第四章 磁共振检查技术 第四节
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临床医学MRI检查技术PPT课件
是IR脉冲序列的一个类型，特征是选 择合适的TI值，恰好使脂肪质子的纵向 磁化恢复到﹢1至﹣1的中点，即0点施 加90 °脉冲，因此在90 °脉冲后脂肪质 子无横向磁化而无信号产生。
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STIR脉冲序列
STIR脉冲序列的用途 在T1 加权像中抑制脂肪的短T1高信号，
即脂肪抑制；并且使用长TI(2000ms,1T)也可 抑制CSF的流动(Dark Fluid method); 使用长 TE产生的图像,,既含有T1对比度又含有T2对 比度,叠加的效果会得到重 T2加权像。 缺点：不用于增强扫描。
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二、 IR 脉冲序列 (inversion recovery sequences)
〔一〕IR 脉冲序列 〔二〕STIR脉冲序列
第19页/共95页
IR脉冲序列
〈一 〉IR脉冲波的形式
180 ° RF
90°
180°
180°
Signal
TI
FID
TE
Echo
第20页T/R共95页
Z
三、 GRE脉冲序列
GRE脉冲序列的种类 （1）常规GRE脉冲序列 （2）GRASS脉冲序列 （3）失相位GRE脉冲序列
第31页/共95页
〈1 〉常规GRE 脉冲波的形式
RF
﹤ 90 °
TR
Signal
FID
Echo
频率编码
去相位 TE
复相位
第32页/共95页
﹤ 90° FID
α
echo
AB C
同上，但梯度破坏不如RF破坏彻底，信号含 有T2*成分较多。可获得T1 WI （TR short-TE short,α average to large）， T2*WI （ TR long- TE relatively long, α very small)。
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STIR脉冲序列
STIR脉冲序列的用途 在T1 加权像中抑制脂肪的短T1高信号，
即脂肪抑制；并且使用长TI(2000ms,1T)也可 抑制CSF的流动(Dark Fluid method); 使用长 TE产生的图像,,既含有T1对比度又含有T2对 比度,叠加的效果会得到重 T2加权像。 缺点：不用于增强扫描。
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二、 IR 脉冲序列 (inversion recovery sequences)
〔一〕IR 脉冲序列 〔二〕STIR脉冲序列
第19页/共95页
IR脉冲序列
〈一 〉IR脉冲波的形式
180 ° RF
90°
180°
180°
Signal
TI
FID
TE
Echo
第20页T/R共95页
Z
三、 GRE脉冲序列
GRE脉冲序列的种类 （1）常规GRE脉冲序列 （2）GRASS脉冲序列 （3）失相位GRE脉冲序列
第31页/共95页
〈1 〉常规GRE 脉冲波的形式
RF
﹤ 90 °
TR
Signal
FID
Echo
频率编码
去相位 TE
复相位
第32页/共95页
﹤ 90° FID
α
echo
AB C
同上，但梯度破坏不如RF破坏彻底，信号含 有T2*成分较多。可获得T1 WI （TR short-TE short,α average to large）， T2*WI （ TR long- TE relatively long, α very small)。
MRI技术PPT课件
点 对T1影响敏感
3D TOF法
高的空间分辨率 对T1影响敏感
缺 较低的空间分辨率层 内流动的饱和效应
点 百叶窗伪影
层内流动的饱和效应 小的覆盖面
Phase Contrast Angiography
相位对比法（Phase contrast MRA）
利用流动质子的速度不动，在梯度磁 场中移动造成的相位差异，得到血流 对比图像。在横向平面进动的自旋质 子受梯度场影响，进动频率将被改变。 梯度场反方向的质子进动频率减慢， 反之加快。当梯度场取消后，所有自 旋质子以原来的频率进动，但相位不 同。
临床优势： • 优秀的背景抑制
组织抑制 • 显示缓慢血流和静脉
MRA方案的设计
MRA的选择：
• 血管的走行 • 血管内血流的速度 • 流动的方向 • 临床要求的检查范围 • 病变的类型
MRA技术选择及其影 响
• 重复时间（TR） • 回波时间（TE）及流动补偿（flow
compensation, FC）
优点：
3D TOF
➢SNR ➢ 分辨率 ➢对各个方向血流的敏感度一致
缺点：
➢ 背景抑制 ➢ 慢血流饱和
➢成像范围
3D TOF —Multi Slab
优点：
➢成像范围 ➢ 饱和效应 ➢对慢血流和动脉细小分支显示
缺点：
➢ 层块交界处因饱和程度不同而出现分界线
3D TOF SPGR
临床应用：
➢ 颅内动脉成像
回波时间（TE）及流动补偿（ FC）
短的TE可减小因血管内不同流动相位 造成的影响，在一些特定的TE内，脂 肪信号会降低，流动补偿可用最短的TE 来维持TE时间内静止组织与流动质子 的相位一致。
翻转角（flip angle FA）
3D TOF法
高的空间分辨率 对T1影响敏感
缺 较低的空间分辨率层 内流动的饱和效应
点 百叶窗伪影
层内流动的饱和效应 小的覆盖面
Phase Contrast Angiography
相位对比法（Phase contrast MRA）
利用流动质子的速度不动，在梯度磁 场中移动造成的相位差异，得到血流 对比图像。在横向平面进动的自旋质 子受梯度场影响，进动频率将被改变。 梯度场反方向的质子进动频率减慢， 反之加快。当梯度场取消后，所有自 旋质子以原来的频率进动，但相位不 同。
临床优势： • 优秀的背景抑制
组织抑制 • 显示缓慢血流和静脉
MRA方案的设计
MRA的选择：
• 血管的走行 • 血管内血流的速度 • 流动的方向 • 临床要求的检查范围 • 病变的类型
MRA技术选择及其影 响
• 重复时间（TR） • 回波时间（TE）及流动补偿（flow
compensation, FC）
优点：
3D TOF
➢SNR ➢ 分辨率 ➢对各个方向血流的敏感度一致
缺点：
➢ 背景抑制 ➢ 慢血流饱和
➢成像范围
3D TOF —Multi Slab
优点：
➢成像范围 ➢ 饱和效应 ➢对慢血流和动脉细小分支显示
缺点：
➢ 层块交界处因饱和程度不同而出现分界线
3D TOF SPGR
临床应用：
➢ 颅内动脉成像
回波时间（TE）及流动补偿（ FC）
短的TE可减小因血管内不同流动相位 造成的影响，在一些特定的TE内，脂 肪信号会降低，流动补偿可用最短的TE 来维持TE时间内静止组织与流动质子 的相位一致。
翻转角（flip angle FA）
第四章 磁共振检查技术 第四节
三、成像参数的选择
结
束
• 2. 层厚 层厚的选择依赖于多种因素， 例如，解剖区域、要成像的组织结构的 尺寸、扫描序列所允许的扫描层数、信 噪比的要求、主磁场和梯度磁场的强度 等等。 • 层面越厚，产生的信号越多，信噪比越 高。但是越厚，则垂直于层面方向的空 间分辨力越低，而且部分容积效应也大。
• 3.层面间距 层面间距是指层面之间的 间隔。理想的成像是无间隔连续扫描， 但是这对RF脉冲的形状（或包络）有一 定的要求，而实际产生的RF脉冲并不象 理想的那样精确。在对目标层面激励时， 由于射频脉冲的非理想性，将引起相邻 层面内的质子受到额外的激励，形成层 面交叉干扰（cross talk）。图4-2显示 了RF脉冲激励的层面形状，如果层面无 间距或者层面间距小都会引起层面之间 的交叉干扰激励。
• 4.信噪比和空间分辨力之间的相互影响 信噪比与体素的大小成正比，因此空间 分辨力直接影响信噪比的大小。以颞颌 关节和体部成像为例，颞颌关节成像 FOV12cm、层厚3mm，体部成像FOV36cm， 层厚6mm，两者矩阵均为256×256，则体 部成像的体素尺寸是颞颌关节成像的18 倍。因此如果使用同样的线圈，体部成 像的信噪比将会是颞颌关节成像的18倍。
• 6.重复时间 两个激发脉冲间的间隔时间称为 重复时间。激发脉冲停止后，开始纵向弛豫， 纵向磁化矢量随时间逐渐恢复增大，TR时间决 定着激发脉冲发射之前纵向磁化矢量恢复的大 小。回波信号的大小取决于读出信号时的横向 磁化矢量的大小，横向磁化矢量的大小又依赖 于翻转的纵向磁化矢量的大小。因此延长TR可 以使纵向磁化恢复的多（TR足够长时，全部纵 向磁化得到恢复），因而在下一次激励时将有 更多的横向磁化，产生的信号量多，提高了图 像信噪比；反之，缩短TR，仅有部分纵向磁化 恢复，在下一次激励时的横向磁化就小，产生 的信号量少，降低了图像信噪比。
磁共振成像(MRI)诊断学
第四章 消化系统MRI诊断
第一节 概 述 三 正常腹部MRI表现 1 肝实质：T1WI均匀等信号，略高于脾脏； T2WI均匀低信号，明显低于脾脏 2 肝内血管：条状或点状无信号，分布均匀，走行 规则 3 胆管：不显示 4 胆囊：T2WI呈均匀高信号；T1WI信号强度与内 部成分有关，可为低.等.高信号 5 胰腺: T1WI均匀中等信号，与肝脏相近 T2WI均匀低信号，等于或略高于肝脏
线圈选择：脊椎表面线圈；阵列线 圈可全脊椎成像
扫描层面：矢状. 横扫. 冠状
扫描参数：层厚/层距=5-8mm T1WI/ T2WI
增强扫描：
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
脊椎序列 生理曲度 椎体信号 T1WI 等信号 T2WI 低信号
反转恢复序列 Inversion Recovery Sequence, IR
5
第一章 总 论
磁共振成像参数
TR值—重复时间 Repetition Time, TR
TE值—回波时间 Echo Time, TE
1
2
3
第一章 总 论
磁共振成像参数 T1值：纵向弛豫时间 T1WI: 重点显示组织T1值
长TR(TR>2000ms)
长TE(TE>90ms )
第一章 总 论
第一章 总 论
第四节 组织信号特点 T1WI T2WI 水 低信号 高信号 脂肪 高信号 高信号 软组织（脑肌肉） 等信号 等偏低 骨皮质 低信号 低信号 骨松质 等偏高 等偏低 流动血液 SE 低（无） 低（无） GRE（MRA）高 高 新鲜出血 等或低 高 陈旧出血 高 高
第一节 概 述 三 正常腹部MRI表现 1 肝实质：T1WI均匀等信号，略高于脾脏； T2WI均匀低信号，明显低于脾脏 2 肝内血管：条状或点状无信号，分布均匀，走行 规则 3 胆管：不显示 4 胆囊：T2WI呈均匀高信号；T1WI信号强度与内 部成分有关，可为低.等.高信号 5 胰腺: T1WI均匀中等信号，与肝脏相近 T2WI均匀低信号，等于或略高于肝脏
线圈选择：脊椎表面线圈；阵列线 圈可全脊椎成像
扫描层面：矢状. 横扫. 冠状
扫描参数：层厚/层距=5-8mm T1WI/ T2WI
增强扫描：
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
第二节 脊柱脊髓正常MR表现
脊椎序列 生理曲度 椎体信号 T1WI 等信号 T2WI 低信号
反转恢复序列 Inversion Recovery Sequence, IR
5
第一章 总 论
磁共振成像参数
TR值—重复时间 Repetition Time, TR
TE值—回波时间 Echo Time, TE
1
2
3
第一章 总 论
磁共振成像参数 T1值：纵向弛豫时间 T1WI: 重点显示组织T1值
长TR(TR>2000ms)
长TE(TE>90ms )
第一章 总 论
第一章 总 论
第四节 组织信号特点 T1WI T2WI 水 低信号 高信号 脂肪 高信号 高信号 软组织（脑肌肉） 等信号 等偏低 骨皮质 低信号 低信号 骨松质 等偏高 等偏低 流动血液 SE 低（无） 低（无） GRE（MRA）高 高 新鲜出血 等或低 高 陈旧出血 高 高
磁共振检查技术规范医学课件
检查中断
如受检者出现异常反应，应立即中 断检查，并采取相应的急救措施。
05
磁共振检查未来发展趋势
高场强磁共振设备发展
磁场强度提升
高场强磁共振设备可以提供更高的图像质量和更丰富的诊断 信息，同时缩短成像时间。
技术创新
高场强磁共振设备的发展需要不断完善和优化，以提高图像 质量、降低伪影、减少噪声等。
磁共振检查技术规范医学课 件
xx年xx月xx日
目录
• 磁共振检查技术概述 • 磁共振设备构成与使用 • 磁共振检查临床应用 • 磁共振检查注意事项与并发症处理 • 磁共振检查未来发展趋势
01
磁共振检查技术概述
磁共振检查定义
磁共振检查（Magnetic Resonance Imaging，MRI）是一 种基于电磁波原理，利用强磁场和无线电波生成人体内部结 构高分辨率图像的非侵入性医学检查技术。
循环系统疾病磁共振检查
冠心病
MRI可检测出心肌缺血、心肌梗 死等疾病，有助于评估患者心
功能及预后。
心包疾病
MRI可清晰显示心包病变部位、 范围和程度，对诊断和治疗具
有指导作用。
主动脉疾病
MRI可检测出主动脉瘤、主动脉 夹层等，为诊断和治疗提供重
要依据。
肌肉骨骼疾病磁共振检查
01
02
03
关节病变
MRI可清晰显示关节炎症 、积液、软骨损伤等，对 诊断和治疗具有指导作用 。
磁共振检查以人体内的氢原子核为探针，利用氢原子在强磁 场中的磁化性质，通过外加磁场和射频脉冲进行激发和采集 信号，经计算机处理后生成图像。
磁共振检查发展历程
1946年，美国物理学家Bloch和Fourier提出磁共 振现象，揭示了原子核磁性的奥秘。
影像技术学 MR检查技术
核磁弛豫
以90度射频脉冲为例来了解其变化过程。 90度射频脉冲激发后的瞬间，组织中没有 宏观纵向磁化矢量，而产生最大的宏观横 向磁化矢量；当90度脉冲关闭，宏观横向 磁化矢量从最大逐渐缩小直至完全衰减， 而宏观纵向磁化矢量从零逐渐恢复直至最 大，把此过程称为核磁驰豫。
分为横向驰豫和纵向驰豫。
核磁驰豫示意图
180聚焦脉冲作用
使质子重新聚相位。 失相位原因：2个（T2驰豫和主磁场不均匀） 180聚焦脉冲能纠正、剔除主磁场不均匀 造成的质子失相位后，这样采集到的宏观 横向磁化矢量衰减信息才能真正反映组织 的T2驰豫。
梯度回波(GRE)信号
梯度回波是利用读出梯度场的切换产生回波。
射频脉冲激发后，在读出方向（频率编码方向）上先施加 一个梯度场，这个梯度场与主磁场叠加后造成磁场强度差 异，该方向上质子进动频率出现差异，加快质子群失相位， 组织宏观横向磁化矢量很快衰减到零，把这个梯度场称为 离相位梯度场。这时立刻在频率编码方向上施加一个强度 相同方向相反的梯度场，原来由于离相位梯度场造成的质 子失相位逐渐得到纠正，组织宏观横向磁化矢量逐渐恢复， 直到峰值，把这个梯度场称之为聚相位梯度场。随后质子 又发生相位离散，组织宏观横向磁化矢量逐渐衰减至零。 这样组织中的宏观横向磁化矢量经历从零到最大又从最大 到零的过程，得到一个回波信号，称梯度回波信号。
共振
核磁共振
原子核在进动中吸收外界能量，产生能级跃迁现象。 （外界能量将传递给处于低能级的质子，处于低 能级的质子获得能量后将跃迁到高能级），称核 磁共振。 外界能量（射频脉冲频率）=质子进动频率 从微观角度讲，磁共振现象低能级的质子获得能量 后将跃迁到高能级。 从宏观角度讲，磁共振现象的结果是宏观纵向磁化 矢量发生偏转（逐渐消失），而产生宏观横向磁 化矢量。偏转角度与射频脉冲能量有关。
MRI检查技术
MRI检查技术MRI成像技术有别于CT扫描，它不仅可行横断面，还可行冠状面、矢状面以及任意斜面的直接成像。
同时还可获得多种类型的图像，如T1WI、T2WI等。
若要获取这些图像必须选择适当的脉冲序列和成像参数。
一、序列技术MRI成像的高敏感性基于正常组织与病理组织弛豫时间T1及T2的不同，并受质子密度、脉冲序列的影响，常用的脉冲序列有：1．自旋回波（SE）序列采用“90°-180°”脉冲组合形式构成。
其特点为可消除由于磁场不均匀性所致的去相位效应，磁敏感伪影小。
但其采集时间较长，尤其是T2加权成像，重T2加权时信噪比较低。
该序列为MRI的基础序列。
3．快速自旋回波（turboSE，TSE；fatSE，FSE）序列采用“90°-180°-180°-...”脉冲组合形式构成。
其图像对比性特征与SE相似，磁敏感性更低，成像速度加快，使用大量180°射频脉冲，射频吸收量增大，其中T2加权像中脂肪高信号现象是TSE与SE序列的最大区别。
4．梯度回波（gradientecho，GRE）序列梯度回波技术中，激励脉冲小于90°，翻转脉冲不使用180°，取而代之的是一对极性相反的去相位梯度磁场及相位重聚梯度磁场，其方法与SE中频率编码方向的去相位梯度及读出梯度的相位重聚方法相同。
由于小翻转角使纵向磁化快速恢复，缩短了重复时间TR，也不会产生饱和效应，故使数据采集周期变短，提高了成像速度。
其最常用的两个序列是快速小角度激发（fatlowanglehot，FLASH）序列和稳态进动快速成像（fatimagingwithteadytatepreceion，FISP）序列。
5．快速梯度自旋回波（TGSE）序列TGSE是在TSE的每个自旋回波的前面和后面,再产生若干个梯度回波，使180°翻转脉冲后形成一组梯度和自旋的混合回波信号，从而提高单位重复时间（TR）的回波数。
磁共振检查技术
磁共振检查技术〔MEGNETIC RRESONANCE,MR〕是医学影像学的一场革命，生物体组织能被电磁波谱中的短波成分如X线等穿透，但能阻挡中波成分如紫外线、红外线及短波。
人体组织允许磁共振产生的长波成分如无线电波穿过，这是磁共振应用于临床的基本条件之一。
核子自旋运动是磁共振成像的基础，而氢原子是人体内数量最多的物质；正常情况下人体内的氢原子核处于无规律的进动状态，当人体进入强大均匀的磁体空间内，在外加静磁场作用下原来杂乱无章的氢原子核一齐按外磁场方向排列并继续进动，当立即停止外加磁场磁力后，人体内的氢原子将在相同组织相同时间下回到原状态；这称为驰豫〔RELAXATION〕而病理状态下的人体组织驰豫时间不同，通过计算机系统采集这些信号经数字重建技术转换成图像来给临床和研究提供科学的诊断结果。
通过调节磁场可自由选择所需剖面。
能得到其它成像技术所不能接近或难以接近部位的图像。
对于椎间盘和脊髓，可作矢状面、冠状面、横断面成像，可以看到神经根、脊髓和神经节等。
能获得脑和脊髓的立体图像核磁共振成像不仅仅能够显示有形的实体病变，而且还能够对脑、心、肝等功能性反应进行精确的判定。
在帕金森氏症、阿尔茨海默氏症、癌症等疾病的诊断方面，MRI技术都发挥了非常重要的作用。
核磁共振的适应症：神经系统的病变包括肿瘤,梗塞,出血,变性,先天畸形,感染等几乎成为确诊的手段.特别是脊髓脊椎的病变如脊椎的肿瘤,萎缩,变性,外伤椎间盘病变,成为首选的检查方法.心脏大血管的病变;肺内纵膈的病变.腹部盆腔脏器的检查;胆道系统,泌尿系统等明显优于CT.对关节软组织病变;对骨髓,骨的无菌性坏死十分敏感,病变的发现早于X线和CT.磁共振应用的范围很广，对颅脑、脊髓等疾病是当今最有效的影像诊断方法。
可早期发现肿瘤、脑梗塞、脑出血、脑脓肿、脑囊虫症及先天性脑血管畸形，还可确定脑积水的种类及原因。
磁共振在显示脊髓先天异常、脊髓空洞症及硬化症、推管瘢痕等均有独到之处。
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• 2. 层厚 层厚的选择依赖于多种因素， 例如，解剖区域、要成像的组织结构的 尺寸、扫描序列所允许的扫描层数、信 噪比的要求、主磁场和梯度磁场的强度 等等。 • 层面越厚，产生的信号越多，信噪比越 高。但是越厚，则垂直于层面方向的空 间分辨力越低，而且部分容积效应也大。
• 3.层面间距 层面间距是指层面之间的 间隔。理想的成像是无间隔连续扫描， 但是这对RF脉冲的形状（或包络）有一 定的要求，而实际产生的RF脉冲并不象 理想的那样精确。在对目标层面激励时， 由于射频脉冲的非理想性，将引起相邻 层面内的质子受到额外的激励，形成层 面交叉干扰（cross talk）。图4-2显示 了RF脉冲激励的层面形状，如果层面无 间距或者层面间距小都会引起层面之间 的交叉干扰激励。
• 4.信噪比和空间分辨力之间的相互影响 信噪比与体素的大小成正比，因此空间 分辨力直接影响信噪比的大小。以颞颌 关节和体部成像为例，颞颌关节成像 FOV12cm、层厚3mm，体部成像FOV36cm， 层厚6mm，两者矩阵均为256×256，则体 部成像的体素尺寸是颞颌关节成像的18 倍。因此如果使用同样的线圈，体部成 像的信噪比将会是颞颌关节成像的18倍。
• 在设置成像参数时应特别注意SNR是影响 图像质量的最重要因素。一般情况下， 图像SNR高时，多能同时满足对CNR的要 求。不应追求过高的空间分辨力而牺牲 SNR，如选择3mm以下的层厚、很大的矩 阵或很小的FOV（如8mm）。有时层厚减 少1mm并不能明显提高空间分辨力，却可 能造成SNR的严重丧失，而当SNR很低时， 再高的空间分辨力也将失效。
• 4.FOV FOV由跨越图像的水平和垂直两 个方向的距离确定的。最小FOV是由梯度 场强的峰值和梯度间期决定的，通过增 大频率和相位编码梯度磁场的强度可以 减小FOV。 • 在矩阵不变的情况下，随着FOV的减小， 图像的空间分辨力将会提高，而信噪比 则下降，图像的空间分辨力与FOV成正比， 而信噪比与FOV的平方根成正比。另外， 减小FOV也可导致卷折伪影，并加重化学 位移伪影。
• 7.回波时间 激发脉冲与产生回波（即 读出信号）之间的间隔时间称为回波时 间（echo time；TE）。激发脉冲停止后， 开始横向弛豫，横向磁化矢量随时间逐 渐减小，而回波信号的大小取决于读出 信号时的横向磁化矢量的大小。TE决定 着读出信号前横向磁化的衰减量，因此 延长TE，会使横向磁化的衰减的多，产 生的信号少，导致图像信噪比下降；反 之，缩短TE，横向磁化的衰减的少，产 生的信号多，图像信噪比提高。
• 6.重复时间 两个激发脉冲间的间隔时间称为 重复时间。激发脉冲停止后，开始纵向弛豫， 纵向磁化矢量随时间逐渐恢复增大，TR时间决 定着激发脉冲发射之前纵向磁化矢量恢复的大 小。回波信号的大小取决于读出信号时的横向 磁化矢量的大小，横向磁化矢量的大小又依赖 于翻转的纵向磁化矢量的大小。因此延长TR可 以使纵向磁化恢复的多（TR足够长时，全部纵 向磁化得到恢复），因而在下一次激励时将有 更多的横向磁化，产生的信号量多，提高了图 像信噪比；反之，缩短TR，仅有部分纵向磁化 恢复，在下一次激励时的横向磁化就小，产生 的信号量少，降低了图像信噪比。
• 5.采集矩阵 图像采集矩阵（matrix） 代表沿频率编码和相位编码方向的像素 数目（即编码次数），即图像矩阵=频率 编码次数×相位编码次数。例如频率编 码次数为256，相位编码次数为192，则 矩阵为256×192。 • 在FOV不变的情况下，随着采集矩阵的增 加，图像的空间分辨力将会提高，而信 噪比则下降。另外，矩阵的增加也会延 长成像时间，成像时间正比于相位编码 的次数，即相位编码方向的像素数目。
第四节 成像参数的选择
一、MRI图像质量的评价指标
• 1.空间分辨力 空间分辨力是指影像对物 体细节的分辨能力，是指在一定的对比 度下，影像能够分辨的邻接物体的空间 最小距离。而在影像学中，空间分辨力 是靠每个体素表现出来的，空间分辨力 取决于体素的大小。体素容积小，空间 分辨力高；体素容积大，则空间分辨力 低。
二、成像参ห้องสมุดไป่ตู้对MRI图像质量的影响
• 1.激励次数 激励次数也称平均次数 （ number of signal average；NSA）， 是每个相位编码数据采集的重复次数。 • 从SNR公式可知，信噪比与NEX的平方根 成正比，增加NEX可以提高图像的信噪比； 反之，减少NEX会降低图像的信噪比。
两个相邻层面受RF脉冲激励的相互干扰示意图
• 这种额外激励使得层面所经历的有效TR比设置 的TR要短（因为先受到前面层面脉冲的激发， 比设置的时间早），磁化矢量恢复不足，会导 致信号强度降低。TR的缩短对信号的影响还与 脉冲序列有关，这种作用对T2 加权像的影响要 大于 T1 加权像。因此，在 T2 加权像上层面间距 一般选用层厚的20%～50%可去除层面间的交叉 干扰； T1 加权像上层面间距一般选用层厚的 10%～30%可去除层面间的交叉干扰。 • 与二维采集不同，三维采集没有相邻层面间的 交叉干扰，但是相邻层块之间也会有交叉干扰。
• 3.对比度 对比度是指组织之间信号强度的相 对差异。两种组织的对比度常以下式表示： |S1-S2|/|S1+S2| • C为对比度，S1、S2分别为两组织的信号强度。 • MRI 图像的对比度有时由于严重的噪声影响， 而不能真实反映图像质量，因此必须把噪声考 虑在内，在 MRI 中经常用对比噪声比来评价图 像质量。两种相关组织的对比度噪声比代表两 种组织的信噪比的差异，所以 CNR=SNRA-SNRB CNR表示对比度噪声比，SNR与SNR分别代表A、B 两种组织的信噪比。
• 层面内分辨力=像素尺寸=视野/矩阵
• 所以当FOV一定时，像素矩阵越大，空间分辨力越高；像素 矩阵越小，空间分辨力越低。当像素矩阵一定时，FOV越小，
空间分辨力越高；FOV越大，空间分辨力越低。
• 2. 信噪比 图像信噪比是指图像中的信 号能量与噪声能量之比。对一个体素而 言，其信噪比就是该体素的信号强度除 以体素的噪声值。 • 在 MR 成像中有很多因素可以影响信噪比， 对于某一区域的信噪比可以用一个式子 表示： • 信噪比=k×质子密度×体素体积×磁化 量×(激发次数)1/2