1、磁共振成像（MRI）技術(shù)基礎(chǔ)MR詞匯表ADC圖像Apparent Diffusion Coefficent 擴散成像。ADC圖像從至少含有2個b-值 的擴散加權(quán)圖像中計算得到的。其對比度對應(yīng)于采集組織的擴散系數(shù)的空間分布， 但不包含T1或T2 *部分。ART Advanced RetrospectiveTechnique圖像重建。完全自動運動校正的三維技術(shù)。為將錯誤減到最少，3D數(shù)據(jù)集被平移， 旋轉(zhuǎn)和插值，從而使之最接近于一個參照數(shù)據(jù)集。B0磁場MR物理學(xué)。磁共振系統(tǒng)的靜態(tài)磁場，也就是主磁場。B1磁場MR物理學(xué)。發(fā)射器線圈產(chǎn)生的射頻振蕩磁場。BOLD成像 BloodOxygenation Le

2、vel Dependent ImagingMR應(yīng)用BOLD成像使用血流中局部變化顯示大腦一個區(qū)域的當(dāng)前活動水平。人血 液中氫離子是該信號攜帶者。血液是內(nèi)在的造影劑：測量與血流變化相關(guān)的局部 氧濃度。（BOLD效應(yīng)）。BOLD效應(yīng)神經(jīng)系統(tǒng)活動增加時，靜脈血中的氧濃度增高，并且局部血流速度增加。由于氧的增加，紅血球的磁特性近似于周圍血漿的磁特性。血管的橫向磁化強度 衰減更慢。這BOLD效應(yīng)延長T2和T2 *，使它們由于檢測的血液中信號的增加 而可被測量。b-值擴散成像。擴散加權(quán)因子b-值越高，擴散加權(quán)越大。半傅里葉矩陣MR測量技術(shù)。原始數(shù)據(jù)矩陣具有特定對稱性，從理論上這使對該矩陣取樣一半數(shù) 據(jù)就足

3、夠。另一半可對稱地再現(xiàn)。在數(shù)學(xué)上這樣的矩陣即為共軛矩陣。然而，由 磁場輕微不均勻性引起的不可避免的相面錯誤需要進行相面校正。因此，需要進 行一多半的相面編碼步驟。測量時間只減少50%。飽和MR物理學(xué)。自旋沒有凈縱向磁化或橫向磁化的狀態(tài)。不可能從飽和組織中獲得任 何MR信號。飽和恢復(fù)(SR) MR測量技術(shù)。主要通過一系列90 激發(fā)脈沖產(chǎn)生T1 -依賴的對比度的技術(shù)。第一個脈沖之 后，由于組織被飽和，縱向磁化為零。第二個90 脈沖直到縱向磁化有部分恢 復(fù)才使用。重復(fù)時間取決于組織的T常數(shù)。飽和切片切片定位。局部預(yù)飽和可抑制切片上的或與切片平行的特定區(qū)域的非期望的信號。-平行飽和-預(yù)飽和-移動飽和切

4、片被動屏蔽MR組件。以前，磁鐵覆蓋有軟鐵作為磁力線回路，從而顯著降低雜散磁場。系統(tǒng) 的重要性顯著增加?，F(xiàn)在首選主動屏蔽。比吸收率(SAR)安全指標(biāo)。單面時間每千克組織吸收的RF能量。吸收RF能量，可使身體變熱。 這對于建立安全閾值具有重要價值。未經(jīng)許可的局部高度集中的RF能量可引起灼 傷。(本地SAR)。RF能量均勻分布時，安全閾值必須觀察以避免出現(xiàn)體溫調(diào) 節(jié)或心臟壓力(整體SAR)。矯正方法：使用其它RF脈沖，減小翻轉(zhuǎn)角，降低TR， 減少切片。邊緣振蕩-截斷偽影-吉布斯偽影標(biāo)記柵格標(biāo)記：橫過心臟MR圖像的飽和線格子。用于查看心肌運動。帶狀標(biāo)記：MR圖像中的平行條帶；用來查看心肌運動的主軸視圖

5、或四室視圖。 標(biāo)準(zhǔn)化濾波器圖像質(zhì)量。使用表面線圈時使信號強度相等。使用該濾波器，靠近線圈的區(qū)域信 號強度減弱；而遠離線圈的區(qū)域信號強度增強。主要和陣列線圈一起使用。表面線圈MR組件。接近人體的專用RF接收器線圈，用于采集來自附近區(qū)域的MR信號。與 主線圈相比，該RF接收器線圈具有更高的信噪比和更高的空間分辨率。表面線圈 還可用于MR光譜的簡單定位。表面陰影顯示（SSD）圖像后處理技術(shù)。通過不同的閾值設(shè)定，三維顯示表面，如對比增強血管的表面。并行采集技術(shù)- PAT并行成像- PAT屏氣技術(shù)MR掃描技術(shù)。為避免呼吸偽影，患者在整個掃描過程中需要屏住呼吸。對于不合 作的患者，小孩或被麻醉的患者，不適

6、合使用。波峰MR光譜學(xué)。理論上，完美正弦波頻率在共振頻率面置上顯示尖銳譜線。但實際上， 譜線延展成一個鈍化峰。這是由自旋一自旋相互作用和場不均一性（磁體和患者） 引起。波峰特性：共振頻率（v），峰高度（h），半高處（0） 峰寬度（b）（半高全寬，F(xiàn)WHM），面積。波峰處基線比率灌注成像?？芍亟ㄇ衅牟ǚ鍒D像基線比率?；叶蕊@示相對于使用造影劑之前的 基本圖像的信號變化。部分傅里葉MR測量技術(shù)。相面編碼步驟的減少，導(dǎo)致原始數(shù)據(jù)矩陣填充更少的行。這可縮 短回波時間。特例：半傅里葉。CARE: CombinedApplications to Reduce Exposure對比增強的MRA。使用Care

7、 Bolus，可在該造影劑到達檢查區(qū)域時盡可能快的測 量傅里葉空間的中心。這可確保動脈的最佳對比度。CISS序列 Interferencein the Steady StateMR測量技術(shù)。強T2加權(quán)的具有高分辨率的3D梯度回波技術(shù)。其中使用不同激 發(fā)水平內(nèi)在地進行兩次采集，并進行組合?？煞乐钩霈F(xiàn)條紋(例如在內(nèi)耳中)。MPR 或MIP用于后處理。CP 線圈 Circularly PolarizedMR組件。具有兩個正交的發(fā)射和/或接收通道的圓極化發(fā)射或接收線圈，亦稱正交線圈。接收線圈信噪比要高于線性極化線圈。差噪比(CNR)圖像質(zhì)量評價指標(biāo)。MR圖像中差噪比是兩種組織信噪比的差異。采集MR測量

8、技術(shù)。MR成像過程中的數(shù)據(jù)采集。對相同切片進行多次數(shù)據(jù)采集，然后在 圖像重建過程中取平均值，可提高信噪比。采集窗MR測量技術(shù)。脈沖序列的時間階段，在此期間采集MR信號。采集矩陣-原始數(shù)據(jù)矩陣采集時間(TA) MR測量技術(shù)。采集完整數(shù)據(jù)集所需的測量時間。參考圖像后處理。決定圖像重建方法的選定模板，如MIP或MPR。測量程序-程序測量矩陣原始數(shù)據(jù)矩陣，注意不要和圖像矩陣相混淆。測量區(qū)域MR物理學(xué)。磁場中心的球狀區(qū)域，其磁場具有規(guī)定的均勻性。對于MR檢查，待 測對象必須面于測量區(qū)域內(nèi)（從而防止信號失真）。測量時間MR測量技術(shù)。一次2D測量的測量時間如下：測量時間二掃描次數(shù)X TR X采集次數(shù)測量序列

9、-脈沖序列刺激安全指標(biāo)。使用高功率梯度，快速改變磁場。如果產(chǎn)生的電場超出了特定的閾值， 可在患者體內(nèi)誘導(dǎo)電流。這些電流可導(dǎo)致外周神經(jīng)興奮，從而可引起患者不舒服。 對于建立安全閾值具有重要價值。插值MR測量技術(shù)。使用數(shù)學(xué)函數(shù)計算兩個已知值之間的數(shù)據(jù)的方法；例如，將圖像矩 陣從256X 256放大到512 X 512。測量時間沒有增加，但是插值圖像需要更多 的存儲空間。常導(dǎo)磁鐵MR組件。使用普通導(dǎo)體線圈系統(tǒng)產(chǎn)生磁場的磁鐵。使用銅或鋁導(dǎo)體時，產(chǎn)生磁場 強度最大為0.3特斯拉。缺點是：消耗大量電力。場強-磁場強度，一般指主磁場的強度。超導(dǎo)磁鐵MR組件。使用超導(dǎo)線圈產(chǎn)生強磁場的電磁鐵。線圈導(dǎo)線由低溫冷卻

10、的鈮鈦合金 組成。液氮（氦）用于預(yù)冷卻。超導(dǎo)物理學(xué)。各種合金的材料特性，在極低溫度下（接近于絕對零度），電阻完全 消失，電流可零損耗流動。程序-測量程序弛豫MR物理學(xué)。一個系統(tǒng)從不平衡狀態(tài)到平衡狀態(tài)的動態(tài)物理過程。-縱向弛豫-橫向弛豫沖失效應(yīng) 圖像質(zhì)量。沖失效應(yīng)可在快速流動中垂直出現(xiàn)在圖像平面中。出現(xiàn) 在自旋回波成像和類似過程中。使用90脈沖，激發(fā)待測切片的組織。如果血 液在隨后的180脈沖前流出切片，則會丟失一部分或所有信號。這導(dǎo)致信號降 低或根本沒有信號。重疊-折疊偽影重復(fù)取樣測量參數(shù)：防止折疊偽影的方法。讀出重復(fù)取樣：頻率編碼方向上加倍取樣而 不延長測量時間。額外部分在重建時被拋棄。相面

11、重復(fù)取樣： 相面編碼方 向上視野之外測量數(shù)據(jù)的采集。可提高SNR。測量時間適當(dāng)延長。100%相面重復(fù) 取樣具有與加倍采集量一樣的效果。重復(fù)時間(TR)測量參數(shù)。一般是指兩次激發(fā)脈沖之間的時間。TR時間間隔內(nèi)，可使用一個或多 個回波時間或一個或多個相面編碼(取決于測量技術(shù))采集信號TR是決定對比 度的一個測量參數(shù)。采集時間(TA)與丁日成正比。重影圖像質(zhì)量。在像呼吸這樣的周期性運動中，一些相面編碼步驟在吸氣時獲得，而 另一些則在呼氣時獲得。這種準(zhǔn)周期性誤編碼導(dǎo)致該軀體區(qū)域的被置換的錯誤圖 像。信號豐富的結(jié)構(gòu)，例如皮下脂肪由于運動而容易產(chǎn)生重影。重影圖像之間距 離取決于運動周期和弛豫時間TR。觸發(fā)

12、生理控制圖像。開始掃描的生理信號參考點(例如，ECG信號中的R-波)。觸發(fā)信號生理控制成像。生理信號（ECG信號，指狀脈沖或呼吸曲線）開始或重新開始數(shù) 據(jù)采集。觸發(fā)延遲信號（TD）ECG觸發(fā)。測量的觸發(fā)與開始之間的時間間隔。串聯(lián)測量參數(shù)。分發(fā)切片進行多次測量?？赡艿氖褂梅椒ㄓ校簩τ诙蘐R，提高串聯(lián)數(shù)量，測量更多切片。為避免切片距離短而產(chǎn)生交叉干擾，設(shè)置串聯(lián)值為2,并使用隔行掃描切片 序列。窗口操作圖像顯示。MR圖像中的亮度（中心）和對比度（寬度）的設(shè)置磁場MR物理學(xué)。圍繞一個磁鐵（或通有電流的導(dǎo)體）的具有特定性質(zhì)的空間。每個磁 場對沿著主軸（磁鐵北極或南極）排列的可磁化部分施加作用力。作用力的

13、效果 和方向由磁力線標(biāo)記。磁場均勻性-均勻性磁場強度MR物理學(xué)。磁場對可磁化部分的作用力的強度。物理學(xué)上，這一效應(yīng)稱作電磁感 應(yīng)。MR中，是指磁場強度。單面：特斯拉（T）。1特斯拉約相當(dāng)于地球磁場強度 的 20,000 倍。磁場梯度-梯度磁共振（MR） MR物理學(xué)。靜態(tài)磁場中，原子核在共振頻率的電磁RF輻射的作 用下吸收或發(fā)射電磁能量。磁化系數(shù)物理學(xué)。衡量物質(zhì)或組織在外磁場中被磁化的能力。磁化系數(shù)對圖像質(zhì)量。T 2*對比度。磁化系數(shù)偽影圖像質(zhì)量。在具有不同磁化系數(shù)的組織間的所有轉(zhuǎn)換中產(chǎn)生局部磁場梯度。在組 織與充滿空氣的空間（例如，顳骨）之間的轉(zhuǎn)換，可能存在信號降低甚至根本無 信號的區(qū)域。使用

14、梯度回波序列，特別是EPI中，這一效應(yīng)變得更強。磁化轉(zhuǎn)移對比（MTC）MR測量技術(shù)。通過預(yù)飽和間接觀測快速弛豫中的磁化。通過磁化轉(zhuǎn)移對比，來自 特定的“半固體”組織（如腦的軟組織）的信號被保留。使用MTC，共價質(zhì)子的磁性飽和被轉(zhuǎn)移到臨近自由質(zhì)子，從而降低這些區(qū)域的可 見的信號。磁流體動力效應(yīng)圖像質(zhì)量。帶電粒子（血液中的離子）垂直進入磁場產(chǎn)生附加電荷。磁屏蔽空間中：信號組織中：周圍組織電子殼層誘導(dǎo)的反向磁場對應(yīng)用在核上磁場的削 弱。-化學(xué)面移磁鐵-永久磁鐵-常導(dǎo)磁鐵-超導(dǎo)磁鐵dB/dtMR物理學(xué)。磁場的時間變化公式，讀作“dB比dt”。使用振蕩磁場，可在導(dǎo)體上 產(chǎn)生電場，例如人體組織。這些電場可

15、在患者體內(nèi)誘導(dǎo)產(chǎn)生電流。dB/dt是安全 閾值的一個重要數(shù)據(jù)。-刺激DESS 序列（Dual Echo Steady State）MR測量技術(shù)。一種3D梯度回波技術(shù)，其可在重復(fù)時間TR內(nèi)得到兩個不同的梯度回波（FISP和 PSIF）。圖形重建時，將加權(quán)大的PSIF圖像添加到FISP圖像。應(yīng)用：關(guān)節(jié)， 對軟骨具有高分辨率。MRP用于后處理。DICOM (Digitallmaging and Communication in Medicine)醫(yī)學(xué)圖像電子數(shù)據(jù)交換標(biāo)準(zhǔn)。DICOM標(biāo)準(zhǔn)可獨立于設(shè)備和廠商進行數(shù)字醫(yī)學(xué)圖像 和相應(yīng)信息的傳輸。另外，DICOM提供接口給基于其他標(biāo)準(zhǔn)的醫(yī)院系統(tǒng)。帶寬測量參數(shù)

16、。RF系統(tǒng)產(chǎn)生的脈沖序列頻譜(最小到最大的進動頻率)。-讀出帶寬-發(fā)射帶寬帶狀標(biāo)記-標(biāo)記單次發(fā)射技術(shù)MR測量技術(shù)。所有圖像信息都在單次激發(fā)脈沖中采集。利用完全弛豫自旋系統(tǒng)的磁化強度。隨 后每個回波都給定不同相面編碼。只需采集一多半的原始數(shù)據(jù)。圖像可通過半傅 里葉重建得到。單次發(fā)射技術(shù)包括EPI，RARE和HASTE。單體積光譜學(xué)(SVS)MR光譜學(xué)。SVS方法將光譜中的VOI映射為新陳代謝信息。單體積技術(shù)在不能限制在幾個 VOI中的病理變化上具有優(yōu)勢：使用“局部體積靈敏度勻場”可在很大程度上勻 場磁場的局部不均勻性?，F(xiàn)在用于臨床的1H光譜通常使用基于自旋回波(SE) 或受激回波(STEAM)的

17、單一體技術(shù)。導(dǎo)航回波MR測量技術(shù)。用于檢測測量容器中對象面置變化或其他變化的附加自旋或梯度回波?？捎糜诮?入過程或呼吸控制。登記測量準(zhǔn)備：MR檢查之前，患者必須登記?；颊邤?shù)據(jù)被輸入，從而可在患者與MR圖 像之間建立唯一的對應(yīng)關(guān)系。介入成像：真實位置與測量數(shù)據(jù)記錄之間的關(guān)系。以不同方式得到的數(shù)據(jù)的匹配。點陣MR物理學(xué)?？v向弛豫 過程中，原子核交換能量的磁場和熱力學(xué)環(huán)境。電磁感應(yīng)物理學(xué)。由于磁場的時間變化而在接收器線圈中產(chǎn)生的電壓。電影圖像顯示。為了顯示動態(tài)過程，例如心臟運動。MR圖像自動通過當(dāng)前屏幕區(qū)運行或循環(huán)或前進或后退（上下移動）。定位器-基本圖像讀出帶寬測量參數(shù)。讀出方向上脈沖序列的接收帶

18、寬。與必需的采集信號時間一致。讀出方向MR測量技術(shù)。與MR信號讀出一致的圖像方向。也叫做頻率編碼方向。對比度圖像質(zhì)量。兩相鄰組織類型信號強度的相對差異。對比增強MR血管造影術(shù)（CE MRA）MR應(yīng)用。對比增強MR血管造影術(shù)通過基于釓的造影劑，使血液T1縮減。CE-MRA由于不受飽和效應(yīng)的限制，允許大的測量范圍和任何測量方面。多回波序列MR測量技術(shù)。激發(fā)多個具有不同T2加權(quán)的回波的脈沖序列。信號強度被橫向弛豫降低。信號的降低可用于計算純粹T2圖像。多平面重建(MPR)圖像后處理。在3D或無縫多切片測量的基礎(chǔ)上重建新圖像或任何方向。多切片成像MR測量技術(shù)。連續(xù)成像的變種。第一個受激切片的恢復(fù)時間用于測量其他切片(節(jié)省時間)。切片是隔行掃描的。多重速度編碼序列相襯MR血管造影術(shù)。一個對不同流動速度一