗运动伪影序列（2D或3D）；使用一些特殊的技术或者后处理。
任何MRI设备，老的、新的、1.5T的、3.0T的，都可以设置。
这种方法可以说是最简单、最好设置，可能很多老师临床扫描偶尔也使用，但是没有总结。
这里的信号平均法实际上就是增加信号采集次数，利用多次采集的信号进行平均。信号平均次数又叫信号采集次数是指一个序列填充每一条相位编码线需要重复的采集次数，不同公司该参数名称不同。不同公司这个参数名称不同。
GE公司叫做激励次数（Number of Excitation, NEX）。飞利浦公司叫做信号平均次数（Number of Signal Average, NSA）。西门子公司则叫平均次数Average。佳能公司信号采集次数叫做Number of Acquisitions，简称NAQ。联影的话，该参数叫做平均次数 average。
这个参数可能是大家最容易在MRI界面发现的，因为改动的机会也很多，经常对这个参数进行加减。
在各种版本的设备中，用户都可以设置平均次数，通过修改平均次数，一般增加平均次数，比如4~8次，然后利用多次采集的信号平均，可以做到简单的消除一些运动伪影。
这种多次信号平均法非常适合做腹部（不能屏气，呼吸又不好的患者）、心脏自由呼吸扫描（比如小孩、婴幼儿心脏MRI）、动物实验（动物是没法配合人屏气的）。
这种平均法是最简单、最方便、也无需额外配置软硬件的方法。适合于各种机型的设备。它的效果在有些情况下是有限的，但是也提供了一个解决方法。
对于一些比较高端，比较新，配置了最新技术或者最新序列的设备。你则完全可以采用高维的方法来，比如如果是比较新配置的Vida，配置了自由呼吸动态扫描序列，GRASP，则你完全可以采用这些更先进的抗运动伪影技术。
是一个老年检查者，呼吸不好，配合屏气也不好。采用平均法扫描，进行T1WI-T1-TFE序列，NSA采集次数设置为4。本来原序列是要结合呼吸触发的。修改为自由呼吸后，NSA四次采集，扫描时间47s。完全自由呼吸，全采集，可以发现图像也没有太大的伪影。
这种平均法适合于平扫，动态增强扫描则由于采用4次以上激励，单个动态扫描时间可能大于30s，不方便精准地抓动态。
如果是儿童腹部扫描，则可能通过缩小FOV，减少层数，在4次信号采集的情况下，把单个动态增强扫描序列设置在20s左右，可能实现自由呼吸动态增强扫描。
另外则是，儿童的呼吸特点和成人不同。儿童呼吸频率明显高于成人，年龄越小越明显，呼吸平台期明显短于成人，而大部分肝脏序列的数据采集都需要在相对静止的呼吸平台期进行。另外的一些适用情况就是儿童（小年龄小孩）的心脏扫描。以下几种情况，儿童是不会配合检查进行屏气的：
①在扫描小孩的时候，由于小孩岁数小，使用了镇静剂，不可能要求小孩屏气
②儿童比较小，没有主动配合检查的意识，也基本上不会去进行屏气。
儿心脏磁共振扫描很多常规序列都要屏气，比如电影序列Cine，延迟强化序列LGE。
针对这种情况，我记得2015年培训的时候，在一些儿童医院就设置了儿童心脏自由呼吸扫描方案。那个时候的设备，基本上没有啥先进的抗运动伪影序列和技术。主要采用的方法也就是平均法！平均法自由呼吸心脏扫描序列的简单参数调整包括：
B-TFE序列：Motion卡片里Respiratory compensation从breath hold修改为no，NAS从1增加到4或6
BB ssh黑血序列：Motion卡片里Respiratorycompensation从trigger修改为no，NAS从1增加到4或6
LGE序列：Motion卡片里Respiratory compensation从breath hold修改为no，NAS从1增加到4或6。
这还是我2015年设置的序列，那个时候还没有压缩感知。现在的设备，很多都有压缩感知，如果使用压缩感知，则扫描时间还可以缩短。
小孩心脏序列，由于小孩心脏不大，体积也不大，所以可以把FOV缩小，这样扫描时间会减少一些。
是一个儿童心脏扫描，Cine序列，适当缩小FOV，信号平均数设置为4，扫描时间36s。完全自由呼吸，基本上没有伪影，可以发现心包积液还是比较严重的。
亮血序列，自由呼吸扫描，NSA=4，扫描时间24s。这个序列还可以用来筛查是否有主动脉夹层。优点：不需打药，扫描时间快。
黑血序列也可以用这种方法进行自由呼吸扫描，把信号平均次数设置为4~6，直接自由呼吸扫描得到的效果还是不错的。
心脏首过灌注也可以自由呼吸。将NSA从1改为2，扫描时间适当增加，然后把采集体素略微增大，扫描时间基本上和原序列一样。
延迟强化LGE也可以用这个思路，同样把NSA从1增加到4，然后直接扫描。
这种自由呼吸扫描的LGE的思路，实际上和目前最先进的只有呼吸PSIR MOCO是差不多的。
PSIR MOCO的基本原理也是多次激发，比如Average设置为4的倍数，4次或者8次。然后根据人工智能算法进行呼吸运动伪影校正。假设8次average，每次average由于呼吸运动，图像的位置都不一致。找出4个位置匹配度最好的average，然后再用这4个average进行平均。
采用平均法做PSIR进行自由呼吸的LGE也是完全可行的，是我2015年做的。同样是小孩心脏，自由呼吸LGE。
显示虽然心膈角还是可以看到一些呼吸运动的伪影，但是基本上不影响心肌的观察。
这种抗运动伪影技术表面上看比较简单，似乎也不是什么先进技术，但是对于动物实验来说是非常有用的。
动物实验需要扫描一些动物的心脏，比如猴子。这种情况下，动物是麻醉状态，不可能配合呼吸。所以使用平均法的自由呼吸扫描是很有效的。
而且动物实验扫描，时间因素不是我们主要考虑的（麻醉一般都能持续23小时），所以使用平均法抗运动伪影技术，可以把信号平均次数设置得更高一些，比如810次。
需要说明一点：平均法抗运动伪影技术，信号平均次数越多，抗运动伪影效果越好。但是图像糊会加重，因为图像次信号平均的结果。这种方法只能勉强保证诊断，对于图像细节或者空间分辨率追求过高的则不适用这种方法。简单来讲，这种方法是下策了！
采用平均法抗运动伪影技术，根据不同的信号平均模式，可以设置长程平均和短程平均。
一般情况下，推荐使用长程平均模式。它们之间有什么区别吗？
一般的多次信号平均采用的是连续平均技术，即第一次激发采集完成一条K空间相位编码线填充之后，第二次激发采集继续填充相应的K空间相位编码线。这种方式是传统的多次采集信号平均的方式，它的优点是短时间内连续获得采集相同的K空间相位编码线，得到相似的图像信息。
如果扫描部位大部分组织静止，则得到的图像细节显示清晰；但是如果扫描部位组织运动幅度大，生理运动很剧烈，两次采集同一条相位编码线可能由于短时间剧烈运动导致相位编码位置不一致，进行信号平均之后可能会产生更多的运动伪影。
为了解决这个问题，引入了长程平均技术，或者叫非连续平均技术。这种信号平均方式是第一次采集就把整个K空间相位编码线全部填充完毕，然而再进行第二次采集，将整个K空间相位编码线信号进行平均。
飞利浦的长程平均技术叫做（Serial Motion Artifact Reduction Technique, SMART）。设置的时候，NSA只要大于1，就可以选择开启SMART。
西门子公司，这种技术就叫长程平均技术（Long-Term Averaging Method, LOTA）。
联影MRI系统，长程和短程的平均模式叫做外模式和内模式。外模式就是长程；内模式对应短程。
使用平均法抗运动伪影，主要针对的就是呼吸运动等稍微规律的大体运动，所以一般都会开启长程平均模式。
这种技术就是平均法。有人总结平均法实际上叫“大力出奇迹”，通过多次信号采集平均，来把随机的伪影给消除，保留大部分静止组织的信号。
这种方法也特别适用于一些比较老的设备，因为这些设备可能没有配置一些最新的抗运动伪影序列。平均法可以做到很好的补充。
- 6.18 周三 于 上海
磁共振多回波序列可以在一次扫描中得到多种对比度，提高了信息效率，而且可以融合新的对比度或者进行mapping的计算。
多回波序列，从字面意思上来看，就是一次信号激发采集多个（大于＞1个，至少是2个）的回波数目的序列。
因为按照这个定义，临床最常用的快速自旋回波序列TSE/FSE也应该是多回波序列。但是实际上根据临床功能和作用，我们并不会把TSE/FSE归为多回波序列。
从SE/FSE序列结构也可以看出，一次激发采集多个回波。不过在于这多个回波都填充到一个K空间中，最终重建出一副图像，得到一个对比度的图像。
多回波序列实际上指的是一次激发采集多个回波，并且这些不同回波填充不同K空间，重建出不同对比度的图像，这种叫多回波序列。
和3是自旋回波SE的多回波序列，梯度回波也可以有多回波序列。
这个定义还是很重要的。我们磁共振临床常说的多回波序列是指一个序列扫描，采集多个回波，重建多种对比度的图像。
实际上按照定义，大于1个回波的都是多回波序列，比如2个回波、3个回波、6个回波。
不过由于2是比较特殊的，俗话说：1生2，2生3，3生万物。大于1刚好超过1个的就是2。一般来讲多回波可以分为双回波（2个回波）和多回波（大于2）。
为什么单独把双回波拿出来说，这是因为临床有很多经典的双回波序列。比如双回波扰相梯度回波序列，这个序列就是非常经典的临床同反序列；还有早期的双回波SE序列（一个PD加权，一个T2加权）。
也可以根据序列结构特点，分为自旋回波的多回波序列Multi-echo SE和梯度回波的多回波序列Multi-echa GRE。
根据多回波序列的特点（无论是SE，还是GRE），一次扫描可以得到多种对比度。多回波序列临床最常见的应用就是通过一次扫描提供额外的信息。
比如腹部扫描最常见的扰相双回波梯度回波序列（同反序列）。
同反序列就是一种双回波的扰相梯度回波序列，在一个TR（重复时间）内，在两个不同的TE（回波时间）采集两个不同的回波信号（Echo 1，Echo 2）。由于TE不同，所以这两个信号的信号强度也肯定是不同的。这两个回波取特定的时间，比如在水和脂肪组织同相位的时候采集一次和反相位的时候采集一次。
根据两次采集得到的不同对比，可以得到同相位图和反向位图。如果肝脏脂肪含量增加，则反相位图信号强度明显下降（前提是先扫反相位再扫描同相位）。
是进行双回波扫描，先扫反相位再扫同相位。在同样的窗宽窗位下，反相位图像中肝脏信号强度明显下降，说明肝脏含有脂肪组织，并且脂肪含量越高，同反相位的肝脏信号差距越大。
一次扫描得到不同对比度的信号，而且可以根据同反相位组织信号不同，来判断脂肪或者铁沉积，对于诊断来讲，就提供了额外的信息。
目前高端的MRI设备都有改良的DIXON技术，也是采集2个或3个回波，但是可以重建出更多对比度的图像，比如：同相位、水图（脂肪抑制图）、反相位、脂肪图（水抑制图）。并且这种技术是3D扫描。现在2D的同反相位序列在腹部扫描并不多。但是在DIXON技术出来之前，基本上这个序列是肝脏常规扫描序列。
除了梯度回波的双回波应用，早期的MRI扫描膝关节的时候，经常会扫描一个双回波的SE序列。
那个时候，由于还很少用TSE（FSE）快速自旋回波序列。一次TR只采集一个回波，扫描效率慢。进行T2WI序列扫描，由于TR比较长，一次扫描只采集一个回波，其他时间就浪费了。不如在一个TR内采集两个回波，一个回波短TE（比如TE=15ms），一个回波长TE（比如TE=60ms）。这样一次扫描得到两个回波的图像，一个是质子加权像（PDWI），另外一个是T2加权像（T2WI）。
甚至可以一个TR采集3个回波，一个TE=15ms，质子加权像；一个TE=60ms，T2WI；另外中间再采集一个回波，TE=30~45ms，叫做中间权重。
是膝关节双回波序列，目前很少找到这种序列，因为现在基本上不做了，早期有医院要去做。的序列，左边第一个回波，TE设置为6.4ms；右边第二个回波，TE设置为90ms。实际上这个设置有点问题，因为对于骨关节来讲，TE=90ms已经算很大了。
多回波序列另外一个特点就是可以把多个回波的图像融合，最后得到一个新的对比。这一点在脊髓成像中的多回波梯度回波序列中最常见。
和自旋回波一样，梯度回波序列也可以采集多个回波。比如西门子的Medic序列和飞利浦的mFFE序列。
通过快速反转频率编码梯度，可以在不同TE下产生多个单独的梯度回波。回声的数量受T2衰减的限制，但通常可以采集3-6个回波。最后这些回波都合并起来填充在K空间的同一条相位编码线上，相当于采集单个回波的梯度回波序列进行了多次重复，因此信噪比得以较大程度的提高。采集的多个回波都可以单独重建独立的图像，得到不同对比。
在颈椎的横轴位扫描中，一般扫描常规的T2WI，但是该序列对于脊髓对比显示比较差。通过多回波序列叠加，形成一个权重图像，可以非常清晰地观察脊髓的灰质结构。
脊髓中，稍高信号的呈“H”型显示的就是脊髓的灰质，“蝴蝶征”。为什么多个回波融合，显示脊髓对比度就好呢？可能是因为通过将多个回波的图像进行叠加，可以获得信噪比和对比度都得到改善的复合图像。短TE的图像具有高信噪比但对比度不足，而长TE的图像信噪比较低但对比度好，通过叠加可以获得理想的平衡。
多回波序列还有一个作用，就是在磁共振弛豫定量中，为了计算不同的mapping，可能需要进行多回波序列的采集。
临床中T2 mapping或者T2 mapping采集的序列一般是多回波序列。
一般多回波的SE序列可以测量T2 mapping，多回波的GRE序列可以测量T2* mapping。
T2 mapping广泛用于人体全身各个部位，骨关节（软骨T2 mapping）、心脏、肝脏都可以应用。
在一个TR内采集多个回波，最后完成拟合，就可以计算出相应的mapping图。
需要注意，目前有很多新技术都可以仅扫描一个序列得到多种对比度（一出多）。但是并不是所有一出多的序列都叫多回波序列，大部分多回波序列可以一出多。
临床中最常用的多回波序列是肝脏的同反序列和脊髓成像的多回波融合序列。
- 11.30 周日 于 成都
增强序列与强化机制
很多老师都知道可能是序列不同导致的，但是深层的原理是什么？关于头颅增强扫描序列的差异，我前面也写了很多文章：
磁共振头颅增强扫描规范及技术应用。头颅增强扫描的一些建议及方法技巧。中年女性，乳腺癌病史，头痛，扫查头颅增强核磁，主要图像已经给出，诊断应该不难，但是病灶在亮血与黑血增强序列上却呈现出了较大的区别，欢迎大家评论区分析是什么原因？
各位老师在分析的过程中，考虑到了病史，那么转移瘤是否有可能，看到了几个序列中病变的低信号，考虑到了几种有可能的物质，还有的老师分析考虑到了病变的位置是脑内还是脑外，是否有BBB的阻挡，抑或是黑血序列导致了丰富的血液信号被抑制，这些工作中的经验都难能可贵，还有老师考虑到了TE时间和T2污染，我觉得这个回答是对磁共振原理有很深的造诣，已经离正确答案很近了。首先看到的就是T2_tse的低信号，造成这种状态的情况一般分为几种：
- 快速血流的流空效应
- 组织的t2弛豫时间短，信号快速衰减，比如：骨皮质、肌腱、韧带、软骨、空气、钙化、纤维化、胶原增生、高蛋白、高黏滞性内容物
- 顺磁性或铁磁性物质，比如：脱氧血红蛋白（急性期出血）、含铁血黄素沉积（慢性或微弱）、铁沉积、黑色素、金属异物。
要在这些可能性当中进行鉴别，最佳选择可能就是SWI序列。如果是出血和钙化，在模度图上都应该表现出明显的低信号，且范围会更大，这里模度图上信号只是稍低，范围也没有变化，那么出血和钙化的可能性就要低很多了，结合t1的略低信号，高蛋白与黑色素的可能性也比较低。
病灶位于颞叶，周围没有明显的水肿，没有骨质破坏，没有明显脑膜增厚，没有扩散受限，形态规则，转移瘤的可能性可以降低一些。病灶与脑实质之间可以看到高信号的脑脊液裂隙征，临近的脑实质被挤压，病灶与白质之间还是可以看见灰质皮层的，薄层FLAIR上更容易观察到病灶与硬脑膜是宽基底相连，这些征象都在指明，病灶大概率是一个脑外的肿瘤。
含纤维成分的脑外肿瘤！这是最有可能的情况。最常见的就是纤维型脑膜瘤，以及和它非常容易混淆的孤立性纤维瘤，要验证猜测，需要看增强序列。
注射造影剂30s后开始扫描C+flash2d（亮血）序列，15分钟后加扫了延迟期，可以看到病灶呈现出渐进性的明细强化，延迟强化较为均匀，说明血供丰富，并且还可看到供血的动脉。到这里，其实诊断的大致方向已经确定了。
但为什么在黑血增强序列上，病灶的强化却比较弱呢?。胶原纤维密集，组织密度高、水含量低、通常t2值仅有50ms左右，因此在t2序列上表现为低信号，纤维型脑膜瘤起源于蛛网膜颗粒细胞，天生血供非常丰富，毛细血管密集，并且没有血脑屏障，钆造影剂容易进入，因此即使以纤维成分为主，通常还是会强化。
当钆剂在肿瘤内聚集，会同时缩短体素内组织的t1、t2弛豫时间。虽然T1加权序列主要反映组织的t1对比度，但别忘了，磁共振接收线圈只能采集到旋转的宏观横向磁化矢量（t2弛豫），宏观横向磁化矢量切割接收线圈而产生的电信号，就是原始的磁共振信号。
在MR成像中，无论什么序列，什么加权，只要在信号采集时刻，某组织的横向磁化矢量大，其切割线圈产生的电信号越大，即磁共振信号越强。
3D_T1_SPACE序列本身为快速自旋回波（TSE）序列，回波链也较长，等效TE时间相对较长，纤维型脑膜瘤t2明显较短，再加上富血供，造影剂进入，进一步缩短了t2弛豫时间，信号衰减明显，因此，就可能表现出强化程度较弱。
T1_FLASH序列本身为梯度回波（GRE）序列，翻转角较小，且TR、TE时间非常短（2-3ms）,采集信号时，t2*衰减还比较少，因此信号强度就高，肿瘤整体表现出明显的强化效果。
如果需要观察一些t2弛豫时间极短的组织（如骨皮质），需要使用极短甚至接近0的TE时间（UTE、ZTE、PETRA序列）来采集信号，就是这个道理。
3D_T1_SPACE序列黑血的原理，是利用了快速流动血液的流空作用，可以看出在肿瘤当中流速较快的血管已经流空成低信号，而周围的包膜组织由于t2时间较长衰减较弱，表现出高信号。黑血并不是造成肿瘤整体强化较弱的主要因素。
希望这一个病例能给大家带来收获，不同的序列表现出的强化不一致，反而可以验证对于肿瘤是纤维成分的猜测，从而增加诊断信心。
扫描时间与参数一致性
参数完全没有变，扫描流程也一样，为什么扫描时间会翻倍？MRI扫描序列和参数是整体和复杂的，只有充分了解了它们之间的关系，才能更全面地看问题。
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）。这是非常反直觉的，为什么这样呢？因为可能TE缩短了，其他参数也跟着变了。
还有一种情况则是，一个序列设置好了，默认的参数，没有修改。结果扫描不同患者，扫描时间差异非常大，甚至翻倍了，这又是为什么呢？
咱们先来看一个常规的颈椎T2 mDIXON TSE默认的扫描参数。
这是一个咨询者给出的他们医院常用的颈椎mDIXON TSE扫描序列的默认扫描参数。
粗略一个这个参数没有啥问题，扫描时间3:46mins，TR=2590ms。
现在问题是扫描有些患者，扫描时间是3:46mins。而扫描另外一些患者，扫描时间则变成了7:32mins，差不多刚好是两倍。咨询者表示他肯定没有修改任何参数，也没有换不同线圈，这是为什么呢？
既然扫描时间翻倍了，我第一个想到的就是：来看看咨询者提供的参数图片。
似乎是同样的序列，扫描时间变为7:32mins，TR=2511ms。
TR的变化基本上不大，所以考虑应该是package增加导致的。
虽然TR时间略微有差异，但是影响扫描时间最主要的因素是package，那么什么是package，前面文章我也写了。
可能有人问为什么没有改参数，TR会不一样？这个应该和序列设置参数的时候TR选择的是shortest有关，没有固定TR。如果要把TR固定，用户可以手动设置一个值，比如TR=2800ms。
有这一点的话，大家就要注意，如果是做科研扫描，需要非常严格的固定参数。此时TR的设置就不要设置为范围或者shortest，而应用直接固定一个具体的数值。
为什么序列没有改参数，package会自动翻倍导致扫描时间翻倍。仔细检查一下参数右侧信息栏，可以发现有差异。
注意看扫描时间是3:46min的序列，右侧信息栏显示SAR值的限定是全身SAR值Whole body＜3.2W/kg。然后注意一个参数叫做Min TR，此时最短的TR是2509ms。在这个TR条件下，2个package也就是两个包就能扫描完全部的图像。
首选可以延长TR，把TR延长，或者把工作频率时间降低，也就是射频占比降低就可以降低SAR值。而这里并没有延长TR，前后值的差异不大。
另外一个方法就是分包，本来2个package的，系统直接变成4个package，于是扫描时间翻倍。等于一个package采集的层数少了，交叉激励的层数少了，在同样的TR范围内，射频脉冲激发的层少了，等于射频脉冲工作的时间占比少了，因此SAR值降低了。
因此可以说，为什么没有改序列扫描参数，一个扫描时间是3:46min；另外一个是7:32min。这是因为序列的SAR值限定变了。
大家就要问，同样的扫描序列，同样的线圈，为什么SAR值限定变了？
这个实际上是和摆位或者线圈识别有关。已知扫描的部位是颈椎，扫描颈椎在Philips一般采样的是头颈线圈。
这个就是位置和识别问题了，如果摆位的时候，患者头往上靠，也就是更靠近头线圈，位置比较靠上。此时系统对于SAR值的限定会比较高，比如文中的小于3.2W/kg就可以了。
而如果有时候，也是做颈椎扫描，还是使用同样的序列，同样的头颈线圈。患者睡得比较靠下，也就是颈部线圈单元采集的范围更多一点，此时系统对于SAR值的限定就比较低了，如本章图片所写的小于2.3W/kg。这种情况下，很可能package会加倍，导致扫描时间翻倍。
关于这个问题，大家在进行颈部、颈椎等部位扫描可能用到头颈线圈的时候，需要注意患者的摆位和不同位置高度对于序列SAR值的限定。
- 10.10 周二 于 南澳岛
翻转角、化学位移与对比度
伪影一般是我们成像中尽量避免的，但是有些伪影（效应）对临床诊断是有价值的。
关键词：CSE, Chemical Shift,lymph node, ex-vivo。在MRI中经常有些一体两面的情况，比如场强依赖效应及其相关的内容。
学习MRI化学位移效应是非常关键的，它是很多技术的基础，比如MRS磁共振波谱技术，脂肪抑制技术，也能够产生化学位移伪影。
是非常常见的MRI临床扫描的图像，大家仔细看图发现什么没有？
细心的人都发现了，在肾脏组织周围，有一边是高信号带，有一边是低信号勾边带。
这个伪影（或者效应）就是我们MR中常说的化学位移伪影，或者又叫化学伪影效应。
化学位移伪影产生的原因很简单，因为人体组织中，主要产生磁共振信号的组织是自由水和脂肪，而自由水和脂肪由于化学结构不同，在磁共振中的进动频率是不同的，二者相差3.27ppm（在温度为37°时）。也就是差不多140Hz/T，每1Tesla相差140Hz的进动频率。
对于伪影，一般我们都希望尽可能地消除，但是大家有没有想过，化学位移伪影也可以提供很多信息，辅助诊断。
右边的矢状位是腰椎的T1WI，可以发现椎管里有一个稍高信号的组织。左边该组织横轴位T2WI可以发现一个现象，中央椎管中的组织中存在化学位移伪影，且是左侧（图像的左侧）黑带，右侧亮带。而蛛网膜下腔也有化学位移伪影，且是左侧亮带，右侧黑带。
椎管中央的白-黑化学位移伪影方向和蛛网膜下腔的黑-白化学位移伪影方向刚好相反，直接诊断脂肪瘤。
为什么都是化学位移，都是水脂交界，黑带和亮带方向相反？因为一个是水包脂，一个是脂包水，当然相反了。
看了这个例子，大家还觉得化学位移伪影完全对临床没有一点价值吗？
对于盆腔组织，淋巴结周边包膜及周围组织一般有脂肪，使用非脂肪抑制序列，则在淋巴结周边存在明显的化学位移勾边效应。
是一个常规的非脂肪抑制T2WI，可以发现淋巴结周围有明显的勾边效应。
从这个图上，能够得到的信息很多，包括频率编码方向是AP（前后），甚至哪侧是高频都可以知道。
这种信息是非常重要的，所以这也是为什么在进行一些盆腔的高分辨率扫描，需要非脂肪抑制的序列，比如直肠、前列腺、子宫等。如果是进行了脂肪抑制，则化学位移效应消失，无法观察这种勾边现象。
根据化学位移勾边伪影的形态可以把淋巴结分为四个类型。当然它的这个分类还使用了磁共振对比剂，血池对比剂，所以其分类依据还包括淋巴结中心强化。
A型：淋巴结边界清晰，化学位移伪影勾边清晰，亮带和黑带显示清楚。B型：淋巴结边缘不规则，化学位移伪影勾边不连续，这种形态中，3%的淋巴结是良性的，30%的淋巴结是恶性的。C型：淋巴结周围化学位移伪影消失，这种表现型在良性中占比0.5%，在恶性淋巴结（转移性淋巴结）中占13%。D型：周边有一圈环形强化，这种表现型在良性中占比0.5%，在恶性淋巴结（转移性淋巴结）中占30%。
这项研究中，使用了血池对比剂，钆磷维塞三钠gadofosveset，其特点是血浆蛋白结合时间长，透过毛细血管壁极慢，给药后长时间存留在毛细血管内，能很好的显示组织器官血流灌注及毛细血管壁的完整性。但是由于安全性问题，该对比剂后来退市了。
理想状态下，如果仅仅使用平扫序列就能够预测或者判断淋巴结的良恶性则是最好的。张红梅教授团队的文章则使用平扫序列对利用CSE对淋巴结进行判断。当然临床中，判断还基于很多因素，比如淋巴结的位置（location）、淋巴结的大小（size）、淋巴结边界和内部结构、淋巴结信号强度、淋巴结和肠壁的距离。所以CSE的形态特征是很重要的一个辅助信息。
根据CSE特征对淋巴结进行简明分类，分为4个级别或者打分。该方法就只通过视觉观察CSE来打分，比较简单，也很容易掌握，不容易有歧义。
1：CSE边界清晰、光滑、连续
2：CSE边界不太规则，但是连续
3：CSE边界不规则，有中断
关于为什么恶性（转移性）淋巴结的CSE特征消失，这一点可能和淋巴结的解剖结构有关。正常的良性淋巴结周围都有一层很薄的纤维包膜，根据解剖结构把淋巴结分为外层的皮质和内层的髓质。外层淋巴结包膜与内层淋巴滤泡之间是包膜下窦，其作用是储存淋巴细胞和淋巴液，里面的淋巴液可以自由流动。淋巴结周围包膜的脂肪组织和包膜下窦的液体组织就是天然的水-脂肪组织交界，就可以产生CSE特征。
恶性淋巴结或者转移性淋巴结，则其纤维包膜被破坏，周围脂肪组织有改变导致液体-脂肪组织交界发生变化。
张教授文章里也有一些case用于说明这种判断，简单地看一下。
a是体外（临床）MRI磁共振高分辨率扫描的非脂肪抑制T2WI，b是离体（ex-vivo）的MRI扫描图像，c是组织病理大切片。a图可以发现淋巴结比较大，最长短径8mm，但是CSE特征非常好，基本上是1分。最终病理证实是良性淋巴结。
是另一个病例，可以发现a中有两个淋巴结，其中一个非常大，最大短径11mm，另一个4mm。CSE特征基本上消失。病理证实两个都是转移性淋巴结。
总结一下，化学位移效应CSE有时候可以提供一些额外的组织解剖特征帮助我们提高诊断信心。在MRI序列扫描中，有时候非脂肪抑制序列也很重要。
所以在临床扫描中，可以根据这种CSE特征来粗略判断淋巴结，其方法还可以用于颈部扫描等。
- 7.30 周二 于 广州 白云区
翻转角对图像影响很大，增大或减小涉及很多知识点，你真的都搞懂了吗？
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）。首先讲讲对比度，对比度实际上在MRI中是特指某两种组织的对比差异。
一幅图像有多个组织，要量化整个图像的对比度是非常困难的，一般针对不同扫描部位会优先考虑某两种组织的对比。比如：在进行头颅T1WI扫描中，优先以脑灰质/脑白质对比度为考虑；进行心脏磁共振扫描中，则优先考虑心肌组织/血池对比度。一幅图像，满足了某两种组织的最佳对比度，则相应的会牺牲其他组织的一些对比度。
某两种组织对比度越明显则在图像上越容易区分，通过修改扫描参数，得到不同的序列，可以反映不同的组织对比度。对比度是一个综合指标，它并不是某一个参数的单独反映，而是整个图像的整体结果。
对于某个序列并不是增加翻转角后对比度就下降，这里我们就先假设比如是头颅序列，增加翻转角灰白质对比度就一定下降吗？
翻转角是MRI序列中的一个参数，它不会直接影响对比度，而是会影响某些组织的信号强度。
这里的最佳翻转角，实际上是针对某一种组织来讲的，因为具体到一种组织其T1值固定，这种翻转角又叫做Ernst角。
对于某一个TR固定的序列，针对某一种组织（T1值确定），可以计算一个最佳翻转角，在该翻转角下，这种组织的信号强度最佳。
这个道理非常简单，假设TR固定的，也不是无限长。为什么我们假设TR不是无限长，因为如果TR无限长，那么不管哪种组织，最佳翻转角肯定是90°。因为在90°的RF脉冲下，组织的所有纵向磁化矢量都完全翻转到水平方向，其信号强度最大。又因为TR无限长，下一次RF脉冲激发，纵向磁化矢量已经完全恢复了。
而如果TR不是无限长，又不是太长，那么对于一个固定的TR，每一种组织（T1值）都可以计算一个最佳翻转角。
想想梯度回波的稳态，就是类似的道理：翻转角大了，确实水平方向磁化矢量分量大，但是需要更长的TR进行纵向弛豫和恢复，恢复不充分，反而下一次激发，纵向磁化矢量小了；翻转角小了，水平方向磁化矢量分量小了，但是在比较短的TR情况下，纵向磁化矢量恢复得快（纵向残留的分量多），下一次激发的时候，纵向磁化矢量反而大。
了解了最佳翻转角后，来看看所谓的图像对比度。在TR固定又不是太长的情况下，序列设置的时候，工程师或者系统会根据这个检查部位的要求，优先选择一个最佳翻转角。当然这个最佳翻转角是针对某一种组织，所以为什么叫最佳翻转角，就是在这个扫描条件下，该组织得到的信号强度最优。
在1.5T的情况下，脑白质的T1值大约为780ms。此时进行T1WI序列，脑白质信号高，则一般颅脑灰白质对比就比较好。
系统一般默认以脑白质为参考，设置一个最佳翻转角，也就是脑白质的恩斯特角。
可以计算一下：假设进行头颅T1WI，TR=500ms，脑白质的T1值设置为800ms，则计算出来的最佳翻转角位：57.6°。
而如果是T2WI序列，一般TR比较长，假设TR=3000ms，脑白质T1还是800ms，计算出来的最佳翻转角是89°，基本上就是90°了。TR再延长，则肯定是90°。
回过头看咱们的问题，增加翻转角会导致对比度下降？这个说法的前提没有补充完。
这个说法差不多是对的，但是前提不严谨，严谨的说法应该是：在头颅T1WI下，增加序列的翻转角（超过恩斯特角后），会导致图像的灰白质对比度下降。
可以检查你们的设备的头颅T1WI SE序列，看看翻转角默认设置的是多少，我相信应该不是90°。大部分设备设置的是69°、75°.....。
左边翻转角是90°，右边是70°，TR都相同，明显右边的灰白质对比度更明显，因为右边的白质信号更高（反映在图像上是白质更亮）。
实际上这个问题延伸一下是翻转角和TR要配合，这个如同做T2-FLAIR序列的时候，增加了TR，就势必要增加TI。
只要TR不是无限长或者很大（大于5000ms），那么对于任何组织来说，翻转角增大，带来两方面问题，水平方向磁化矢量大了，但是纵向翻转多了，需要更长的TR恢复。
一般根据序列的设置，如果增加了翻转角，在保持不变的情况下，应该要适当地延长TR。这也就是TR和翻转角的适配问题。
但是有时候大家又糊涂了，怎么糊涂，因为对于梯度回波序列来讲，一般TR都比较小。
很多老师就认为，既然TR不变，增加翻转角图像越偏T1权重，为什么增加了翻转角，组织对比度下降了。
实际上这是把权重和对比度的概念搞混淆了。越偏T1权重并不代表组织对比度越好。
四.肝胆特异性对比剂增加肝胆期增加翻转角提高对比度。对于这个问题实际上大家前面看懂了，就能够解答了。
另外一个问题则是，既然增加翻转角有可能削弱图像对比（针对某种组织，超过了Ernst角），那么为什么在进行肝胆特异性对比剂增强的扫描中，推荐肝胆期增加翻转角呢？
适当增大肝胆期所使用序列的反转角：有利于增加肝实质背景及病灶的对比度。
肝胆特异性对比剂钆塞酸二钠增加MRI扫描方案专家共识。肝胆期推荐采用翻转角为20~40°。
肝脏特异性对比剂比如钆塞酸二钠（gadolinium ethoxybenzyl-diethy-lenetriaminepentaacetic acid, Gd-EOB-DTPA）（商品名普美显®）是具有肝脏高特异性的对比剂（越50%可被正常肝细胞摄取）。钆塞酸二钠可通过肾脏和肝脏双重途径从体内清除（各50%），肝功能或肾功能受损时，两条排泄途径可相互代偿。
由于Gd-EOB-DTPA是特异性对比剂，功能正常的肝细胞会摄取对比剂，所以相对于其他非特异性的胞外对比剂其动态增强扫描期相不同。多了一个移行期（TP）和肝胆特异期（HBP，又简称肝胆期）。
随着打药后时间延长，对比剂逐渐被功能正常的肝细胞摄取，对比剂进入肝细胞导致肝脏的T1值缩短。
随着时间延长，实际上正常肝脏（正常肝细胞）其T1值是缩短的。
组织的T1值缩短后，在TR不变的情况下，增加翻转角，可以提高该组织的图像信号。
假设原来肝脏的T1值为600ms，TR不变。当T1缩短为300ms的时候，即使增加了翻转角，肝脏组织由于T1值缩短，纵向恢复快了，反而信号增加了。而增加翻转角后，其他组织的信号强度下降，等于又突出了肝脏的信号强度。
公式法则更简单，Ernst angle=arccos(e ^-TR/T1)。此时TR不变，T1缩小了，则计算就知道Ernst angle是增加了。数学表达，直接量化就更简单了。
MRI序列的翻转角本身就是一个影响图像对比度的参数，其大小会决定在水平方向的磁化矢量，也会影响质子的饱和程度。
- 2.15 周四 于 KL 吉隆坡
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