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1、磁共振成像磁共振成像Magnetic resonance imaging, MRI天狼磁共振成像磁共振成像Magnetic resonance imaging, MRI主要内容:1、核磁共振原理2、弛豫过程、特征量T1、T2的意义3、MRI空间位置编码4、磁共振信号5、脉冲序列6、图像的重建7、磁共振成像的质量控制GE 1.5T MRIGE 2.0T OPEN MRI磁共振成像磁共振成像Magnetic resonance imaging, MRI磁共振成像磁共振成像Magnetic resonance imaging, MRIT1 Weighted sliceT2 Weighted slic
2、e磁共振成像磁共振成像Magnetic resonance imaging, MRI原子核及其磁特性原子核及其磁特性1原子核的一般特性原子核的一般特性v同位素：质子数相同，中子数不同位素：质子数相同，中子数不 同的核构成的元素同的核构成的元素 H有三种同位素：有三种同位素：v 只有质子，没有中子只有质子，没有中子v临床临床MRI主要原子核主要原子核HHH312111,H11H1自旋（自旋（spin)MRI基础基础 自旋角动量自旋角动量 大小大小原子核、原子核、 质子、中子数质子、中子数 方向方向自旋轴自旋轴I自旋磁矩自旋磁矩 原子核自旋运动产生的微观磁场原子核自旋运动产生的微观磁场 磁旋比，磁
3、矩与角动量之比磁旋比，磁矩与角动量之比 约化普朗克常数约化普朗克常数 sJ 34100545726. 1I净自旋净自旋v 只有奇数质子或奇数中子数的原只有奇数质子或奇数中子数的原 子核产生的自旋磁矩子核产生的自旋磁矩v 泡利不相容原理：泡利不相容原理： 原子核内成对质子或中子的自旋原子核内成对质子或中子的自旋 相互抵消相互抵消第一节：磁共振现象第一节：磁共振现象一、旋进一、旋进 （precession)：角动量受到一个与之垂直的力矩的作用，角动量矢量沿一圆周转动的现象。LT为进动角速度（反映旋转轴转动的快慢），T为力矩，L为角动量（反映旋转的快慢）。 自旋在磁场中的运动自旋在磁场中的运动1.进
4、动进动1、核的自旋磁矩、核的自旋磁矩磁场对磁体的作用磁矩可以理解为由于电荷转动形成的小磁体磁性的强弱，显然其与电荷转动的角动量有关，同时与电荷的大小有关。L2、自旋质子在磁场中的旋进、自旋质子在磁场中的旋进量子力学告诉我们，质子在磁场中形成定态时，有如图所示的两种状态。这两种状态的能量不同。这称为自旋核能级在外磁场中的劈裂。无外加磁场时自旋的运动v磁化：磁场中样体在外磁场作用下，在磁化：磁场中样体在外磁场作用下，在 磁场方向上产生磁性的过程。磁场方向上产生磁性的过程。 大小用磁化强度大小用磁化强度m表示表示v磁化率磁化率 ：样体在磁场中被磁化产生磁：样体在磁场中被磁化产生磁 化的能力。（磁敏感
5、性）化的能力。（磁敏感性）v磁化强度来源：原子核自旋磁矩磁化强度来源：原子核自旋磁矩 核外电子分布核外电子分布*Bm /自旋核磁矩在外加磁场中能量自旋核的能级自旋核的能级量子化量子化v自旋系统在外磁场作用下趋于磁场自旋系统在外磁场作用下趋于磁场方向方向v 两种能态：两种能态： 上旋上旋平行于磁场方向的核磁矩平行于磁场方向的核磁矩 低能态低能态 E（+1/2） 下旋下旋反向磁场方向的核磁矩反向磁场方向的核磁矩 高能态高能态 E（-1/2）磁场对自旋的量子化作用The Effect of Irradiation to the Spin SystemLowerHigherSpin System Af
6、ter Irradiationv两种能态自旋粒子分布服从波尔兹曼分两种能态自旋粒子分布服从波尔兹曼分公式公式 H :下旋态下旋态,上旋态上旋态 k波尔兹曼常数，波尔兹曼常数，1.3810-23Jk-1 T绝对温度绝对温度 kTEeNN/)2/1(/ )2/1(0)2/1()2/1(BEEE两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布两种能态自旋粒子分布原子核系的静磁学原子核系的静磁
7、学原子核系的静磁学原子核系的静磁学原子核系的静磁学原子核系的静磁学剩余自旋与净磁化剩余自旋与净磁化v剩余自旋：平衡磁场中上旋态核磁剩余自旋：平衡磁场中上旋态核磁 矩与下旋态核磁矩之差矩与下旋态核磁矩之差v净磁化：平行于磁场方向由剩余自净磁化：平行于磁场方向由剩余自 旋产生的磁化矢量（宏观旋产生的磁化矢量（宏观 磁化矢量）磁化矢量）净磁化的产生净磁化的产生影响净磁化矢量的因素影响净磁化矢量的因素 净磁化矢量净磁化矢量M：由于自旋的量子化分布，平：由于自旋的量子化分布，平 衡态样体在磁力线方向上形衡态样体在磁力线方向上形 成的稳定磁化矢量。成的稳定磁化矢量。 M= B0N/T 常数常数 B0磁场强
8、度磁场强度 N单位体积样体质子数（组织质子密度）单位体积样体质子数（组织质子密度） T绝对温度绝对温度核磁矩核磁矩 在净磁场在净磁场 0作用下作用下 产生力矩产生力矩 = 0核磁矩对时间的变化率核磁矩对时间的变化率 Bdtdv核磁矩核磁矩 在净磁场在净磁场 0中的运动中的运动v磁矩分解为磁矩分解为Z轴、轴、X-Y平面矢量平面矢量v旋进过程中旋进过程中Z轴矢量方向不变轴矢量方向不变vX-Y平面矢量绕平面矢量绕Z轴方向不断变化轴方向不断变化vX-Y平面矢量相位随机平面矢量相位随机v不形成宏观磁化矢量不形成宏观磁化矢量 进动时核磁矩各分量的运动进动时核磁矩各分量的运动 在在静磁场中，核磁矩围绕静磁场
9、中，核磁矩围绕 0进动，进动，运动轨迹为圆锥运动轨迹为圆锥进动的特征频率进动的特征频率拉莫频率拉莫频率 0 (Larmor frequency) 0=0v拉莫进动拉莫进动核磁矩的进动核磁矩的进动v 0取决于：原子核种类取决于：原子核种类 外加磁场强度外加磁场强度二、磁共振现象二、磁共振现象 分子、原子或原子核能级在外磁场中劈裂后，当外界电磁场（电磁波）的频率适当（光子能量适当）时，处于低能态的分子、原子或原子核等吸收电磁波的能量跃迁至高能态，这种现象称为磁共振现象。NRFgBBh核磁共振NMR的条件 原子核在进动中吸收外界能量产生能原子核在进动中吸收外界能量产生能级跃迁现象级跃迁现象 外界能量
10、外界能量 短射频脉冲激发源短射频脉冲激发源 射频磁场射频磁场RF 自旋磁矩在主磁场中进动自旋磁矩在主磁场中进动.核磁共振NMR的条件v射频脉冲频率必须与磁场中自旋磁矩的旋进频率相同，与宏观磁化M的固有频率相同，与质子的拉莫频率相同。v射频对自旋系统做功，系统内能增加，在RF激发下，宏观磁化矢量产生共振NMR。三、磁共振的宏观描述三、磁共振的宏观描述1、磁化现象、磁化现象：作为宏观物体，包含大量的自旋磁矩，即大量的微小磁体，但是，一般物体并不对外显磁性，是由于这些小磁体杂乱无章的排列，磁性相互抵消，对外不显磁性。在外磁场的作用下，这些磁矩有沿外磁场排列的趋势，从而对外显磁性，这就是我们熟知的磁化
11、现象。Bv激发激发射频磁场对自旋系统的作用射频磁场对自旋系统的作用 过程过程v核磁共振核磁共振原子核自旋系统吸收原子核自旋系统吸收相同频率的射频磁场能量而从平衡相同频率的射频磁场能量而从平衡态变为激发态的过程态变为激发态的过程v系统激发后特征：系统激发后特征： MZ v2进动频率进动频率 v1进动频率进动频率相位编码数学原理相位编码数学原理3、进动频率不同导致进动相位不同进动频率不同导致进动相位不同 相位编码梯度持续时间相位编码梯度持续时间ty ty时间后各体素的进动相位时间后各体素的进动相位 y y= ytv= (B0+yGy) tv 相位差相位差 y= yGytv= y y tv Gy 对
12、相位的作用对相位的作用4、 t=ty时刻，相位编码梯度关断时刻，相位编码梯度关断 各体素再次置于相同的外磁场：各体素再次置于相同的外磁场：v进动频率恢复进动频率恢复Gy作用前数值作用前数值vGy诱发的进动相位差保留诱发的进动相位差保留相位记忆相位记忆相位编码数学原理相位编码数学原理3、频率编码：、频率编码：在相位编码结速后，沿X轴方向加一梯度磁场GX，从而使不同X坐标的自旋磁矩的进动频率不一样，进而依据这种进动频率的差异来确定X坐标。称为频率编码。通过空间编码以后，不同体素发射的MR信号频率、相位、相位变化率不同，依据这些信息和信号强度可正确地重建图像。沿沿x轴方向施加轴方向施加x梯度梯度Gx
13、；与；与y轴平行的各轴平行的各列体素的进动频率列体素的进动频率 x为为 x= (B0+xGx)v x是是x的函数，不同的的函数，不同的x决定了不同的进决定了不同的进动频率动频率v所接受的信号中已包含有体素的空间位所接受的信号中已包含有体素的空间位置信息置信息频率编码数学原理频率编码数学原理频率编码数学原理频率编码数学原理v频率编码梯度一般只在频率编码梯度一般只在NMR信号出现时信号出现时施加，所以又被称为读出梯度或测量梯施加，所以又被称为读出梯度或测量梯度。度。v每个测量周期的频率编码脉冲均相同。每个测量周期的频率编码脉冲均相同。频率编码基本特征频率编码基本特征频率编码信号特征频率编码信号特征
14、频率编码信号特征频率编码信号特征三、磁共振成像系统、磁共振成像系统1、磁场系统：（1）静磁场：是核心部键，要求磁场强度大，1T，且要求均匀度高，常用超导电磁体产生，维护费用高。也是磁共振系统的关键部键。（2）梯度磁场（3个）：是空间编码磁场，比静磁场小得多，约百分之一。2、射频率系统：由射频发生器，射频接收器，控制系统组成。3、图像重建系统：核心是计算机处理系统。处于静磁场的成像物体用Z轴方向的梯度磁场选择层面用X轴方向的梯度磁场频率编码用Y轴方向的梯度磁场相位编码信号采集信号处理，得到数字图像层面图像显示磁共振成像过程框图磁共振成像过程框图磁共振成像过程磁共振成像过程1、梯度周期与成像时序、
15、梯度周期与成像时序1、t=0时刻时刻Gz开启；同时产生开启；同时产生90射频脉冲射频脉冲 激励限制在激励限制在Gz所决定的特定平面内；所决定的特定平面内； 受激层面宏观磁化矢量受激层面宏观磁化矢量M倒向倒向xoy面面2、t=t1时刻时刻Gz关断；相位编码梯度关断；相位编码梯度Gy加入加入 t1t2 Gz持续时间；持续时间； 相位编码梯度脉宽相位编码梯度脉宽 ty=t2-t1 FID信号出现，但暂不检测信号出现，但暂不检测 ty称为预备期称为预备期3、t=t2时刻，时刻，Gy关断，关断，Gz再一次开启再一次开启 限制限制180重聚焦脉冲仅作用于既定重聚焦脉冲仅作用于既定层面层面4、t=t3 时刻
16、，频率编码梯度时刻，频率编码梯度Gx出现出现 t3t5 Gx持续时间；持续时间； 采样从回波信号的峰值开始采样从回波信号的峰值开始 检测期检测期 Gx的脉宽的脉宽tx=t5- t35、t5t6延迟时间延迟时间 等待宏观磁化矢量等待宏观磁化矢量Mz恢复至其稳态恢复至其稳态值值M0; 为下一次扫描做准备为下一次扫描做准备 t0t6重复时间重复时间TR，反映每个扫，反映每个扫 描周期的长短描周期的长短 t0t4回波时间回波时间TE 2、 MRI图像重建过程图像重建过程 2、 MRI图像重建过程图像重建过程 2、 MRI图像重建过程图像重建过程Gradient Magnetic FieldGradie
17、nt coils generate spatially varying magnetic field so that spins at different location precess at frequencies unique to their location, allowing us to reconstruct 2D or 3D images.X gradient Y gradient Z gradientxyzxzzxyyA Simple Example of Spatial Encodingw/o encodingw/ encodingConstantMagnetic Fiel
18、dVaryingMagnetic FieldSpatial Decoding of the MR SignalFrequencyDecomposition应用专用的图像处理计算机（图像处理器）应用专用的图像处理计算机（图像处理器）中进行图像重建中进行图像重建v 2DFT成像方法中，图像重建所进行的运成像方法中，图像重建所进行的运算主要是快速傅里叶变换算主要是快速傅里叶变换(FFT，the fast Fourier transform).vFFT包包括行和列两个方向，运算量极大括行和列两个方向，运算量极大vFFT的快慢，基本上决定着图像重建的速的快慢，基本上决定着图像重建的速度度3、图像重建、图
19、像重建v每幅图像对应两个原始数据矩阵：每幅图像对应两个原始数据矩阵： 信号的实部矩阵，信号的虚部矩阵信号的实部矩阵，信号的虚部矩阵实部和虚部实部和虚部矩阵送入傅矩阵送入傅里叶变换器里叶变换器行和列两个行和列两个方向快速傅方向快速傅里叶变换里叶变换还原出带有还原出带有定位信息的定位信息的实部和虚部实部和虚部图像矩阵图像矩阵图像处理器图像处理器对两个矩阵对两个矩阵的对应点取的对应点取模模得出一个新矩阵得出一个新矩阵（模矩阵，行和（模矩阵，行和列数分别为列数分别为L L和和C C）模矩阵中元素值模矩阵中元素值大小正比于每个大小正比于每个体素体素NMRNMR信号强度信号强度以其作为亮度值以其作为亮度值
20、得出所需的图像得出所需的图像第三节：磁共振成像的质量控制第三节：磁共振成像的质量控制一、信噪比：正确信号与噪声信号之比。影响因素主要有：能级劈裂间距（由磁场大小决定），体素大小，自旋核密度，T2，接收线圈形状，样品和线圈的温度等。增大V可提高信噪比，但会降低空间分辨力。增加磁场强度可提高信噪比，对磁场的要求高，同时会增加RF能量，人体剂量增加。二、均匀度：主要由静磁场B0的均匀度决定，因为人体内的磁环境相差很小，静磁场很小的不均匀度将掩盖这种差异。静磁场的不均匀性要求在百万分之几。三、线性度：决定于梯度磁场的线性度。四、空间分辨力：指单个体素的大小，主要由三个梯度磁场的梯度和静磁场及检测器对频
21、率差异的区分能力决定。五、对比度。核磁共振图像有三种加权图像，根据具体情形可以选择适当的加权图像，以氢核为例，由于除骨外，人体其他组织的含水量差别并不大，即加权图像的对比度并不大，但病变组织和正常组织T1，T2的差别大，因此可以用T1或T2加权图像。在需要时，可以用造影剂来增加对比度。讨论：磁共振成像的优缺点。优点：多个参数成像，诊断信息丰富；无电离辐射，安全；组织分辨力强；容易观察心脏和血管系统（不需造影剂）；扫描（切层）灵活。缺点：扫描时间长，空间分辨力不理想。第四节：脉冲序列构成第四节：脉冲序列构成 磁共振成像的脉冲序列是各种参数磁共振成像的脉冲序列是各种参数测量技术的总称。测量技术的总
22、称。 质子密度、质子密度、T1、 T2弛豫时间以及流动效应等都是组织的弛豫时间以及流动效应等都是组织的本征参数，通过它们可以推知组织结构本征参数，通过它们可以推知组织结构甚至功能状态。甚至功能状态。在MR中参数测量通过对90或180射频脉冲及梯度脉冲的适当编排实现。脉冲的幅度、宽度、间隔时间、施加顺序直接影响信号的产生和空间编码。vMRI信号强度取决于多参数，多因素对信号的贡献可由RF脉冲的大小（形状)、梯度脉冲的幅值及宽度、数据采集时间等控制。脉冲序列设置射频脉冲、梯度脉冲顺序设置脉冲参数、时序设置v具有一定带宽、一定幅度的射频脉冲与梯度脉冲的有机组合v典型MRI序列由自旋准备和信号产生两个
23、功能单元组成1、脉冲序列构成、脉冲序列构成2、脉冲序列分类v按检测信号类型分 直接测定FID信号的序列 测定自旋回波的序列 测定梯度回波的序列v按序列用途分 通用序列人体组织正常成像 专用序列心脏电影、脂肪抑制序列等v按成像速度分 快速成像序列，普通序列翻转恢复序列饱和恢复序列3、脉冲序列参数的定义一.时间参数时间参数1.重复时间（重复时间（TR)-脉冲序列执行一遍所需时间脉冲序列执行一遍所需时间3、脉冲序列参数的定义一.时间参数时间参数1.重复时间（重复时间（TR)-脉冲序列执行一遍所需时间脉冲序列执行一遍所需时间2.回波时间（回波时间（TE) 从第一个从第一个RF脉冲到回波信号产生所需时间
24、脉冲到回波信号产生所需时间 多回波序列中多回波序列中 在自旋回波和梯度回波序列中在自旋回波和梯度回波序列中TE和和TR共同决定图像的共同决定图像的对比度对比度RF脉冲到第一个回波信号产生脉冲到第一个回波信号产生所需时间称所需时间称TE1RF脉冲到第二个回波信号产生脉冲到第二个回波信号产生所需时间称所需时间称TE23.反转时间（反转时间（TI,invertion time) 在反转恢复序列中，在反转恢复序列中，180反转脉冲与反转脉冲与90激励激励脉冲之间的时间间隔。脉冲之间的时间间隔。 检测对象检测对象组织组织T1特性特性 根据临床需要进行选择根据临床需要进行选择TI对脂肪信号实施压制时短TI
25、扫描辨别脑灰质和脑白质时取长TI4、快速成像序列的参数、快速成像序列的参数1. 回波链长度（回波链长度（ETL,echo train length) 扫描层中每个扫描层中每个TR时间内用不同的相位编码来时间内用不同的相位编码来采样的回波数采样的回波数2.回波间隔时间（回波间隔时间（ETS,echo train spacing ) 快速自旋回波序列回波链中相邻两个回波之间快速自旋回波序列回波链中相邻两个回波之间的时间间隔。决定序列回波时间长短，图像对的时间间隔。决定序列回波时间长短，图像对比度。比度。3.有效回波时间（有效回波时间（ETE,effective echo time) 在最终图像上反
26、映出来的回波时间。当相位编在最终图像上反映出来的回波时间。当相位编码梯度幅度为零或零附近时，所采信号的回波码梯度幅度为零或零附近时，所采信号的回波时间。影响图像对比度。时间。影响图像对比度。5、图像对比度与加权一一.T1值和值和T1图像对比度图像对比度 两种组织的纵向弛豫曲线两种组织的纵向弛豫曲线T1图像对比度的形成图像对比度的形成二二.T2值和值和T2图像对比度图像对比度T2图像对比度的形成图像对比度的形成t=TE时获得最大图像对比三三.质子密度图像对比度质子密度图像对比度v体素内质子密度决定弛豫过程中纵向磁化的最体素内质子密度决定弛豫过程中纵向磁化的最大值。大值。v组织质子密度差产生的对比
27、称质子密度对比度，组织质子密度差产生的对比称质子密度对比度，突出质子密度分布的图像叫质子密度像突出质子密度分布的图像叫质子密度像质子密度对比度的形成质子密度对比度的形成具有相同具有相同T1值，质子密度不同的组织弛豫值，质子密度不同的组织弛豫过程过程t=1500ms两种组织两种组织的纵向磁的纵向磁化差达到化差达到最大最大在在MRI脉冲序列中，通常用改变脉冲序列中，通常用改变TR的的方法来达到获取最大质子密度对比的目的方法来达到获取最大质子密度对比的目的要得到突出质子密度对比的图像，要得到突出质子密度对比的图像，TR只能在弛豫过程的后期选取，只能在弛豫过程的后期选取，TR=3T1可可产生几乎是单质
28、子密度对比图像。产生几乎是单质子密度对比图像。(经过经过3T1时间，组织的纵向磁化可恢复其稳态时间，组织的纵向磁化可恢复其稳态值的值的95%以上）以上）T1对比度和质子密度对比度的差别T1对比度由宏观磁化强度矢量的变化率产生对比度由宏观磁化强度矢量的变化率产生质子密度对比度由磁化强度矢量的最大值决定质子密度对比度由磁化强度矢量的最大值决定弛豫阶段的早期以弛豫阶段的早期以T1对比度为主，弛豫后期对比度为主，弛豫后期 质子密度对比度占优势，随纵向磁化最大值质子密度对比度占优势，随纵向磁化最大值 的趋近，的趋近， T1对比度逐渐被质子密度对比度对比度逐渐被质子密度对比度 取代。取代。 T T1 1加
29、权像（短加权像（短TETE、TR)TR)v 短T1组织吸收能量多显示强信号，长T1组织因饱和不能吸收太多能量，表现低信号v组织间信号强度的变化使图像的T1对比度得到增强v由于信号检测总是在横向进行，采用短TE可最大限度削减由于T2弛豫造成的横向信号损失，排除了T2的作用 T T2 2加权像（长加权像（长TETE、TR)TR)长长TRTR时扫描周期内纵向磁化矢量已按时扫描周期内纵向磁化矢量已按T T1 1时间常时间常数充分弛豫数充分弛豫 采用长采用长TETE，信号中，信号中T T1 1效应被进一步排除；可突效应被进一步排除；可突出液体邓横向弛豫较慢的组织信号。出液体邓横向弛豫较慢的组织信号。一般
30、病变部位都会出现大量水的聚集，用一般病变部位都会出现大量水的聚集，用T T2 2加加权像可以非常满意的显示这些水的分布，因此权像可以非常满意的显示这些水的分布，因此在确定病变范围上有重要作用在确定病变范围上有重要作用 质子密度加权像（长质子密度加权像（长TR短短TE)长长TR可使组织的纵向磁化矢量在下一个可使组织的纵向磁化矢量在下一个激励到来之前充分弛豫，削减激励到来之前充分弛豫，削减T1对信号对信号的影响；的影响；短短TE主要削减主要削减T2对图像的影响，这是图对图像的影响，这是图像对比度仅与质子密度有关像对比度仅与质子密度有关无论何种加权像，均会包含一定的质子密度、T1 和T2对比度。因为
31、无论TR和TE如何取值，纵向磁化MZ总是受质子密度的影响；在可供测量的信号出现之前，一定程度的弛豫已经发生；通过序列参数的选择，总能使图像的某种对比度得以突出，同时使其它对比度的影响大大降低。6、序列参数的优化、序列参数的优化一.序列参数分类v初级参数 TR、 TE、 TI、 等v导出参数 图像对比度、空间分辨率、SNR、 成象时间磁共振成像脉冲序列常用参数二二.参数优化内容参数优化内容1.对比度的影响参数及优化v影响参数TR、TE、TI、2.空间分辨率的影响参数及优化3.信噪比的影响参数及优化K空间 K空间是傅立叶变换磁共振成像方法中的一个重要概念。在傅立叶变换磁共振成像方法中，K空间实际就
32、是真实空间的傅立叶变换镜像空间。K空间 K空间就是存放磁共振成像用原始数据的地方，也就是说，这些数据是由脉冲序列运行时采集来的，在进行傅立叶变换后，就能变成图像。K空间的每一行都是在加有频率编码梯度（也称读梯度）的时候采集的，二维傅立叶变换成像时每一行都对应于一个特定的相位编码梯度，而三维傅立叶变换成像时，每一行都对应于一个相位编码梯度和选片编码梯度。 K空间 相位编码和选片编码梯度的幅度决定了它所编码的信号的大小。例如，在任何序列里，K空间的中心行使用最小的编码梯度，成像区域各质子相位发散程度最小，因而产生最大幅度的信号，相应地，较大幅度的编码梯度产生较小的信号，但提供图像的空间信息。可以这
33、样简单理解，编码步数越多，图像空间分辨率越高（越锐利）。 K空间 K空间某一位置的信息并不简单对应于图像的这一位置，也就是说，K空间的右上角并不对应于图像的右上角。K空间的每一点都包含了整个图像的信息。K空间的不同位置的数据对最终图像的贡献是不同的，K空间中心部分的数据主要贡献图像的信噪比和对比度信息，K空间的边缘部分主要贡献图像的分辨能力方面的信息，起到勾边的作用。 K空间 K空间中，某一方向相邻采样点的间隔影响图像上该方向的视域（FOV）和信噪比，间隔越小，FOV越大，同时信噪比越高；而采样点在K空间中某一方向覆盖的范围决定了图像上该方向的分辨率，覆盖范围越大，分辨率越高。图像的对比度特征
34、由填充到K空间中心的数据的制造方法和参数决定。填充到K空间中心的数据通常来源于自旋回波、梯度回波和快速自旋回波等等，它们又由于各自参数选择的不同而产生完全不同的对比度。K空间 K空间必须填充到一定程度才能有足够的信息得到有利用价值的图像。通常K空间至少要填充到50%。用户可根据实际情况选择相位编码数来改变相位编码方向的K空间填充程度，一般情况下，256步相位编码时K空间填充程度为100%。 Physical SpaceContributions of different image locations to the raw k-space data. Each data point in k-space (shown in yellow) consists of the summation of MR signal from all voxels in image space under corresponding gradient fields. .+Gx-Gx00+Gy-Gy.Physical SpaceK-Space.Acquired MR SignaldxdyeyxIkkSykxkiyxyx)(2),(),(Two Spaces