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现代扩散加权 (DW) 序列的起源都可以追溯到1960 年代中期由 Edward Stejskal 和 John Tanner 在开发的脉冲梯度自旋回波 (PGSE) 技术。如下图所示，对称的强扩散敏感梯度 (DG) 应用于 180° 脉冲的两侧。固定自旋的相位不受 DG 对的影响，因为第一个梯度瓣的任何相位累积都会被第二个梯度瓣反转。然而，扩散自旋移动到第一和第二瓣之间的不同位置，失去相位并丢失信号。
Stejskal-Tanner 脉冲梯度自旋回波技术构成了当前扩散加权脉冲序列的基础。固定自旋不受成对梯度的影响，但扩散自旋是离相的。 在第二个 DG 之后，立即开始图像采集模块。这通常是使用快速振荡相位和频率梯度的回波平面序列，可生成多个梯度回波。通常需要快速图像采集，以最大限度地减少体积运动（例如血管搏动）对 DW 图像的影响。其他模块（例如快速自旋回波）也是可能的，但目前还没有被广泛使用。 DWI 的现代实现保留了 Stejskal 和 Tanner 原始 PGSE 技术的基本特征，并进行了某些修改。为了抑制化学位移伪影，所有商业 DWI 序列都使用某种脂肪抑制方法。这可以是化学选择性脂肪饱和脉冲或在 90° 脉冲之前立即施加的非选择性“STIR 样”反相脉冲。或者，可以选择性地调整 90° 脉冲本身以仅激发水质子。为了抑制涡流并减少空间失真伪影，可以使用“两次重新聚焦”的 PGSE 序列。该技术在图像采集模块开始之前采用第二个 180° 重新聚焦脉冲。减少涡流伪影的第三种常见修改涉及使用双极（而不是单极）DG。 使用如上定义的核心脉冲序列，将自动执行以下步骤以生成 DW 图像及其相关图： 1．DW脉冲序列首先在 DG 关闭或设置为非常低的值的情况下运行。这产生一组 的 B0（“B=0”）图像 是一组具有T2加权的图像，将作为以后计算其他图像的基线。（对于腹部成像 ，经常获得b50 图像，小但非零的梯度幅度有助于抑制血管中的信号）。 2．然后 DW 序列在 DG 单独或以不同强度打开的情况下运行。这会产生 对多个不同方向的扩散敏感的DW 源图像。 3．将 DW 源图像组合起来生成一组 Trace DW 图像， 这是用于临床诊断的一线图像。 4．一个表观扩散系数（ADC）图，由一组Trace DW计算得来。ADC 图用于解释与判别Trace DW 图像上的异常。 5．可以选择执行进一步的高级处理，创建额外的计算图像集以供分析。这些可能包括 指数 ADC 图、 分数各向异性图像、主扩散方向图和 纤维跟踪图。
大多数当前的商业扩散加权和扩散张量成像序列基于单次或多次回波平面成像 (EPI)。EPI 采集模式会导致 DW 成像中看到伪影（磁化率伪影和奈奎斯特鬼影）。因此，已经使用了几种替代的 DWI 和 DTI 策略来生成质量更好的图像。 几个临床平台上常用的一种方法是将 k 空间轨迹从直线（笛卡尔）采样更改为重叠径向方法（螺旋桨/叶片）。通过过采样，k 空间整体图像对比度的中心得到改善，并且运动/体流伪影被最小化。 在平行成像中使用更薄的切片也有助于减少磁敏感伪影，并且是几个商业 MR 系统的一个选项。 一种有前途的未来方法是将扩散梯度 (DG) 添加到快速自旋回波 (FSE) 采集中。这在技术上具有挑战性，因为合并 DG 违反了 Carr-Purcell-Meiboom-Gill 条件*，导致相位误差、信号丢失和由于主自旋和受激回波 (STE) 的不一致重新聚焦而导致的伪影。克服 FSE-DWI 的这些局限性的各种策略包括： ① 磁化准备； ② 使用二次相位重聚焦脉冲； ③ 通过破碎机梯度消除 STE； ④ 分离回波序列以分别收集 SE 和 STE； ⑤ 使用导航回波来检测和纠正由于运动引起的相位误差；和 ⑥ 使用受激回波采集模式 (STEAM) 脉冲序列。 * Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CPMG) 条件是： 1)重聚焦脉冲必须与激励脉冲相差 90°； 2)脉冲之间的间隔必须是均匀的，并且等于激发和第一次重聚焦脉冲之间的间隔的两倍 3)任意两个连续重聚焦脉冲之间的自旋累积的相位必须相等。 当满足这些条件时，主SE 和STE 恰好出现在连续重聚焦脉冲之间的中点，并且具有相同的相位。 |
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