左右方向上的相位差别。 由于傅里叶转换的特性,它区分不同频率的MR信号能力很强,但区分MR信号相位 差别的能力较差,只能区分相位相差180°的MR信号。所以MR信号的相位编码需要多次 重复进行,如果是矩阵为256×256的MR图像需进行256次相位编码方能完成,也就是说 需要用不同的相位编码梯度场重复采集256个MR信号,不同的相位编码梯度场得到的MR 信号也称相位编码线,填充在K空间相位编码方向上的不同位置上(图18a),经过傅里叶 转换,才能重建出空间分辨力合乎要求的图像。K空间的基本概念和特点请参阅下一节。以 刚才的左右方向为相位编码的颅脑横断面为例,这256种不同的相位编码梯度场一般情况下 是先施加强度最大的梯度场,方向为一侧高另一侧低(如左高右低),保持梯度场方向不变, 梯度场强度逐渐变小一直到零,然后改变梯度场方向(即改成左低右高),梯度场强度则从 小开始,逐渐变大,其梯度场强度变化的步级与刚才左高右低时一样(图18b)。 四、三维采集的空间编码 三维MRI的空间定位与二维MRI有所不同。三维MRI的激发和采集不是针对层面 而是针对整个成像容积进行的。由于脉冲的激发和采集是针对整个容积范围进行的,为了获 得薄层的图像,必须在层面方向上进行空间定位编码。 三维采集技术的层面方向空间编码也采用相位编码,一个容积需要分为几层,就必需进 行几个步级的相位编码。如图像的矩阵为128×128,容积内分为20层,则层面内的相位编 码步级为128级,每一级又需要进行20个步级的层面方向的相位编码,实际上总的相位编 码步级为2560(128×20
左右方向上的相位差别。 由于傅里叶转换的特性，它区分不同频率的 MR 信号能力很强，但区分 MR 信号相位 差别的能力较差，只能区分相位相差 180°的 MR 信号。所以 MR 信号的相位编码需要多次 重复进行，如果是矩阵为 256×256 的 MR 图像需进行 256 次相位编码方能完成，也就是说 需要用不同的相位编码梯度场重复采集 256 个 MR 信号，不同的相位编码梯度场得到的 MR 信号也称相位编码线，填充在 K 空间相位编码方向上的不同位置上（图 18a），经过傅里叶 转换，才能重建出空间分辨力合乎要求的图像。K 空间的基本概念和特点请参阅下一节。以 刚才的左右方向为相位编码的颅脑横断面为例，这 256 种不同的相位编码梯度场一般情况下 是先施加强度最大的梯度场，方向为一侧高另一侧低（如左高右低），保持梯度场方向不变， 梯度场强度逐渐变小一直到零，然后改变梯度场方向（即改成左低右高），梯度场强度则从 小开始，逐渐变大，其梯度场强度变化的步级与刚才左高右低时一样（图 18b）。 四、三维采集的空间编码 三维 MRI 的空间定位与二维 MRI 有所不同。三维 MRI 的激发和采集不是针对层面， 而是针对整个成像容积进行的。由于脉冲的激发和采集是针对整个容积范围进行的，为了获 得薄层的图像，必须在层面方向上进行空间定位编码。 三维采集技术的层面方向空间编码也采用相位编码，一个容积需要分为几层，就必需进 行几个步级的相位编码。如图像的矩阵为 128×128，容积内分为 20 层，则层面内的相位编 码步级为 128 级，每一级又需要进行 20 个步级的层面方向的相位编码，实际上总的相位编 码步级为 2560（128×20）
第八节K空间的基本概念 K空间实际上是个数学概念,比较复杂。对于放射科医师来说,只需要了解一些K空 间的基本概念和重要特征。K空间的概念对于理解MR成像技术,特别是快速成像技术至关 重要。 K空间的基本概念 K空间也称傅里叶空间,是带有空间定位编码信息的MR信号原始数据的填充空间。每 幅MR图像都有其相应的K空间数据。对K空间的数据进行傅里叶转换,就能对原始数 据中的空间定位编码信息进行解码,得到MR的图像数据,即把不同信号强度的MR信息 分配到相应的空间位置上(即分配到各自的像素中),即可重建出MR图像了。 二、K空间的基本特性 下面就以矩阵为256×256的二维MR图像为例来介绍一下K空间的基本特性,二维K 空间又称为K平面。如图18a所示,二维K空间的两个坐标Kx和Ky分别代表MR信号的 频率编码和相位编码方向。在二维图像的MR信号采集过程中,每个MR信号的频率编码 梯度场的大小和方向保持不变,而相位编码梯度场的方向和场强则以一定的步级发生变化 (图18b),每个MR信号的相位编码变化一次,采集到的MR信号填充K空间Ky方向的 一条线(图18a),因此把带有空间信息的MR信号称为相位编码线,也称K空间线或傅里 叶线。图18a中并未把所有256条K空间线全部画出,仅画出几条作为示意 Ky=-128 127 ky=-128 127 Ky=0 左 Ky=+127 Kv=+127 Ky=+128 KX 后 b 图18K空间结构及相位编码梯度场变化示意图图a为K空间填充示意图,图b为相应的相位编码 梯度场变化示意图。 空间是循序对称填充的。填充Ky=-128的MR信号的相位编码梯度场为左 高右低,梯度场强最大。填充Ky=-127的MR信号的相位编码梯度场仍为左高右低,但梯度场强有所降 低。保持梯度场方向不变,但梯度场强逐渐降低。到填充Ky=0的MR信号时,相位编码梯度场等于零 此后相位编码梯度场方向变为右高左低,梯度场强逐渐升高,到采集填充Ky=+128的MR信号时,相位 编码梯度场强达到最高。K空间相位编码方向上Ky=0的两侧的各MR信号是镜像对称的,即Ky=-128 与Ky=+128的相位编码梯度场强一样,但方向相反,Ky=-127与Ky=+127的关系也是如此,以此类 推 从Ky方向看,填充在K空间中心的MR信号的相位编码梯度场为零,这时MR信号 强度最大,主要决定图像的对比,而不能提供相位编码方向上的空间信息,我们把这一条K
第八节 K 空间的基本概念 K 空间实际上是个数学概念，比较复杂。对于放射科医师来说，只需要了解一些 K 空 间的基本概念和重要特征。K 空间的概念对于理解 MR 成像技术，特别是快速成像技术至关 重要。 一、K 空间的基本概念 K 空间也称傅里叶空间，是带有空间定位编码信息的 MR 信号原始数据的填充空间。每 一幅 MR 图像都有其相应的 K 空间数据。对 K 空间的数据进行傅里叶转换，就能对原始数 据中的空间定位编码信息进行解码，得到 MR 的图像数据，即把不同信号强度的 MR 信息 分配到相应的空间位置上（即分配到各自的像素中），即可重建出 MR 图像了。 二、K 空间的基本特性 下面就以矩阵为 256×256 的二维 MR 图像为例来介绍一下 K 空间的基本特性，二维 K 空间又称为 K 平面。如图 18a 所示，二维 K 空间的两个坐标 Kx 和 Ky 分别代表 MR 信号的 频率编码和相位编码方向。在二维图像的 MR 信号采集过程中，每个 MR 信号的频率编码 梯度场的大小和方向保持不变，而相位编码梯度场的方向和场强则以一定的步级发生变化 （图 18b），每个 MR 信号的相位编码变化一次，采集到的 MR 信号填充 K 空间 Ky 方向的 一条线（图 18a），因此把带有空间信息的 MR 信号称为相位编码线，也称 K 空间线或傅里 叶线。图 18a 中并未把所有 256 条 K 空间线全部画出，仅画出几条作为示意。 Ky＝－128 Ky＝－127 Ky＝+128 Ky＝+127 Ky＝0 a b 图 18 K 空间结构及相位编码梯度场变化示意图 图 a 为 K 空间填充示意图，图 b 为相应的相位编码 梯度场变化示意图。一般的 K 空间是循序对称填充的。填充 Ky＝－128 的 MR 信号的相位编码梯度场为左 高右低，梯度场强最大。填充 Ky＝－127 的 MR 信号的相位编码梯度场仍为左高右低，但梯度场强有所降 低。保持梯度场方向不变，但梯度场强逐渐降低。到填充 Ky＝0 的 MR 信号时，相位编码梯度场等于零。 此后相位编码梯度场方向变为右高左低，梯度场强逐渐升高，到采集填充 Ky＝＋128 的 MR 信号时，相位 编码梯度场强达到最高。K 空间相位编码方向上 Ky＝0 的两侧的各 MR 信号是镜像对称的，即 Ky＝－128 与 Ky＝＋128 的相位编码梯度场强一样，但方向相反，Ky＝－127 与 Ky＝＋127 的关系也是如此，以此类 推。 从 Ky 方向看，填充在 K 空间中心的 MR 信号的相位编码梯度场为零，这时 MR 信号 强度最大，主要决定图像的对比，而不能提供相位编码方向上的空间信息，我们把这一条 K Ky＝－128 Ky＝－127 Ky＝＋127 Ky＝＋128 Ky＝0 前 后 右 左 Ky Kx
空间线称为零傅里叶线(Ky=0)(图18a)。而填充K空间最周边的MR信号的相位编码梯 度场强度最大(Ky=-128和Ky=+128),得到的MR信号中各体素的相位差别最大,能 提供相位编码方向的空间信息(图18a),而由于施加的梯度场强度大,MR信号的幅度很小 因而其MR信号主要反映图像的解剖细节,对图像的对比贡献较小。从K空间中心(Ky=0) 到K空间的最周边(Ky=-128或Ky=+128),其间各条K空间线的相位编码梯度场是逐 渐递增的,越靠近Ky=0的MR信号幅度越大,越决定图像的对比,但能提供的空间信息 越少:越靠近K空间周边的MR信号所含的空间信息越多,越决定图像的解剖细节,但MR 信号的幅度越小,能提供的对比信息越少。简单的说,就是填充K空间中央区域的相位编 码线主要决定图像的对比,而填充K空间周边区域的相位编码线主要决定图像的解剖细节 另外从Ky=0向Ky=-128和Ky=+128的这两个方向上,各个MR信号的相位编码梯度 场递增的步级是一样的,仅梯度场的方向相反(图18b),因此这两个方向上的MR信号或 称相位编码线是镜像对称的,即Ky=-128与Ky=+128对称,Ky=-127与Ky=+127 对称,依此类推。 从Kx方向看,即在每一条相位编码线的频率编码方向上,其数据是由从回波信号的采 样得到的。因为回波信号在时序上是对称的,因此K空间的Kx方向也是对称的。 另外,需要指出的是,许多人会把K空间的数据阵列与图像的阵列相混淆。其实这两 者之间不是一一对应的,K空间阵列中每一个点上的信息均含有全层MR信息,而图像阵列 中的每个点(即像素)的信息仅对应层面内相应体素的信息。 总结一下,K空间的特性主要表现为:(1)K空间中的点阵与图像的点阵不是一一对应 的,K空间中每一点包含有扫描层面的全层信息;(2)K空间在Kx和Ky方向上都呈现镜 像对称的特性;(3)填充K空间中央区域的MR信号(K空间线)主要决定图像的对比, 填充K空间周边区域的MR信号(K空间线)主要决定图像的解剖细节。 、K空间的填充方式 常规MRI序列中,K空间最常采用的填充方式为循序对称填充,即在图18a中是先填 充Ky=-128,然后是Ky=-127,……,Ky=0 Ky=+127,最后为Ky=+128 熟知这一填充方式非常重要,如利用梯度回波TIW序列进行肝脏动态增强扫描(NEX=1) 如果整个序列采集时间为20s,则决定图像对比的MR信号的采集应该在扫描开始后第10s, 因而要想获得开始团注对比剂后第25s的肝脏动脉期,扫描的开始时刻需要提前10s,即开 始团注对比剂后的第15s就应该启动扫描序列。 实际上,K空间中相位编码线的填充顺序是可以改变的,我们可以采用K空间中央优 先釆集技术,即扫描一开始先编码和采集填充Ky=0附近的一部分相位编码线,决定图像 的对比,然后再采集决定图像解剖细节的K空间周边的相位编码线。这一技术在利用透视 实时触发技术进行的动态增强扫描和对比増强磁共振血管成像(CE-MRA)时有较多的应用。 除了循序对称填充的方式外,K空间还可以采用迂回轨迹、放射状轨迹和螺旋状轨迹等 其他多种填充方式
空间线称为零傅里叶线（Ky＝0）（图 18a）。而填充 K 空间最周边的 MR 信号的相位编码梯 度场强度最大（Ky＝－128 和 Ky＝＋128），得到的 MR 信号中各体素的相位差别最大，能 提供相位编码方向的空间信息（图 18a），而由于施加的梯度场强度大，MR 信号的幅度很小， 因而其 MR 信号主要反映图像的解剖细节，对图像的对比贡献较小。从 K 空间中心（Ky＝0） 到 K 空间的最周边（Ky＝－128 或 Ky＝＋128），其间各条 K 空间线的相位编码梯度场是逐 渐递增的，越靠近 Ky＝0 的 MR 信号幅度越大，越决定图像的对比，但能提供的空间信息 越少；越靠近 K 空间周边的 MR 信号所含的空间信息越多，越决定图像的解剖细节，但 MR 信号的幅度越小，能提供的对比信息越少。简单的说，就是填充 K 空间中央区域的相位编 码线主要决定图像的对比，而填充 K 空间周边区域的相位编码线主要决定图像的解剖细节。 另外从 Ky＝0 向 Ky＝－128 和 Ky＝＋128 的这两个方向上，各个 MR 信号的相位编码梯度 场递增的步级是一样的，仅梯度场的方向相反（图 18b），因此这两个方向上的 MR 信号或 称相位编码线是镜像对称的，即 Ky＝－128 与 Ky＝＋128 对称，Ky＝－127 与 Ky＝＋127 对称，依此类推。 从 Kx 方向看，即在每一条相位编码线的频率编码方向上，其数据是由从回波信号的采 样得到的。因为回波信号在时序上是对称的，因此 K 空间的 Kx 方向也是对称的。 另外，需要指出的是，许多人会把 K 空间的数据阵列与图像的阵列相混淆。其实这两 者之间不是一一对应的，K 空间阵列中每一个点上的信息均含有全层 MR 信息，而图像阵列 中的每个点（即像素）的信息仅对应层面内相应体素的信息。 总结一下，K 空间的特性主要表现为：（1）K 空间中的点阵与图像的点阵不是一一对应 的，K 空间中每一点包含有扫描层面的全层信息；（2）K 空间在 Kx 和 Ky 方向上都呈现镜 像对称的特性；（3）填充 K 空间中央区域的 MR 信号（K 空间线）主要决定图像的对比， 填充 K 空间周边区域的 MR 信号（K 空间线）主要决定图像的解剖细节。 三、K 空间的填充方式 常规 MRI 序列中，K 空间最常采用的填充方式为循序对称填充，即在图 18a 中是先填 充 Ky＝－128，然后是 Ky＝－127，……，Ky＝0，……，Ky＝＋127，最后为 Ky＝＋128。 熟知这一填充方式非常重要，如利用梯度回波 T1WI 序列进行肝脏动态增强扫描（NEX=1）, 如果整个序列采集时间为 20s，则决定图像对比的 MR 信号的采集应该在扫描开始后第 10s， 因而要想获得开始团注对比剂后第 25s 的肝脏动脉期，扫描的开始时刻需要提前 10s，即开 始团注对比剂后的第 15s 就应该启动扫描序列。 实际上，K 空间中相位编码线的填充顺序是可以改变的，我们可以采用 K 空间中央优 先采集技术，即扫描一开始先编码和采集填充 Ky＝0 附近的一部分相位编码线，决定图像 的对比，然后再采集决定图像解剖细节的 K 空间周边的相位编码线。这一技术在利用透视 实时触发技术进行的动态增强扫描和对比增强磁共振血管成像（CE-MRA）时有较多的应用。 除了循序对称填充的方式外，K 空间还可以采用迂回轨迹、放射状轨迹和螺旋状轨迹等 其他多种填充方式
第九节自旋回波的产生 自旋回波( spin echo,SE)序列是MR成像的经典序列,其他序列的结构和特点均需要 与SE序列进行比较。因此在介绍其他序列和成像技术之前有必要重点介绍SE序列。SE序 列的特点就是在90°脉冲激发后,利用180°复相脉冲,以剔除主磁场不均匀造成的横向磁化 矢量衰减。 180°脉冲剔除主磁场不均匀造成的横向磁化矢量衰减 在核磁弛豫一节我们提到,经射频脉冲激发后,质子群将产生宏观横向磁化矢量,射频 脉冲关闭后,横向磁化矢量将开始逐渐衰减,其原因是同相位进动的质子逐渐失去相位一致。 造成质子失相位的原因有两个,一个是真正的T2弛豫,另一个为主磁场的不均匀。为了使 MR图像反映的是真正的T2弛豫对比,必须把主磁场不均匀造成的质子失相位效应剔除, 所采用的办法就是利用180°复相脉冲。 180°复相脉冲纠正这种质子失相位的前提是主磁场的不均匀必须是恒定的,也就是说甲 处的磁场强度略高于乙处,这种差别是保持不变的,这样引起甲处的质子进动频率略高于乙 处,这种质子进动频率的差别也是保持不变的。180度相脉冲的聚相位作用可以图19来演 a.90°脉冲后 b.质子失相位 c.180°脉冲后 d质子相位重 图19180°复相脉冲的聚相位作用示意图 图19中,我们沿Z轴方向看XY平面的横向磁化矢量变化,假定质子的进动方向为逆 时针方向(圆圈上箭头所示),且进动方向保持不变。图19a示90°脉冲激发后质子的横向 磁化分矢量相位一致(质子1~4)。图19b示随着时间推移,由于主磁场不均匀,质子的横 向磁化分矢量逐渐失相位,到了180°脉冲施加前的即刻,质子1进动最慢相位落在最后面, 质子4进动最快,其相位走在最前面;图19c示施加180°复相脉冲后即刻,所有质子的相 位反转了180°,即进动最慢的质子1的相位到了最前面,进动最快的质子4的相位落到最 后面,我们把90°脉冲与180°脉冲的时间间隔称为Ti。与施加180°脉冲前的即刻(图19b) 相比,各质子的相位先后顺序倒排,但相位的差值保持不变。180°复相脉冲后,各质子将以 原来的频率继续进动,即质子1依然进动最慢,而质子4依然进动最快。图19示经过一个 与Ti相同的时间后,进动最快的质子4正好赶上进动最慢的质子1,各质子的相位重聚, 产生一个回波。我们把180°复相脉冲产生的回波称为自旋回波。 、自旋回波序列的基本构建
第九节 自旋回波的产生 自旋回波（spin echo，SE）序列是 MR 成像的经典序列，其他序列的结构和特点均需要 与 SE 序列进行比较。因此在介绍其他序列和成像技术之前有必要重点介绍 SE 序列。SE 序 列的特点就是在 90°脉冲激发后，利用 180°复相脉冲，以剔除主磁场不均匀造成的横向磁化 矢量衰减。 一、180°脉冲剔除主磁场不均匀造成的横向磁化矢量衰减 在核磁弛豫一节我们提到，经射频脉冲激发后，质子群将产生宏观横向磁化矢量，射频 脉冲关闭后，横向磁化矢量将开始逐渐衰减，其原因是同相位进动的质子逐渐失去相位一致。 造成质子失相位的原因有两个，一个是真正的 T2 弛豫，另一个为主磁场的不均匀。为了使 MR 图像反映的是真正的 T2 弛豫对比，必须把主磁场不均匀造成的质子失相位效应剔除， 所采用的办法就是利用 180°复相脉冲。 180°复相脉冲纠正这种质子失相位的前提是主磁场的不均匀必须是恒定的，也就是说甲 处的磁场强度略高于乙处，这种差别是保持不变的，这样引起甲处的质子进动频率略高于乙 处，这种质子进动频率的差别也是保持不变的。180 度°相脉冲的聚相位作用可以图 19 来演 示。 3 1 2 4 1 2 3 4 3 1 2 3 4 1 2 4 a.90°脉冲后 b.质子失相位 c.180°脉冲后 d.质子相位重 聚 图 19 180°复相脉冲的聚相位作用示意图 图 19 中，我们沿 Z 轴方向看 XY 平面的横向磁化矢量变化，假定质子的进动方向为逆 时针方向（圆圈上箭头所示），且进动方向保持不变。图 19a 示 90°脉冲激发后质子的横向 磁化分矢量相位一致（质子 1∼4）。图 19b 示随着时间推移，由于主磁场不均匀，质子的横 向磁化分矢量逐渐失相位，到了 180°脉冲施加前的即刻，质子 1 进动最慢相位落在最后面， 质子 4 进动最快，其相位走在最前面；图 19c 示施加 180°复相脉冲后即刻，所有质子的相 位反转了 180°，即进动最慢的质子 1 的相位到了最前面，进动最快的质子 4 的相位落到最 后面，我们把 90°脉冲与 180°脉冲的时间间隔称为 Ti。与施加 180°脉冲前的即刻（图 19b） 相比，各质子的相位先后顺序倒排，但相位的差值保持不变。180°复相脉冲后，各质子将以 原来的频率继续进动，即质子 1 依然进动最慢，而质子 4 依然进动最快。图 19d 示经过一个 与 Ti 相同的时间后，进动最快的质子 4 正好赶上进动最慢的质子 1，各质子的相位重聚， 产生一个回波。我们把 180°复相脉冲产生的回波称为自旋回波。 二、自旋回波序列的基本构建
SE序列是由1个90°激发脉冲后随1个180°复相脉冲组成的,1次90°激发脉冲后仅能 产生一个MR信号(自旋回波)。由于相位编码的需要,一幅矩阵为256×256的MR图像需 要用不同的相位编码梯度场编码并采集256个回波方能完成K空间的填充,也就是说需要 进行256次90°~180°的脉冲重复 在SE序列中,用90°脉冲产生一个最大的宏观横向磁化矢量,然后利用180°复相脉冲 产生一个自旋回波(图20)。把90°脉冲中点到回波中点的时间间隔定义为回波时间(echo time,TE);把两次相邻的90°脉冲中点的时间间隔定义为重复时间( repetition time,TR)(图 20)。 I 石TE TR 图20SE序列结构示意图SE序列是由一连串909180°脉冲构成的,90°激发脉冲后一定时间(Ti, 为90度脉冲中点与180度脉冲中点的时间间隔)给予180°复相脉冲,再经过一个Ti后,将产生一个自旋 回波,把90°脉冲中点与回波中点的时间间隔定义为TE。由于90°180°脉冲需要反复进行,相邻两个 90°脉冲中点的时间间隔定义为TR。 Mxy 100% 50% 37% 时间(ms) 图21TR和TE控制着组织T1和T2成分在图像对比中的作用细曲线为甲组织的弛豫曲线,粗曲 线为乙组织的弛豫曲线。图a为两种组织的纵向弛豫示意图,如果选用的TR很长,那么在每一次90°脉冲 激发时(向下空箭所示),甲、乙两种组织的纵向磁化矢量都回到平衡状态,因此采集到MR信号几乎不受 组织纵向弛豫的影响。图b为两种组织的横向弛豫示意图,如果选用的TE很短,那么每一次90°脉冲产生 的横向磁化矢量还没有开始衰减前即采集了MR信号(向下空箭所示),则采集到的MR信号几乎不受组织 横向弛豫的影响 三、自旋回波序列的加权成像
SE 序列是由 1 个 90°激发脉冲后随 1 个 180°复相脉冲组成的，1 次 90°激发脉冲后仅能 产生一个 MR 信号（自旋回波）。由于相位编码的需要，一幅矩阵为 256×256 的 MR 图像需 要用不同的相位编码梯度场编码并采集 256 个回波方能完成 K 空间的填充，也就是说需要 进行 256 次 90°~180°的脉冲重复。 在 SE 序列中，用 90°脉冲产生一个最大的宏观横向磁化矢量，然后利用 180°复相脉冲 产生一个自旋回波（图 20）。把 90°脉冲中点到回波中点的时间间隔定义为回波时间（echo time，TE）；把两次相邻的 90°脉冲中点的时间间隔定义为重复时间（repetition time，TR）（图 20）。 Ti TE TR 90° 90° 180° 180° 回波 回波 图 20 SE 序列结构示意图 SE 序列是由一连串 90°180°脉冲构成的，90°激发脉冲后一定时间（Ti， 为 90 度脉冲中点与 180 度脉冲中点的时间间隔）给予 180°复相脉冲，再经过一个 Ti 后，将产生一个自旋 回波，把 90°脉冲中点与回波中点的时间间隔定义为 TE。由于 90°——180°脉冲需要反复进行，相邻两个 90°脉冲中点的时间间隔定义为 TR。 时间（ms） 100% 50% 37% 20% Mz Mxy 100% 50% 25% 时间（ms） 63% a b 图 21 TR 和 TE 控制着组织 T1 和 T2 成分在图像对比中的作用 细曲线为甲组织的弛豫曲线，粗曲 线为乙组织的弛豫曲线。图 a 为两种组织的纵向弛豫示意图，如果选用的 TR 很长，那么在每一次 90°脉冲 激发时（向下空箭所示），甲、乙两种组织的纵向磁化矢量都回到平衡状态，因此采集到 MR 信号几乎不受 组织纵向弛豫的影响。图 b 为两种组织的横向弛豫示意图，如果选用的 TE 很短，那么每一次 90°脉冲产生 的横向磁化矢量还没有开始衰减前即采集了 MR 信号（向下空箭所示），则采集到的 MR 信号几乎不受组织 横向弛豫的影响。 三、自旋回波序列的加权成像