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影响磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)图像质量的因素有：信噪比（SNR）、空间分辨率、对比度/噪声比（CNR）及伪影。
在MRI检查中只有掌握各种成像参数与MR图像质量的各种指标的相关性，并合理地加以控制，才能获得可靠的、高质量的MR图像。
1、SNR 它是组织信号与随机背景噪声的比值，信噪比与图像质量成正比。
影响信噪比的因素有：①FOV：信噪比与FOV的平方成正比；②层间距：层间距越小，层间的交叉干扰越大；③平均次数：当平均次数增加时，导致扫描时间增加，而信噪比的增加只与平均次数的平方根成正比；④重复时间。
当重复时间延长时，导致组织的纵向磁化倾向最大限度增加。
与此同时，信号强度也增加，使信噪比增加，但增加是有限的；⑤回波时间：当回波时间延长时，由于T2衰减导致回波信号减弱，引起信噪比相应减低；⑥反转时间；⑦射频线圈：它不但采集人体内的信号，而且它也接受人体内的噪声。
控制噪声的方法为选择与扫描部位合适的射频接受线圈。
2、CNR 应该看到，在评价图像质量时，SNR是一项比较重要的技术指标，但是不能把它看作是一项绝对的标准。
临床应用表明，即使SNR很高也不能保证两个相邻结构能有效地被区分开来，因此有价值的诊断图像必须在特性组织和周围正常组织间表现出足够的对比度。
图像的对比度反映了两组织间的相对信号差。
它取决于组织本身的特性。
当病灶与周围组织的图像对比度较小时，在MRI中使用顺磁性造影剂。
SNR则与设备性能有关。
对比度和SNR共同决定了图像的质量，为此定义CNR来评价两者对图像的共同作用。
其定义是：图像中相邻组织结构间SNR之差，即：CNR=SNR(A)-SNR(B)式中SNR(A)与SNR(B)分别为组织A、B的SNR。
上式表明，只有SNR不同的相邻组织，才能够表现出良好的对比度。
在实际的信号检测中，如果组织间对比度较大，但噪声也很大，则较大的对比度会被较高的噪声所淹没。
MR图像质量与成像参数的相关性及控制对策【关键词】 MR图像摘要：系统研究了MR图像的各种质量指标与各种成像参数的相关性及控制对策。
关键词：MR图像质量；成像参数；相关性；控制对策影响磁共振成像 (magnetic resonance imaging，MRI)图像质量的因素有两大类，其中一种由生物组织的种类及生理生化特征（如T1、T2、ρ、化学移位、生理运动、毗邻组织的位置、大小）、物理特性（如磁导率、铁蛋白、血黄素含量等）决定，称为内部因素。
另一种是可由人选择控制的，称为外部因素，最主要的有脉冲序列类型；脉冲时间参数：重复时间（repetition time ，TR）、回波时间（echo time ，TE）和反转时间（time of inversion，TI）；顺磁性造影剂和激励脉冲的偏转角。
通常把这四种外部因素统称为脉冲序列对图像质量的影响。
衡量图像质量的指标主要有信噪比（signal noise ratio ，SNR）、对比度噪声比（contrastnoise ratio ，CNR）、空间分辨率和扫描时间等。
在MRI检查中只有掌握各种成像参数与MR图像质量的各种指标的相关性，并合理地加以控制，才能获得可靠的、高质量的MR图像。
1 SNR图像噪声是一种叠加在MR信号上的随机性干扰成分，主要来源有两种，其一是来自于受刺激组织中的噪声，其二是来自于接收电路的电噪声。
每一例病人都存在噪声，可发生在任何频率，任何时间。
所谓SNR即是在体素V上测得的信号功率与相应噪声功率的比值。
显然，SNR愈高，图像质量愈好。
由于噪声在成像过程中是不可避免的，始终存在的。
所以，除保证系统本身的状态良好外，为了增加SNR，主要应设法增加接收的信号量。
因为增加信号量将使SNR增高，反之将使之降低。
影响信号量的主要因素包括:成像区的质子密度；体素（voxel）的大小；TR、TE和翻转角度；数据采集次数（number of excitations，NEX）;接收带宽；线圈类型等。
磁共振成像中的磁场均匀性与像质优化磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）作为一种非侵入性的医学影像技术，已经广泛应用于临床诊断与研究领域。
然而，MRI图像的质量往往受到磁场均匀性的影响，因此磁场均匀性的优化成为MRI图像质量改进的关键。
在MRI成像中，磁共振信号的产生与大静态磁场（主磁场）的均匀性密切相关。
在理想情况下，主磁场应该是完全均匀的，即处于同一强度和方向。
然而，由于许多因素的干扰，如磁场的非线性、磁场非均匀性和磁场漂移等，导致实际的磁场不完全均匀。
磁场均匀性问题对MRI图像的质量有直接的影响。
首先，磁场均匀性不佳会引起图像的畸变。
这种畸变表现为图像中物体尺寸和形状的改变，严重的甚至会导致结构的丧失。
其次，磁场均匀性差还会影响信号的强度和对比度。
磁场均匀性不良会导致信号强度的不均匀分布，使得病灶的检测和区分变得困难。
此外，磁场均匀性对于成像的空间分辨率和几何失真也有影响。
为了解决磁场均匀性问题，研究人员提出了多种方法。
首先是磁场均匀性的校正技术。
利用专用的校正方法和设备，可以对磁场进行精确的校正和调整。
常见的校正方法有磁场调节、Shimming和磁体设计等。
其中，磁场调节是指通过改变主磁场磁体中的电流分布来校正磁场均匀性。
Shimming是通过在磁体中添加各种磁铁或电流阵列，产生不同的磁场来校正偏差。
此外，研究人员还提出了一些磁场均匀性不敏感的成像方法。
这些方法主要通过改变成像过程中的脉冲序列和梯度设计来减小磁场均匀性的影响。
例如，可以使用梯度矫正技术对磁场不均匀性造成的像偏移进行补偿。
另外，还可以使用平行成像技术来改进磁场均匀性不佳区域的图像质量。
除了以上方法，还有一种更高级的方法是利用新型的高场磁体来提高磁场均匀性。
传统的MRI系统一般使用低场(1.5T)或中场(3.0T)强度的磁体。
而高场MRI系统使用更高强度的磁体，可以有效地提高磁场均匀性。
然而，高场MRI系统存在一些技术挑战，如磁性共振频率偏移、磁体安全性等问题，需要进一步研究与解决。
影响磁共振成像(magnetic resonance imaging ，MRI) 图像质量的因素有：信噪比(SNR)、空间分辨率、对比度/噪声比(CNR) 及伪影。
在MRI 检查中只有掌握各种成像参数与MR 图像质量的各种指标的相关性，并合理地加以控制，才能获得可靠的、高质量的MR 图像。
1、SNR它是组织信号与随机背景噪声的比值，信噪比与图像质量成正比。
影响信噪比的因素有：①FOV信噪比与FOV勺平方成正比；②层间距：层间距越小，层间的交叉干扰越大；③平均次数：当平均次数增加时，导致扫描时间增加，而信噪比的增加只与平均次数的平方根成正比；④重复时间。
当重复时间延长时，导致组织的纵向磁化倾向最大限度增加。
与此同时，信号强度也增加，使信噪比增加，但增加是有限的；⑤回波时间：当回波时间延长时，由于T2衰减导致回波信号减弱，引起信噪比相应减低；⑥反转时间；⑦射频线圈：它不但采集人体内的信号，而且它也接受人体内的噪声。
控制噪声的方法为选择与扫描部位合适的射频接受线圈。
2、CNR应该看到，在评价图像质量时，SNF是一项比较重要的技术指标，但是不能把它看作是一项绝对的标准。
临床应用表明，即使SNR B高也不能保证两个相邻结构能有效地被区分开来，因此有价值的诊断图像必须在特性组织和周围正常组织间表现出足够的对比度。
图像的对比度反映了两组织间的相对信号差。
它取决于组织本身的特性。
当病灶与周围组织的图像对比度较小时，在MRI中使用顺磁性造影剂。
SNR 则与设备性能有关。
对比度和SNF共同决定了图像的质量，为此定义CNR来评价两者对图像的共同作用。
其定义是：图像中相邻组织结构间SNR之差，即: CNR二SNR(A)-SNR(式中SNR(A)与SNR(B)分别为组织A B的SNR上式表明，只有SNR不同的相邻组织，才能够表现出良好的对比度。
在实际的信号检测中，如果组织间对比度较大，但噪声也很大，则较大的对比度会被较高的噪声所淹没。
磁共振的像素间距
磁共振是一种常用的医学成像技术，通过对人体进行磁场和无害的无线电波的作用，可以获取人体内部的详细结构信息。
在磁共振成像中，像素间距对图像的分辨率和质量有着重要的影响。
像素间距是指在磁共振图像中每个像素之间的距离。
像素间距越小，代表图像中的每个像素所代表的空间区域越小，图像的细节和分辨率就会更高。
相反，像素间距越大，图像的细节和分辨率就会降低。
对于医学影像来说，像素间距的选择是一个非常关键的问题。
如果像素间距过大，可能会导致图像模糊，无法清晰地显示人体内部的结构。
而像素间距过小，则会增加图像的数据量和处理难度，同时也会增加成像时间和成本。
因此，在进行磁共振成像时，医生和技术人员需要根据具体的情况来选择适当的像素间距。
一般来说，对于常规的临床检查，像素间距可以选择在0.5mm到1.0mm之间。
这样既可以保证图像的分辨率和质量，又可以在一定程度上减少数据量和成像时间。
当然，在某些特殊的情况下，比如需要更高分辨率的神经影像或心血管影像，像素间距可以进一步缩小，以提高图像的细节和分辨率。
但这样也会增加图像的处理难度和成本，需要更高的技术要求和设备支持。
像素间距是磁共振成像中一个重要的参数，它直接影响着图像的分
辨率和质量。
在进行磁共振成像时，医生和技术人员需要根据具体情况选择适当的像素间距，以获得清晰、准确的影像信息。
这样才能更好地为临床诊断和治疗提供支持，保障患者的健康与安全。
磁共振成像技术误差来源分析磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）是一种医学影像诊断技术，通过利用原子核磁共振现象，对人体组织进行高分辨率成像。
然而，磁共振成像技术并非完美无缺，误差是其不可避免的特点之一。
本文将对磁共振成像技术中的误差来源进行详细分析。
I. 主磁场不均匀性误差主磁场是磁共振成像的基础，其均匀性对成像质量至关重要。
主磁场不均匀性误差来源于以下几个方面：1. 外部磁场扰动：周围环境的磁场变化会导致主磁场的不均匀性。
例如，建筑结构、电气设备和金属物品都可能产生磁场扰动。
2. 主磁体设计和制造：磁体的设计和制造工艺对主磁场的均匀性有着直接影响。
不完美的磁体制造可能导致主磁场的不均匀性增加。
3. 温度变化：主磁体的温度变化会影响磁场的稳定性和均匀性。
温度变化可能导致磁体局部收缩或膨胀，进而影响主磁场的均匀性。
II. 梯度磁场误差梯度磁场是磁共振成像中用于空间编码的重要组成部分。
梯度磁场误差会导致成像空间定位的不准确性。
以下是几种常见的梯度磁场误差来源：1. 梯度线圈不均匀性：梯度线圈的制造和安装质量会影响梯度磁场的均匀性。
线圈内部导线的尺寸、位置及连接方式都会对梯度场造成影响。
2. 梯度电流漂移：梯度电流的漂移会导致梯度磁场的变化，从而造成成像定位误差。
梯度电流漂移可能是由电源不稳定、导线阻抗变化等因素导致的。
3. 磁铁非线性：梯度磁场与主磁场之间有耦合作用，主磁场的不均匀性会影响梯度磁场的均匀性。
非线性磁铁可以导致梯度磁场的扭曲，从而影响成像空间定位的准确性。
III. 射频场和接收链路误差射频场是磁共振成像中用于激发和接收信号的重要部分。
射频场和接收链路误差可能产生以下误差来源：1. 射频梯度线圈误差：射频梯度线圈的设计和制造质量会影响激发和接收的射频场的均匀性。
线圈内部的导线尺寸、位置和连接方式也会对射频场产生影响。
2. 射频场不均匀性：射频场的不均匀性会导致成像信号的强度和分布出现误差，从而影响成像质量。
磁共振参数磁共振成像（MRI）是一种利用核磁共振原理产生的高分辨率医学影像技术，常用于诊断各种疾病和损伤。
磁共振成像的参数是影响成像质量和临床诊断效果的关键因素，包括磁场强度、脉冲序列、扫描时间等。
本文将就磁共振成像的参数进行详细介绍，并探讨其在临床医学中的应用。
磁共振成像的磁场强度是影响图像分辨率和对比度的重要参数之一。
一般来说，磁场强度越高，图像的分辨率和对比度越好。
目前临床使用的磁共振成像系统主要有1.5T和3.0T两种磁场强度。
3.0T的磁场强度比1.5T更高，能够提供更高的信噪比和更好的空间分辨率，适用于对解剖结构和病变进行更精细的观察和诊断。
脉冲序列是指在磁共振成像中采用的RF脉冲、梯度脉冲和时间序列的组合方式。
常用的脉冲序列包括T1加权成像、T2加权成像、质子密度加权成像和T2*加权成像等。
不同的脉冲序列能够突出不同的组织特征和病变信息，因此在临床诊断中需要根据具体情况选择合适的脉冲序列。
扫描时间也是影响磁共振成像的重要参数之一。
随着磁共振成像技术的不断改进，扫描时间已经大大缩短，使得患者的舒适度和成像效果得到了提升。
快速成像技术如EPI、SENSE和GRAPPA等的应用也使得磁共振成像的扫描时间更短，从而在临床实践中得到了广泛的应用。
对于磁共振成像的参数而言，信噪比也是一个非常重要的指标。
信噪比是成像质量的关键因素之一，它能够反映出图像的清晰度和对比度。
在提高信噪比方面，增大磁场强度和改善硬件设备是非常重要的手段。
针对信噪比较低的情况，也可以通过信号平均、并行成像和计算机重建等技术手段来提高图像质量。
在临床医学中，磁共振成像的参数是根据疾病类型、扫描目的和患者情况来进行选择的。
对于颅脑部的疾病诊断，通常会选择较高的磁场强度和T1加权成像序列；对于脊柱和关节的成像，可以通过选择不同的脉冲序列来突出软组织或骨组织；对于儿童、孕妇或老年患者，也需要根据具体情况来选择合适的参数和扫描方式。
mri采样参数对磁共振图像大小以及形状的影响实验报告
MRI（磁共振成像）是一种医学影像技术，通过使用磁场和无害的无线电波来创建人体内部的详细图像。
在MRI扫描中，采样参数（例如磁场强度、重复时间、回波时间等）对图像的大小和形状会有一定的影响。
1. 磁场强度：较强的磁场会产生更高质量和更清晰的图像。
一般来说，磁场强度越高，图像分辨率越高，但相应的设备成本也更高。
2. 重复时间（TR）：TR是指重复开始下一个激发脉冲之间的时间间隔。
较短的TR可以得到更快的图像采集速度，但可能会影响图像质量。
3. 回波时间（TE）：TE是指激发脉冲至图像中信号回波的时间间隔。
较短的TE可以增强图像对组织对比度的敏感性，但可能会增加图像噪声。
4. 空间分辨率：空间分辨率决定了图像中细节可见的程度。
较高的空间分辨率可以展示更小的结构，但会增加扫描时间。
除了采样参数，图像大小和形状还与扫描横截面的选择有关。
不同的扫描横截面（例如脑部、胸部、腹部等）可能需要不同的参数和扫描方式。
综上所述，MRI的采样参数对图像大小和形状有一定的影响，不同的参数设置可以根据具体需求进行调整以获得最佳的图像质量。
4.4磁共振成像技术参数及其对图像质量的影响4.4.1层数SE序列多回波多层面（MEMP）二维采集时，脉冲重复期间最多允许层数（NS)由TR和最大回波时间TE决定。
NS = TR / (TEma +K) (公式4—1）公式4—1中:NS为最多允许层数; TR为重复时间;TEma 为最大回波时间；K为额外时间，根据所用参数不同而变化,一般用SAT和Flow Comp时K值就大。
另外特殊吸收率（SAR)也是层数的主要限制因素.4。
4.2层厚层厚取决于射频的带宽和层面选择梯度场强。
层厚越厚，激发的质子数量越多，信号越强，图像的信噪比越高。
但层厚越厚，采样体积增大,容易造成组织结构重叠，而产生部分容积效应。
层厚越薄,空间分辨力越高，而信噪比降低。
扫描时要根据解剖部位及病变大小来决定扫描层厚。
4。
4.3层面系数层面系数的大小取决于层间距和层面厚度。
层面系数=层间距/层面厚度´100%上式表明,层面系数与层间距成正比，而与层面厚度成反比.当层面厚度固定时，层间距越大，层面系数越大。
当层间距固定时，层面厚度越厚，层面系数越小。
层面系数小时，相邻层面之间会产生干扰，从而影响T1对比。
4.4。
4层间距层间距（GAP）即不成像层面。
选用一定带宽的射频脉冲激励某一层面时，必然影响邻近层面的信号，为了杜绝成像之间层面的干扰，通常采用如下解决办法:（1）增加层间距：一般要求层间距不小于层厚的20％.层间距过大，容易漏掉微小病变;层间距越大，图像信噪比越高.(2）如果扫描部位或病变较小，不能选择过大层间距或无层间距时，应采用间插切层采集法而不选择连续切层法,以克服相邻层间的相互干扰，提高信噪比.4.4。
5接收带宽接收带宽是指MR系统采集MR信号时所接收的信号频率范围。
减少接收带宽可以提高图像的信噪比，但可导致图像对比度下降。
同时,减少扫描层数,扫描时间延长,并增加化学位移伪影。
MR激发脉冲使用的是射频波，其频率范围称为射频带宽或发射带宽.射频脉冲的持续时间越短,即脉冲的形状越窄,傅里叶变换后其频带带宽越宽。
4.4磁共振成像技术参数及其对图像质量的影响4.4.1层数SE序列多回波多层面（MEMP）二维采集时，脉冲重复期间最多允许层数（NS）由TR和最大回波时间TE决定。
NS = TR / （TEma +K）（公式4-1）公式4-1中：NS为最多允许层数； TR为重复时间；TEma 为最大回波时间；K 为额外时间，根据所用参数不同而变化，一般用SAT和Flow Comp时K值就大。
另外特殊吸收率（SAR）也是层数的主要限制因素。
4.4.2层厚层厚取决于射频的带宽和层面选择梯度场强。
层厚越厚，激发的质子数量越多，信号越强，图像的信噪比越高。
但层厚越厚，采样体积增大，容易造成组织结构重叠，而产生部分容积效应。
层厚越薄，空间分辨力越高，而信噪比降低。
扫描时要根据解剖部位及病变大小来决定扫描层厚。
4.4.3层面系数层面系数的大小取决于层间距和层面厚度。
层面系数=层间距/层面厚度´100%上式表明，层面系数与层间距成正比，而与层面厚度成反比。
当层面厚度固定时，层间距越大，层面系数越大。
当层间距固定时，层面厚度越厚，层面系数越小。
层面系数小时，相邻层面之间会产生干扰，从而影响T1对比。
4.4.4层间距层间距（GAP）即不成像层面。
选用一定带宽的射频脉冲激励某一层面时，必然影响邻近层面的信号，为了杜绝成像之间层面的干扰，通常采用如下解决办法：（1）增加层间距：一般要求层间距不小于层厚的20%。
层间距过大，容易漏掉微小病变；层间距越大，图像信噪比越高。
（2）如果扫描部位或病变较小，不能选择过大层间距或无层间距时，应采用间插切层采集法而不选择连续切层法，以克服相邻层间的相互干扰，提高信噪比。
4.4.5接收带宽接收带宽是指MR系统采集MR信号时所接收的信号频率范围。
减少接收带宽可以提高图像的信噪比，但可导致图像对比度下降。
同时，减少扫描层数，扫描时间延长，并增加化学位移伪影。
MR激发脉冲使用的是射频波，其频率范围称为射频带宽或发射带宽。
射频脉冲的持续时间越短，即脉冲的形状越窄，傅里叶变换后其频带带宽越宽。
层面厚度与带宽成正比，即层厚越厚，带宽越宽。
人体组织信号为不同频率信号的叠加，包括被激励的组织和噪声。
射频带宽越宽，信号采集范围就越大，噪声也越大。
4.4.6扫描野（FOV）扫描野也称为观察野，它是指扫描时采集数据的范围，它取决于频率编码和相位编码梯度强度。
采集矩阵不变时，FOV越小，则体积单元（体素）越小，空间分辨力越高，但信号强度减低，信噪比越低。
检查部位超出FOV时，会产生卷褶伪影。
因此，选择FOV时要根据检查部位决定。
4.4.7相位编码和频率编码方向在频率编码方向上的FOV缩小时不减少扫描时间。
而在相位编码方向上的FOV缩小时，可以减少扫描时间。
因此，在扫描方案的设置上，应该注意两个问题。
·相位编码方向FOV应放在成像平面最小径线方向，不但能节省扫描时间，又可避免产生卷褶伪影，而图像质量不受影响，如做腹部、胸部横断位扫描时，相位方向应应放在前后方向，相位编码方向FOV可减少25%，能节省1/4的扫描时间。
·选择的相位编码方向应能避开在相位编码方向的运动伪影不在主要观察区。
如行肝脏扫描，要观察肝左叶病变，为了避开主动脉伪影对肝左叶的影响，相位编码方向应放在左右方向，此时，不能减小FOV，避免产生卷褶伪影。
4.4.8矩阵矩阵组成每幅MR图像的像素方格，它包括采集矩阵（原始资料矩阵）和显示矩阵（影像矩阵）。
显示矩阵是经过付立叶变换显示在显示屏上。
MR系统为了提高显示屏上图像的分辨力，一般显示矩阵大于采集矩阵。
目前，显示矩阵大多最高达到512×512。
采集矩阵是指频率编码采样数目与相位编码步码数的乘积。
FOV不变时，矩阵越大，体素就越小，图像的分辨力高。
在频率编码方向增加采样点，可以增加空间分辨力，而不增加扫描时间；在相位编码方向增加编码数，则会增加扫描时间。
采集矩阵一般用256 × 256，最高可用512× 256。
4.4.9信号平均次数也称激励次数或信号采集次数，是指数据采集的重复次数，即在K空间里每一相位编码步级被重复采样的次数。
增加采集次数，重复采样，可减轻周期性运动伪影及流动伪影，提高图像信噪比；但会增加扫描时间。
扫描时间正比于激励次数。
SNR大小与信号平均次数的平方根成正比，当激励次数从1提高到4次时，SNR可提高到2倍，而扫描时间要增加到4 倍。
4.4.10预饱和技术预饱和技术可用于各种脉冲序列。
使用预饱和技术可以抑制各种运动伪影，设置预饱和带在运动的组织区（感兴趣区以外的区域）最多可放6 个方向的饱和带。
饱和带越多，抑制伪影效果越好，但要减少扫描层数或增加扫描时间。
饱和带越窄，越靠近感兴趣区，抑制伪影效果越好预饱和技术首先用预饱和90o脉冲将运动组织（饱和带区域）的质子纵向磁化矢量打到90o，等静态组织90o脉冲到达时，该矢量再次翻转90o。
与采集平面垂直，此时信号为零（饱和带区域无信号），而静态组织质子磁化矢量90o处在采集平面而呈高信号。
4.4.11门控技术门控技术包括心电门控、脉搏门控和呼吸门控。
（1）心电门控通过肢体导联，以心电图R波作为MRI测量的触发点，选择适当的触发时间（心电图R波与触发脉冲之间的时间）可获得心电周期任何一个时相的图像。
心电门控常常用于心脏、大血管检查。
（2）脉搏门控通过压力―电压传感器与手指接触能获得脉搏信号来控制射频脉冲触发。
最常使用于大血管检查。
（3）呼吸门控通过压力―电压传感器获得呼吸信号来控制射频脉冲触发。
常使用于胸、腹部呼吸运动伪影大的扫描部位。
4.4.12重复时间（TR）是指执行两次相邻的脉冲序列的时间间隔。
SE序列的TR是指一个90°射频脉冲至下一个90°射频脉冲之间的时间间隔，即相邻两个90°脉冲中点间的时间间隔；梯度回波的TR是指相邻两个小角度脉冲中点之间的时间间隔；反转恢复序列中TR是指相邻两个180°反转预脉冲中点间的时间间隔；在单次激发序列（包括单次激发快速自旋回波和单次激发EPI）中，由于只有一个90°脉冲激发，TR等于无穷大。
SE序列的TR：T1WI 400~500 ms；T2WI 1800~3000 msSE序列长TR值用于T2加权和质子密度加权，长TR使大部分组织的T1弛豫接近完成，免除T1成分。
SE序列短TR值用于T1加权。
短TR时，长T1组织能量丢失少，所以纵向磁化矢量恢复的也少，到下一个90°脉冲时吸收少，回波幅度低，而短T1组织能量大部分丢失，纵向磁化矢量接近完全吸收，在下一个90°脉冲时，回波幅度高，信号强。
人体不同组织有其各自的T1值，且随磁场强度变化而改变，高磁场MR机TR宜长些。
4.4.13回波时间（TE）是指产生宏观横向磁化矢量的脉冲中点到回波中点的时间间隔。
SE序列的回波时间TE是指90°射频脉冲到自旋回波中点的时间间隔；梯度回波中指小角度脉冲中点到梯度回波中点的时间间隔。
SE序列的TE：T1WI 10~30 ms；T2WI 90~120 msTE越短，T2对比越小。
强调T1对比时，TE应尽量短，以避免T2干扰，提供较强的信号，提高信噪比。
T2加权要使用长TE值，TE越长，T2对比越大。
即T2对信号强度的影响越大。
TE超过一定范围，所有组织的T2横向磁化都极大的衰减而无对比。
人体不同组织有它们不同的T2值，TE值可因MR设备及脉冲序列不同而异。
4.4.14反转时间（TI）反转时间TI为180°反转脉冲中点与90°激励脉冲中点之间的时间。
大多数组织TI值在400ms左右。
TI时间用于各种反转恢复脉冲序列。
改变TI，可以获得不同的脉冲序列图像。
短反转时间反转恢复序列（Short TI inversion recovery，STIR）的TI为80~120ms。
脂肪的TI时间在100 ms左右。
使用短TI，使短TI组织脂肪信号为零，达到抑制脂肪的目的。
中等反转时间反转恢复序列TI200~800 ms （GE公司称为T1 FLAIR，TI值750 ms）可以获得脑白质白、脑灰质灰，灰白质对比度高的图像。
长反转时间反转恢复脉冲序列TI为1500~2500 ms.它与SE或FSE T2加权相结合，形成液体衰减反转恢复脉冲序列（fluid attenuated inversion recovery，FLAIR），这种长TI，会使脑脊液信号全部或大部为零，从而达到T2加权像抑制脑脊液呈低信号。
这种重T2加权像可以清楚地显示贴近脑室周围长T2病变。
4.4.15偏转角偏转角是指在射频脉冲的作用下，组织的宏观磁化矢量偏离平衡状态的角度。
偏转角的大小取决于射频脉冲的能量，能量越大偏转角越大。
而射频脉冲的能量取决于脉冲的强度和持续时间，增加能量可通过增加脉冲的强度和（或）持续时间来实现。
MRI常用的偏转角为90°、180°和梯度回波序列的小角度。
偏转角越小，所需要的能量越小，激发后组织纵向弛豫所需要的时间越短。
在梯度回波脉冲序列里，使用小角度脉冲激励，组织的纵向弛豫仅有一小部分被偏转到横向平面，纵向磁化大部分被保留，从而大大缩短了纵向磁化恢复所需要的时间。
GRE序列采用小于20°翻转角，可以得到倾向于SE T2加权像，大于80°可以得到T1加权像。
由于梯度回波序列TR和TE明显缩短，扫描时间随之也明显缩短。
翻转角过小，图像信噪比降低。
4.4.16回波次数在常规自旋回波脉冲序列里，90°脉冲后，使用多次180°相位重聚脉冲而产生多个回波，称之多回波SE序列。
一般使用最多的是4 次回波，TE为30、60、90、120 ms。
在每个TR周期，在4个K-空间中各完成一条梯度场幅度值相同的相位编码线。
相位编码线为256时，在4个K-空间里要完成256条线，才能完成4 幅图像。
如果将每次回波信号峰值点连线（一次比一次低），就得到T2衰减曲线。
随着回波次数的增加，回波时间延长，图像T2对比越强，噪声增加，空间分辨力下降，图像质量下降。
4.4.17回波链每个TR周期中一次90°激发后所产生和采集的回波数目。
主要用于FSE、IR和EPI序列。
FSE序列在一次90°脉冲后施加多次180°相位重聚脉冲，即一个TR周期内，由多次180°脉冲组成的回波链，用不同相位编码梯度场幅度值各产生一个回波，在一个K空间每次填充多条线，使成像时间成倍缩短。
回波链越长，扫描时间越短，但信噪比也越低，允许扫描的层数也减少。
4.4.18流动补偿技术用一特定梯度场补偿血流、脑脊液中流动的质子，可消除或减轻其慢流动时产生的伪影，增加信号强度。
