第十节　平面回波成像

一、平面回波成像

学习目的

　了解EPI的成像原理。

　了解EPI图像对比度的性质。

　掌握影响EPI图像质量的因素。

名词解释

　斜坡采样，梯度切换率。

平面回波成像（EPI）虽然被称为MR成像技术，实际上它仅是MR成像的一种数据采集方式。MR成像的脉冲序列包括SE/FSE和GRE两大类。EPI作为一种数据采集方式，常与SE或GRE序列结合应用，形成SE-EPI或GRE-EPI序列，这时，脉冲序列的本质仍是SE或GRE序列。EPI图像的对比度取决于它的基本序列，换言之，SE-EPI的对比度主要反映相同TR、TE条件下脂肪抑制的SE图像对比度，GRE-EPI则反映相同TR、TE、FA时脂肪抑制的GRE图像对比度。

FSE序列应用多个ETL的180°相位回聚脉冲采集信号，故扫描速度快。GRE序列施加读出梯度使XY平面的相位回聚，产生信号。FSE和GRE序列都是在发射一次RF脉冲激发后，采集一个或同时采集多个K空间信息，经过多次RF脉冲激发作用，才能将K空间信息全部填充。SE-EPI序列更是将扫描时间缩短至极限，可以在一个TR时间内完成采集所有扫描层面的全部相位信息。在每一次相位信息采集时，MRI系统相应地开启不同斜率的相位编码梯度场及频率编码梯度场。

EPI采集模式是MR扫描序列中速度最快、利用梯度场效率最高的技术，它能在一个TR时间内采集全部扫描层面的信息。EPI采集MR信号时不使用180°复相脉冲，而是利用频率编码梯度场，即读出梯度。梯度场发生效用的速度比180°复相脉冲快很多，故可提高整个脉冲序列的扫描速度。

EPI采集充分利用梯度场使相位回聚这一特性。EPI采集需要在一个TR时间内反复施加不同斜率的相位编码梯度和读出梯度（图1-10-1-1）。读出梯度是一个反复震荡的梯度，即梯度场的变化方式并非常规扫描序列的由正向至负向，而是以正负、负正的形式往返。每次打开梯度场，MRI系统采集一个信号，直至完成所有层面的信号采集。

提到MR数据采集，不可避免地使人想到K空间的概念。需要将每一次采集的数据填充到K空间。K空间内自左向右的一个相位行，代表频率编码梯度场振幅自左侧的最大负向振幅到右侧的最大正向振幅。如果施加方向相反的梯度场的斜率，即左侧为最大正向振幅，右侧为最大负向振幅，K空间内一个回波信号的填充顺序就将改变，变为自右向左。所以，EPI的K空间填充方式和它的震荡式梯度场一样，属于往返回旋式填充（图1-10-1-2）。

往返式K空间数据填充产生一些问题。在采集、填充一个信号过程中，在自左向右的不同时间点存在微小的相位偏差。如果每一次K空间填充均为自左向右，这个相位偏差可被忽略。但EPI的K空间填充是往返震荡式，这个相位偏差将发生累积。水和脂肪的氢质子进动频率在1.5T MRI系统存在220Hz差别，多次相位差累积将增大这个频率差别，形成伪影。脂肪的MR信号较高，故脂肪的伪影较重。EPI结合脂肪抑制技术，在去除脂肪信号的同时消除脂肪伪影。如果脂肪和水的信号同时被抑制，MR图像将无剩余信号可见，故不能借用抑制脂肪信号的方式消除水的位移伪影。后者在EPI表现为影像扭曲、解剖变形（图1-10-1-3），这种现象在人体组织与空气的交界处（局部磁场均匀性最差）最明显。

实际上EPI不必在一个TR时间内完成全部的信号采集，它也可经历多个TR、分段采集全部信号。通常将在一个TR时间内采集全部信号的方式，称为单次激发EPI采集；在多个TR时间内采集全部信号的方式，称为多次激发EPI采集。后者可显著减轻影像扭曲。如图1-10-1-4所示，假设扫描相位矩阵是256，这意味着单次激发时读出梯度的开关、信号采集将进行256次，相应地累积256次相位差，结果导致明显的影像扭曲；如果采用4次激发、分段采集，即一次激发只采集256/4=64个信号，结果仅累积64次相位差，图像伪影减少4倍。所以，多次激发是减轻EPI影像扭曲的一种方式。

EPI序列的扫描时间=TR×Noshot×NEX。

影像变形是EPI需解决的问题。在FSE序列，ETL决定扫描速度，而ESP影响图像质量和图像清晰度。在EPI序列，往返震荡的读出梯度决定扫描速度，相邻两个读出梯度的中心之间的距离是EPI采集方式的ESP。ESP大小决定EPI图像中解剖变形的程度。ESP越小，影像变形越小。影响ESP大小的因素很多，主要有下列几个：

◆　频率矩阵；

◆　斜坡采样；

◆　梯度切换率；

◆　梯度场振幅。

1.频率矩阵

EPI采集信号时，频率矩阵决定频率点的数量。频率矩阵越大，采集的点数越多，ESP越大，采样时间越长，水的频率差累积越多，影像变形越明显（图1-10-1-5）。因此，EPI采集时频率矩阵不宜过大。为保证图像分辨力，相位矩阵可适当增大。

2.斜坡采样

利用读出梯度采集信号时，梯度场首先上升或下降到最大梯度值，然后采集信号。EPI通过斜坡采样技术采集信号，MRI系统充分利用梯度的上升或下降时间采集信号（图1-10-1-6）。采样速度加快将缩短梯度的持续时间、减小ESP、减轻影像变形。

3.梯度切换率

又称梯度爬升率，是指梯度场从初始状态达到最大振幅所需要的时间，单位是毫特斯拉每米每秒：mT/（m•s）。梯度切换率较高时，到达梯度最大值所需要的时间较短，ESP相应缩短（图1-10-1-7），影像变形减少。

4.梯度场振幅

是指梯度场在变化过程中能够达到的最大值，单位是毫特斯拉（mT）。在梯度切换率相同时，梯度场振幅越高，到达梯度最大值所需要的时间越长、ESP越大（图1-10-1-8），影像变形加重。

总之，多次RF脉冲激发、分段采集可减轻EPI的影像变形。如果必须以单次激发方式采集时，应通过斜坡采样、减少频率矩阵等措施，尽可能减小ESP。在头部轴面扫描时，扫描的频率编码方向应选择对称轴，即将左右作为频率方向，以减轻影像变形（图1-10-1-9）。并行采集技术是另一种减轻影像变形的方法，相关内容将在下一节介绍。

最后指出，EPI与SSFSE序列不同。EPI开启梯度场使相位回聚，而SSFSE施加180°复相脉冲使相位回聚。梯度场作用的时间比RF脉冲短数倍，故EPI采集的速度比SSFSE序列更快。目前，EPI已广泛应用于临床和科研工作，如磁共振脑功能成像、灌注加权成像、弥散加权成像都利用单次激发EPI采集。

二、弥散加权成像

学习目的

　了解弥散加权成像的原理。

　掌握弥散加权成像的临床应用。

名词解释

　布朗运动，弥散系数，b值。

　表观弥散系数，T2透射现象。

物理学上，自由水分子的随机运动属于布朗运动。悬浮微粒不停的无规则运动也是布朗运动。温度越高，运动越激烈。所以，布朗运动是一种无规则的热运动。实际上，布朗运动有一定的前提条件，即在常温和一个标准大气压下，单位容积内自由水分子的运动属于布朗运动。由于布朗运动的随机性，其运动快慢无法以速度表示，而是用单位时间内分子在某一方向位移的统计平均值表示，此即弥散系数（单位：mm2/s）。计算公式如下：

式中，r0代表分子在零点时的位置，r1代表分子在第一个时间点上的位置，r2代表分子在第二个时间点上的位置，D代表弥散系数，t代表分子从r0到r2所需的时间。

观察分子布朗运动和计算其弥散系数的方法很多。但是，能够在活体无创地测量人体组织中水分子布朗运动和弥散系数的方法仅有MRI检查。采用特殊的MR脉冲序列对人体的某一特定组织进行扫描，再经过后处理扫描数据，可计算局部区域的弥散系数大小。具有这种功能的MRI检查称为弥散加权成像（DWI）。

DWI是目前唯一可以对水分子弥散进行定量分析的MRI方法。DWI脉冲序列的本质是单次激发的SE-EPI序列（图1-10-2-1）。为了能够测量组织内自由水分子的弥散系数，在脉冲序列中增加一对弥散梯度。这对弥散梯度对称性分布于180°相位回聚脉冲两侧，其作用与流动补偿梯度的作用类似。这两个原本完全一样的弥散梯度，在其间180°相位回聚脉冲作用下，实际上充当一正一负两个梯度的作用。对于完全静止的组织，一正一负两个梯度的作用效果可完全相互抵消。但对于自由扩散的水分子，由于其位置不断变化，在两次梯度作用时其位置不一致，两次梯度场作用的效果无法完全抵消，仍将残存部分梯度作用的效果。所以，在TE时间可移动水分子的相位不能完全回聚，导致其MR信号较小，MR信号强度减弱。分子的自由弥散越快，其信号减弱越明显。弥散梯度的强度也影响最终的MR信号强度。弥散梯度越强，可移动水分子残存的梯度作用效果越明显，TE时间的相位回聚性越差，MR信号减弱越明显。

在DWI序列中，扫描参数b值反映弥散梯度作用的大小，计算公式如下：

式中，G代表弥散梯度的振幅，δ代表一个梯度作用的持续时间，Δ代表两个梯度作用的时间间隔。

由式1-10-2-2可见，DWI检查时选择的b值大小反映弥散梯度实际作用的大小。b值越大，弥散梯度作用越大，可移动水分子的信号强度越差，显示自由水分子弥散的敏感性越大。

在普通DWI检查时，MRI系统假设扫描区域的自由水分子在各个方向的扩散能力一致，即各向同性。据此，常规设定在X、Y、Z三个梯度方向各施加一次弥散梯度，并在三个方向分别采集信号，而后将这三次采集的信号结合并形成一幅图像，此即我们常见的DWI图像。

DWI序列的扫描参数组合见表1-10-2-1。

前文提到，由EPI采集形成的图像对比度取决于它的本质序列。从表1-10-2-1可见，这是一个长TR、长TE参数的SE序列，故最后的图像对比不可避免地含有T2权重以及少量的PD信息。因此，DWI的图像对比实际上含有弥散能力、T2成分以及PD的综合信息。计算特定组织的弥散信息或弥散系数时，应该去除T2成分和PD成分的信息。DWI的图像对比含有T2成分的这种现象，称为T2透射效应（T2shine through）。

在活体组织内，自由水分子的弥散常受局部纤维、细胞膜、细胞器、血管等因素干扰。因此，临床应用的DWI的弥散系数不同于实验室条件的计算结果，应将上述因素考虑在内。经过标准化处理，将活体组织内自由水的弥散系数以表观弥散系数（apparent diffusion coefficient，ADC）表示，其单位是mm2/s，常规写法是“数值×10-3”。

为方便计算表观弥散系数，在进行DWI检查时，MRI系统将以b值为1000（也可设定其他b值）实际扫描一套图像，同时以b值为0（或是其他b值）自动计算一套基础图像。计算ADC值的公式如下：

式中，S2代表高b值时弥散图像的信号强度，S1代表低b值时弥散图像的信号强度。

人体不同组织的ADC值存在差异。常规扫描条件下，脑脊液、囊肿、软化灶等处自由水的ADC值约是3.0×10-3mm2/s，正常脑组织的ADC值约是（0.7～0.9）×10-3mm2/s。影像表现方面，一种组织在ADC图的信号高低（反映ADC值大小）是其在DWI上信号高低的反像，即结构致密组织中自由水的弥散能力低，信号衰减小，ADC值低，DWI图像上信号强度高；与蛋白含量高的结合水比较，游离水的弥散能力高，信号衰减大，ADC值高，DWI图像上信号强度低。自由水（如脑脊液、囊肿）在DWI呈低信号，在ADC图呈高信号；水分子弥散受限的组织（如急性脑梗死、恶性肿瘤）在DWI呈高信号，在ADC图呈低信号。

通过观察DWI信号和计算ADC值，可对许多病变做出定性诊断。例如，恶性肿瘤因生长迅速，细胞大而致密，水分子自由弥散受限，局部ADC值较正常组织常明显降低。在肝脏鉴别诊断肝囊肿、血管瘤及转移癌时，DWI检查有一定作用。囊肿的内容物为自由水，ADC值最高，大约为3；血管瘤内部是疏松的血窦，ADC值大约为2；转移瘤组织致密，ADC值大约为1。

在最初的临床应用中，DWI主要用于诊断早期的缺血性脑卒中。在脑血管栓塞后5分钟，局部脑组织由于缺血缺氧，发生细胞毒性水肿，自由水的弥散受限，ADC值下降，在DWI图像表现为明显的高信号。而任何其他无创性检查技术都要至少7～8小时后才能显示阳性病灶。由于缺血性脑卒中的最佳治疗时间窗是3～4小时内，DWI是显示急性脑梗死最敏感的技术，故DWI已成为缺血性脑卒中MRI检查的常规脉冲序列。

伴随MRI系统的硬件改进和软件升级，DWI检查已可应用于全身各处。DWI筛查恶性肿瘤也在临床实践中。近年来一种检测全身恶性肿瘤的MRI技术，即全身弥散成像（WBDWI）也开始临床应用。WBDWI可显示肿瘤全身转移以及定位多部位肿瘤，临床应用前景广阔。

脑组织内自由水分子在不同方向的弥散能力实际上存在差异（各向异性），例如，由于髓鞘的屏障作用，白质纤维束内水分子的弥散运动往往在纤维束长轴的方向最活跃。MRI系统可以在多个方向施加弥散梯度，并在每个方向采集信号，经过后处理合成，最终可得到显示纤维束行踪的MR图像，这种扫描方式的DWI称为弥散张量成像（DTI）。DTI主要用于直观显示脑白质或脊髓神经纤维束的形态和走行，也可用于肌纤维束的形态研究。

DWI-EPI作为一种单次激发EPI采集模式的MR扫描序列，具有EPI序列本身的优缺点，即扫描速度快、影像多有变形、对磁场均匀性敏感。同时，施加弥散梯度导致梯度场的利用率很高，这对梯度场的稳定性提出更高要求。梯度场或整个MRI系统的微小异常都可能在DWI出现伪影，而在其他脉冲序列形成的MRI表现正常。