磁共振成像技术为多参数成像技术，影响图像质量的参数众多，而各个参数之间又相互影响、相互制约。我们如何在众多参数中取得平衡，使得在较短的时间内获得较高质量的图像，是对每一位影像人的考验。

日常工作中我们考虑最多的也是最重要的就是图像的：信噪比、分辨率、对比度、伪影以及扫描时间等。而这些图像属性我们目前还没办法直接给他设置一个具体数值或者一定的占比来直接调整，我们把这一类参数叫做导出参数。我们需要通过调整基础参数（参数卡里的众多参数）来实现导出图像达到我们想要的效果。正如上文所说，各个参数相互影响，相互制约，我们很难优化一个导出参数而不影响图像的其它属性。比如我们想要提高图像的信噪比，必然会损失一些图像的分辨率或者对比度或者增加了扫描时间。所以我们每次调整参数时需要很明确我们主要是为了什么。或者说这组图像哪个属性比较差，是我们无法接受的，那我们就重点围绕这个导出参数来调整基础参数。

我们这一期就主要来归纳一些常见的提高图像信噪比的方法。

首先我们来看看磁共振信号与哪些因素有关。磁共振信号（SI）是呈现图像的基础，决定磁共振信号强弱的直接因素有：磁体大小（1.5T、3.0T等），组织间本身存在的差异（T1、T2、质子密度、进动频率等），线圈因素（线圈通道，线圈与被检部位贴合度等）。线圈接收到的信号强弱经过计算机转换以灰阶的形式呈现出来，线圈接收到的信号中也有一部分为无效的噪声。如果噪声太大，就算信号再强分辨率做的再高组织也会被噪声掩盖观察不清。于是除了信号强度外，信噪比（SNR）对图像的影响也是至关重要。

信噪比——有效信号与无效噪声的比值。而我们无法直接调整信噪比的大小，但是我们可以通过调整基础参数来改变信噪比。

在全局参数卡中有一个相对信噪比（Rel.SNR）的数值。全局参数卡显示在整个参数卡顶部，包括扫描时间TA，定位模式PM，并行采集技术PAT，体素 Voxel Size，相对信噪比Rel. SNR，序列类型。

Rel. SNR：相对信噪比指的是此次参数修改之后的信噪比与参数修改之前的比值。但是保存参数修改之后的序列，Rel. SNR的数值又恢复到原始的1。

由于信噪比公式非常复杂

根据平时能调节的参数来做个简化。在参数卡中能引起相对信噪比变化的参数有体素大小、相位编码线、平均激励次数、采样带宽等。

1、体素(Voxel)：越大，则单位体积内的氢质子数量就越多，提供的信号就越多。

体素(Voxel)=像素大小（Pixel）X 层厚=(0.3x0.3)X4.0mm。所以我们是可以用加大层厚的方法来提高信噪比的，但是层厚大了，层间分辨率就会下降或者说空间分辨率下降。我们也可以调整像素的大小来改变体素从而改变信噪比，在飞利浦上是可以直接修改像素的大小，像素大小=FOV÷矩阵，而矩阵实际上就是像素的个数。对于飞利浦设备来说调整FOV矩阵会相应改变，保持像素大小是不变的。但是对于西门子来说调整FOV，矩阵不会随之改变，所以调整FOV，像素就会相应改变。于是在西门子中我们是可以通过调整FOV的大小来改变像素大小，从而使图像信噪比或者分辨率发生改变。

在常规参数卡（Routine）中就可以直接调整FOV。FOV包括相位编码方向上的FOV和频率编码方向上的FOV，FOV phase通常用百分比来表示，意义为FOV read的百分多少。日常工作中我们经常把FOV设成矩形，适当减小相位编码方向上的FOV来减少扫描时间。

加大FOV，由于矩阵不变，所以像素变大，信噪比增高，但是层面内的分辨率就会下降。而我们经常也会用小FOV来做高分辨率图像，信噪比相对就比较差，比如子宫、前列腺、单髋关节等。当然如果我们不想改变FOV，又想改变像素大小，也可以去调整矩阵。

在分辨率参数卡(Resolution)的子参数卡(Common)中:

Base Resoution：基础分辨率（频率编码方向上的矩阵）

Phase Resoution：表示为相位分辨率（相位编码方向上的矩阵）

Phase Resoution：以百分比的形式表示。当该参数显示为100%时，则图像的矩阵表现为正方形，例如上图参数中显示为70%，则他实际像素个数为320×70%，为矩形矩阵。这并不代表图像的视野FOV是矩形，只是矩阵是矩形。通过改变相位分辨率的百分比可以改变图像在相位编码方向的分辨率，同时也将影响扫描时间和图像的信噪比。当我们只调整该参数时，发现全局参数卡中参数：体素（Voxel）却是不变的。这是因为西门子设备全局参数卡中显示的体素是重建后的体素，我们将鼠标移动到体素该参数上，系统将分别显示重建体素(Recon)和采样体素(Acq)。

重建体素在是采样体素的基础上将相位编码方向的分辨率插值成和频率编码方向一样的分辨率，使得矩阵从原始的长方形变为正方形。也就是实际采样只有基础分辨率(Base resolution)频率编码方向的70%，所以相位编码方向上实际采样的像素大小为0.72/70%=1.03mm。通过插值才变成0.72mm。

在日常参数优化的过程中，体素是一个非常重要的参数，该参数决定了图像的解剖细节，同时又与图像的信噪比成正比。体素越小空间分辨率越高，解剖细节将越好，但是体素越小，将导致图像的信噪比越差，扫描时间延长，图像颗粒感变重。

我们用矩形矩阵来采集信号，岂不是既增大了相位编码方向上的采集像素（增加信噪比）又节省了扫描时间，通过插值重建后又不失分辨率，岂不是一举三得？其实并不然：

2、相位编码步级也会影响信噪比，相位编码步级越少，采集到的氢质子信号越少，信噪比就越低。

相位编码步级数=扫描矩阵x扫描百分比

除了用控制扫描百分比的方法来改变相位编码步级数外，我们还可以利用K空间的共轭对称性来减少相位编码步级数。

也就是相位部分傅里叶采集。例如半傅里叶扫描（Half Scan）：只填充一半略多一些的K空间线，另一半根据对称原理重建。

在分辨率参数卡(Resolution)的子参数卡(Common)中:

Phase partial Fourier：相位部分傅里叶，此参数决定了在断层选择方向上以非对称方式对K空间进行采样。利用这种方式可以减少K空间线的采样，减少采集的时间，但是容易损失图像的信噪比及图像的细节信息。包含：4/8、5/8、6/8、7/8：所采集的相位步级数。Allowed：允许，序列自动计算并使用相位部分傅里叶的最佳设置。

当我们开启并行采集（PAT）来加速扫描时，相位编码参考线又决定了相位编码步级数。

Accel. Factor PE：并行采集的加速因子，这里用常数表示，代表几条编码线采集一次，比如上图是2，就是一次采集2条相位编码线。

Ref. line PE：相位编码参考线PE，此参数决定了在PAT重建时相位编码方向上的参考线数量，参考线数值越大相位编码步级数越大信噪比好，也会增加扫描时间。

3、激励次数（Averages）越多，采集到的信号就越多。假如我们把激励1次，改成激励2次，则信号为原来的2倍，噪声为原来的√2倍，于是SNR变为原来的√2倍。但是时间则变为原来的2倍。

4、采样带宽（BW），采样带宽即采集频率编码的带宽。当回波信号出现时，打开读出梯度和模数转换器(ADC)对信号进行采样。读出梯度将视野内不同的频率成分编码成时间-幅度信号信息。模数转换器则根据一定的时间间隔D进行信号采样并将其存储到计算机中，该过程记录信号有多高振幅，并以二进制形式将这些值写入图像计算机的内存中。这个时间间隔称为驻留时间D。对于基础矩阵为256的成像序列，这个过程必须重复256次。假如我们总的采集时间是7.68ms，矩阵是256也就是驻留了256次，每一次驻留的时间为7.68ms/256=30us，也就是大约33KMZ的采集频率重复采集了256次，每一次采集都有一整层的信息，只是我们无法只进行一次采集来完成空间定位。在磁共振原理三中我们讲过空间定位。核磁共振成像原理（三）空间定位。所以实际上我们采集后分配到每一个像素的信息只有33KMZ/256/pixel。这也是西门子设备表达采样带宽参数的方式BW=1/T（Hz/pixel）表示频率方向上每个像素的采集信息，假如我们的矩阵用的是256x256，即在频率方向上我们要用33KMZ这个频率采集256次。在选择性激发射频脉冲和选层梯度作用时，总的信号已经固定了，采样带宽越大，则采集时间越短，采集速度越快，采集速度快了，这就意味着能采集到的信息越多，有用的，没用的都采集了，随机噪声增多，信噪比下降。采集带宽代表着采集速度，必然也会影响运动伪影。

采集带宽越大，信噪比越低，运动伪影减少；

采集带宽越小，信噪比越高，运动伪影增加。

采集带宽也影响化学位移的程度。假如我们在3.0T的设备上某一序列中我们用260HZ/pixel的带宽来采集，在序列参数卡（Sequence）第一部分(Part 1)中，我们把鼠标放在采集带宽这个参数上，下方会显示：Fat water shift: 1.6 PX，也就表示脂—水的化学位移占1.6个像素大小。如果像素大小为0.5mm，则化学位移为0.5×1.6=0.9mm，而这个大小就是我们化学位移的程度。所以采集带宽越大，则化学位移占的像数个数就越少。

不难得出：

采集带宽越大，化学位移伪影越小；

采集带宽越小，化学位移伪影越大。

5、接收线圈：

在系统参数卡（System）的子参数卡发射与接收线圈（Tx/Rx）中：

Receiver：接收线圈

Gain：接收线圈增益，由系统自动计算接收线圈的增益。

该参数分别有High和Low两个不同的设置，目前在绝大部分的序列中默认使用High。其意义是用于调节接收信号的放大倍数，系统会根据信号的强弱进行设定，比较弱的信号使用高增益，比较强的信号使用弱增益以保证图像的信噪比及信号分布。

Img Scale cor：傅里叶转换比例因子。

该参数用于定义不同线圈单元接收到的信号在进行图像重建傅里叶转换时使用的比例因子，通过调节比例因子可以获得一组信号较为均匀的图像。

在核磁成像时，人体组织与线圈存在不同的空间位置关系，靠近线圈的组织将接收到更强的信号在图像重建后图像更亮，远离线圈的组织接收到更弱的信号在图像重建后图像更暗，这样就导致获得的图像亮暗不一。为了使重建的图像信号更加均匀就必须使用各种技术对图像进行处理。

6：图像后处理：

Filter Image：图像滤波器

图像滤波器是对重建获得的图像进行滤波处理。

Intensity：分为平滑、标准、锐利三种不同强度的滤波。滤波强度越强，对图像质量的影响强度越大，图像会越均匀，但是对比度越差。

Edge Enhancement：边缘增强，决定了图像滤波对图像进行边缘增强值。

Smoothing：平滑，决定了滤波器对图像进行平滑的限值。

Unfiltered images：未经过滤波的图像。决定是否保存原始图像。

勾选Unfiltered images：未经过滤波的图像，系统会保存一个没有使用图像滤波的原始图，方便我们对比滤波前后图像的变化

Distortion Corr：畸形矫正

主要是用于矫正由于扫描视野偏中心或FOV过大导致的图像变形。可以选择2D和3D，其区别主要是2D和3D所矫正的对象不一样。

2D：只矫正当前变形的这一层面，处理的时间快，但是结果准确性稍差。3D：可以矫正整体内的所有图像，考虑到相邻层面的图像形态，这样处理的结果更加准确，但是处理的时间相对较长。

选择床位为ISO等中心模式，畸形矫正会自动打开。但是在进行DTI和MRS扫描时则不能开启畸形矫正，否则不能进行后处理或定位。

Prescan Normalize：预扫描标准化

预扫描标准化，利用正式扫描之前的预扫描得到的一组图像进行校准，对不均匀亮度进行补偿，日常使用中都是选择勾选的。但是在以下的情况下预扫描均衡化选项是灰色的不能选择：

1、使用Body线圈

2、使用收发两用线圈

3、使用其他的原子核产生的图像

Normalize：标准化

标准化，可以降低近线圈的亮度和提高离线圈比较远的区域的亮度。但会降低图像的对比度和增加图像的噪声。

B1 Filter：B1滤过

B1滤波器是一种同态滤波器，可用于降低在场强等于或大于3T时由于组织内的介质共振引起的信号差异。

以上的图像处理都是基于图像域对图像进行处理。

Raw filter和Elliptical filter则是在K空间域中进行处理进而影响图像。

Raw Filter：原始数据滤波器，可以减轻由于包含图像锐度信息的K空间边缘振荡引起的伪影。日常应用在弥散序列，SPACE序列中也选择原始数据滤过。

Elliptical Filter：椭圆滤波器，可以在不损失分辨率的，不增加扫描时间的情况下图像的提升10%的信噪比，日常应用时选择勾选。