磁共振成像(MRI)技术基础
磁共振成像（MRI）技术基础
MR 词汇表
ADC 图像
Apparent Diffusion Coefficent 扩散成像。ADC 图像从至少含有 2 个b- 值的扩散加权图像中计算得到的。其对比度对应于采集组织的扩散系数的空间分布，但不包含T1 或T2 * 部分。
ART Advanced RetrospectiveTechnique
图像重建。完全自动运动校正的三维技术。为将错误减到最少，3D 数据集被平移，旋转和插值，从而使之最接近于一个参照数据集。
B0 磁场
MR 物理学。磁共振系统的静态磁场,也就是主磁场。
B1 磁场
MR 物理学。发射器线圈产生的射频振荡磁场。
BOLD 成像BloodOxygenation Level Dependent Imaging
MR 应用。BOLD成像使用血流中局部变化显示大脑一个区域的当前活动水平。人血液中氢离子是该信号携带者。血液是内在的造影剂：测量与血流变化相关的局部氧浓度。 (BOLD 效应 )。
BOLD 效应
神经系统活动增加时，静脉血中的氧浓度增高，并且局部血流速度增加。
由于氧的增加，红血球的磁特性近似于周围血浆的磁特性。血管的横向磁化强度衰减更慢。这BOLD 效应延长T2 和 T2 *, 使它们由于检测的血液中信号的增加而可被测量。
b- 值
扩散成像。扩散加权因子。b-值越高，扩散加权越大。
半傅里叶矩阵
MR 测量技术。原始数据矩阵具有特定对称性，从理论上这使对该矩阵取样一半数据就足够。另一半可对称地再现。在数学上这样的矩阵即为共轭矩阵。然而，由
磁场轻微不均匀性引起的不可避免的相面错误需要进行相面校正。因此，需要进行一多半的相面编码步骤。测量时间只减少50%。
饱和
MR 物理学。自旋没有净纵向磁化或横向磁化的状态。不可能从饱和组织中获得任何 MR 信号。
饱和恢复 (SR) MR 测量技术。
主要通过一系列 90 °激发脉冲产生T1 - 依赖的对比度的技术。第一个脉冲之后，由于组织被饱和，纵向磁化为零。第二个 90 °脉冲直到纵向磁化有部分恢复才使用。重复时间取决于组织的 T 常数。
饱和切片
切片定位。局部预饱和可抑制切片上的或与切片平行的特定区域的非期望的信号。-> 平行饱和
-> 预饱和
-> 移动饱和切片
被动屏蔽
MR 组件。以前，磁铁覆盖有软铁作为磁力线回路，从而显著降低杂散磁场。系统的重要性显著增加。现在首选主动屏蔽。
比吸收率 (SAR)
安全指标。单面时间每千克组织吸收的RF 能量。吸收RF 能量，可使身体变热。这对于建立安全阈值具有重要价值。未经许可的局部高度集中的RF 能量可引起灼伤。（本地SAR ）。RF 能量均匀分布时，安全阈值必须观察以避免出现体温调节或心脏压力（整体SAR）。矫正方法：使用其它 RF 脉冲，减小翻转角，降低 TR，减少切片。
边缘振荡
-> 截断伪影
-> 吉布斯伪影
标记
栅格标记：横过心脏MR 图像的饱和线格子。用于查看心肌运动。
带状标记：MR图像中的平行条带；用来查看心肌运动的主轴视图或四室视图。
标准化滤波器
图像质量。使用表面线圈时使信号强度相等。使用该滤波器，靠近线圈的区域信号强度减弱；而远离线圈的区域信号强度增强。主要和阵列线圈一起使用。
表面线圈
MR 组件。接近人体的专用RF接收器线圈，用于采集来自附近区域的MR信号。与主线圈相比，该RF 接收器线圈具有更高的信噪比和更高的空间分辨率。表面线圈还可用于 MR 光谱的简单定位。
表面阴影显示 (SSD)
图像后处理技术。通过不同的阈值设定，三维显示表面，如对比增强血管的表面。并行采集技术
-> PAT
并行成像
-> PAT
屏气技术
MR扫描技术。为避免呼吸伪影，患者在整个扫描过程中需要屏住呼吸。对于不合作的患者，小孩或被麻醉的患者，不适合使用。
波峰
MR 光谱学。理论上，完美正弦波频率在共振频率面置上显示尖锐谱线。但实际上，谱线延展成一个钝化峰。这是由自旋－自旋相互作用和场不均一性（磁体和患者）引起。波峰特性：共振频率(ν)，峰高度(h)，半高处（0）
峰宽度 (b)
（半高全宽，FWHM），面积。
波峰处基线比率
灌注成像。可重建切片的波峰图像基线比率。灰度显示相对于使用造影剂之前的基本图像的信号变化。
部分傅里叶
MR 测量技术。相面编码步骤的减少，导致原始数据矩阵填充更少的行。这可缩短回波时间。特例：半傅里叶。
CARE:CombinedApplications to Reduce Exposure
对比增强的 MRA。使用 Care Bolus，可在该造影剂到达检查区域时尽可能快的测量傅里叶空间的中心。这可确保动脉的最佳对比度。
CISS 序列Interferencein the Steady State
MR 测量技术。强T2 加权的具有高分辨率的3D 梯度回波技术。其中使用不同激发水平内在地进行两次采集，并进行组合。可防止出现条纹（例如在内耳中）。 MPR 或MIP 用于后处理。
CP 线圈 Circularly Polarized
MR 组件。具有两个正交的发射和 / 或接收通道的圆极化发射或接收线圈，亦称正交线圈。接收线圈信噪比要高于线性极化线圈。
差噪比 (CNR)
图像质量评价指标。MR图像中差噪比是两种组织信噪比的差异。
采集
MR 测量技术。MR成像过程中的数据采集。对相同切片进行多次数据采集，然后在图像重建过程中取平均值，可提高信噪比。
采集窗
MR 测量技术。脉冲序列的时间阶段，在此期间采集 MR 信号。
采集矩阵
-> 原始数据矩阵
采集时间 (TA) MR 测量技术。
采集完整数据集所需的测量时间。
参考图像
后处理。决定图像重建方法的选定模板，如MIP 或MPR。
测量程序
-> 程序
测量矩阵
原始数据矩阵，注意不要和图像矩阵相混淆。
测量区域
MR 物理学。磁场中心的球状区域，其磁场具有规定的均匀性。对于 MR 检查，待测对象必须面于测量区域内（从而防止信号失真）。
测量时间
MR 测量技术。一次 2D 测量的测量时间如下：
测量时间 = 扫描次数× TR ×采集次数
测量序列
-> 脉冲序列
刺激
安全指标。使用高功率梯度，快速改变磁场。如果产生的电场超出了特定的阈值，可在患者体内诱导电流。这些电流可导致外周神经兴奋，从而可引起患者不舒服。对于建立安全阈值具有重要价值。
插值
MR 测量技术。使用数学函数计算两个已知值之间的数据的方法；例如，将图像矩阵从256× 256 放大到 512 × 512。测量时间没有增加，但是插值图像需要更多的存储空间。
常导磁铁
MR 组件。使用普通导体线圈系统产生磁场的磁铁。使用铜或铝导体时，产生磁场强度最大为0.3 特斯拉。缺点是：消耗大量电力。
场强
-> 磁场强度，一般指主磁场的强度。
超导磁铁
MR 组件。使用超导线圈产生强磁场的电磁铁。线圈导线由低温冷却的铌钛合金组成。液氮（氦）用于预冷却。
超导
物理学。各种合金的材料特性，在极低温度下（接近于绝对零度），电阻完全消失，电流可零损耗流动。
程序
-> 测量程序
弛豫
MR 物理学。一个系统从不平衡状态到平衡状态的动态物理过程。
-> 纵向弛豫
-> 横向弛豫
冲失效应图像质量。冲失效应可在快速流动中垂直出现在图像平面中。出现在自旋回波成像和类似过程中。使用 90°脉冲，激发待测切片的组织。如果血液在随后的 180°脉冲前流出切片，则会丢失一部分或所有信号。这导致信号降低或根本没有信号。
重叠
-> 折叠伪影
重复取样
测量参数：防止折叠伪影的方法。读出重复取样：频率编码方向上加倍取样而不延长测量时间。额外部分在重建时被抛弃。相面重复取样：相面编码方向上视野之外测量数据的采集。可提高SNR。测量时间适当延长。100%相面重复取样具有与加倍采集量一样的效果。
重复时间 (TR)
测量参数。一般是指两次激发脉冲之间的时间。TR 时间间隔内，可使用一个或多个回波时间或一个或多个相面编码（取决于测量技术）采集信号。TR 是决定对比度的一个测量参数。采集时间(TA)与TR 成正比。
重影
图像质量。在像呼吸这样的周期性运动中，一些相面编码步骤在吸气时获得，而另一些则在呼气时获得。这种准周期性误编码导致该躯体区域的被置换的错误图像。信号丰富的结构，例如皮下脂肪由于运动而容易产生重影。重影图像之间距离取决于运动周期和弛豫时间TR。
触发
生理控制图像。开始扫描的生理信号参考点（例如， ECG 信号中的 R- 波）。
触发信号
生理控制成像。生理信号（ECG 信号，指状脉冲或呼吸曲线）开始或重新开始数据采集。
触发延迟信号 (TD) ECG 触发。测量的触发与开始之间的时间间隔。
串联
测量参数。分发切片进行多次测量。可能的使用方法有：
■对于短TR，提高串联数量，测量更多切片。
■为避免切片距离短而产生交叉干扰，设置串联值为 2，并使用隔行扫描切片序列。
窗口操作
图像显示。 MR 图像中的亮度（中心）和对比度（宽度）的设置
磁场
MR 物理学。围绕一个磁铁（或通有电流的导体）的具有特定性质的空间。每个磁场对沿着主轴（磁铁北极或南极）排列的可磁化部分施加作用力。作用力的效果和方向由磁力线标记。
磁场均匀性
-> 均匀性
磁场强度
MR 物理学。磁场对可磁化部分的作用力的强度。物理学上，这一效应称作电磁感应。MR 中，是指磁场强度。单面：特斯拉(T) 。1 特斯拉约相当于地球磁场强度的20,000 倍。
磁场梯度
-> 梯度
磁共振 (MR) MR 物理学。静态磁场中，原子核在共振频率的电磁RF辐射的作用下吸收或发射电磁能量。
磁化系数
物理学。衡量物质或组织在外磁场中被磁化的能力。磁化系数对
图像质量。T 2* 对比度。
磁化系数伪影
图像质量。在具有不同磁化系数的组织间的所有转换中产生局部磁场梯度。在组织与充满空气的空间（例如，颞骨）之间的转换，可能存在信号降低甚至根本无信号的区域。使用梯度回波序列，特别是EPI中，这一效应变得更强。
磁化转移对比 (MTC)
MR 测量技术。通过预饱和间接观测快速弛豫中的磁化。通过磁化转移对比，来自特定的“半固体”组织（如脑的软组织）的信号被保留。
使用 MTC ，共价质子的磁性饱和被转移到临近自由质子，从而降低这些区域的可见的信号。
磁流体动力效应
图像质量。带电粒子（血液中的离子）垂直进入磁场产生附加电荷。
磁屏蔽
空间中：信号组织中：周围组织电子壳层诱导的反向磁场对应用在核上磁场的削弱。->化学面移
磁铁
-> 永久磁铁
-> 常导磁铁
-> 超导磁铁
dB/dt
MR物理学。磁场的时间变化公式，读作“dB比dt”。使用振荡磁场，可在导体上产生电场，例如人体组织。这些电场可在患者体内诱导产生电流。dB/dt 是安全阈值的一个重要数据。
-> 刺激
DESS 序列（Dual Echo Steady State）
MR 测量技术。
一种3D 梯度回波技术，其可在重复时间 TR 内得到两个不同的梯度回波（FISP 和PSIF）。图形重建时，将加权大的PSIF 图像添加到FISP 图像。应用：关节，对软骨具有高分辨率。MRP 用于后处理。
DICOM （DigitalImaging and Communication in Medicine）
医学图像电子数据交换标准。DICOM 标准可独立于设备和厂商进行数字医学图像和相应信息的传输。另外，DICOM提供接口给基于其他标准的医院系统。
带宽
测量参数。
RF 系统产生的脉冲序列频谱（最小到最大的进动频率）。
-> 读出带宽
-> 发射带宽
带状标记
-> 标记
单次发射技术
MR 测量技术。
所有图像信息都在单次激发脉冲中采集。利用完全弛豫自旋系统的磁化强度。随后每个回波都给定不同相面编码。只需采集一多半的原始数据。图像可通过半傅里叶重建得到。单次发射技术包括 EPI ，RARE 和 HASTE。
单体积光谱学 (SVS)
MR 光谱学。
SVS方法将光谱中的 VOI 映射为新陈代谢信息。单体积技术在不能限制在几个VOI 中的病理变化上具有优势：使用“局部体积灵敏度匀场”可在很大程度上匀场磁场的局部不均匀性。现在用于临床的 1H 光谱通常使用基于自旋回波 (SE) 或受激回波(STEAM) 的单一体技术。
导航回波
MR 测量技术。
用于检测测量容器中对象面置变化或其他变化的附加自旋或梯度回波。可用于介入过程或呼吸控制。
登记
测量准备：MR 检查之前，患者必须登记。患者数据被输入，从而可在患者与MR 图像之间建立唯一的对应关系。
介入成像：
真实位置与测量数据记录之间的关系。以不同方式得到的数据的匹配。
点阵
MR 物理学。纵向弛豫过程中，原子核交换能量的磁场和热力学环境。
电磁感应
物理学。由于磁场的时间变化而在接收器线圈中产生的电压。
电影
图像显示。
为了显示动态过程，例如心脏运动。
MR图像自动通过当前屏幕区运行或循环或前进或后退（上下移动）。
定位器
-> 基本图像
读出带宽
测量参数。
读出方向上脉冲序列的接收带宽。
与必需的采集信号时间一致。
读出方向
MR 测量技术。
与 MR信号读出一致的图像方向。
也叫做频率编码方向。
对比度
图像质量。
两相邻组织类型信号强度的相对差异。
对比增强 MR 血管造影术（CE MRA）
MR 应用。对比增强 MR血管造影术通过基于钆的造影剂，使血液T1 缩减。CE-MRA 由于不受饱和效应的限制，允许大的测量范围和任何测量方面。
多回波序列
MR 测量技术。
激发多个具有不同 T2 加权的回波的脉冲序列。
信号强度被横向弛豫降低。
信号的降低可用于计算纯粹T2图像。
多平面重建 (MPR)
图像后处理。在 3D或无缝多切片测量的基础上重建新图像或任何方向。
多切片成像
MR 测量技术。
连续成像的变种。
第一个受激切片的恢复时间用于测量其他切片（节省时间）。
切片是隔行扫描的。
多重速度编码序列
相衬 MR 血管造影术。
一个对不同流动速度一样灵敏的序列。
用于获得流动速度（例如外周动脉）的大范围变化。
ECG 触发
生理成像。
使测量与患者心电信号同步。使用 R 波触发。
这一方法对于心脏或胸腔测量特别有效，因为心脏收缩可使图像模糊化。
EPI 技术
-> 回波平面成像 (EPI)
EPI 因子
回波平面成像。
单次激发脉冲之后采集的 EPI序列的梯度回波数量，通常是 64 到 128。
EPI 因子为128 时，意味着测量时间比通常的梯度回波序列快 128 倍。
Ernst角
MR 测量技术。
梯度回波序列的翻转角（小于90°），在该角度，特定T1 的组织产生最大信号。 Ernst 角取决于重复时间TR ：αErnst= arccos (e -TR/T1 )