射频脉冲与脉冲序列
射频脉冲与脉冲序列
2.5.3半傅里叶采集单次激发快速自旋回波序列
半傅里叶采集单次激发快速自旋回波(half-fourier acquisition singo-shot turbo-SE ,HASTE )序列是一个单次激发快速成像序列,并结合半傅里叶采集技术,使一幅256×256矩阵的图像数据在1秒内便可采集完毕。 半傅里叶采集方式不是采集所有的相位编码行,而是仅采集正相位编码行、零编码以及少数几个负相位编码行的数据,然后利用K-空间的数学对称原理对正相位编码数据进行复制,最终由采集数据以及复制的数据重建成一幅完整图像。因为仅采集一半多一点的数据,所以扫描时间降低了近一半。
单次激发序列是指在一次90°激发脉冲后使用一连串(如128个)180°复相脉冲,采集一连串的回波信号,快速形成图像。
HASTE 序列主要用于生成T 2WI ,因为仅需一次激发便可完成采集,所以大大减少了运动伪影。重T 2加权HASTE 序列还可用于胆道、泌尿道、内耳、椎管等部位的水成像。
2.5.4螺旋桨技术或刀锋技术技术
螺旋桨技术(periodically rotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction,Propeller,GE公司)和刀锋技术(Blade, 西门子公司)是指K 空间放射状填充技术与FSE 或快速反转恢复序列相结合的产物。 常规的FSE 序列的K 空间填充为平行线,每个TR 周期填充的平行线数目与回波链数目一致。单纯K 空间放射状填充技术中,每个TR 周期在一定角度填充一条放射线,下一个TR 周期旋转一个角度后再填充一条线,直到填满整个K 空间。在Propeller 技术中,将上述两种技术结合,每个TR 周期采集一个回波链,在K 空间中以一定角度填充一组放射线,其数目与回波链数目一致;下一个TR 周期旋转一个角度后再填充一组放射线,直到填满整个K 空间。
Propeller 技术的K 空间填充将平行填充与放射状填充相结合,平行填充使K 空间周边区域在较短的采样时间内具有较高密度,保证了图像的空间分辨率;放射状填充使K 空间中心区域有较多的信号重叠,提高了图像的信噪比。另外,由于K 空间中心区域较多的信号重叠以及放射状填充,Propeller 技术减少了运动伪影。同时,与EPI 序列相比,Propeller 技术不容易产生磁敏感伪影。
2.6回波平面成像脉冲序列(EPI )
2.6.1 K 空间轨迹
K 空间的数据沿一定轨迹的顺序进行采集,这种按某种顺序填充数据的方式称为K 空间的轨迹。MRI 中K 空间采集模式多种多样,K 空间轨迹一般为直线,除此之外,还可以是圆形、螺线形等曲线形式。
2.6.2 EPI 的概念
平面回波成像(Echo Planar Imaging EPI)是在一次或多次射频脉冲激发后,利用读出梯度场的连续正反向切换,每次切换产生一个梯度回波,因而将产生多个梯度回波,即回波链。
由于EPI 回波是由读出梯度场的连续正反向切换产生的。因此,产生的信号在K 空间内的填充是一种迂回轨迹,与一般的梯度回波或自旋回波类序列显然是不同的。这种K 空间迂回填充轨迹需要相位编码梯度场与读出梯度场相互配合方能实现,相位编码梯度场在每个回波采集结束后施加,其持续时间的中点正好与读出梯度场切换过零点时重叠。
2.6.3 EPI 序列的分类
EPI 序列的分类方法主要两种,一种按照一幅图像需要进行射频脉冲激发的次数进行分类;另一种则根据其准备脉冲进行分类。
2.6.3.1按激发次数分类
按一幅图像需要进行射频脉冲激发的次数,EPI 序列可分为多次激发EPI 和单次激发EPI 。
⑴多次激发EPI (multishot EPI, MS-EPI )
MS-EPI 是指一次射频脉冲激发后利用读出梯度场连续切换采集多个梯度回波,填充K 空间的多条相位编码线,需要多次射频脉冲激发和相应次数的EPI 采集及数据迂回填充才能完成整个K 空间的填充。MS-EPI 所需
要进行的激发次数,取决于K 空间相位编码步级和ETL 。
MS-EPI 与FSE 颇为相似,不同之处在于: FSE 序列是利用180º复相脉冲采集自旋回波链,而MS-EPI 是利用读出梯度场的连续切换采集梯度回波链; FSE 的K 空间是单向填充,而MS-EPI 的K 空间需要进行迂回填充;由于梯度场连续切换比连续的180º脉冲所需的时间短得多。因此,MS-EPI 回波链采集要比ETL 相同的FSE 序列快数倍。多次激发SE-EPI 一般用于腹部屏气T2WI 。
⑵单次激发EPI (SS-EPI )
SS-EPI 是指在一次RF 脉冲激发后连续采集的梯度回波,即在一个RF 脉冲激发后采集所有的成像数据,用于重建一个平面的MR 图像,这种序列被称为单次激发。单次激发EPI 存在信号强度低、空间分辨力差、视野受限及磁敏感性伪影明显等缺点。单次激发是目前采集速度最快的MR 成像序列,单层图像的采集时间可短于100MS 。目前单次激发GRE-EPI 主要用于MR 对比剂首次通过灌注加权成像(perfusion-weighted imaging,DWI )、基于血氧水平依赖(blood oxygenation level dependent, BOLD )效应的脑功能成像和扩散加权成像(diffusion-weighted imaging,DWI )。
⑶单次激发与多次激发各有优缺点
SS-EPI 的成像速度明显快于MS-EPI ,因此更适用于对速度要求很高的功能成像;由于ETL 相对较短,MS-EPI 的图像质量一般优于SS-EPI ,SNR 更高,EPI 常见的伪影更少。
2.6.3.2按EPI 准备脉冲分类
EPI 本身只能算是MR 信号的一种采集方式,并不是真正的序列,EPI 技术需要结合一定的准备脉冲方能成为真正的成像序列,而且EPI 序列的加权方式,权重和用途都与其准备脉冲密切相关。主要包括以下几种: ⑴梯度回波EPI 序列
梯度回波EPI (GRE-EPI )序列是最基本的EPI 序列,结构也最简单,是在90º脉冲后利用EPI 采集技术采集梯度回波链。
⑵自旋回波EPI 序列
自旋回波EPI 序列是EPI 与自旋回波序列结合。如果EPI 采集前的准备脉冲为一个90º脉冲后随一个180º脉冲,即自旋回波序列方式,则该序列被称为SE-EPI 序列。180º脉冲将产生一个标准的自旋回波,而EPI 方法将采集一个梯度回波链,一般把自旋回波填充在K 空间中心,而把EPI 回波链填充在K 空间其他区域。由于与图像对比关系最密切的K 空间中心填充的是自旋回波信号。因此,认为该序列得到的图像能够反映组织的T 2弛豫特性,一般被用作T 2WI 或水分子扩散加权成像序列。单次激发SE-EPI 序列用于脑部超快速T2WI 时,该序列图像质量不及FSE T 2WI ,一般用于临床情况较差或不能配合检查的患者如腹部屏气T 2WI 。该序列用于腹部的优点是成像速度快,数秒钟可完成数十幅图像的采集,即便不能屏气也没有明显的呼吸伪影。缺点在于磁化率伪影较明显。在该序列基础上施加扩散敏感梯度场即可进行水分子扩散加权成像,主要用于超急性期脑梗死的诊断和鉴别诊断。
⑶反转恢复EPI 序列
所谓反转恢复EPI (inversion recovery EPI,IR-EPI )序列是指EPI 采集前施加的是180º反转恢复预脉冲。EPI 与IR 序列脉冲结合,形成IR EPI ,可产生典型的T 1WI 。利用180º反转恢复预脉冲增加T 1 对比,选择适当的TI 时,还可以获得脂肪抑制或液体抑制图像。
2.6.4 PRESTO序列
在EPI 序列中,为增加T 2*效应,可采用较长的TE 。但是,具有长TE 的单次激发EPI 序列回波链太长,图像质量较差。利用短回波链的EPI 序列结合回波移位技术可解决这一矛盾,这种技术组合就是PRESTO 序列。 PRESTO 序列采用短回波链的EPI 序列,改善了图像质量。另外,通过应用特定的回波移位梯度,使射频脉冲激发后,在第二个TR 周期内形成回波信号,因此TE 大于TR 。较长的TE 保证了图像具有足够的T 2权重。 目前,PRESTO 序列主要用于对比剂首过法脑灌注成像、基于BOLD 的脑功能成像以及扩散成像。
2.7梯度自旋回波序列
梯度自旋回波序列是快速自旋回波序列与梯度回波序列的结合,该技术在GE 公司设备上称为GSE (gradient
*
spin echo), 在飞利浦公司设备上称为GRASE (gradient and spin echo),在西门子公司设备上称为TGSE (turbo gradient spin echo)。该序列保持了类似自旋回波的对比特点,又可以进一步缩短扫描时间(比FSE 序列还要快)。在GSE 序列中,每个90°RF 脉冲激发后,用几个180°脉冲获得自旋回波,又在每两个180°脉冲之间反复改变读出梯度。这样,每个自旋回波之间又产生了几个梯度回波。
在FSE 序列中,每个180°脉冲之间的时间间隔(也等于回波之间的时间间隔) 允许在一定范围,如果间隔太短则这些脉冲引起的被检者接受的脉冲能量吸收量(用特异吸收系数SAR 表示)会很强,就会超过对SAR 值的安全限制,而且回波之间的时间间隔限定使扫描时间不能做到很短。GSE 技术则可在每个自旋回波之前和之后增加几个梯度回波来克服对回波间隔时间的限制。每一个TR 成像周期中的梯度回波和自旋回波彼此都具有独立的相位编码。GSE 序列允许的回波链长比FSE 序列要增加很多,因而扫描时间可明显减少。另外,由于采集自旋回波,减少了单纯梯度回波图像常见的磁敏感伪影。GSE 序列的优点是提高了扫描速度(例如全脑扫描可在30秒内完成,而用FSE 序列至少需要1分钟或更长),又克服了单纯快速自旋回波序列与梯度回波序列的不足。
2.8磁共振成像特殊技术
2.8.1脂肪抑制技术
在磁共振检查中经常会采用脂肪抑制技术,脂肪抑制可以提供鉴别诊断信息、减少运动伪影和化学位移伪影、改善图像对比、提高病变检出率、增加增强扫描效果等。根据设备场强、扫描部位和扫描序列等的不同,可以选择使用不同的脂肪抑制技术。
2.8.1.1 STIR序列
原理见IR 序列中有关STIR 的介绍。
STIR 序列的优点为场强依赖性低,对场强的要求不高,低场设备脂肪抑制的效果也不错;对磁场均匀度的要求也较低;且对大范围FOV 扫描的脂肪抑制效果也较好。STIR 序列的缺点为信号抑制的特异性低,与脂肪T 1接近的组织(例如血肿),其信号也被抑制;不能应用于增强扫描;且TR 延长,使扫描时间延长。
2.8.1.2化学位移饱和成像
化学位移饱和成像就是利用不同分子之间共振频率的差异,在信号激发之前,预先发射具有某中特定频率的预饱和脉冲,使这种频率的组织信号被饱和,得到抑制。例如,水中的氢质子与脂肪中的氢质子其化学位移为3.5ppm ,在1.0T 静磁场中水质子比脂肪质子的共振频率大约快3.5ppm×42.5MHz=148Hz,如果预脉冲的频率选为脂肪的共振频率,则在其后立即发射激发脉冲时脂肪已经饱和,脂肪信号被抑制。
该序列的优点为脂肪信号抑制的特异性高、可用于多种序列。其缺点是场强依赖性较大,在1.0T 以上的高场设备中,脂肪抑制的效果才不错;对磁场均匀度的要求也较大;且对大范围FOV 扫描的脂肪抑制效果不理想。
2.8.2磁化传递技术
生物体中含有游离态的自由水和结合态(与蛋白等大分子结合)的结合水,MR 信号主要来自于自由水质子,而结合水质子可以影响MR 信号。
自由水水质子T 2值较长,其产生共振的频率范围较小,而结合水质子T 2值较短,其产生共振的频率范围较大。在磁化传递对比技术中一般是在常规激励脉冲之前预先使用一个低能量射频脉冲,该射频脉冲的频率偏离自由水质子共振频率但没有超出结合水质子的共振频率范围,这样可以选择性地激发结合水质子,使结合水质子发生饱和,然后该饱和性通过磁化交换过程传递给邻近自由水质子,从而不同程度地降低某些组织的MR 信号强度,产生与磁化传递相关的新的组织对比。这种结合水质子将饱和的磁化状态传递给自由水质子的过程称为磁化传递(Magnetization Transfer,MT)或磁化传递对比(Magnetization Transfer Contrast,MTC) 目前,磁化传递对比技术主要应用包括:(1)MR 血管成像,降低血管周围背景组织的信号,而不影响血管的信号,从而提高血管和背景之间的对比;(2)MR 增强检查,降低肿瘤周围组织的信号,而不影响富含钆对比剂的肿瘤的信号,从而提高肿瘤和背景之间的对比;(3)多发性硬化病变的检查,因为磁化传递的程度与组织的物理和化学状态有关,可以显示硬化斑的脱髓鞘程度。(4)骨关节检查,有利于关节软骨的显
示。
利用磁化传递可间接乃至半定量地反映组织中大分子蛋白含量的变化,其定量指标为磁化传递率(Magnetization Transfer Ratio,MTR ):
MTR=×100%
公式中M 0为未加磁化传递预脉冲图像上的信号强度,M t 为施加磁化传递预脉冲图像上的信号强度。
2.8.3化学位移成像
原子核的共振频率与磁场强度成正比,但原子核并非孤立存在,位于不同种类化学键上的原子会产生不同频率的信号,即局部化学环境会影响质子的共振频率。例如甲醇分子CH 3OH 中的CH 3的H 和OH 的H 共振频率并不相同,这是由于原子核被带磁性的电子云所包围,使其所处的分子环境不同。围绕着原子核旋转的电子不同程度地削弱了静磁场强度,若固定静磁场强度大小,周围电子云较薄的原子经受的局部磁场强度较高,其共振频率较高;而周围电子云较厚的原子局部磁场强度较低,其共振频率也较低。这种因分子环境(即核外电子结构)不同引起的共振频率的差异称作“化学位移”(chemical shift)。
由于化学位移引起局部磁场的改变,对于质子化学位移很小,不同分子环境其共振频率上的差异仅百余或数百赫兹(Hz ),其数量与所检测原子核共振频率差异数个ppm(1ppm=10-6) ,例如,水分子中的质子与脂肪CH 2原子团中质子的化学位移只相差3.5ppm 。
化学位移是磁共振波谱的基础,用于检测组织细胞内的代谢物质;化学位移饱和成像可用来突出或抑制某种组织的信号;化学位移特性还会诱发化学位移伪影。利用不同分子之间的化学位移,可以生成不同类型的图像。
2.8.3.1化学位移饱和成像
化学位移饱和成像就是利用不同分子之间共振频率的差异,在信号激发之前,预先发射具有某中特定频率的预饱和脉冲,使这种频率的组织信号被饱和,得到抑制。例如,上面介绍的脂肪抑制技术。同样,使用水共振频率的预脉冲,则水的信号被抑制。
2.8.3.2水脂同相与反相
因为水质子与脂肪质子的共振频率不同,则水质子横向磁化矢量与脂肪质子横向磁化矢量的相位关系处于不断的变化之中,在1.0T 静磁场中水质子比脂肪质子快一周期所用时间t=1000ms/148=6.8ms。当激发停止后,水质子横向磁化矢量与脂肪质子横向磁化矢量每隔6.8ms 便出现相位相同的状态,即同相位,同相时两者的信号相加;而激发停止后,水质子横向磁化矢量与脂肪质子横向磁化矢量每隔6.8ms/2=3.4ms,便出现相位相反的状态,即反相位,反相时两者的信号相减,信号下降。在反相位图像上,水、脂交界处及同时含水及脂肪的部位信号下降明显,此技术常用于肾上腺肿瘤和肝脏脂肪浸润的检查。在梯度回波序列,TE 值选择为6.8ms 或其倍数,得到同相位图像,TE 值选择为3.4ms 或其倍数,得到反相位图像。
2.8.4并行采集技术
并行采集技术(Parallel Acquisition Technique或Parallel Imaging)是近年来出现的磁共振快速采集新技术,在很大程度上加快了磁共振成像大采集速度。
2.8.1.1并行采集技术的原理
常规MR 扫描序列的采集时间与图像相位编码方向的编码步数(即k-空间填充线数目)成正相关,相位编码步数越多,采集时间越长。减少相位编码步数,采集时间则会缩短。但是若要保持空间分辩率不变,减少相位编码步数的结果会造成相位编码方向的视野长度减少,若小于被检组织大的尺寸,则会出现卷折伪影。 并行采集技术利用在相位编码方向采用多个表面接收线圈、多通道采集的方法,解决了上述矛盾。对于单个线圈,靠近线圈的组织信号高,远离线圈的组织信号低;另外,视野以外的组织将卷折到图像对侧。在并行采集技术中采用多个表面线圈组合成相控阵接收线圈,采集中需要获得各个子线圈的排列及其空间敏感度信息,进而得到成像组织内每一点的敏感度信息。经过合理的算法将各个子线圈采集的数据和上述敏感度信息,去除单个线圈的卷折伪影,生成完整的图像。为此,并行采集技术可以在减少采集相位编码步数,从而减少采集时间的情况下得到完整图像。
2.8.1.2并行采集技术序列的种类
并行采集技术主要有两种主要方法,一种方法是数据采集后先进行傅立叶转换,得到相位编码方向的短视野形成的卷折的图像,然后利用线圈空间敏感度信息去除单个线圈的图像卷折,这种技术称为敏感度编码(Sensivity Encoding, SENSE )。另一种方法是数据采集后先利用线圈空间敏感度信息填充整个k-空间,再进行傅立叶转换重建图像,这种技术称为空间协调同时采集(Simultaneous Acquisition of Spatial Harmony, SMASH )或一般性自动校准部分并行采集(Generalized Autocalibrating Partial Parallel Acquisition, GRAPA)。 目前三大公司的并行采集技术名称分别为GE 公司ASSET ,飞利浦公司SENSE ,西门子公司iPAT 。
并行采集技术的优点采集时间减少,并可减少单次激发EPI 序列的磁敏感伪影。缺点是图像信噪比降低,且可能出现未完全去除的图像卷折伪影,尤其是当采用较大并行采集加速因子时。