图6-15 XY平面内A、B两点的二维佛里叶变换实现MR原理图
有的扫描序列加有一个反转恢复预备脉冲： 例如：
ir －带反转恢复预备脉冲的SE tir －带反转恢复预备脉冲的TSE tgir －带反转恢复预备脉冲的tgse hir －带反转恢复预备脉冲的haste epir －带反转恢复预备脉冲的epi
由磁共振原理可知，接收线圈检测到的 FID 信号的强度与下列因素有关，即质子密度T1弛豫时间和T2弛豫时间。检测到 FID 信号的强度变化反映了受激组织磁化强度矢量 M 在弛豫过程中的变化规律。磁化强度矢量 M 的变化规律由下式表示：
(6-23)
该表达式以 z 轴方向为层面选择方向，静磁场 Bo与 Z轴同方向。 K为常数，它取决于接收线圈的灵敏度和机器的电子电路。 Mo为磁化矢量的初始值，即受检体进人磁共振扫描机之后，射频脉冲作用之前的平衡磁化矢量，￡1是 T1的函数，￡2是T2的函数。质子密度的信息包含在 Mo中（单位体积内自旋质子越多Mo越大） , Mo有时也写成 N ( H ）。
如将 M 在纵向弛豫过程和横向弛豫过程的变化分开来讨论。由 Bloch 方程描述的弛豫过程可改写如下：
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（6-24）
其中城Mx（ 0 ）和Mxy(max)分别表示弛豫开始时（ t = 0 ）磁化矢量在 Z 轴和 XY 平面内的分量。
（6-25）图 6-16 二维傅里叶变换成像方法中层面选择，相位编码Gy，频率编码Gx及其与射频脉冲和回波信
号的时序关系
1 ．反转恢复法
反转恢复法（inversion recovery, IR ）是以 180°RF 脉冲做为激励脉冲，使选择层面的质子平衡磁化矢量翻转 180°，并在磁化矢量恢复期（弛豫过程中）加人90°检测脉冲，其后检测 PID 信号的一种脉冲序列。这种方法是获得 T1加权图像的常用脉冲序列。
2 ．自旋回波法和部分饱和法
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自旋回波法（spin echo，SE ) SE 序列是临床 MR 成像中应用最普遍的脉冲序列之一。所谓自旋回波法是以 90°脉冲激励平衡状态的磁化强度矢量翻转到 XY 平面，然后以180° 反转脉冲使Mx倒相180°，如果将90°脉冲激励后所测到的FID信号的时间为TE，经过回波时间TE／2 检测重新聚积的磁化矢量Mxy产生的FID信号的方法。
部分饱和法（partial saturation , PS） 是利用90°激励脉冲使平衡磁化倾倒并逐渐恢复，
经过一段时间后，再次加人 90°脉冲，检测弛豫过程的 FID 信号的方法。部分饱和法可因被检组织弛豫特性的不同既可以检测 T1又可以检测 T2，有时也称为反复 FID 法。
3 ．快速成像脉冲序列
快速成像一直是 MR 成像研究人员致力的目标，它可以显著地缩短 MR 系统的成像时间，从而有利减少因运动性器官和血流形成的运动伪像。因成像时间短，可实现在吸气和呼气状态下对上腹成像。快速成像序列发展较快，种类也较多，成像时间还在进一步缩短，时
至今日， MR 对心脏、血流的成像已成为可能。临床常用的快速成像序列有．
RARE （rapid acquisition with relaxation enhancement ）序列 该序列与 SE 多回波序列有类似之处，都是采用90°- 180°- 180°?? 的自旋回波形式。不同之处在于 RARE 序列在单个 90°- 90° 即TR期间使用的多个 180°脉冲分别与相位编码对应，而常规 SB 多
回波序列是 90°脉冲与相位编码对应。因此， RARE 序列大大减少了数据采集的时间。 梯度回波序列（gradient echo , GE）梯度回波序列是在 SE 基础上发展起来的。与常规SE序列不同的是：一、梯度回波序列使用的第一个脉冲小于90°，因此，接受此脉冲后，质子在纵向上的磁化矢量仍保持较大值，磁化矢量在纵向上恢复到平衡位置所需的时间也明显较 SE 序列短，故可有效地缩短TR时间；二、梯度回波序列不是使用 180°脉冲使横向磁矩同相位化（聚焦），而是加上与层面选择梯度反向的梯度实现上述目的产生回波信号；三、
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梯度回波序列回波时间TE明显缩短，减少了数据采集时间。
梯度回波序列主要是 FLASH 序列和 FlSP 序列。
FLASH 序列有时也称快速小角度翻转脉冲序列，其脉冲形式及编码时序如图6-17 所示，其特点是：
图6-17 FLASH序列脉冲激励与梯度场的排列时序
在梯度回波后，在层面选择梯度方向上再加一“干扰梯度”，使残留的质子横向磁矩在下 次 RF 脉冲到来之前完全失去相位同步； 因TE、TR短，图像具有 T1加权的特性； 因TE时间极短，使多平面成像成为可能；
当翻转角为 90°时，FLASH 序列类似于SE 序列；
当选择的TR较长并与普通的 SE 序列类似时，因 FLASH 的翻转角小，质子的横向磁矩显然比普通SE序列要小，经TR之时间后产生的回波信号比 SE 序列弱。
FISP 序列的脉冲激发及梯度开启方式如图 6-18 所示，该序列与 FLASH 序列完全不同之处是： FLASH 序列在回波之后给予一个“干扰梯度”以消除横向磁矩的同步性，而 FlSP 序列却给予一补偿梯度，使相位达到更大限度的同步，故 FlSP 序列所接收的 MR 信号强度取决于质子横向磁矩在获得补偿梯度之前是否相位失同步及其失同步的快慢（T2）和质子接受补偿梯度后横向磁矩的同相位化程度。一般来说，T2越长，质子相位聚集越完全，所得的 MR 信号则越强。
图6-18 FLSP序列脉冲激励与梯度场的排列时序
若TR很长，对 FISP 序列而言，因下一次脉冲到来时无横向磁矩，其效果类似于 FLASH 序列中人工加人一个“干扰梯度”所造成的横向磁矩的相位失同步作用。此时的 FISP 序列基本等同于FLASH序列。
若TR缩短，以使T2衰减较少而保留有较多的同相位化横向磁矩时， FISP 序列的信号
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强度则明显高于 FLASH序列。因此可以说， FISP序列对长T2值的组织显示较 FIASH 好。同样，因 FISP 序列最大限度地考虑了组织的横向磁矩及其衰减的情况，因此对 T2值较长的组织显示较好。
FLASH技术采用的翻转角为 10°至 45°，回波时间约10毫秒左右，所采取的重复时间TR可降低至 20 毫秒，在该段时间内完成层面选择、相位编码和数据采集三项工作， 256 x 256 图像所需时间约为 5 秒。
（四）、核磁图像加权
MR 图像中主要以 Tl 、T2和 N ( H ）为参数进行成像，实际上是利用脉冲序列中的各种参数如TR、TE、 T 1，调节 MR 信号的采集过程而成像。图像合成的基本想法是：在收集成像数据中，按照可调脉冲时间参数的组合形式计算出 MR 参数 T 1、T2或 N ( H）。如部分饱和法时所做的那样。只要能逐点计算出固有参数（T1、T2、N ( H )) ，就可再由固有参数生成基本图像。这样得到的图像与脉冲序列可调参数无关，因为图像每个点的亮度只代表该组织的 T1、2或 N ( H）值。
设图像由一系列像素组成，对应时间Ta 、Tb、Tc和Td得到四幅图像（图 6-19 ) ，图中第 i , j 像素坐标的信号强度为
(6-26)
其中 K 二￡（TR， T2ij， N ( H ）ij）。上式是斜率为一 l ／T2ij。的直线，将n个数据点值代人上式计算该直线方程，就可以解出像素 ij 的 T2值。按照这种方法可以推算出所有其他像索的 T 2值，从而得到 T2图像。
同样也可以选用不同的TR值，获得两幅或更多的图像，推算出 T 1；图像和质子密度图像。图6- 19 ( b ）为计算出的 T2 ：图像和质子密度图像。基本图像除了具有研究意义外，在临床中也有实际意义。用这种方法可以得到质量较好的图像质量。
由于个别图像噪声和伪差的影响，由以上方法计算所得的 N〔H ) , T1 和T2常常是不够准确的。因此，常从 6-19 幅图像中获得原始数据，用指数最小平方回归（如上所述），多点拟合迭代等数学方法计算 N ( H ) , T1和T2图像。从统计学观点看，采用的图像越多，噪声越低。但实际上由于受检者在检查时不可能保持静止不动，采用的图像越多，呼吸、心脏跳动和大血管的搏动的带来的噪声也越多。
经过计算得到的 N ( H ）、T1和T2的图像应和所采用的扫描方法没有关系。实际上却很难对不同MR成像系统所产生的 Tl 和T2值进行比较，其中一个主要因素是外加磁场影响，磁场强度的不同会导致不同的计算结果，尤其是 Tl 弛豫时间常常因外加磁场强度的增加而延长。
利用各种脉冲序列得到的 MR 图像基本上是加权图像，采用脉冲序列所测得的信号强度为（重写式（6- 23 ) :
通过调节序列中的脉冲间距，就能改变 ￡1 和￡2的影响程度。如果较小的 T1改变能导致较大的￡1值改变，则信号强度S的大小主要取决于组织间 Tl 的差别，这种图像称为 T 1加权（T1-weighted）图像；同样，当图像对组织间T2差别较敏感时，称为，T2加权（T2- weighted）图像；如果图像对T1和T2都不敏感，其对比度仅仅取决于组织间质子密度的差别，这种图像称为自旋密度图像。
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