MRI以出色的软组织分辨力和多参数成像能力，成为外周神经成像的最佳手段。由于解剖学及神经生物学的复杂性，骶丛等外周神经成像常面临很大挑战：由于神经细小，空间走行及毗邻关系复杂，与周围脏器、软组织关系紧密，毗邻血管、脂肪、肌肉、淋巴结等结构，并且具有与这些组织相近的T1和T2弛豫时间，常规序列中信号对比差别不大，难以区分，在背景抑制的同时，往往会造成其本身信号的下降。由于扫描序列的局限性，需要成像时间长，但受血液流动信号的影响，常致外周神经显示不理想。邻近骨与空气交界面的神经由于局部静磁场的改变，图像质量难以保证，而且容易产生磁敏感伪影。另外骶丛等外周神经，由于各分支走行角度不同，不能同时显示，常规MRI技术很难完整显示其形态结构^[1,2,3,4,5]。

       因此，外周神经成像关键要解决以下问题：(1)提高图像的空间分辨率和信噪比(SNR)；(2)提高神经与周围组织的对比度噪声比(CNR)；(3)最大限度地抑制外周神经周围背景信号；(4)有效地消除或减少各种伪影；(5)脉冲序列必须具有合理的扫描时间，以减少生理性运动或其它运动引起的图像质量下降；(6)提高观察的连续性^[3,4,5]。

       单一的成像技术难以满足上述要求，syngo MR提供了多种解决方案，包括：SPACE-IR-blood suppression、MEDIC、VIBE、PSIF＋水激发（water-excitation）+ diffusion等，为外周神经成像开辟了新的道路。

1　SPACE-IR-blood suppression

       该序列将重T2脂肪抑制、快速成像与弥散等多种MRI技术相结合。

       常规TSE受到T2衰减效应的限制，回波链不能太长，一般在30以下，否则T2衰减带来的模糊效应很严重，因此数据采集效率难以满足三维成像的需求。

       SPACE (sampling perfection with application-optimized contrasts by using different flip angle evolutions, SPACE)三维快速自旋回波成像技术，采用可变翻转角（variable flip angle）的回聚脉冲链设计成功解决了TSE留下来的难题，实现了外周神经的高分辨率三维成像。

       SPACE基于TSE成像技术，即一次激发，采集若干个回波，可以获得TSE的对比度，与常规TSE得到的T2像对比度相似。SPACE是TSE序列的变异，传统TSE序列重聚回波的翻转角恒定，而SPACE序列的重聚回波链的翻转角是变化的，且回聚脉冲多为小角度。

       该序列具有以下优点：(1)采用可变翻转角的超长回波链采集，根据信号衍化的基本原理，优化的变翻转角模式可以综合考虑翻转后横向平面的信号与T2衰减效应，使得每个RF翻转脉冲后留在横向平面的信号保持不变，信号曲线比较平缓，避免长回波链信号衰减带来的模糊效应，见图1。为了在大部分信号采集中得到高且几乎恒定的信号，需要计算翻转角的演变，见图2，图3。使用这种翻转角变化可得到几乎恒定的信号水平，从而通过更高的回波因子(turbo factor)加速图像采集。而且由于回聚脉冲不再是统一的大角度，SAR也显著降低，所以即便是在3.0 T系统上，回波链长度(ETL)也可以轻松达到几百以上，节省了激发次数，加快了3D采集的速度，可以在非常短的时间内得到重T2WI图像，其高信噪比，足以支持所有维度的高分辨率成像。(2)可提供各向同性的分辨率，尤其是提高了层面选择方向的分辨率，实现薄层扫描(0.1 mm)，不仅减轻了部分容积效应，可以更好地显示细小复杂的神经，而且可进行各种后处理，支持任意方向和平面的重建。(3)优化了序列的设计，例如采用硬脉冲作为回聚脉冲，缩短了RF时间，回波间隔（echo spacing）很短，相同时间内，允许采集更多的数据，进一步提高采集效率。

       由于T1对比对病变的敏感性不高，理想的外周神经成像序列应该是具有准备脉冲的重T2加权序列。其T2信号主要来源于神经内膜内富含高尔基复合体的液体，以及神经外膜中镶嵌的水化胶原蛋白。syngo MR根据神经的显微化学特性，选用适当的回波时间成像。然而，非神经组织和结构，如脂肪组织、缓慢流动的静脉血、动静脉壁及筋膜组织等在T2加权像中表现与神经相似，为此syngo MR提供了多种非神经组织信号抑制的技术^[6]。

       多种脂肪抑制技术，可以抑制外周神经周围的脂肪，并有效地消除脂肪引起的化学位移伪影。(1)频率选择脂肪饱和（fat saturation, FatSat）和频率选择性绝热反转恢复（spectral adiabatic inversion recovery, SPAIR），可获得高信噪比脂肪抑制图像。(2)为提高对比度噪声比（contrast to noise ratio, CNR），常利用准备脉冲技术调制对比：短反转时间反转恢复序列（turbo inversion recovery magnitude, TIRM），利用不同组织的T1弛豫特性确定最佳对比，对神经内水含量变化敏感，对磁场均匀度不敏感，可获得更均匀彻底的脂肪抑制效果，从而提供良好的脂肪抑制T2对比，在T2对比图像中，只剩下高信号的神经组织，以及周围相对低的肌肉信号，因此在外周神经成像中更有用。

       但TIRM序列不能抑制流动血液的信号，血液在此序列上呈现高信号并有流动伪影的产生。syngo MR血流抑制技术采用施加弥散梯度的方法，可以有效地抑制血流、脑脊液等流动液体（包括自由水分子）的信号。

       由于施加了一个扩散梯度场，血流及其他生理运动中运动的自旋质子，在极性相反的弥散梯度方向上具有扩散运动，由此正反弥散梯度引起的相位变化不能相互抵消，数据采集时失相位，在图像上表现为信号衰减或丢失，而在该方向上没有位移的质子则不会受正反弥散梯度的影响而失相位。这种特性对于成像非常细小的神经，尤其是当细小的神经结构位于血管或者脑脊液周围时更为重要，从而解决了常规序列难以区分微小神经和血管的难题^[1]。

       结合脂肪抑制技术和抑制血流信号的弥散技术，使背景组织信号抑制更加完全，被抑制的组织包括血管、肌肉、脂肪和脑脊液，外周神经显示高信号，与邻近结构形成良好对比，见图4,图5,图6。

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图1  基于TSE，翻转角可变的回聚脉冲示意图
图2  预演的回波信号变化示意图
图3  设计的回聚脉冲翻转角示意图
Fig. 1  basic idea of the morphing TSE using different flip angle evolutions.
Fig. 2  Signal intensity changes as a function of time for the prescribed signal evolution with corresponding range over which tissue signal intensities are approximately constant.
Fig. 3  Simple illustration depict refocusing flip angle variation for the prescribed signal evolution case

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图4  腰骶丛SPACE-IR-blood suppression
图5  骶丛及其分支坐骨神经SPACE-IR-blood suppression
图6  臂丛SPACE-IR-blood suppression
图7  MEDIC序列图
Fig. 4  Lumbosacral plexus imaging with SPACE-IR-blood suppression.
Fig, 5  Sacral plexus and sciatic nerve imaging with SPACE-IR-blood suppression.
Fig. 6  Brachial plexus imaging with SPACE-IR-blood suppression.
Fig. 7  Pulse sequence diagram of MEDIC.

2　多回波数据融合成像（multiple echo data image combination, MEDIC）

       MEDIC是具有流动补偿的多回波3D GRE序列，在一次小角度射频脉冲激发后，利用读出梯度场的多次切换，采集多个梯度回波（通常为3~6个），这些梯度回波采用同一个相位编码，最后这些回波都合并起来填充在K空间的同一条相位编码线上，相当于采集单个回波的梯度回波序列进行多次重复，信噪比得以较大程度的提高，因此可以增加采集带宽，从而加快了采集速度，提高了空间分辨率并减少了磁敏感伪影（图7）。MEDIC最后生成的图像是由所有扫描出的幅度图作均方根（sum of square）的结果，由于同一次小角度射频脉冲激发后采集的各个回波的TE不同，而MEDIC序列将这些具有不同T2权重的图像融合，所以其有效TE为各个回波TE的平均值。

       MEDIC序列的主要优点如下：

       (1)由于所用带宽较大，可以减轻磁敏感伪影及化学位移伪影；(2)在采集带宽较大的情况下仍可以保持较高的信噪比，从而保持较高的空间分辨率。MEDIC 3D T2^*WI序列可较好地显示神经纤维的髓鞘。

3　VIBE（容积内插三维成像）

       VIBE是一种3D FLASH序列，提供T1WI对比。TIRM序列中，神经组织外的背景组织信号被抑制，故对邻近解剖结构的显示仍需借助T1WI。VIBE序列对K空间的外围高频部分填零，保留了图像的细节信息，不会产生截断伪影和部分容积效应。由于没有对K空间进行完全采集，所以采集速度相对较快，短时间内可提供高SNR图像。与2D GRE序列相比，由于是3D采集，可以提供更薄的层厚，没有层间隔，空间分辨率高，见图8。

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图8  坐骨神经VIBE
图9  PSIF序列图
Fig. 8  Sciatic nerve imaging with VIBE.
Fig. 9  Pulse sequence diagram of PSIF.

4　PSIF＋水激发（water-excitation）+ diffusion

       由于外周神经具有较大的FA值（弥散各向异性），因而可以对其进行弥散加权成像。

       理论上，任何序列都可以与弥散梯度相结合形成弥散加权序列。常用的弥散加权序列主要包括非稳态弥散序列（例如单次激发EPI序列）和稳态弥散序列（包括基于PSIF的弥散序列等）两类。

       单次激发EPI弥散加权序列是目前DWI最常用且最成熟的方法之一，但用于外周神经成像却有很多缺点：(1)单次激发EPI是在自旋激发后和信号读出前某个方向施加双极梯度场实现的，由于强大的双极梯度场施加期间，微小的自旋运动产生明显的相位偏移，会严重影响相位编码的精确性。所以EPI对磁场不均匀极为敏感，在组织和含气的界面易产生严重的图像变形和磁敏感伪影；(2)强度非常大的弥散梯度场常产生明显的涡电流，当极性相同时更是具有协同作用，这种涡电流严重危害EPI序列，不仅造成图像畸变，而且容易产生N/2 ghost等伪影；(3) EPI由于受梯度和较低SNR的限制，空间分辨率往往较低：EPI读出期间，T2^*弛豫效应的衰减限制了空间分辨率。高b值DWI采集需要较大的梯度场强作用较长的时间，加上两弥散梯度之间的时间延迟，使得回波时间在100 ms范围内，最终采集到的信号在读出前就已经衰减，因此，难以提高空间分辨率；(4) SNR和扫描时间的限制也是需要解决的问题，由于EPI-DWI中的TE较长，长TE引起的T2信号丢失可导致SNR下降^[7]。

       3D-PSIF是一种基于稳态进动的弥散加权序列，最近用于高分辨率外周神经成像，可以克服微小神经成像中遇到的困难。3D-PSIF具有自旋回波的特点，得到的图像类似于重T2加权图像。同时，因为不是基于回波平面的弥散加权成像，组织的自旋驰豫对局部磁场不均匀不敏感，图像没有变形。

       PSIF是FISP的时间反转序列，可分为激发和相位重聚两个阶段，其中相位重聚阶段为下一周期的相位变化做了准备。序列以一个选择性RF脉冲开始，然后依次施加相位编码梯度和频率编码梯度，此为第一个TR周期，称为激发周期。序列的安排使得这段时间内不产生回波信号，RF脉冲激发后出现的横向磁化FID信号也被序列在读出梯度之前加入的散相梯度彻底驱散。因而对信号采集来说，这一周期为空周期。在相位重聚周期，随着第二个RF激发脉冲的加入，新的FID及上一周期分散的横向磁化矢量又开始回聚产生信号。这一回波信号是由RF脉冲激发产生的，因而为自旋回波信号。为了取得这一回波信号，序列在读出和相位编码方向上均使用了平衡梯度，因此，当回波出现时上述两个方向的相移均为零。真正的回波信号是在t=TR时开始重聚，在t> TR时才形成，信号经过两个RF脉冲作用之后才采集，TE >TR^[2]，见图9。

       由此可见，PSIF序列具有天然的弥散效果，对液体的流速敏感，运动的自旋质子如血流在弥散梯度的作用下，在数据采集时刻，自旋质子失相位，在图像上表现为信号丢失，而神经显示为高信号，从而与邻近的血管信号区分开来^[8,9,10]。

       PSIF是在梯度回波序列的基础上，只采集稳态序列中的自旋回波成分，其横向磁化的衰减受T2控制。与其他扰相或重聚梯度回波技术，如FLASH、FISP等相比，可明显减少T2^*效应。因此，组织的自旋弛豫对局部磁场的不均匀不敏感，图像不容易变形或产生磁敏感伪影^[8,9,10]。

       PSIF图像中，流动受限或流速较慢的液体（包括小血管内的慢血流）也会呈高信号，仍然不能满足外周神经成像的要求。为抑制脑脊液等的高信号并利用外周神经的各向异性特性提高颅神经等与周围结构的对比，3D-PSIF-DWI巧妙地将弥散梯度与3D PSIF序列结合，沿读出方向或三个正交方向施加弥散梯度，可明显抑制流速较慢液体的高信号，获得具有弥散加权特征的T2对比图像^[8,9,10]。

       与非稳态弥散序列完全不同，3D DWI-PSIF序列基于PSIF内在的弥散敏感性，允许利用中等强度梯度和极短的梯度持续时间，通过在每个TR内施加较小幅度的弥散敏感梯度获得较强的弥散加权图像，具有快速和分辨率高的优点。而且DWI-PSIF不需要较长的回波时间，与T2相关的衰减不会限制图像的空间分辨率^[8,9,10]。通常，选取梯度值80～ 90 mT/m/ms，既可获得较满意的神经与背景组织的对比，又保证了图像的信噪比。

       在病理情况下，除了蛋白含量发生变化外，组织水含量的变化也不容忽视，神经内的自由水和结合水都增加。在膝关节和肘关节等的常规T2序列扫描中，经常遇到皮下组织与筋膜水肿，导致T2信号过高，影响细小神经的观察。而3D-PSIF由于采用弥散敏感梯度，可以选择性地抑制水肿的皮下组织和筋膜中自由水的信号，从而突出神经的信号。

       与EPl序列相比，3D DWI-PSIF序列用于外周神经成像，具有以下优势：(1)该序列具有内在的弥散效果，可以抑制血流信号；(2)采用外加弥散梯度的方法可以进一步有效地抑制CSF等液体的信号，最终使得外周神经对比显著提高；(3) PSIF序列利用梯度回波进行快速数据采集，成像效率高，能在短时间内获得显著的T2权重对比；(4)受磁场不均匀性影响较小，伪影和几何失真小，图像质量好；(5)该序列为3D傅立叶编码，能在合理的扫描时间内获得高空间分辨率(<0.9 mm×0.9 mm×0.9 mm)的原始图像，尤其是提高了层面选择方向的分辨率。

       3D-PSIF常结合水激发脂肪抑制技术，提高神经与周围组织的对比，并有效抑制化学位移伪影。

       水激发（water excitation, WE）是同时具有空间和频率选择性的二项式组合激发脉冲（spectral spatial pulses），利用脂肪组织与水中H质子的自旋频率差，选择性激发水质子而不激发脂肪，从而起到脂肪抑制的效果。此空间和频率选择性脉冲由一连串选择性RF子脉冲组成，同时施加层面选择梯度，每一个子脉冲选择一个层面，通过一连串子脉冲的相位累积选择频率，累积相位差的最终结果使水的磁化矢量处于横向，信号被采集，而脂肪的磁化矢量回复纵轴，因而不产生信号，见图10。

       采用水激发压脂具有以下优点：(1)与频率压脂相比，水激发对B0场和B1场（RF）的不均匀性不敏感，因而可以得到均匀一致的脂肪抑制效果。水激发对磁场的变化不敏感，原因有两个：①spectral spatial pulses在一个TR中对每个层面只激发一次；而频率压脂在一个TR中对每个层面激发TR/N次；②Spectral spatial pulses是选择性激发某一层，只要在激发层面内均匀即可，可最大限度地降低磁场不均匀对信号的影响；而频率压脂是在整个采集范围内施加饱和脉冲，脂肪抑制的效果要求整个成像范围内磁场均匀度都比较高。(2) SNR高。(3)水激发在抑制脂肪信号的同时，不会影响信号的稳态。(4)不增加采集时间。

       3D-PSIF较常规TIRM或SPAIR的TSE序列能更好地区分神经与周围的血管，见图11。

       3D-PSIF主要提供T2对比，病理状态下，神经的信号异常增高，类似于常规T2像。除此以外，3D-PSIF也可用于静脉给予钆剂后增强扫描。与3D VIBE增强序列相比，能更好地显示神经纤维。

       由于使用并行采集技术，尽管3D-PSIF提供了各向同性的高空间分辨率和对比度，扫描时间并不长，通常不超过6 min。

       由于神经组织外的背景组织信号被抑制，不利于邻近解剖结构的显示，所以3D DWI-PSIF不能取代常规T2序列。为了清晰地展示神经的毗邻关系，仍需借助常规扫描。

       值得一提的是，最终的图像质量不但与成像序列及参数密切相关，扫描前的准备也是一个影响因素。特别是骶丛扫描前最好作肠道准备、排空膀胱。最佳成像平面的选择应根据神经的走行特点，仍以骶丛为例，采用两个互相垂直的平面，一个平行于神经的长轴，另一个显示神经的切面，结合两方面的信息。根据需要采用垂直冠状位、平行骶骨长轴的冠状位，或是介于二者之间的方位，扫描获取骶丛原始资料。

       为了完整清晰地显示外周神经全貌，syngo MR提供了多种后处理技术：(1)对采集的冠状面3D原始数据进行多平面重建（MPR），可以从不同的角度和方位，获得任意层面的图像，消除重叠因素，更好地观察神经的毗邻关系和空间走行；(2)为了进一步突出神经的信号，提高神经的同层显示率，可将得到的图像进行薄层MIP(最大强度投影)，并进行不同角度旋转，适当调整该角度，直到外周神经各分支同层显示较满意为止；(3)曲面重建（CPR）可追踪及展现外周神经某一分支的全长。

       随着新的脉冲序列和采集技术，例如Compressed Sensing等的不断成熟，syngo MR外周神经成像将会在临床得到更广泛的应用。

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图10  水激发脂肪抑制原理示意图
Fig. 10  Simple illustration of water excitation.

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图11  腰骶丛PSIF＋水激发（water - excitation）+diffusion
Fig. 11  Lumbosacral plexus imaging with PSIF + WE (water-excitation)+ diffusion