張 磊 張 娜 劉 新 鐘耀祖

（中國科學(xué)院深圳先進技術(shù)研究院 深圳 518055）

1 引 言

自從 1950 年 Hahn 提出自旋回波(Spin Echo)[1]的概念后，利用 180°脈沖來回聚散相的磁化矢量就成為了磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，MRI)的基本成像技術(shù)。在自旋回波序列中，通過調(diào)節(jié)其重復(fù)時間(Repetition Time，TR)和回波時間(Echo Time，TE)可獲得 T1 、T2 加權(quán)以及質(zhì)子密度加權(quán)等不同對比度的圖像，這有利于區(qū)分正常組織和病變組織，自旋回波也因此成為臨床中一個重要的成像序列。自旋回波序列的掃描時間通常由 TR 決定，例如，采集128 行線的一層圖像，若采用 TR＝700 ms，則需約90 s 的掃描時間。隔層掃描(Interleaving)可以在一定的掃描時間內(nèi)采集多層圖像，增加掃描效率，但掃描時間仍由 TR 決定。然而，長時間掃描會給臨床帶來一系列問題，如病人在掃描過程中移動導(dǎo)致圖像產(chǎn)生偽影，干擾醫(yī)生診斷。

為加快自旋回波的成像速度，德國弗萊堡大學(xué)的 Jurgen Hennig 等人在 1986 年提出了弛豫增強快速采集序列(Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement，RARE)[2]，該方法在一個激發(fā)脈沖后，通過采集多個回波脈沖信號來提高采圖效率—一個 TR 內(nèi)回波信號的個數(shù)被稱為回波鏈長，回波鏈越長，所需掃描時間就越短。該技術(shù)也被稱為快速自旋回波序列(Fast Spin Echo，F(xiàn)SE 或 Turbo Spin Echo，TSE)。與自旋回波不同的是，TSE 配以隔層掃描，可在縮短掃描時間的情況下進一步提高序列采圖的覆蓋率。相關(guān)統(tǒng)計發(fā)現(xiàn)，在常規(guī)掃描中，超過 30% 的成像協(xié)議(Protocol)都是基于此序列[3]。因此， TSE 序列已成為當(dāng)前 MRI 臨床應(yīng)用中必不可少的工具。但是，TSE 的速度仍受以下因素所限制：

(1)回波鏈?zhǔn)?T2 衰減限制：橫向磁化矢量會經(jīng)歷T2 衰減，因此回波鏈不能太長，否則 T2 衰減會對圖像帶來明顯的模糊效應(yīng)。

(2)射頻能量吸收率(Specific Absorption Rate，SAR)的限制：較長的回波鏈結(jié)合交叉隔層掃描，可以大大地增加 TSE 的掃描效率。但若在一個 TR 時間內(nèi)使用大量的回波脈沖，則會使 SAR 值顯著增大，尤其在高場系統(tǒng)中，例如 3T 或以上的系統(tǒng)，此問題尤為嚴(yán)重。此時系統(tǒng)通常會通過降低回波翻轉(zhuǎn)角或者減少隔層掃描的層數(shù)來避免 SAR 值增大。然而前者會降低圖像信噪比，而后者則會將降低 TSE 的掃描效率。

(3)該技術(shù)不利于三維成像：最近的臨床應(yīng)用開始使用 TSE 作三維成像，如胰膽管(Magnetic Resonance Cholangio Pancreatography，MRCP)[4]成像的診斷。但當(dāng)用 TSE 作三維成像時，由于其不能使用隔層掃描，采圖效率遠(yuǎn)比二維多層成像低，所以三維 TSE成像技術(shù)在臨床應(yīng)用上并不太普遍。

2000 年，美國維吉尼亞大學(xué)的 John Mugler 等首先提出在三維 TSE 中采用非選層脈沖，并將其用于全腦掃描[5]。由于在回波鏈中使用非選層脈沖，縮短了回波鏈中回波的間隔，所以在相同的時間內(nèi)允許采集更多的數(shù)據(jù)，提高了采集效率。之后，該小組又采用了可變翻轉(zhuǎn)角(Variable Flip Angle)進行回波[6]，通過使用可變翻轉(zhuǎn)角減慢 T2 衰減速度，進一步延長了回波鏈的長度。但由于非選層掃描技術(shù)的臨床應(yīng)用受限(僅限于頭部應(yīng)用)，Mugler 等隨后又提出使用選層激發(fā)脈沖(Slab-selected Excitation RF Pulse)，使得這一新的快速自旋回波序列能精確的選層[7]，從而應(yīng)用于身體的不同部分。不同公司對該技術(shù)的命名不同。其中，西門子在其商用 MRI 系統(tǒng)中將其命名為SPACE，飛利浦則稱其為 VISTA(Volumetric Isotropic TSE Acquisition)，GE 公司將其命名為 FSE-cube。本文將集中討論普遍簡稱為 SPACE 的 TSE 變異。

2 SPACE 的原理

傳統(tǒng) TSE 的翻轉(zhuǎn)角通常為一常數(shù)(例如：180°)，組織信號以指數(shù)衰減，且衰減速度較快。而當(dāng)回波鏈到達 20 左右時，其回波信號強度基本不能用于成像。但采用可變翻轉(zhuǎn)角之后，選擇合適的翻轉(zhuǎn)角可使組織信號在回波鏈的大部分時間內(nèi)都保持穩(wěn)態(tài)，回波鏈長可以達到 100～200，極大地提高了 T2 加權(quán)圖像的采集效率。

SPACE 的時序圖如圖 1 所示：第一個脈沖為 90°選層激發(fā)脈沖，第二個為 180°回聚脈沖，隨后是可變翻轉(zhuǎn)角回聚脈沖。其中，180°和可變翻轉(zhuǎn)角均采用非選擇性回聚脈沖，故縮短了回波信號的間距，進而提高了圖像采集效率。為適應(yīng) 90°選層激發(fā)脈沖較長的持續(xù)時間，180°脈沖的回波間隔(Echo Spacing，ESP)被延長(稱為 ESP1)，其后可變翻轉(zhuǎn)角的回波間距則是越短越好(由梯度系統(tǒng)、分辨率和帶寬所決定，稱為 ESP2)。在 180°脈沖之后經(jīng)過 ESP1/2 時間在橫向平面上產(chǎn)生了完全回波，可變翻轉(zhuǎn)角延續(xù)了此信號在橫向平面上的時間，使回波鏈延長，提高了采圖效率。需要注意的是，由于可變翻轉(zhuǎn)角之間的脈沖回波間隔是 ESP2，所以第一個可變翻轉(zhuǎn)角與 180°脈沖相隔的時間是 ESP1/2+ESP2/2。當(dāng)然，SPACE中的可變翻轉(zhuǎn)角還是需要滿足 CPMG(Carr-Purcell-Meiboom-Gill)[9]的條件。下面我們將詳細(xì)介紹可變翻轉(zhuǎn)角的計算方法：

(1)SPACE 可變翻轉(zhuǎn)角的設(shè)計始于對人體某一特定組織衰減特性的假設(shè)。Mugler 的設(shè)計則選擇采用1.5 T 下大腦的灰質(zhì)作為參考組織，其 T1/T2 分別為940/100 ms。

(2)可變翻轉(zhuǎn)角的目的是使參考組織的信號按照設(shè)計者的要求進行衰減，Mugler 等稱之為“既定回波信號演化”(Prescribed Signal Evolution)。既定回波信號演化可以分為 3 部分(如圖 2(a)所示)：衰減→平坦→衰減，回波鏈剛開始時信號以指數(shù)衰減，到達穩(wěn)態(tài)后保持相當(dāng)一段時間，最后又以指數(shù)衰減。

(3)根據(jù)上面目標(biāo)信號的演化，利用拓展相位圖算法(Extended Phase Graph Algorithm，EPG Algorithm)[10]可以逆解得到上述目標(biāo)信號所需的翻轉(zhuǎn)角鏈。如圖 2(b)所示，在回波鏈的初始階段，翻轉(zhuǎn)角迅速衰減(例如，90°衰減到 20°)，此時大部分磁化矢量被存儲為縱向分量；隨著翻轉(zhuǎn)角緩慢增加(例如，20°增加到90°)，存儲的縱向分量緩慢地轉(zhuǎn)變?yōu)闄M向分量，以抵消橫向分量由于 T2 效應(yīng)的衰減；最后翻轉(zhuǎn)角緩慢上升到 100°左右。

(4)根據(jù)算出的翻轉(zhuǎn)角鏈，再利用布洛赫方程(Bloch Equation)，便可得到不同組織的實際信號演化，結(jié)果見圖 2(c)。

從圖 2(c)可見，灰質(zhì)信號是按設(shè)計而演化的。大腦中白質(zhì)的 T2 值比灰質(zhì)低，由其引起的 T2 衰減比較快，所設(shè)計的翻轉(zhuǎn)角鏈不足以使白質(zhì)信號保持穩(wěn)定，所以整個回波鏈中白質(zhì)信號都低于灰質(zhì)。腦脊液則正好相反，其 T2 值比灰質(zhì)大很多，由其引起的 T2衰減很緩慢，腦脊液信號在回波鏈的中間和后面部分均逐步增加。

3 SPACE 序列參數(shù)的優(yōu)化

圖1 SPACE 時序圖

圖2 SPACE 翻轉(zhuǎn)角鏈的計算過程圖

SPACE 以其高分辨和高采集效率在臨床中獲得了廣泛的應(yīng)用，但因其可變翻轉(zhuǎn)角的計算比較復(fù)雜，所以我們將利用數(shù)值擬合的方法來了解一些關(guān)鍵參數(shù)對圖像質(zhì)量的影響，以幫助磁共振技師在圖像分辨率、掃描時間以及信噪比之間進行取舍，來獲得最優(yōu)的掃描方案。我們所有的數(shù)值擬合都是在MATLAB(MathWorks，Natick，MA，USA)上進行。在 T2 加權(quán) SPACE 序列中，有幾個參數(shù)會影響序列采圖的速度和相應(yīng)的翻轉(zhuǎn)角鏈。而這里的討論都是基于西門子平臺：

(1)回波時間(TE)

在 T2 加權(quán) SPACE 中，TE 通常設(shè)定為回波鏈持續(xù)時間(Echo Train Duration，ETD)的一半，所以回波鏈的延長會增加 TE。通過某些算法，SPACE中的 TE 也可以轉(zhuǎn)換為傳統(tǒng) TSE 序列的有效(Effective TE)，TEeff表示對于某一特定組織(大腦灰質(zhì): T1/T2＝940/100 ms)，僅靠 T2 衰減便可達到與SPACE 相同信號時所對應(yīng)的傳統(tǒng) TE。由于 SPACE采用可變翻轉(zhuǎn)角來延遲 T2 衰減，因此它的 TE 遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于傳統(tǒng) TSE 選用的 TE。而當(dāng) SPACE 選用的 TE 小于總回波鏈時間的一半時，序列可以采用部分傅里葉技術(shù)達到這需要。因此，在 SPACE 技術(shù)中，在相位編碼方向采用部分傅里葉可以減短回波鏈的長度，增強信號，或保持回波鏈長度，增加相位編碼而不再增加額外的時間。

(2)相位編碼數(shù)(Phase Encoding lines，PE)

相位編碼的數(shù)目主要受幾個重建參數(shù)影響。首先，PE 受相位分辨率、相位方向的視場等傳統(tǒng)參數(shù)決定。另外它也受部分傅里葉分子和并行成像加速因子影響。但由于在 SPACE 序列中回波鏈可以很長，因此這些影響 PE 的因素可以靈活地減短掃描時間或減短回波鏈的長度。

(3)回波鏈長(Echo Train Length，ETL)

回波鏈長是指一個 TR 內(nèi)的回波個數(shù)。在傳統(tǒng)T2 加權(quán) TSE 中，PE 通常是回波鏈長度的十幾甚至幾十倍，但在 T2 加權(quán) SPACE 中，由于所容許的回波鏈長度可以達到 100-200，加上 PE 可以通過部分傅里葉和并行成像技術(shù)減少，所以它與相位編碼數(shù)不再是簡單的倍數(shù)關(guān)系，在某些情況下，ETL 甚至有可能大于 PE。

當(dāng) SPACE 的 ETL 大于 PE 時，部分回波信號可以用來編碼其他層厚，例如，當(dāng) PE＝120，ETL 可以達到 240 時，ETL 的回波編碼可以設(shè)計為：ETL 中120 個回波是用在某一選層中，而另外 120 個回波則用在另一選層中，兩層編碼的回波是交叉實現(xiàn)的(層1，層 2，層 1，層 2，……)，這一次序保證了選用的TE 產(chǎn)生合適的 T2 對比。

基于上述原因，SPACE 的回波鏈長與以下幾個參數(shù)密切相關(guān)：

(a)相位編碼數(shù)(PE)；

(b)加速因子(Turbo Factor，TF)，是回波鏈中某一層相位編碼的數(shù)目，它可以少于或等于相位編碼數(shù)(PE)；

(c)層厚加速因子(Slice Turbo Factor，STF)，用來增長回波鏈的一個參數(shù)，當(dāng) STF>1，表示回波鏈中有部分用作編碼其他層厚。STF、TF 和 ETL 三者之間滿足關(guān)系式：ETL＝TF×STF ；

(d)每層回波鏈數(shù)(Echo Train per Slice，ETS)，它表示每一層用多少回波鏈來填充，ETS、TF 和 PE 三者之間滿足關(guān)系式：PE＝TF×ETS 。

根據(jù)上述序列參數(shù)的定義，前述例子中層厚加速因子(STF)便是 2，這是 SPACE 的一個獨特之處。當(dāng)然，SPACE 的掃描方案中所需要的 PE 又是受并行采集和部分傅里葉因子等所影響。

通過計算機仿真，我們可以驗證上述的討論。

基于某一方案，ETL 可以通過改變 STF(分別取 2和 1)來達到，將其他參數(shù)保持不變，可以產(chǎn)生兩組參數(shù)：

(a)STF＝1:ETL＝241，TR/TE＝3200/261 ms，TF/Echo Train Duration＝161/771 ms；

(b)STF＝2:ETL＝161，TR/TE＝3200/262 ms，TF/Echo Train Duration＝161/512 ms。

這兩組參數(shù)的數(shù)值擬合結(jié)果如圖 3 所示，由圖可知，回波鏈越長，翻轉(zhuǎn)角越小，信號值越低。圖 4 中的健康志愿者實驗結(jié)果也證實了這一點。

(4)序列中的帶寬(Band Width，BW)

在傳統(tǒng)的 TSE 中，帶寬與圖像信噪比有密切的關(guān)系：采用低帶寬可以增加信噪比，但這一效果在SPACE 中則不一樣。

當(dāng)我們改變帶寬，也就是改變回波間距(Echo Spacing，ESP)，即改變兩個回波之間的時間間隔時，帶寬越大，回波間距越小。如果回波鏈長度保持不變，那么回波鏈的時間便減短，間接影響所采用的翻轉(zhuǎn)角和信號強度。

基于某一方案，我們分別取 BW＝1372 和 BW＝228 Hz，其他參數(shù)保持不變，可以產(chǎn)生兩組參數(shù)：

圖3 ETL 對最佳翻轉(zhuǎn)角鏈和信號的影響圖

圖4 回波鏈長對圖像質(zhì)量的影響圖

圖5 回波間距對最佳翻轉(zhuǎn)角鏈和信號的影響圖

(a)BW＝1372H: ESP＝2.72 ms: TR/TE＝3200/456 ms；Turbo Factor/STF/ETS/Echo Train Duration＝161/2/ 1/873 ms；

(b)BW＝228 Hz: ESP＝6.22 ms: TR/TE＝3200/456 ms；Turbo Factor/STF/ETS/Echo Train Duration＝161/2/1/1449 ms。

這兩組參數(shù)的數(shù)值擬合結(jié)果如圖 5 所示，由圖可知，回波間距越小，翻轉(zhuǎn)角越大，信號值也就越大。圖 4 中的健康志愿者實驗結(jié)果也驗證了這一點。

圖6 回波間距對圖像質(zhì)量的影響圖

綜上所述，只要回波鏈持續(xù)時間(Echo Train Duration＝ETL×ESP)增加，所測組織的信號就會降低。因為當(dāng)系統(tǒng)被激發(fā)后，所含能量是一定的，可變翻轉(zhuǎn)角鏈的作用就是要把這些能量根據(jù)設(shè)計者的要求分配給每個回波，當(dāng)回波鏈長增加時，每個回波分配到的能量自然就減少了。當(dāng)回波間距增加時，回波與回波之間磁化矢量的耗散也隨之增加，被分配到的能量也隨之減少。

此外，SPACE 還具有運動敏感的特性[8]。一般來說，對于運動的自旋子，橫向磁化矢量在回波間隔期間會積累額外的相位，并在 180°脈沖的作用下形成自旋回波，而縱向磁化矢量則只存儲以前的相位信息，不積累額外的相位，并在 90°脈沖的作用下形成受激回波(Stimulated Echo)?？勺兎D(zhuǎn)角鏈的設(shè)計使橫向磁化矢量和縱向磁化矢量之間相互轉(zhuǎn)換，這導(dǎo)致由運動累積的相位在自旋回波和受激回波之間互相轉(zhuǎn)換，當(dāng)自旋回波和受激回波疊加形成信號時，由運動累積的相位會導(dǎo)致信號減弱。因此，利用 SPACE 的運動敏感性，可以實現(xiàn)黑血效果，進而實現(xiàn)血管壁成像[11-14]。

4 SPACE 的臨床應(yīng)用

隨著 SPACE 逐漸被放射醫(yī)師和臨床醫(yī)生所認(rèn)識和了解，其臨床應(yīng)用也越來越廣泛[15]。

目前，SPACE 已被用于身體各個部位的成像，例如 MRCP[16]、臂叢神經(jīng)成像[17]、膝關(guān)節(jié)成像[18]、踝關(guān)節(jié)成像[19]、肝臟成像[20]和血管壁成像[11-14]。下面我們將介紹一些 SPACE 的典型應(yīng)用。

4.1 頭部成像

頭部 T2 加權(quán)成像是 SPACE 最早被應(yīng)用的領(lǐng)域[21]，其較高的圖像采集效率可以在較短的時間內(nèi)得到高分辨的全腦圖像。

圖7 頭部 T2 加權(quán)圖像

4.2 三維血管壁成像

因為 SPACE 本身具有黑血的效果，目前被應(yīng)用于三維血管壁成像[11-14]。圖 8 顯示的是一例頸動脈血管壁的圖片，由圖可見，血液信號被很好地抑制了。

圖8 頸動脈血管壁成像圖

4.3 胰膽管成像

重 T2 加權(quán) SPACE 在水成像方面也逐漸顯示其優(yōu)勢，圖 9 顯示的是一個胰膽管成像的例子。

圖9 SPACE 胰膽管成像

4.4 膝關(guān)節(jié)成像

臨床上常用 2D TSE 進行膝蓋成像，但其二維圖像的層厚較大(3～5 mm)，一般是平面分辨率的 5～10倍，容易產(chǎn)生部分容積效應(yīng)[22]，并且二維序列層與層之間有間隔，這樣就無法準(zhǔn)確地定量分析一些精細(xì)結(jié)構(gòu)，比如：軟骨。所以臨床上越來越多地采用三維序列進行膝關(guān)節(jié)成像[18]，圖 10 是一個膝關(guān)節(jié)掃描的例子。

圖10 膝關(guān)節(jié) PD 加權(quán)壓脂成像圖

5 SPACE 的展望

由以上的擬合可知，SPACE 的可變翻轉(zhuǎn)角由兩個參數(shù)間接控制：ETL 和 ESP，翻轉(zhuǎn)角通過計算決定，而無法按需要直接進行調(diào)節(jié)，例如：影響圖像SNR 的 k 空間中心翻轉(zhuǎn)角的大小[23]，決定運動敏感性的最小翻轉(zhuǎn)角[24]?；谶@一考慮，GE 公司 Busse 等人提出了 FSE-cube[8]，此方法以一種靈活且簡單的方式來生成翻轉(zhuǎn)角，它可以直接控制翻轉(zhuǎn)角的最大值、最小值和填充 k 空間中心翻轉(zhuǎn)角的大小，避免了復(fù)雜的翻轉(zhuǎn)角運算。

SPACE 還有其他許多變種，例如：(1)在可變翻轉(zhuǎn)角鏈最后加上恢復(fù)脈沖(Restore Pulse)可得到重 T1 加權(quán)圖像[25]；(2)為實現(xiàn)較好的黑血效果，Park 等人[26]采用了：(a)較低的可變翻轉(zhuǎn)角；(b)每個回聚脈沖都施加大幅度的損毀梯度；(c)在第一個回聚脈沖的兩邊施加三維的運動敏感損毀梯度；(3)為克服高場 B1 場不均勻的影響，Park 等人[27]采用了組合的絕熱脈沖作為激發(fā)脈沖。

與二維 TSE 相比，SPACE 具有各向同性的高分辨率和高采集效率。配合軟件支持任意平面重建，SPACE 的圖像可以幫助臨床醫(yī)生掌握病灶的三維立體結(jié)構(gòu)。隨著硬件的不斷發(fā)展，以及一些新采集技術(shù)的加入，例如壓縮感知(Compressed Sensing，CS)技術(shù)[28]，SPACE 的成像速度將會越來越快，成為臨床不可缺少的工具。

[1]Hahn E L. Spin echoes [J]. The Physical Review, 1950, 80: 580-594.

[2]Hennig J, Nauerth A, Friedburg H. RARE imaging: a fast imaging method for clinical MR [J]. Magnetic Resonance in Medicine, 1986, 3(6): 823-833.

[3]Li G B, Zhang W J. 3D turbo spin echo imaging technique:SPACE [J]. Chinese Journal of Magnetic Resonance Imaging,2010, 1(4): 295-298. (in chinese)

[4]Morita S, Ueno E, Suzuki K, et al. Navigator-triggered prospective acquisition correction (PACE)technique vs.conventional respiratory-triggered technique for free-breathing 3D MRCP: an initial prospective comparative study using healthy volunteers [J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging,2008, 28: 673-677.

[5]Mugler J P 3rd, Bao S, Mulkern R V, et al. Optimized singleslab three-dimensional spin-echo MR imaging of the brain [J].Radiology, 2000, 216: 891-899.

[6]Mugler J P 3rd, Meyer H, Kiefer B. Practical implementation of optimized tissue-specific prescribed signal evolutions for improved turbo-spin-echo imaging [C]// In: Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine,Berkeley, Calif: ISMRM, 2003: 203.

[7]Mugler J P 3rd, Brookeman J R. Efficient spatially-selective single-slab 3d turbo-spin-echo imaging [C]// In: Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine,Berkeley, Calif: ISMRM, 2004: 695.

[8]Busse R F, Brau A C, Vu A, et al. Effects of refocusing fl ip angle modulation and view ordering in 3D fast spin echo [J]. Magnetic Resonance in Medicine, 2008, 60: 640-649.

[9]Bernstein M A, King K F, Zhou X H. Handbook of MRI Pulse Sequences [M]. Burlington, MA: Elsevier Academic Press,2004: 778-779.

[10]Hennig J, Weigel M, Scheff l er K. Calculation of fl ip angle for echo trains with predef i ned amplitudes with the extended phase graph(EPG)-algorithm: principles and applications to hyperecho and TRAPS sequences [J]. Magnetic Resonance in Medicine,2004, 51: 68-80.

[11]Fan Z, Zhang Z, Chung Y C, et al. Carotid arterial wall MRI at 3T using 3D variable-f l ip-angle turbo spin-echo (TSE)with flow-sensitive dephasing [J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2010, 31(3): 645-654.

[12]Mihai G, Chung Y C, Kariisa M, et al. Initial feasibility of a multi-station high resolution three-dimensional dark blood angiography protocol for the assessment of peripheral arterial disease [J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2009,30(4): 785-793.

[13]Zhang Z, Fan Z, Carroll T J, et al. Three-dimensional T2-weighted MRI of the human femoral arterial vessel wall at 3.0 Tesla [J]. Investigative Radiology, 2009, 44: 619-26.

[14]Mihai G, Winner M W, Raman S V, et al. Assessment of carotid stenosis using three-dimensional T2-weighted dark blood imaging: initial experience [J]. Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2012, 35: 449-455.

[15]Lichy M P, Wietek B M, Mugler J P 3rd, et al. Magnetic resonance imaging of the body trunk using a single-slab,3-dimensional, T2-weighted turbo-spin-echo sequence with high sampling efficiency (SPACE)for high spatial resolution imaging: initial clinical experiences [J]. Investigative Radiology,2005, 40(12): 754-760.

[16]Arizono S, Isoda H, Maetani Y S, et al. High-spatial-resolution three-dimensional MR cholangiography using a high-samplingefficiency technique (SPACE)at 3T: comparison with the conventional constant fl ip angle sequence in healthy volunteers [J].Journal of Magnetic Resonance Imaging, 2008, 28(3): 685-690.

[17]Viallon M, Vargas M I, Jlassi H. et al. High-resolution and functional magnetic resonance imaging of the brachial plexus using an isotropic 3D T2 STIR (Short Term Inversion Recovery)SPACE sequence and diffusion tensor imaging [J]. European Radiology, 2008, 18(5): 1018-1023.

[18]Gold G E, Busse R F, Beehler C, et al. Isotropic MRI of the knee with 3D fast spin-echo extended echo-train acquisition (XETA):initial experience [J]. Ametican Journal of Roentgenology, 2007,188(5): 1287-1293.

[19]Stevens K J, Busse R F, Han E, et al. Ankle: isotropic MR imaging with 3D-FSE-cube--initial experience in healthy volunteers [J]. Radiology, 2008, 249(3): 1026-1033.

[20]Rosenkrantz A B, Patel J M, Babb J S, et al. Liver MRI at 3 T using a respiratory-triggered time-efficient 3D T2-weighted technique: impact on artifacts and image quality [J]. American Journal of Roentgenology, 2010, 194(3): 634-641.

[21]Mugler J P 3rd, Kiefer B, Brookeman J R. Three-dimensional T2-weighted imaging of the brain using very long spin-echo trains [C]// In: Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, Berkeley, Calif: ISMRM,2000: 1630.

[22]Antiga L, Wasserman B A, Steinman D A. On the overestimation of early wall thickening at the carotid bulb by black blood MRI,with implications for coronary and vulnerable plaque imaging [J],Magnetic Resonance in Medicine, 2008, 60: 1020-1028.

[23]Hennig J, Weigel M, Scheffler K. Multiecho sequence with variable refocusing flip angles: optimization of signal behavior using smooth transitions between pseudo steady states (TRAPS)[J].Magnetic Resonance in Medicine, 2003, 49: 527-535.

[24]Busse R F. Flow sensitivity of CPMG sequences with variable flip refocusing and implications for CSF signal uniformity in 3D-FSE imaging [C]// In: Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, Berkeley, Calif:ISMRM, 2006:2430.

[25]Park J, Mugler J P 3rd, Horger W, et al. Optimized T1-weighted contrast for single-slab 3D turbo spin-echo imaging with long echo trains: application to whole-brain imaging [J]. Magnetic Resonance in Medicine, 2007, 58: 982-992.

[26]Park J, Kim E Y. Contrast-Enhanced, Three-dimensional,whole-brain, black-blood imaging: application to small brain metastases [J]. Magnetic Resonance in Medicine, 2010, 63: 533.

[27]Park J, Mugler J P 3rd, Hughes T. Reduction of B1 sensitivity in selective single-slab 3D turbo spin echo imaging with very long echo trains [J]. Magnetic Resonance in Medicine, 2009, 62:1060.

[28]Li G B, Maxim Z, Esther M, et al. Reducing fluctuation of train trajectories in 3D TSE imaging with compressed sampling [C]//In: Proceedings of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, Berkeley, Calif: ISMRM, 2013: 3711.