自旋回波序列成像
自旋回波（spinecho，SE）序列
自旋回波（spinecho，SE）序列我是柳桂勇！我在MR技术培训工作室在此呼吁大家一起学习MR，欢迎大家加入！每天学一点，每天进步一点！不要懒惰，不要任何理由的懒惰！此文未经作者允许，不得进行任何转载！自旋回波序列是一个最基础也是最经典的序列，其序列构建的深入分析，有助于大家在序列上的整体把握。
一.单回波自旋回波（spin echo，SE）序列一）.自旋回波产生过程假设Gz为层面选择梯度场，Gy为相位编码梯度场，Gx为频率编码梯度场。
成像周期过程：t0：此时刻层面选择梯度场Gz开启，同时90°RF发射，激发的氢质子限制在Gz所决定的层面内，此时Mz立即偏转到XY平面，变为Mxy。
t1：此时刻Gz关闭，相位编码梯度场Gy开启，并对层面内RF激发共振的氢质子进行相位编码。
t1～t2：此段时间为Gy持续时间，Gy在此起预备作用，因此t1～t2这段时间也可称为准备期。
t2：Gy关闭的同时Gz开启，目的是限制180°聚焦脉冲作用于选定的层面。
t3：Gz关闭，频率编码梯度场Gx开启，并一直持续到t5，也是频率编码梯度场Gx的持续时间，t3～t5这段时间内进行回波的采集，其中t4时刻为回波信号的峰值，因此t3～t5又称为检测期。
t5～t6：这段时间为延迟时间，即Mz恢复到其原始平衡状态M0，为下一次扫描做准备。
t6：开始进入下一个成像周期。
其中t0～t6就是咱们所定义的TR，t0～t4称为回波时间TE。
二）.SE序列中涉及MRI脉冲序列的相关概念1.重复时间（repetition time or time of repetition，TR）是指脉冲序列中相邻的两次执行的时间间隔。
在上面的SE序列中，TR就是两个90°射频脉冲中点的时间间隔。
2.回波时间（echo time or time of echo，TE）是指产生宏观横向磁化矢量的脉冲中点到回波中点的时间间隔，上图SE序列中TE就是90°脉冲中点到自旋回波中点的时间间隔，也可以理解成第一个90°脉冲发射后，下一个90°脉冲施加的时间就是TE。
12 第四章 第一节 自旋回波信号与加权图像
陈旧性脑梗死磁共振成像T1图T2图（弛豫时间常数）T1WI T2WI PDWI医学影像成像原理磁共振加权图像Magnetic resonance (NMR)weighted images磁共振信号S(t)磁共振信号也称为自由感应衰减信号：（free induced decay, FID ）人体磁共振信号极微弱，不可能直接形成磁共振影像；而隐藏于信号中的成像参数ρ、T 1、T 2也不能直接测出。
t磁共振成像仪磁共振断层图像T E ：回波时间T R ：序列重复时间90°脉冲—180°脉冲1. 自旋回波序列(spin echo ，SE)脉冲序列：以提高磁共振信号，测出成像参数ρ、T 1、T 2。
序列结构：序列时间参数：自旋回波序列图示假定主磁场B 0不变时，SE 信号幅值与T 1、T 2、ρ、T E 和T R 有关。
2E 1R //0e )e 1(T T T T KB I --⋅-⋅⋅=ρ自旋回波信号幅值为：2、自旋回波强度可见，SE 幅值由多个参数决定。
二、加权图像的获得磁共振成像参数：自旋氢核密度ρ纵向弛豫时间T1横向弛豫时间T2（weighted imaging，WI）加权图像：突出某个参数对图像信号的影响，主要以该参数的差异决定图像信号强弱。
加权图像种类：1、T1加权图像（T1WI）2、T2加权图像（T2WI）3、氢核密度加权图像（PDWI）1、T 1加权图像的获得短T E (<<T 2约10~20ms)、短T R (≤T 1约300~600ms ) )e 1(1R /0T T KB I --⋅⋅=ρT 1大时I 值较小，图像暗；T 1小时I 值较大，图像亮。
ρ相差不大时密度相近组织，如T 1有差异，可通过T 1加权成像加以分辨。
条件：简化后，得：2E 1R //0e )e 1(T T T T KB I --⋅-⋅⋅=ρ1e 2E /→-T T T E <<T 21、T1加权图像的获得正常人SE序列T1加权图像2、T 2加权图像的获得T R >>T 12E /0e T T KB I -⋅⋅=ρT 2大时I 值较大，图像亮；T 2小时I 值较小，图像暗。
脉冲梯度自旋回波序列
脉冲梯度自旋回波序列脉冲梯度自旋回波序列（PGSE）是一种用于核磁共振成像的技术，是梯度回波序列的一种变化。
与梯度回波序列相似，脉冲梯度自旋回波序列通过重复调整梯度矩阵来改变梯度矩阵，使氢原子从一个位置跳跃到另一个位置，从而实现对组织结构的显示。
然而，脉冲梯度自旋回波序列与梯度回波序列在技术上有明显区别。
与此同时，脉冲梯度自旋回波序列使用一系列不断变化的矩阵脉冲来移动氢原子，与梯度回波序列不同的是，梯度的均匀变化被替换成一系列不断变化的脉冲，因此更能够实现更高的信号-噪声比以及快速的识别，从而使其可以用于更小的结构的显示，例如神经细胞和细胞结构。
在实际应用过程中，脉冲梯度自旋回波序列通常由多种梯度脉冲组成，其强度和时间长度都是可调的。
第一个脉冲梯度时间通常叫做RF脉冲，它可以用来调整梯度矩阵以允许氢原子跳跃。
然后是一系列稳态梯度脉冲，它们可以调整梯度大小，以探测氢原子所在的特定位置。
最后，一个反转梯度脉冲将氢原子重新排列，以允许下一个物理位置的检测。
脉冲梯度自旋回波测序法被用来识别不同的脂质结构，因为脂肪和蛋白质的磁性行为可以影响磁共振图像的分割。
脉冲梯度自旋回波序列也可以用于检测病理性变化，例如组织炎症，损伤等。
脉冲梯度自旋回波序列还可以用来检测和显示稀释的活跃物质，例如抗原，抗体等，从而实现精确的诊断。
总的来说，脉冲梯度自旋回波序列是一种用于检测组织结构的准确、灵敏的核磁共振成像技术。
由于它使用一系列不断变化的矩阵脉冲，可以得到比梯度回波序列更高的信号-噪声比和更快的识别，因此被广泛应用于脂质结构识别、病理性变化检测、活跃物质等方面。
磁共振成像系统快速自旋回波的相位校正方法及其应用
磁共振成像系统快速自旋回波的相位校正方法及其应用
磁共振成像（MRI）是一种非侵入性的医学影像技术，常用于对人体内部结构和组织的详细图像进行获取。
然而，在MRI 中，自旋回波序列通常存在相位不匹配的问题，这可能导致图像质量下降和伪影的产生。
为了解决这个问题，已经提出了许多相位校正的方法。
其中一种常用的方法是快速自旋回波的相位校正方法。
这种方法可以通过采集多个自旋回波图像，并通过相位校正算法将它们合并成最终的图像。
具体的相位校正方法通常包括以下步骤：
1. 采集多个自旋回波图像，通常至少采集两个。
2. 对于每个自旋回波图像，使用一个参考图像作为标准进行相位校正。
通常情况下，参考图像选择自旋回波信号最强的图像。
3. 计算每个自旋回波图像与参考图像之间的相位差。
相位差可以通过将两个图像的相位值相减得到。
4. 应用相位校正算法，将相位差应用于每个自旋回波图像。
这可以通过将每个像素点的相位值加上相位差来实现。
5. 将经过相位校正的自旋回波图像合并成最终的图像。
一般来说，可以根据每个像素点在多个自旋回波图像中的信号强度加权平均来实现。
这样可以提高图像质量，并减少伪影的产生。
快速自旋回波的相位校正方法在MRI中有广泛的应用。
它可以用于改善图像质量和减少伪影，特别是对于一些易受相位不匹配影响的成像技术，如回波EPI（echo-planar imaging）和并行成像等。
总之，快速自旋回波的相位校正方法是一种常用的方法，用于纠正MRI图像中的相位不匹配问题。
通过它，我们可以获得更准确、清晰的图像，提高MRI的成像效果。
探究自旋回波序列核磁共振成像
探究自旋回波序列核磁共振成像陈文婷光信息科学与技术06300720378 【摘要】利用小型核磁共振成像仪，完成了测量驰豫时间T1、T2，用自旋回波脉冲序列成像等一系列实验，了解了各个参数对图像质量的影响，加深了对核磁共振成像法研究物质的的物理原理的认识。
【关键词】核磁共振，核磁共振成像，驰豫时间，卷褶伪影。
【引言】美国化学家P. uterbur 和英国物理学家P. Mansfield 分别提出在核磁共振中加梯度磁场进行空间编码以及回波平面等方法实现核磁共振成像的原理，获得了2003 年度的诺贝尔生理学/ 医学奖,成为与核磁共振的发展及应用有关的第15 ,16 位诺贝尔奖获得者. 50 多年来,核磁共振已先后使16 位科学家获得了13 次诺贝尔奖. 随着1978 年英国研制出第一台核磁共振成像仪,核磁共振成像技术在医学诊断学和脑科学等领域开拓出一个新的研究方法。
如今,全世界已有2. 2 万余台核磁共振成像仪器在工作,包括成像在内的核磁共振技术已经广泛地应用于物理、化学、生物、医学、地学、石油勘探等领域,形成了一门还在不断发展中的边缘交叉学科。
因此，进行核磁共振成像实验是很有意义的。
【原理】1 核磁共振单个自旋核在磁场中除了不断绕自身轴作转动之外，还以磁场为轴作进动。
进动的频率遵循拉莫尔公式：ω0=γB。
其中γ称为旋磁比( Gy2romagnetic Ratio) ,是决定于原子核本身性质的常量。
ω称为拉莫尔频率。
让处于外磁场中的自旋核接受一定频率的电磁波辐射，当辐射能量恰好等于自旋核两种不同取向能量差时，处于低能态的自旋核吸收电磁辐射能跃迁到高能态。
这种现象称为核磁共振（Nuclear Magnetic Resonance ,简称NMR)。
当含氢样品被置于外磁场B0中时，样品会被磁化，产生能级分裂，分裂能级间距为：ΔE=γBh/2π。
在该样品系统上垂直施加一个射频磁场B1，从量子力学观点来看，射频场的能量为hv，当该能量和分裂间距产生的能级间距相等，即hv=ΔE时，样品对外加射频场能量吸收最大，产生的核磁共振信号也最强。
快速自旋回波序列 模糊效应
快速自旋回波序列模糊效应
在核磁共振（NMR）和磁共振成像（MRI）等领域，"快速自旋回波序列"（Fast Spin Echo Sequence，FSE）是一种用于获取图像的序列。
它通常用于减少扫描时间，提高图像分辨率。
当提到模糊效应时，可能指的是磁共振图像中的一些特定问题。
以下是一些与FSE序列相关的模糊效应：
* T2模糊：
* FSE序列常用于获得T2加权图像，但它可能导致T2模糊，即对不同T2值的组织结构产生混淆。
* 各向异性模糊：
* FSE序列中的梯度脉冲可能引入各向异性模糊，使得图像中的结构在某些方向上看起来模糊。
* 深度模糊：
* FSE序列中的多重回波可能导致深度模糊，即深层结构在图像中显得模糊不清。
* 磁场不均匀性引起的模糊：
* 磁场不均匀性可能导致图像中的部分结构出现模糊。
在FSE序列中，特别是在大场强MRI中，这种问题可能更为显著。
在使用FSE序列时，优化脉冲序列参数和选择合适的成像平面是减少模糊效应的关键。
此外，使用更高的磁场强度和考虑磁场均匀性的改善方法也可以有助于减少模糊。
详细的优化通常需要根据具体的设备和应用情境进行。
核磁共振自旋回波成像技术的参数选择
核磁共振自旋回波成像技术的参数选择核磁共振自旋回波成像技术的参数选择一、实验原理1. 核磁共振基本原理A．拉莫尔旋进：将一个具有磁矩μ的粒子放在恒定磁场B（μ、B夹角为θ）中，它受到力矩L的作用，磁矩μ会绕磁场B旋进。
旋进角速度ω＝γB。
B．磁共振条件：在与横磁场B相垂直的xy平面内加一弱的旋转频率为ω1的旋转磁场B1（B1<< p="">在xy平面内的x方向加上脉冲射频场B1,角频率为ω，满足磁共振条件，则磁化矢量M只能在脉冲场存在时间t内远离z轴并转过一定角度θ＝γB1t。
当脉冲宽度t恰好使θ＝90゜或180゜时，则称该脉冲为90゜或180゜脉冲。
我们若在y轴方向安置一个接收线圈，因90゜脉冲使M在y轴上最大，即有感应信号产生，其频率与进动频率相同，而震荡幅度的包络线是频率与进动频率相同的指数衰减信号，称为自由感应信号。
D．自旋回波信号旋转坐标x’y’z’中，在x’方向加90゜脉冲，M倒在y’轴上，脉冲过后，M在实验室坐标系上绕z（z’）轴作自由进动。
实际各部分有不同的工程频率，将导致M总磁化矢量在x’y’平面上散开，经过一段时间形成扇形分布。
此时在x’轴再加180゜脉冲，所有磁矩以x’为轴翻转180゜，扇形翻转到-y’轴附近，但旋转方向不变，经过T时间后所有磁矩又集中起来落在-y’轴上，从而接收线圈中感应出自旋回波信号。
2. 自旋回波成像实验原理A．成像脉冲序列图B．选层梯度G X在射频脉冲作用时才开启。
具有特定频率的射频脉冲只使体内某一层面内氢质子产生磁共振。
C．频率编码梯度G Z在接收信号期间开启。
在层面上沿x方向施加一线性梯度场，使各列体素的磁共振信号频率也发生变化。
D．相位编码梯度G Y在频率编码梯度施加前任意时刻施加。
在层面上沿y轴以不同强度反复NE 次施加。
同一行体素处于相同磁场中，所以同一行中所有体素中质子进动速率相同，一段时间后造成各行间相位差，关闭后相位差仍保留下来。
磁共振基础序列
磁共振基础序列
磁共振基础序列包括自旋回波（SE）序列、快速自旋回波（FSE）序列、梯度回波（GRE）序列和反转恢复（IR）序列等。
这些序列在磁共振成像中扮演着重要角色，它们可以通过不同的参数调节来获取不同的图像信息，从而为临床诊断和治疗提供重要的影像学依据。
自旋回波（SE）序列是最常用的磁共振序列之一，它利用射频脉冲激发组织中的氢原子核，然后使用不同的回波时间（TE）和重复时间（TR）来获取不同的图像信息。
SE序列可以产生高分辨率和高对比度的图像，适用于多种疾病的诊断。
快速自旋回波（FSE）序列是一种改进的SE序列，它通过减少扫描时间提高了成像效率。
FSE序列适用于快速动态成像和实时成像，例如在心血管和腹部成像中广泛应用。
梯度回波（GRE）序列利用磁场梯度来产生图像对比，因此不需要等待自旋回波的形成。
GRE序列可以产生快速的图像，适用于血流成像和功能成像。
反转恢复（IR）序列是一种特殊类型的IR序列，它通过在射频脉冲之前和之后施加反向磁场来增加组织对比度。
IR 序列常用于脑部、脊柱和肝脏等器官的成像。
除了以上基础序列外，还有一些更复杂的磁共振序列，如弥散加权成像（DWI）、灌注加权成像（PWI）和波谱成像（MRS）等。
这些序列可以提供更多的组织生理信息和代谢信息，对于疾病的早期诊断和治疗具有重要意义。
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• 核磁共振及其成像的基本原理 • 核磁共振成像系统（NMI20台式核磁共振教学成像仪） • 原理性实验
– 电子匀场的调节 – 硬脉冲FID序列测量拉莫尔频率 – 旋转坐标系下的FID信号及其特点 – 硬脉冲回波序列确定硬脉冲射频 – 反转恢复法测量T1 – 硬脉冲CPMG序列测量T2
• 成像技术实验
– 自旋回波序列成像 – 自旋回波权重像
核磁共振现象及其成像的基本原理
• MRI成像的先决条件是被成像样品中的原子核必须具有磁性，而这种 磁性源于原子核本身的自旋运动。
• 单个自旋核在磁场中的运动除了不断绕自身轴作转动之外，还以磁场 为轴作进动，进动的快慢（即频率）遵循拉莫尔公式：
② 在实验中，我们通过改变反转时间D1的 值，每次改变后都重复进行累加数据采 集和傅立叶变换，并记录对应的频谱峰 值，将两者进行拟合，得右上图所示结 果。在此情形下，反转时间T1≈139ms。
5. 硬脉冲CPMG序列测量T2
硬脉冲CPMG序列，主要由一个90度射频脉冲和多个180度射频脉冲，及各自的回
核磁共振成像系统 - NMI20台式核磁共振教学成像仪
原理性实验
1. 核磁共振主磁场均匀性的调整
在NMRI中，要进行空间编码（层选脉冲、相位编码和频率编码），就要 在静磁场上叠加微弱的梯度磁场。静磁场的均匀性越差，偏差越大，图像 质量越差。如果静磁场不均匀，在叠加梯度磁场后，层位信号将发生偏离， 引起图像失真和畸变。当FID信号的拖尾越长，即FID衰减包络线越缓， 表示磁场均匀性越高。
SLICE=0
SLICE=1
7.自旋回波权重像
① 由自旋回波序列成像原理可知，采集到的回波信号强度表达式为：
Sse (TE ,TR ) AN (H )(1 eTR /T1 )eTE /T2
式中，N（H）为体积内自旋氢核的数目，A为增益，T1和T2都是样品的弛豫 时间，在场强确定后，基本上固定不变。我们可以通过控制和改变重复时间 TR和回波时间TE改变信号幅值，进而改变样品组织在图像上的灰度。因此， 所谓参数加权图像，实际上就是通过选择合适的TR和TE，来实现参数对样品 组织最终信号的影响权重，以突出或者强调该参数。
② 实验中，将装有2g芝麻样品的试管放入磁体柜上方样品槽内。调整好磁 场均匀性，找到拉莫尔频率及90度和180度幅值RFAmp1、RFAmp2。单 击工具栏上的new按钮，选择软脉冲自旋回波序列并进行累加采集。对计 算机自动给出的K空间数据矩阵进行傅立叶变换、调整图像显示颜色后， 得到如下两幅对芝麻样品的成像图：
0 B0
• 将所有单个自旋核的磁矩进行矢量求和，可以得到宏观磁化矢量M：
M i
• 在垂直于外磁场的方向施加与拉i 莫尔频率相等 的射频磁场B1，可使得宏观磁化矢量发生偏转， 即核磁共振现象。偏转角度取决于射频场的大 小B1和脉冲宽度。
• 自旋核子群收到射频激励后，宏观磁化矢量失去平衡，偏离Z方向， 使得MZ减小，同时出现横向磁化分量MXY。射频停止后，核子群系统 要从非平衡状态恢复到平衡状态，分别包括纵向磁化矢量和横向磁化 矢量的恢复两个分过程，分别称为T1弛豫和T2弛豫。
• 根据法拉第电磁感应定律，如果在正在发生弛豫的区域外环绕一封闭 线圈，则线圈内将感生出微弱的电动势，这就是核磁共振信号。
• 旋转坐标系的引入，使宏观磁化矢量M的进动被当作背景得以消除， 观察到的就只有射频作用和弛豫效应了。在旋转坐标系下，Bloch方 程变为：
• 旋转坐标系一般由混频电路来实现。当混频频率与拉莫尔频率相等时， 将观察不到进动项，此时的FID信号仅为指数衰减曲线。
成像技术实验
6. 自旋回波序列成像
① 自旋回波脉冲序列首先用90度射频脉冲激励样品物质，在它的作用下， 宏观磁化矢量迅速倒向XY平面上，因此，90度射频脉冲是SE序列的准备 脉冲。之后再施加一个选层梯度GS作用在样品上，以选择并激发某一个 特定层面，接下来是一个180度脉冲，其主要作用是改变XY平面内质子的 进动方向，使失相的质子重新相位重聚，此时吸收180度脉冲射频能量后 的质子，将在后面以自旋回波的形式放出能量，从而产生自旋回波信号。
波信号组成，其最主要的一个参数就是回波个数C1的设置。左下图为C1为10的波 形。确定了C1的值后，将累加次数设定为8次，单击ZG采集信号（实验过程中根 据回波显示的情况可对TD、SW和D2进行调节使得显示窗口能够显示出所有回波信 号）。对上述采集的信号完成后，利用软件自带的工具进行拟合，取C1不同值时 的实验结果如下：
4. 反转恢复法测T1
① 在核磁共振常规脉冲序列当中，反转恢复（inversion recovery）是较为常见的 一种序列。该序列首先施加一个180度射频脉冲，使纵向磁化矢量强度MZ反转 到主磁场的反方向，然后该磁化矢量强度以T1时间常数进行自由弛豫。经过一 段时间后，MZ有所减小，此时沿水平方向上再施加一个90度射频脉冲，检测 并记录此时产生的FID信号。将该序列中180度和90度两个射频脉冲之间的间 隔时间定义为反转时间TI，TI是反转恢复序列的一个重要参数。
2. 硬脉冲FID序列测量拉莫尔频率
① 实验室坐标系中的NMR信号在旋转坐标系中就消除了进动项。当旋转坐标系 的旋转频率与拉莫尔频率完全相同时，线圈采集到的FID信号中的拉莫尔频 率成分就可被完全过滤掉，呈现出来的是一条呈指数规律递减的曲线。
② 因此，在上述实验1的基础上，通过不断修改射频脉冲的中心频率，同时观 察屏幕上的FID信号。当FID信号的振荡频率逐步减小到基本上不出现振荡时， 说明此时的射频中心频率就是拉莫尔频率。下图就是达到共振状态时的形状 及频谱：
此时，射频场中心频率：
SF1(MHz) O1(KHz) 22671.794KHz
即为该样品的拉莫尔频率。
3. 硬脉冲回波序列确定硬脉冲射频
在使系统处于核磁共振实验状态后，选择Demo下的硬脉冲FID序列，并调节P1 的值使信号幅值最大。再选择Demo下的硬脉冲回波序列，通过调节O1、D1、SW， 使回波完全出现在信号窗口，FID信号尽量少进入信号窗口，同时使回波中心 处于采样时间的中心处。将90度脉冲宽度P1设置为第一步找到的数值，P2≈2P1。 调节后的最佳效果如下图所示：