MRI技术之射频脉冲与脉冲序列

2.2自旋回波脉冲序列

2.2.1自旋回波脉冲序列（spin echo，SE）

自旋回波序列简称SE序列，是目前磁共振成像最基本的脉冲序列。SE序列采用90°激发脉冲和180°复相脉冲进行成像。SE序列的过程是先发射一个90° RF脉冲，Z轴上的纵向磁化矢量M0被翻转到XY平面上；在第一个90°脉冲后，间隔TE/2时间后再发射一个180°RF脉冲，可使XY平面上的磁矩翻转180°，产生重聚焦的作用，此后再经过TE/2时间间隔就出现回波信号。从90°RF脉冲到接受回波信号的时间称回波时间，即TE时间，两个90°RF脉冲之间的时间称重复时间，即TR时间。

2.2.2T1加权像

T1加权图像主要反映组织T1值差异，简称为T1WI。在SE序列中，T1加权成像时要选择较短的TR和TE值，一般TR为500ms左右，TE为20ms左右，能获得较好的T1加权图像。

2.2.3T2加权像

主要反映组织T2值不同的MRI图像称为T2加权图像，简称为T2WI。在SE序列中，T2加权成像时要选择长TR和长TE值，具体地说，TR为2500ms左右，TE为100ms左右。

2.2.4质子密度加权像N（H）加权像

质子密度反映单位组织中质子含量的多少。在SE序列中，一般采用较长TR和较短TE时可获得质子密度加权图像，一般TR为2500ms左右，TE为20ms左右时，SE序列成像可获得较好的质子密度加权图像。各种软组织的质子密度差别大多不如其T1或T2值相差大，所以目前许多情况下医生更重视T1或T2加权图像。在具体工作中，可采用双回波序列，第一个回波使用短TE，形成质子密度加权图像，第二个回波使用长TE，形成T2加权图像。

2.3反转恢复脉冲序列

2.3.1 反转恢复脉冲序列的理论基础

反转恢复序列（inversion recovery，IR）包括一个180°反转脉冲、一个90°激发脉冲与一个180°复相脉冲组成。第一个180°脉冲激发质子，使质子群的纵向磁化矢量M0由Z轴翻转至负Z轴。当RF停止后磁化矢量将逐渐恢复，之后，使用一个90°脉冲对纵向磁矩进行90°翻转，180°脉冲与此90°脉冲之间的时间间隔为反转时间TI。90°脉冲后就和SE序列一样在TE/2时间再使用一个180°脉冲实现横向磁矩再聚焦和信号读出。IR序列的成像参数包括TI、TE、TR。TI是IR序列图像对比的主要决定因素，尤其是T1对比的决定因素。TI的作用类似于SE序列中的TR，而IR序列的TR对T1加权程度的作用相对要小，但TR必须足够长，才能容许在下一个脉冲序列重复之前，使Mz的主要部分得以恢复。由于IR序列对分辨组织的T1值极为敏感，所以传统IR序列一直采用长TR和短TE来产生T1WI。TE是产生T2加权的主要决定因素，近年来在IRSE序列中应用长TE值也能获得T2WI。尽管如此，IR序列主要还是用于产生T1WI和PDWI。IR序列典型的参数为TI＝200~800ms，TR＝500~2500ms，TE＝20~50ms。选TI值接近于两种组织的T1值，并尽量缩短TE，可获得最大的T1WI。通常TR等于TI的3倍左右时SNR好。IR序列可形成重T1WI，可在成像过程中完全除去T2的作用，可精细地显示解剖结构，如脑的灰白质，因而在检测灰白质疾病方面有很大的优势。目前IR序列除用于重T1WI外，主要用于两种特殊的MR成像，即脂肪抑制和水抑制序列。

2.3.2 短TI反转恢复脉冲序列（short TI inversionrecocery，STIR）

IR序列中，每一种组织处于特定的TI时（称为转折点），该种组织的信号为零。组织的转折点所处的TI值依赖于该组织的T1值，组织的T1越长，该TI值就越大，即TI的选择要满足在90°脉冲发射时，该组织在负Z轴的磁化矢量恰好恢复到０值，因此也没有横向磁化矢量，图像中该组织的信号完全被抑制。脂肪组织的T1值非常短，IR序列一般采用短的TI（≤300ms）值抑制脂肪的信号，该序列称为STIR序列。STIR脉冲序列是短TI的IR脉冲序列类型，主要用途为抑制脂肪信号，可用于抑制骨髓、眶窝、腹部等部位的脂肪信号，更好地显示被脂肪信号遮蔽的病变，同时可以鉴别脂肪与非脂肪结构。另外，由于脂肪不产生信号，STIR序列也会降低运动伪影。STIR序列的TI值约等于脂肪组织T1值的69%，由于不同场强下，组织T1值不同，因此不同场强的设备要选用不同的TI抑制脂肪，例如，1.5T场强设备中TI设置在150～170ms。

2.3.3 液体衰减反转恢复脉冲序列（FLAIR）

另一种以IR序列为基础发展的脉冲序列称为液体抑制（也有称流动衰减）反转恢复（fluid-attenuated inversion-recovery，FLAIR）序列，该序列采用长TI和长TE，产生液体（如脑脊液）信号为零的T 2WI，是一种水抑制的成像方法。选择较长的TI时间，可使T1较长的游离水达到选择性抑制的作用。这时，脑脊液呈低信号，但脑组织中水肿的组织或肿瘤组织仍像T2加权一样呈高信号，在1.5T场强设备中FLAIR序列的TI大约为2000ms。一旦脑脊液信号为零，异常组织、特别是含水组织周围的病变信号在图像中就会变得很突出，因而提高了病变的识别能力。另外，由于普通SE序列T 2WI中，延长TE会造成因脑脊液搏动引起的伪影和部分容积效应增加。所以，设置的TE不能太长。而在FLAIR序列中，由于脑脊液信号为零，TE可以较长，因而可获得更重的T2WI。目前FLAIR序列常用于脑的多发性硬化、脑梗死、脑肿瘤等疾病的鉴别诊断，尤其是当这些病变与富含脑脊液的结构邻近时。

2.4 梯度回波脉冲序列

2.4.1 梯度回波脉冲序列的基础理论

梯度回波（Gradient Echo，GRE）序列也称为场回波序列（Field Echo，FE）。GRE序列是目前MR快速扫描序列中最为成熟的方法，不仅可缩短扫描时间，而且图像的空间分辨力和SNR均无明显下降。GRE序列与SE序列主要有两点区别，一是使用小于90°（α角度）的射频脉冲激发，并采用较短的TR时间；另一个区别是使用反转梯度取代180°复相脉冲。在GRE序列时就不用1800脉冲来重聚焦，而是用一个反方向梯度来重新使快速衰减的横向磁矩再现，获得一个回波信号，进行成像。由于梯度回波序列使用反向梯度来获得回波，这个回波的强度是按T2*衰减的，相对于使用180°脉冲的SE序列的T2加权像，GRE序列获得的图像是T2*加权像。GRE序列产生的图像对比要比SE序列复杂得多，可产生其它序列难以获得的对临床有用的信息。GRE序列图像的对比不仅取决于组织的T1、T2，还与B0的不均匀性有关。但是，主要依赖于激发脉冲的翻转角α、TR和TE三个因素，另外还与磁敏感性和流动有关。小角度激发有以下优点：（1）脉冲的能量较小，SAR值降低；（2）产生宏观横向磁化失量的效率较高，与90°脉冲相比，30°脉冲的能量仅为90°脉冲的1/3左右，但产生的宏观横向磁化失量达到90°脉冲的1/2左右；（3）小角度激发后，组织可以残留较大的纵向磁化失量，纵向弛豫所需要的时间明显缩短，因而可选用较短的TR，从而明显的缩短采集时间；（4）MR图像信号强度的大小与Mz翻转到xy平面的Mxy的大小成正相关，而Mxy的大小是由激发脉冲发射时Mz的大小及其激发后翻转的角度两个因素决定的。尽管GRE序列因使用小于90°的激发脉冲，对于同样的Mz，其投影到xy平面的矢量比例要小于90°激发脉冲序列。但是，小角度脉冲的Mz变化较小，脉冲发射前的Mz接近于完全恢复，能形成较大的稳态Mz，故GRE序列可产生较强的MR信号，尽管成像时间缩短，但是图像具有较高的信噪比（SNR）。

2.4.2稳态梯度回波脉冲序列（FISP）

GRE由于是短TR成像，因此回波采集后，产生一个残留的横向磁化矢量。成像序列中，在层面选择方向、相位编码方向及频率编码方向都施加了编码梯度场，这些梯度场同样会造成质子失相位。如果在这些空间编码梯度施加后，在这三个方向上各施加一个与相应的空间编码梯度场大小相同方向相反的梯度场，那么空间编码梯度场造成的失相位将被剔除，也即发生相位重聚。这样残留的横向磁化矢量将得到最大程度的保留，并对下一个回波信号作出反应。在GRE小翻转角和短TR成像时，纵向磁矩在数次脉冲后出现稳定值，即稳态，导致组织T1值对图像的影响很小。如果TE也很短，远短于T2*值，那么此时横向磁矩也会在数个脉冲后趋向一个稳定值，此时组织T2*值对图像的影响也很小了，而真正对图像产生影响的是组织的质子密度，这种特殊的稳定状态下的梯度回波成像就被称为稳态梯度回波序列（Fast Imaging with Steady-state Precession，FISP或Gradient Recalled Acquisition in the Steady State， GRASS）。FISP获得的图像为质子密度加权图像，血液呈很高信号，由于TR较短，TE也很短，速度很快，很适合心脏电影动态磁共振成像或MRA等。

2.4.3扰相位梯度回波脉冲序列（FLASH）

当GRE序列的TR明显大于组织的T2值时，下一次α脉冲激发前，组织的横向弛豫已经完成，即横向磁化失量几乎衰减到零，这样前一次α脉冲激发产生的横向磁化失量将不会影响后一次α脉冲激发所产生的信号。如果成像序列使用的TR短于组织的T2，当施加下一个RF激发脉冲时，前一次α 脉冲激发产生的横向磁化失量没有完全衰减，由于这种残留的横向磁化失量将对下一次脉冲产生横向磁化失量产生影响，这种影响主要以带状伪影的方式出现，且组织的T2值越大、TR越短、激发角度越大，带状伪影越明显。为了消除这种伪影，必需在下一次α脉冲前去除这种残留的横向磁化矢量。采用的方法是，在前一次α脉冲激发的MR信号产集后，在下一次α脉冲来临前施加扰相位（spoiled）梯度场或干扰射频脉冲。扰相位梯度场对质子的相位进行干扰，使其失相位加快，从而消除这种残留的横向磁化矢量。干扰的方法主要是施加扰相位梯度场，可以只施加层面选择方向或三个方向都施加扰相梯度，造成人为的磁场不均匀，加快了质子失相位，从而消除这种的横向磁化失量。这一脉冲序列称之为扰相位梯度回波脉冲序列（fast low angled shot，FLASH）。GRE T1WI序列一般选用较大的激发角度，如50°到80°，这时常需要采用相对较长的TR（如100~200ms）。而当TR缩短到数十毫秒甚至数毫秒时，激发角度则可调整到10°~45°。常规GRE和扰相GRET1WI在临床上应用非常广泛，实际应用中，应该根据需要通过TR和激发角度的调整选择适当的T1权重。GRE T2﹡WI序列一般激发角度为10°~30°，TR常为200~500ms。由于GRE序列反映的是组织的T2﹡弛豫信息，组织的T2﹡弛豫明显快于T2弛豫，因此为了得到适当的T2﹡权重，TE相对较短，一般为15~40ms。

2.4.4快速梯度回波脉冲序列（Turbo-FLASH）

Turbo-FLASH序列是在FLASH序列的基础上发展和改进而产生的。上述FLASH序列中，TR和TE值都很小，为提高梯度回波信号又要选用小角度的翻转角，这时形成的图像是质子密度加权像。为了实现T1或T2加权，除了以上FLASH序列外，还可在短TR短TE的快速GRE序列前加用一个脉冲，可称为快速梯度序列的磁矩预准备成像（MagnetizationPrepared Rapid Acquisition）。在这个预准备脉冲之后，通过控制后续的梯度脉冲出现的间隔时间（TI），既可选择性抑制某一种组织信号，从而实现心脏快速成像时的亮血或黑血成像技术，又可选择性形成T1或T2加权成像。Turbo-FLASH结合K空间分段采集技术是心脏快速MRI和冠状动脉成像的主要方法。

2.4.5磁化准备快速梯度回波脉冲序列

在扰相梯度回波序列中，为提高图像对比和信噪比，常在脉冲序列开始之前施加磁化准备脉冲，例如GE公司的IR-PREP、西门子公司的MP-RAGE、飞利浦公司的TFE序列。不同的磁化准备快速梯度回波脉冲序列可以有不同的磁化准备脉冲，由此会生成不同的图像对比。常用的磁化准备脉冲有180°反转脉冲，形成T1WI；90°脉冲，形成T1WI；90°-180°-负90°的组合脉冲，形成T2WI。磁化准备快速梯度回波脉冲序列主要用于颅脑高分辨三维成像、心肌灌注、心脏冠脉成像、腹部成像等。

2.5快速自旋回波脉冲序列（FSE）

2.5.1 RARE技术的概念

RARE技术即快速采集弛豫增强(rapid acquisition relaxation enhanced,RARE)是1986年由德国科学家J.Hennig等提出的，即利用SE多回波技术和革新的K空间填充方法实现快速MR扫描，减少扫描时间，是快速自旋回波序列的基础。具体方法是在一个90°脉冲激发后，利用多个聚焦180°脉冲形成多个自旋回波，在一个TR周期中可以填充K空间的多条相位编码线，因此整个序列所需的TR周期重复次数将减少，故减少扫描时间。

2.5.2快速自旋回波脉冲序列

快速自旋回波简称为FSE（FastSpin Echo）或Turbo SE（TSE）。在普通SE序列中，在一个TR周期内首先发射一个90°RF脉冲，然后发射一个180°RF脉冲，形成一个自旋回波。FSE序列中，在第一个90°脉冲激发后，相继给予多个180°脉冲，例如8或16个连续脉冲，出现8或16个连续回波，称为回波链（echo train length，ETL）。回波链可一次获得8或16种相位K空间的回波信号值，使一次TR时间内完成8或16个相位编码上的激发和信号采集。等于将相位编码数减少了8或16倍。虽然一次激发后采集8或16个相位K空间，时间是缩短了。但是，一次激发中后面数次回波的时间距90°脉冲较远些，信号必然要低，与前面回波的T2加权权重是不一样的。因此，必然在MRI图像上导致与常规SE序列T2加权的不同。在计算机软件和MRI硬件的性能改善，特别是180°脉冲性能改进和梯度动量缓冲技（Gradient Moment Nulling Technique）的应用，使FSE的T2加权图像已经能完全满足临床诊断需要。FSE序列与多回波序列一样，也是在一个TR周期内首先发射一个90°RF脉冲，然后相继发射多个180°RF脉冲，形成多个自旋回波。但是，二者有着本质的区别。在多回波SE序列中，每个TR周期获得一个特定的相位编码数据，即每个TR中相位梯度以同一强度扫描，采集的数据只填充K-空间的一行，每个回波参与产生一幅图像，最终可获得多幅不同加权的图像。而FSE序列中，每个TR时间内获得多个彼此独立的不同的相位编码数据，即形成每个回波所要求的相位梯度大小不同，采集的数据可填充K-空间的几行，最终一组回波结合形成一幅图像。由于一个TR周期获得多个相位编码数据，可以使用较少的TR周期形成一幅图像，从而缩短了扫描时间。FSE序列的扫描时间，由下式决定：

T=TR*Ny*NEX/ETL          （公式2-1）

公式2-1中TR为回波时间；Ny为相位编码数；ETL为回波链（在一次TR周期内的回波次数称为回波链）。公式2-1中的分子与SE序列的扫描时间相同，与普通SE序列相比，FSE序列的扫描时间降低了ETL倍。增加回波链能够显著地减少扫描时间，不过回波链过长，会使模糊伪影（bluring artifact）变得明显，典型的ETL为4 ~32个。FSE序列不仅采集速度快，而且与SE序列相比，减少了运动伪影和磁敏感性伪影。另外，FSE序列能提供比较典型的PDWI和重T2WI，FSE与普通SE序列在图像对比和病变检测能力方面很大程度上是相当的，在很多部位的MR成像中，FSE序列可取代普通SE序列。这些在同样是快速成像的梯度回波序列中是难以做到的。FSE序列影像的主要缺点是，T2WI的脂肪信号高于普通SE序列的T2WI，同时，提高了因使用多个180°脉冲而引起的对人体射频能量的累积。

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-fourieracquisition 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T2WI，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T2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

螺旋桨技术（periodically rotated overlappingparallel 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（multishotEPI， 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T2弛豫特性，一般被用作T2WI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 T2WI，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T2WI。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（inversionrecovery 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T1WI。利用180o反转恢复预脉冲增加T1 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T2*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T2*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（gradientand spin echo），在西门子公司设备上称为TGSE（turbogradient 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T1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T2值较长，其产生共振的频率范围较小，而结合水质子T2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(MagnetizationTransfer 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=(M0-Mt)/M0×100%公式中M0为未加磁化传递预脉冲图像上的信号强度，Mt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CH3OH中的CH3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”（chemicalshift）。

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CH2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（SimultaneousAcquisition of Spatial Harmony, SMASH）或一般性自动校准部分并行采集（GeneralizedAutocalibrating Partial Parallel Acquisition, GRAPA）。

目前"GPS"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。