MRI 成像方法和脉冲序列整理

以下内容为MRI期末复习笔记，仅供复习参考使用。

成像方法

2D重建

反投影重建

傅里叶重建

运用中心截面定理，一个三维物体的二维投影的傅里叶变换精确地等于物体的傅里叶变换的中心截面
上述定理换成二维同理
重建步骤
1、取得投影$P(r,\varphi )$
2、进行傅里叶变换得到$\rho (k,\varphi )$
3、k空间内插
4、进行傅里叶反变换得到自旋密度像$\rho (x,y)$

两个重建技术的比较

1、用门控梯度比旋转梯度更方便（傅里叶门控梯度，等间隔采样）
2、投影重建技术，k空间投影点密度分布不均匀，则误差分布不均匀（图像粗糙，细节不清楚）
3、傅里叶重建，时域取样点等距分布，密度均匀（高低频成分精度相同，误差均匀）
4、傅里叶的等间隔取样是自动得到的
5、反投影误差大耗时，存储空间大。相反，傅里叶数据存储经济，滤波函数自动包含
2DFT（2维傅里叶变换）是目前常用的方法
优点在于，对 B0 的非均匀性相对不敏感，对梯度场缺陷相对不敏感，高低频误差⼀致

3D重建

1） 将原来的选层梯度场 变成了 相位编码梯度场
2） 将 90 度 RF 选择性脉冲 变成了 ⾮选择性脉冲
3） 扫描时间增加了，因为 Np 相位编码步数增加了

MRI基础脉冲序列

饱和恢复序列(saturation recovery)

1. 序列表现： 90 度 – 长间隔 – 90 度
2. 每个 90 度 RF 射频后，产生一个 FID 信号，且 FID 信号都可达到最大值，也就是 M 从饱和状态完全恢复
3. 由于其长TR 和 最短 TE 的特点，适合做 PDW 质子密度加权像
4. 目前临床中已经很少应用
   .

部分饱和恢复序列(partial saturation)

1. 序列表现： 90 度 – 短间隔 – 90 度
2. 第 2 个 90 度 RF 射频后，M 没有完全恢复，FID 信号强度⽐第⼀个 FID 信号⼩
3. 由于其 短 TR 和 最短 TE 的特点，适合做 T1W 加权像
4. 目前临床中已经很少应用
   

$★$反转恢复序列(inversion recovery) — IR

1. 序列表现：180 度 – 90 度（先使用180 度 RF 实现反转，等待 TI $(inversiontime)$反转时间后，再使用 90 度 RF 脉冲）
   $M_z\propto (1-2e^{-TI/T1})(1-e^{-t/T1})$

2. null point — 由图可知在180°脉冲后纵向磁化强度矢量可能过零点，如果在此刻施加90°脉冲则不会观察到FID信号。
   过零点的时间为 TI(null) = 0.693*T1

3. 脂肪抑制技术 — 选择 TI 时间，使脂肪信号过 0 点，此时加上 90度 RF 射频，其他组织的 M 可以进⼊ xoy
   平⾯产⽣随 T2 衰减的信号，⽽脂肪没有 M 可以进⼊ xoy 平⾯（Fat 的 T1很短，T2 也短）
   

4. 通常 IR 反转序列不单独使用，与其他序列⼀起获得 MR 信号，如 SE-IR
   
   如上图所示，第一个180°脉冲：磁化强度矢量翻转
   第一个90°脉冲：激励脉冲
   第二个180°脉冲：水平面自旋重聚
   后面序列重复前面的

自旋翘楚序列(spin warp)

1. Gy 的持续作用时间相等，而幅度不等
2. 降低了相位编码方向的几何畸变（梯度场作用时间一致，磁场不均匀引起的相位差对于每次扫描都相同）

$★$标准 SE 序列

分成 6 个阶段
第 1 阶段：发射 90度选择性 RF 脉冲，开启选层梯度场+Gz，进行层面选择
第 2 阶段：开启-Gz 梯度场，产生反向的相移，补偿+Gz 产生的正向相移，增强信号，并且若幅度相等，
只需作用+Gz 选层梯度场时间的⼀半，即可较好补偿
第 3 阶段：开启 Gy 梯度场，进行相位编码
第 4 阶段：发射 180度 RF 脉冲，实现质子的自旋重聚，产生回波信号
第 5 阶段：开启-Gx 梯度场，产生负向相移，为补偿后⾯+Gx 梯度场产⽣的正向相移做补偿，即预补偿散
相
第 6 阶段：开启+Gx 梯度场，进⾏频率编码
对上述序列进行改进后的序列：

分成 4 个阶段
第 1 阶段：发射 90度选择性 RF 脉冲，开启选层梯度场+Gs，进⾏层⾯选择
第 2 阶段：开启-Gs 梯度场，产⽣反向的相移，补偿+Gs 产⽣的正向相移，增强信号，同时开启 Gp 梯度场，
进⾏相位编码，开启+Gr 梯度场，提前产⽣散相，经 180 度脉冲作⽤后，散相反转，可补偿第 4 阶段时频率编码梯度进⾏编码过程产⽣的散相（能够缩短 TE 时间）
补充：同极性补偿 — 在 180度 RF 脉冲两侧出现，因为 180度 RF 脉冲能实现散相反向
异极性补偿 — 在 180度 RF 脉冲同侧出现
第 3 阶段：发射 180度 RF 脉冲，进行重聚焦，以在 TE 时刻形成自旋回波
第 4 阶段：开启+Gr梯度场，进行频率编码

$★$FSE 快速回波序列

1） 序列表现：90 度 – 180 度 –180 度 – 180 度 …，在一个周期内，使用多个 180 度 RF 脉冲，得到相应个数的自旋回波
2） ETL 回波链长度，是指⼀个 TR 内回波信号的个数；ESP 回波空间，是指相邻回波的间隔
故 FSE 的成像时间 ST = TR * 相位编码步数 * 平均次数 / ETL
3） Gy 相位编码梯度场，在每次频率编码过后，都要使用与相位编码梯度场极性相反、幅度相等的重绕梯度场（rewind），目的是为下⼀次相位编码做准备，消除前⼀次相位编码的作用
4） FSE 序列的有效 TE 时间的确定，通过找到 0相位编码步时得到回波的回波时间 TE，即为 TEeff（等效 TE）若 ETL 比较长（8-20 个），则 TEeff 比较大时，适合得到 T2W 加权像，若 ETL 比较短（2-6个），则 TEeff 比较小时，适合得到 T1W 加权像

5） FSE 快速自旋回波序列 与 SE 自旋回波序列的区别

1. 填充 K 空间时，在一次 TR 时间内，FSE 是每次填充多行，而SE 是每次填充一行
2. FSE 速度比 SE 快，缩短为原来的 1/ETL，而SNR 信噪比却没有什么差别
3. 180 度 RF 脉冲的多次小间隔时间的作用，ESP 回波空间小，使错误信息没有足够时间传播，故 FSE 对磁化率更不敏感
4. FSE 可使用大矩阵得到高分辨力的图像，且运动伪影少
5. 但是 FSE 会使病人的 SAR 特定吸收率增大，即增加病⼈对 RF 能量的吸收
6. FSE 在 PE 相位编码方向有模糊

6） FSE 的应用
7. T2W 加权像 — 屏气扫描时能够能到更好的高分特性，亦可以用于脂肪抑制（TE 较长）
8. T1W 加权像 — 腹部屏气扫描，心电触发门控（TE 较短）
9. SS-FSE（单次激发 FSE） — 一次激励，完成 K 空间填充 — 适用于 T2W 和水成像

GRE梯度回波序列

梯度回波与自旋回波形成机理不一样，梯度回波没有使用180°RF重聚脉冲，而是利用频率编码梯度场翻转形成回波。
（施加梯度场$\to$自旋散相$\to$梯度场极性反转$\to$散相减小，形成回波）

特点

梯度回波幅度和$T_2^{\ast }$有关，难以获得T2加权像
梯度场反转对磁化率和场局部非均匀性所致偏共振效应的散相没有作用
对场均匀性和磁化率差异大的边界区域成像差

笔记内容

1） 序列表现：小FA 和短TR，使纵向、横向弛豫恢复不足，经过若干周期后，有剩余的横向磁化强度矢量（短 TE 和短 TR 有利于得到 T1W 加权像，不利于得到 T2*W 加权像）
2） 处理 GRE 梯度回波序列的技术

1. 稳态不相干技术 SSI — 破坏剩余 $M_{xy}$
2. 稳态相干技术 SSC — 利用剩余 $M_{xy}$

3） SSI 稳态不相干技术对应的方法
梯度破坏（扰相）脉冲：在信号采集后，加高强度的扰相梯度场，使 Mxoy 散相，避免对下⼀次激励造成
干扰
RF 相移破坏脉冲
加长TR

4） SSC 稳态相干技术对应的方法
重绕梯度回波：通过重绕梯度使相位重 聚，得到 T2*W 加权像