磁共振基础教材.docx
《磁共振基础教材.docx》由会员分享，可在线阅读，更多相关《磁共振基础教材.docx（47页珍藏版）》请在冰豆网上搜索。
磁共振基础教材
第二章（物理学原理）第1-4节（物质基础-核磁弛豫）
地球表面带有电荷并自旋-------形成电流环路------产生感应磁场（地磁）。
磁性原子核特性：
以一定的频率自旋，由于表面带有正电荷，即形成电流回路，从而产生磁化矢量。
我们把这种带有正电荷的磁性原子核自旋产生的磁场称为（核磁）。
但并非所有原子核均能自旋而产生核磁，即并非所有的原子核都为磁性原子核，条件就是中子数和质子数至少有一项是奇数。
一般指的磁共振图像即为1H的磁共振图像。
原因是氢质子1、在人体中的摩尔浓度最高，是人体中最多的原子核；2、磁化率最高；3、存在于各种组织中，具有生物代表性。
但并非所有的氢质子都能产生MRI信号。
常规MRI的信号主要来源于水分子中的氢质子（简称水质子），部分组织的信号也可来源于脂肪中的氢质子（简称脂质子）。
人体中的水分子可以分为自由水和结合水。
所谓结合水是指蛋白质大分子周围水化层中的水分子，这些水分子粘附于蛋白质大分子部分基团上，与蛋白质大分子不同程度的结合在一起，因此被称为结合水，其自由运动将受到限制。
自由水和结合水在人体组织中可以互换，处于动态平衡。
由于化学位移效应，不同分子中的氢质子进动频率存在差别，蛋白质大分子中氢质子的进动频率大多偏离MRI的中心频率（自由水的进动频率），一般情况下不能被射频脉冲激发，因此不能产生信号。
由于自由运动受到限制，蛋白质和结合水的T2值都很短，一般<1ms，常规MRI采集回波信号至少需要数毫秒，还没有来得及采集回波信号，蛋白质和结合水的信号已经全部衰减。
因此即便蛋白质和结合水中的氢质子被射频脉冲激发，也不能产生MRI信号。
因此，对于不含脂肪的组织，其MRI信号的直接来源就是自由水；结合水和蛋白质都不能直接产生信号，但结合水和蛋白质可以影响自由水的弛豫，也可通过磁化传递效应，最后也会影响到组织的信号强度。
进入主磁场后处于低能级的氢质子仅比处于高能级的氢质子多出数个ppm（百万分之一），而磁共振成像利用的就是多出来的这少部分氢质子，因此实际上磁共振信号是非常弱的。
进入主磁场后低能级氢质子比高能级氢质子多出的量受到温度和主磁场强度的影响。
当处于绝对温度时，所有质子的小核磁均与主磁场方向相同，随着温度的升高，处于低能级比处于高能级多出的氢质子将减少。
对于人体组织来说，温度相对恒定，因此，处于低能级比高能级多出的氢质子的量主要受主磁场强度的影响，随着主磁场强度升高，多出的氢质子量将几乎成比例增加，磁共振成像时可以利用的有效氢质子就增多，磁共振信号将增高，这就是高场强磁共振图像信噪比之所以比较高的原因。
陀螺：
自己有旋转力---自旋，并在地球引力作用下，以地球引力为轴旋转摆动，这种旋转摆动的频率远低于自旋运动。
处于主磁场中的氢质子：
除了自旋，还在主磁场的总用下，以主磁场为轴进行旋转摆动-------称之为进动，进动是磁性原子核自旋产生的小磁场与主磁场相互作用的结果，进动频率远低于自旋频率，但对于磁共振成像来说，进动频率比自旋频率重要的多。
进动频率也叫Larmor频率，w=γ.B（质子的进动频率与主磁场场强成正比）（w为Larmor频率γ为磁旋比B为主磁场强度）
低、高能级的质子都进动，由于进动的存在，其自旋产生的小磁场又可以分解成两部分，纵向则产生一个与主磁场同向的宏观磁化矢量；由于质子在不停的进动，其分解成的横向磁化矢量就像表针在一个盘面上转动，最后横向磁化矢量相互抵消为零。
结果：
：
：
质子产生一个与主磁场同向的纵向磁化矢量。
某一组织或体素产生的宏观纵向矢量的大小与其含有的质子数有关，组织中质子含量越高则产生的宏观纵向磁化矢量越大。
这时候，我们可能认为MRI已经可以区分质子含量不同的各种组织了。
然而遗憾的是，进入主磁场后组织中产生的宏观纵向磁化矢量尽管对于每个质子的小核磁是宏观的，而相对于强度很大的主磁场来说却微乎其微，因此这个宏观纵向磁化矢量在强度很大的主磁场的叠加下，MRI仪不可能检测到，也就不能区分不同组织之间因质子含量差别而产生的宏观纵向磁化矢量的差别。
怎么办呢？
初中物理：
条形磁铁横扫导线绕制的线圈，线圈内将产生电流-------磁力线切割线圈，把动能转化为电能，这就是发电机的原理。
磁共振信号的探测就犹如一个发电机。
组织中旋转的宏观横向磁化矢量切割接收线圈而产生电信号，接收线圈就能探测到宏观横向磁化矢量。
共振为能量从一个振动着的物体传递到另外一个物体，而后者以前者相同的频率振动。
即共振的条件是相同的频率，实质是能量的传递。
如果我们给处于主磁场中的人体组织一个射频脉冲（须垂直于主磁场），这个射频脉冲的频率与质子的进动频率相同，射频脉冲的能量将传递给处于低能级的质子，处于低能级的质子获得能量后将跃迁到高能级，这叫磁共振。
当然这是从微观角度来说（理解MRI我们不考虑这点）。
那么，从宏观的角度来说，磁共振现象的结果是使宏观纵向磁化矢量发生偏转（我们理解MRI考虑这点就可以了）。
之后发生纵向弛豫和横向弛豫。
90度射频脉冲使组织中原来相位不一致的质子群处于同相位进动，产生旋转的宏观横向磁化矢量，90度脉冲关闭后，同相位进动的质子群逐渐失去相位的一致，导致质子群失相位的原因有两个：
一是质子周围磁环境随机波动。
每个质子都暴漏在无数个其它原子核和电子的磁场微环境中，而周围这些带电粒子一直处于热运动状态，这将造成质子群所感受的磁场微环境的随机波动，即质子群所感受到的磁场强度存在随机变化，也就造成了质子之间的进动频率出现差别，结果造成原来同相位进动的质子群逐渐失去相位的一致性。
二是主磁场的不均匀。
由于受上述两个方面磁场不均匀的影响，实际上90度射频脉冲关闭后，宏观横向磁化矢量将呈指数式的快速衰减，我们把宏观横向磁化矢量的这种衰减称为自由感应衰减，也叫T2*弛豫。
利用180度聚焦脉冲可以剔除主磁场不均匀造成的宏观横向磁化矢量衰减，组织由于质子群周围磁场微环境随机波动造成的宏观横向磁化矢量的衰减才是真正的横向弛豫，即T2弛豫。
T2弛豫的能量传递发生于质子群内部，即质子与质子之间，因此T2弛豫也成自旋-自旋弛豫。
一般用T2值来描述组织横向弛豫的快慢。
衰减到横向磁化矢量最大值的37%时的时间叫T2值。
理论上一般需要某组织T2值5倍的时间弛豫完成。
给予组织一个频率与氢质子进动频率一致的射频脉冲激发后，组织中处于低能级的氢质子将吸收射频脉冲的能量跃迁到高能级状态，射频脉冲激发的宏观效应是使组织的宏观纵向矢量偏离平衡状态。
当射频脉冲关闭后，在主磁场的作用下，组织中的宏观纵向磁化矢量将逐渐恢复到激发前的状态即平衡状态，我们把这一过程称为纵向弛豫，即T1弛豫。
宏观纵向磁化矢量恢复到最大值即平衡状态的63%的时间为T1值。
射频脉冲是处于低能级的质子获能跃迁到高能级，纵向弛豫则相反，是处于高能级的质子释放能量回到低能级的过程。
纵向弛豫实际上也是一个共振过程，因此处于高能级状态的质子释放能量的速度与其周围分子的自由运动频率有关，质子周围分子的自由运动频率与质子的进动频率越接近，能量释放越快，组织的纵向弛豫越快（脂肪），周围分子的自由运动频率明显高于（纯水）或低于（含高浓度大分子蛋白）质子的进动频率，则这种能量释放很慢，组织的纵向弛豫所需时间就很长。
磁共振物理学中，通常把质子周围的分子称为晶格，因此纵向弛豫也叫自旋-晶格弛豫。
组织的T1弛豫与T2弛豫存在着一定的内在联系，但又是相对独立的两个不同过程，其发生的机制、表现形式及速度均有明显的差别。
T1弛豫需要把质子群内部的能量传递到质子外的其它分子，所需要的时间较长。
而横向弛豫的能量传递发生与质子群内部，即质子与质子之间，所需要的时间较短。
因此所有组织的T1值都比其T2值要长很多，一般组织的T1值为数百到数千毫秒，而T2值仅为数十到一百多毫秒，少数可达数百毫秒。
一般随主磁场强度的增高，T1值延长，T2值缩短。
磁共振接收线圈只能采集到旋转的宏观横向磁化矢量，而宏观横向磁化矢量切割接收线圈产生的电信号实际上就是原始的磁共振信号，在MRI中，无论是什么脉冲序列，什么加权成像，只要在MR信号采集时刻，某组织的宏观横向磁化矢量越大，其切割接收线圈产生的电信号也即磁共振信号越强，在MRI图像上该组织的信号强度就越高。
这是所有磁共振成像序列的共同规则。
第二章（物理学原理）第5、6节（信号产生及加权成像）
自旋回波的产生：
90度射频脉冲产生了宏观横向磁化矢量，90度射频脉冲关闭后，组织中的宏观横向磁化矢量发生自由感应衰减，机制是同相位进动的质子逐渐失去相位一致，而原因有两个，一个真正的T2弛豫，另一个是主磁场的不均匀。
如果把主磁场不均匀造成的质子失相位效应剔除，采集到的宏观横向磁化矢量衰减信息才能真正反应组织的T2弛豫，办法是180度聚焦脉冲，90度到180度之间的时间间隔是Ti，Ti时刻施加180度聚焦脉冲后，质子群逐渐聚相位，组织中的宏观横向磁化矢量逐渐增大，到了2倍Ti时刻，质子群得以最大程度聚相位，横向磁化矢量最大，由于主磁场恒定不均匀造成的相位离散彻底抵消。
从此时刻开始，由于主磁场不均匀造成的质子群进动频率差别依然存在，自由感应衰减再次发生，组织中的宏观横向磁化矢量又逐渐衰减。
因此180度脉冲后组织中的宏观横向磁化矢量经历了逐渐增大，到了最大值后又逐渐衰减的过程，利用接收线圈记录这一变化过程将得到一个回波，叫自旋回波。
90度射频脉冲中点到回波中点的时间间隔叫回波时间TE。
（回波中点就是180聚相位脉冲后横向磁化矢量恢复到最大的时刻）
梯度回波：
自旋回波的产生是利用了180度聚焦脉冲。
而梯度回波不同。
梯度回波是利用读出梯度场的切换产生的回波。
射频脉冲激发后，在读出方向即频率编码方向上先施加一个梯度场，这个梯度场与主磁场叠加后将造成频率编码方向上的磁场强度差异，该方向上质子的进动频率也随之出现差异，从而加快质子群失相位，其速度比自由感应衰减更快，组织的宏观横向磁化矢量很快衰减到零，我们把这一梯度场称为离相位梯度场。
这时立刻在频率编码方向上施加一个强度相同方向相反的梯度场，原来在离相位梯度场作用下进动频率慢的质子进动频率加快，原进动快的质子进动频率减慢，这样由于离相位梯度场造成的质子失相位将逐渐得到纠正，组织的宏观横向磁化矢量逐渐恢复，经过与离相位梯度场作用相同的时间后，因离相位梯度场引起的质子失相位得到纠正，组织的宏观横向磁化矢量逐渐恢复直到信号幅度的峰值，我们把这一梯度场称为聚相位梯度场；从此时间点后，在聚相位梯度场的作用又变成离相位梯度场，质子又发生相位的离散，组织的宏观横向磁化矢量又开始衰减到零。
这样组织的宏观横向磁化矢量就经历了从零到最大又从最大到零的过程，利用接收线圈记录宏观横向磁化矢量的变化过程，将得到一个回波信号，由于这种回波的产生仅利用读出梯度场切换产生，因此被称为梯度回波。
由于没有采用聚焦脉冲，不能剔除主磁场不均匀造成的宏观横向磁化矢量的衰减，与自旋回波相比，梯度回波的信号强度相对较弱，因此梯度回波的内在信噪比相对较低。
磁共振的加权成像：
加权即突出重点，也即重点突出组织某方面特性的意思。
PDWI：
在人体MRI中，蛋白质大分子物质的氢质子由于T2值很短，几乎不能产生MR信号，因此一般组织的MR信号主要来自组织中水分子和（或）脂肪中的氢质子，在一般的非脂肪组织中主要是指水分子的氢质子，因此实际上一般组织中，质子密度加权成像主要反映的是组织中水分子的多少。
人体中如脑脊液、胆汁、尿液等水样结构的水分子含量最高，因此在质子密度加权像上这些结构的信号最高，需要指出的是在临床工作中进行的一些所谓质子密度加权像，由于成像参数的限制，得到的并非是真正的质子密度加权图像，因此前述哪些水样结构在图像上信号不一定很高。
T2WI，及T2*WI：
T2值越长，信号越高。
水样结构如脑脊液、胆汁、尿液等T2值最大，因此T2WI高；对于脑组织，正常灰质的T2值大于白质，因此T2WI灰质信号高于白质；脾脏>肝脏，肾脏髓质>肾脏皮质。
T1WI：
T1值越短，信号越高。
水样结构如脑脊液、胆汁、尿液等T1值最大，其信号低；脂肪的T1值最短，因此信号最高；灰质信号低于白质；脾<肝；肾脏髓质<皮质。
PDWI
脑脊液、胆汁、尿液最高,因为在非脂组织中反映的就是自由水分子多少
T2WI
脑脊液、胆汁、尿液高
灰质>白质
脾>肝
肾髓质>皮质
脂肪较高
T1WI
脑脊液、胆汁、尿液低
灰质<白质
脾<肝
肾髓质<皮质
脂肪最高
以上是基本的几种加权成像技术，反映的是组织的一般特性，实际上利用磁共振技术进行其它加权成像技术来反映组织的一些特殊性质，如：
DWI反映活体组织中水分子布朗运动；PWI反映组织的微循环状态；SWI利用组织磁敏感性改变来反映组织成分和结构的变化等。
以后会相应介绍。
第二章（物理学原理）第7节（磁共振信号的空间定位）
层面的选择和层厚的决定（配合以梯度场，就是靠射频脉冲）
层面和层厚受梯度场强度和射频脉冲影响的规律如下：
①梯度场不变，射频脉冲的频率增加，则层面的位置向梯度场高的一侧移动；②梯度场不变，射频脉冲的带宽增加，层厚加厚；③射频脉冲的带宽不变，梯度场的场强增加，层厚变薄。
利用X、Y、Z三组梯度场的有机组合进行层面和层厚选择，磁共振成像可以在任意断面上进行扫描。
频率编码（单靠梯度场—频率编码梯度场）
空间定位编码包括频率编码和相位编码。
红橙黄绿青蓝紫，红色频率最低，频率低于红色光者，叫红外线，紫色频率最高，频率高于紫色光者叫紫外线。
磁共振成像频率编码的原理类似三棱镜分解不同频率光线的现象。
一般以前后方向为频率编码方向。
注意：
频率编码梯度场必须在磁共振信号采集过程中同时施加，这样所采集到的磁共振信号中才会有频率编码信息。
之后经傅里叶变换才能解码出不同频率的MR信号，不同频率代表不同的位置。
相位编码（也是靠梯度场—相位编码梯度场，在MR信号采集前施加然后关闭造成相位差别，然后采集MR信号）
与频率编码梯度场不同的是①梯度场施加方向不同，应施加在频率编码的垂直方向上（在临床工作中频率编码梯度场和相位编码梯度场可以互相切换）②施加的时刻不同，频率编码梯度场必须在MR信号采集过程中同时施加，而相位编码梯度场必须在信号采集前施加，而当MR信号采集过程中，相位编码梯度场必须关闭。
③一幅图像的每个MR信号的频率编码梯度场方向和大小都是一样的，而各个MR信号的相位编码梯度场强度和（或）方向是不同的。
为什么相位编码梯度场在MR信号采集前需要关闭呢？
因为我们需要的是各个位置上相位不一致：
在相位编码梯度场的作用下，各个位置的质子进动频率不一致，这时关闭相位编码梯度场，各个位置上的质子进动频率恢复一致，但是由于前面曾施加的梯度场造成的进动相位差别被保留下来，这时采集MR信号就带有不同的相位差别信息，这是我们所需要的，然后经过傅里叶转换可区分出不同相位的MR信号，而不同的相位则代表不同的位置。
由于傅里叶变换本身的特性，它区分不同频率MR信号的能力很强，但区分MR信号相位差别的能力较差，只能区分相位相差180度的MR信号，所以MR信号的相位编码需要多次重复进行，如果矩阵是256*256的MR图像需进行256次相位编码。
需要采集256个MR信号，每一个信号利用不同的梯度场进行相位编码，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，经过傅里叶转换，才能重建出一幅256*256的图像。
三维采集的空间编码：
图像矩阵128*128，容积内分为20层，则需要的总的相位编码步级为128*20。
第二章（物理学原理）第8节（K空间知识）
磁共振的每一个信号都含有全层的信息，因此需要对磁共振信号进行空间定位编码，即频率编码和相位编码。
接收线圈采集到的MR信号实际是带有空间编码信息的无线电波，属于模拟信号而非数字信息，需要经过模数转换（ADC）变成数字信息，后者被填充到K空间，称为数字点阵。
K空间与磁共振信号的空间定位息息相关。
K空间也叫傅里叶空间，是带有空间定位编码信息的MR信号原始数字数据的填充空间，每一幅MR图像都有其相应的K空间数据点阵。
对K空间的数据进行傅里叶转换，就能对原始数字数据中的空间定位编码信息进行解码，分解出不同频率、相位和幅度的MR信号，不同的频率和相位代表不同的空间位置，而幅度则代表MR信号强度。
把不同频率、相位及信号强度的MR数字信号分配到相应的像素中，我们就得到了MR图像数据，即重建出了MR图像。
傅里叶变换就是把K空间的原始数据点阵转变成磁共振图像点阵的过程。
相位编码梯度场-----射频脉冲+频率编码梯度场-----线圈采集得到MR模拟信号-----模数转换的到数字信号-------填入K空间形成数字点阵-----傅里叶变换分解出不同频率、相位、强度的信号------分配到各个像素中形成图像点阵得到MR图像。
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强度则以一定的步级发生变化，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，因此，把带有空间信息的MR信号称为相位编码线，也叫K空间线或傅里叶线。
从相位编码方向看，填充在K空间中心的MR信号的相位编码梯度场为零，这是相位编码造成的质子群失相位程度最低，不能提供相位编码方向上的空间信息（因为几乎没有相位差别），但是MR信号强度最大，其MR信号主要决定图像的对比，我们把这一条K空间线称为零傅里叶线。
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，得到的MR信号中各体素的相位差别最大，所提供相位编码方向解剖细节的空间信息最为丰富，由于施加的梯度场强度最大，造成质子群是相位程度最高，其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，对图像的对比贡献很小。
简单说：
填充K空间中央区域的相位编码线主要决定图像的对比，而周边区域的相位编码线主要决定图像的解剖细节。
零傅里叶线两边的相位编码线是镜像对称的。
K空间在频率编码方向上也是镜像对称的，而且中心区域的信息对图像的对比起着绝对性的影响。
K空间特性：
①K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。
②K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信号主要决定图像的对比，填充K空间周边区域的MR信号主要决定图像的解剖细节。
K空间数据的采集和填充与磁共振图像的空间分辨率直接相关，也将直接决定图像的采集时间。
磁共振图像在相位编码方向上像素的多少直接决定于相位编码的步级数，也即不同的相位编码的磁共振回波信号的数目。
FOV同，则相位编码方向的像素越多，图像在相位编码方向的像素直径就越小，空间分辨率越高；但所需要进行相位编码的步级数越多，也即需要采集的磁共振信号数目越多，一幅图像所需的采集时间就越长。
磁共振图像频率编码方向上的像素数目决定于在磁共振回波信号采集过程中采样点的多少，采样点越多，则图像在频率编码方向上的像素数目越多，像素径线越小，空间分辨率越高，但由于采样点增多，采集一个完整的回波信号所需要的时间越长。
常规MRI序列中一般采用循序对称方式填充K空间。
如梯度回波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，因而想要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就开扫。
实际上，K空间中相位编码线的填充顺序是可以改变的，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三维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。
GE设备：
K空间中心优先采集技术应用于3D快速扰相梯度回波T1WI序列包括用于动态增强或ce-MRA序列。
在这类序列中，在参数调整界面的UserCVsSreen卡中可以选择K空间数据的填充顺序，选择Centric则为K空间中心优先采集仅发生与层面内的相位编码方向，如果选择EllipticalCentric则为K空间中心优先采集同时发生于层面内的相位编码方向和层面间的相位编码方向。
其它K空间填充方式：
EPI的迂回轨迹；螺旋成像的螺旋状轨迹；螺旋桨成像技术的放射状轨迹。
螺旋桨成像技术GE公司叫Propeller（螺旋桨）技术，主要用于回波链较长的FSET2WI和IR-FSEFLAIR序列。
（西门子叫刀锋技术）K空间采用了放射状填充轨迹，中心区域有很多的信息重复，因此可以大大减少运动伪影。
第三章（脉冲序列）第1-2节（基本概念）
影响信号强度的因素：
质子密度，T1值，T2值，化学位移，液体流动，水分子扩散等。
我们可以调整参数，来确定何种因素对于组织信号强度及图像的对比起决定性作用。
调整的成像参数主要是：
1、射频脉冲：
带宽（频率范围），幅度（强度），何时施加，持续时间；
2、梯度场：
施加方向，场强，何时施加，持续时间；
3、信号采集时刻。
我们把射频脉冲、梯度场和信号采集时刻等相关各参数的设置及其在时序上的排列称为MRI的脉冲序列。
脉冲序列的基本构建：
由5个部分构成：
射频脉冲、层面选择梯度场、相位编码梯度场（在90度脉冲后，180度脉冲前施加）、频率编码梯度场（也叫读出梯度场，必须在回波产生的过程中施加）、MR信号。
TR：
重复时间。
TE：
回波时间。
EffectiveTE：
有效回波时间，在FSE或EPI序列中，一次射频脉冲激发后有多个回波产生，分别填充在K空间的不同位置，每个回波的TE是不同的，在这些序列中，我们把射频脉冲中点到填充K空间中央的那个回波中点的时间间隔称为有效TE。
ELT：
回波链长度，出现在FSE或EPI序列中，指一次90度脉冲激发后所产生和采集的回波数目。
ELT叫快速成像序列的时间因子。
ES：
echospacing回波间隙，指回波链中相邻两个回波中点之间的时间间隙。
ES越小，整个回波链采集所需要时间越少，可间接加快采集速度。
反转时间：
仅出现在具有180度反转预脉冲的脉冲序列：
反转恢复序列、快速反转恢复序列、反转恢复EPI序列，一般把180度反转预脉冲中点到90度脉冲中点的时间间隔称为TI。
激励次数（NEX）：
信号平均次数或信号采集次数，是指脉冲序列中每一个相位编码步级的重复次数。
NEX增加，有利于减少伪影并增加信噪比，但增加时间。
一般的序列需要NEX>2，而快速序列特别是屏气的序列NEX多为1，甚至小于1（部分空间次数）。
采集时间（TAacquisitiontime）：
也叫扫描时间，单次激发EPI几十毫秒，SET2WI数十分钟。
二维MRI的采集时间TA=TR*n*NEX（n为NEX=1时TR需要重复的次数）；对于没有回波链的序列如SE或GRE，n就是相位编码的步级数，对于具有回波链的序列如FSE或EPI，n为相位编码的步级数除以ELT。
三维是容积采集，需要增加层面方向的相位编码，容积内需要分为几层则需要进行同样步级的相位编码，因此其采集时间TA=TR*n*NEX*S（S为容积范围的分层数）。
层厚决定因素：
层面选择梯度场强、射频脉冲的带宽。
在二维图像中，层厚即被激发层面的厚度。
越薄，空间分辨率越高，但信噪比降低。
层间距：
CT：
相邻的两个层面厚度中心的间距，如层厚=1，层间距=1，则相当于没有间隔。
但是MRI不同：
层厚=1，层间距=0.5，则相当于两层之间0.5cm的组织没有图像。
受梯度磁场线性、射频脉冲的频率特性的影响，实际上会有层间干扰，往往需要一定的层间距。
矩阵：
也就是频率编码和相位编码方向上的像素数目，频率编码方向上像素的多少不直接影响图像
升级会员 