第四章 磁共振成像系統(tǒng)(MRI)

第四章磁共振成像系統(tǒng)（MRI）

（NuclearMagneticResonance）主講：劉老師第四章磁共振成像系統(tǒng)－主要內(nèi)容一、概述二、MRI成像技術(shù)發(fā)展簡(jiǎn)史三、MRI成像系統(tǒng)的分類及特點(diǎn)四、MRI成像的物理基礎(chǔ)五、磁共振現(xiàn)象中的幾個(gè)生要參數(shù)六、共振信號(hào)的采集方式七、磁共振成像原理八、MRI成像系統(tǒng)的組成九、MRI成像的性能指標(biāo)十、MRI成像的臨床應(yīng)用一、概述磁共振成像技術(shù)在核磁共振（NuclearMagneticResonance,NMR）現(xiàn)象的基礎(chǔ)上，利用電子技術(shù)、計(jì)算機(jī)技術(shù)以及超導(dǎo)技術(shù)，繼X-CT之后出現(xiàn)的一項(xiàng)嶄新的成像技術(shù)。為了與使用放射性同位素的核醫(yī)學(xué)相區(qū)別，臨床上普遍使用磁共振成像（MagneticResonanceImagingMRI）這一術(shù)語(yǔ)代替NMR，有時(shí)簡(jiǎn)稱MR。

磁共振圖像與X-CT一樣，是通過(guò)計(jì)算機(jī)處理后產(chǎn)生的圖像，所不同的是：在X-CT中，圖中的每個(gè)像素的數(shù)值代表的是人體組織中某一個(gè)體素的X線的衰減；在磁共振圖像中，每個(gè)像素的值代表的從是某個(gè)體素來(lái)的磁共振信號(hào)的強(qiáng)度，與共振核子的密度及兩個(gè)化學(xué)參數(shù)－磁弛豫時(shí)間T1與T2有關(guān)。磁共振成像的突出優(yōu)點(diǎn)： 1)對(duì)人體無(wú)創(chuàng)傷、無(wú)電離輻射、安全； 2)容易獲得人體組織不同斷面（橫截面、冠狀面、失狀面）的圖像； 3)圖像分辨率較高； 4)在不注射造影劑的情況下顯示血管影像

磁共振成像技術(shù)是在磁共振波譜學(xué)的基礎(chǔ)上發(fā)展起來(lái)的。磁共振成像自出現(xiàn)以來(lái)曾被稱為：核磁共振成像、自旋體層成像、核磁共振體層成像、核磁共振CT等。1946年由美國(guó)加州斯坦福大學(xué)的布洛克（Bloch）和哈佛大學(xué)的普塞爾（Purcell）教授同時(shí)發(fā)現(xiàn)了磁共振的物理現(xiàn)象，即處在某一靜磁場(chǎng)中的原子核受到相應(yīng)頻率的電磁波作用時(shí)，在它們的核能級(jí)之間發(fā)生共振躍遷現(xiàn)象。兩位教授共同獲得1952年諾貝爾物理學(xué)獎(jiǎng)。磁共振的物理現(xiàn)象被發(fā)現(xiàn)以后，很快形成一門新興的醫(yī)學(xué)影像學(xué)科—磁共振波譜學(xué)。1967年，約翰斯(JasperJohns)等人首先利用活體動(dòng)物進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，成功地檢測(cè)出動(dòng)物體內(nèi)分布的氫、磷和氮的MR信號(hào)。1970年，美國(guó)紐約州立大學(xué)的達(dá)馬迪安對(duì)已植入惡性腫瘤細(xì)胞的老鼠進(jìn)行了MR實(shí)驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)正常組織與惡性腫瘤組織的MR信號(hào)明顯不同，并發(fā)現(xiàn)兩類不同的信號(hào)（T１、T２馳豫信號(hào)）。二、MRI成像技術(shù)發(fā)展簡(jiǎn)史1971年紐約州立大學(xué)的達(dá)曼迪恩（Damadian）教授在《科學(xué)》雜志上發(fā)表了題為“核磁共振（NMR）信號(hào)可檢測(cè)疾病”和“癌組織中氫的T1時(shí)間延長(zhǎng)”等論文，1973年曼斯菲德(Mansfields)研制出脈沖梯度法選擇成像斷層。1974年英國(guó)科學(xué)家研制成功組織內(nèi)磁共振光譜儀。1975年恩斯托（Ernst）研制出相位編碼成像方法。1976年，得到了第一張人體MR圖像（活體手指）。1977年磁共振成像技術(shù)進(jìn)入體層攝影實(shí)驗(yàn)階段,達(dá)馬迪安等人建成了人類歷史上第一臺(tái)全身MRI設(shè)備，并于當(dāng)年取得了第一幅橫斷面質(zhì)子密度圖像（用時(shí)長(zhǎng)達(dá)4小時(shí)45分鐘）。1982年取得第一幅胸、腹部圖像，之后磁共振成像儀推向市場(chǎng)幾十年期間，有關(guān)磁共振的研究曾在三個(gè)領(lǐng)域（物理、化學(xué)、生理學(xué)或醫(yī)學(xué)）內(nèi)獲得了六次諾貝爾獎(jiǎng)。二、MRI成像技術(shù)發(fā)展簡(jiǎn)史MR的基本原理

當(dāng)處于磁場(chǎng)中的物質(zhì)受到射頻（radiofrequency,RF）電磁波的激勵(lì)時(shí)，如果RF的電磁波的頻率與磁場(chǎng)強(qiáng)度的關(guān)系滿足拉莫爾方程，則組成物質(zhì)的一些原子核會(huì)發(fā)生共振，即所謂的MR，此時(shí)，原子核吸收了RF電磁波的能量，當(dāng)RF電磁波停止激勵(lì)時(shí)，吸收了能量的原子核又會(huì)把這部分能量釋放出來(lái)，即發(fā)射MR信號(hào)，通過(guò)測(cè)量和分析此MR信號(hào)，可得到物質(zhì)結(jié)構(gòu)中的許多物理和化學(xué)信息。二、MRI成像技術(shù)發(fā)展簡(jiǎn)史三、MRI成像系統(tǒng)的分類及特點(diǎn)3.1一般按：磁體類型和磁場(chǎng)強(qiáng)度分類。按磁體類型分類：永磁型、常導(dǎo)型和超導(dǎo)型。

1)永磁型：磁體笨重、主磁場(chǎng)強(qiáng)度低、熱穩(wěn)定性差、磁場(chǎng)不能關(guān)斷。

2)常導(dǎo)型：耗電量大、需附水冷系統(tǒng)、磁場(chǎng)穩(wěn)定性受電網(wǎng)電壓影響、磁場(chǎng)強(qiáng)度低。

3)超導(dǎo)型：耗電量小、磁場(chǎng)強(qiáng)度高、磁場(chǎng)的均勻度和穩(wěn)定性也好、圖像分辨率高永磁型、常導(dǎo)型已經(jīng)淘汰。按磁場(chǎng)強(qiáng)度可分為：高磁場(chǎng)、中磁場(chǎng)、低磁場(chǎng)以及超低磁場(chǎng)。3.2特點(diǎn)

1)無(wú)電離輻射危害MRI設(shè)備的激勵(lì)源為短波或超短波段的電磁波，無(wú)電離輻射危害。2)多參數(shù)成像可提供豐富的診斷信息，一般的醫(yī)學(xué)成像都使用單一的成像參數(shù)，如CT成像參數(shù)僅為X線吸收系統(tǒng)，超聲成像中依據(jù)組織界面所反射的回波信號(hào)等。從理論上講，它可以是多核種成像，而每種核都有自己的成像參數(shù)。三、MRI成像系統(tǒng)的分類及特點(diǎn) 3)高對(duì)比度成像在所有醫(yī)學(xué)成像技術(shù)中，MRI的軟組織對(duì)比分辨力最高，人體含有70%以上的水，小中的氫核是MR信號(hào)的主要來(lái)源，其余信號(hào)來(lái)自脂肪、蛋白質(zhì)和其它化合物中的氫質(zhì)子，由于氫質(zhì)子在體內(nèi)分布極廣泛，故可以在人體的任何部分成像，另外由于水中的氫質(zhì)子與脂肪、蛋白質(zhì)和其它化合物中氫質(zhì)子的MR信號(hào)強(qiáng)度不同，故MRI圖像必須是高對(duì)比度。

4)MRI設(shè)備具有任意方向斷層的能力，可獲得橫斷、冠狀斷、失狀斷和不同角度的斜斷面圖像。

5)無(wú)需使用對(duì)比劑，可直接顯示以及和血管結(jié)構(gòu)，采用MRI技術(shù)可以測(cè)定血流，其原理為流體的時(shí)飛效應(yīng)和相位對(duì)比敏感性，與傳統(tǒng)的血管造影相比，最大的優(yōu)點(diǎn)是無(wú)創(chuàng)傷（不需要對(duì)比劑）。

6)無(wú)骨偽影干擾，后顱凹病變清晰可辨，各種投射性成像技術(shù)往往因氣體和骨骼的重疊面形成偽影，給某些部位病變的診斷帶來(lái)困難。

7)可進(jìn)行功能、組織化學(xué)和生物化學(xué)方面的研究。四、MRI成像的物理基礎(chǔ)4.1角動(dòng)量及旋進(jìn)

角動(dòng)量（angularmomentum）又叫動(dòng)量矩（momentofmomentum），是描述物體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的物理量。

1.角動(dòng)量軌道運(yùn)動(dòng)質(zhì)點(diǎn)的角動(dòng)量稱為軌道角動(dòng)量，對(duì)稱軸的自旋體相對(duì)于對(duì)稱軸的角動(dòng)量等于物體對(duì)軸的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量J與轉(zhuǎn)動(dòng)角速度的乘保：原子核中的核子，如質(zhì)子、中子都有自旋運(yùn)動(dòng)，都有自旋角動(dòng)量。

2.旋進(jìn)旋進(jìn)也稱進(jìn)動(dòng)，描述的是具有角動(dòng)量的物體或體系在外力矩作用下，其角動(dòng)量發(fā)生改變的現(xiàn)象。角動(dòng)量的改變包括兩方面，一是大小改變，二是方向改變。旋進(jìn)是角動(dòng)量方向發(fā)生連續(xù)改變的現(xiàn)象。當(dāng)轉(zhuǎn)動(dòng)的體系所受外力矩與體系角動(dòng)量始終垂直時(shí)，體系將發(fā)生純旋進(jìn)，原子核角動(dòng)量在主磁場(chǎng)作用下的旋進(jìn)，就是純旋進(jìn)。只要角動(dòng)量受到一個(gè)與之垂直的力矩的作用，則角動(dòng)量就產(chǎn)生旋進(jìn)，表現(xiàn)為角動(dòng)量矢端沿一圓周轉(zhuǎn)動(dòng)。四、MRI成像的物理基礎(chǔ)4.2核的自旋磁矩

按量子力學(xué)，核自旋LI是量子化的，只能取一系列不連續(xù)值核自旋量子數(shù)I只能取整數(shù)的半整數(shù)。LI大小取決I值，不同的核I值不同。核自旋角動(dòng)量具有空間量子化的性質(zhì)，即LI在外磁場(chǎng)方向（Z方向）的分量LIz取一系列不連續(xù)值

不同的原子核，其自旋磁量子數(shù)不同。

1.偶偶核系指核中的質(zhì)子數(shù)Z和中子數(shù)N相等，且均為偶數(shù)的核，這樣的核自旋都是零，I=0，如，

2.奇偶核核中Z、N中有一個(gè)為奇數(shù)，另一個(gè)為偶數(shù)的核。核自旋都是半整數(shù)，即……，如。

3.奇奇核系數(shù)Z、N都是奇數(shù)的核。這樣的核自旋都是整數(shù)，即I=1，2……，如，

四、MRI成像的物理基礎(chǔ)4.3磁共振現(xiàn)象原子：原子核和圍繞原子核運(yùn)動(dòng)的電子組成，原子核由質(zhì)子和中子組成，質(zhì)子和中子都有自旋特性。1)含奇數(shù)質(zhì)子的原子核均在其自旋過(guò)程中產(chǎn)生自旋磁動(dòng)量，即磁矩以矢量描述2)核磁矩大小是原子核的固有特性，決定MRI信號(hào)的敏感性3)氫原子核只有單一質(zhì)子具有最強(qiáng)的磁矩4)氫質(zhì)子在人體內(nèi)分布廣，數(shù)量多，MRI均選用氫為靶原子核1)經(jīng)典力學(xué)觀點(diǎn)

磁距：質(zhì)子帶正電，自旋將產(chǎn)生一個(gè)小小的磁場(chǎng)，稱為磁距。中子是電中性的，但在在它的體積內(nèi)各電荷的分量的分布是不均勻的，自旋時(shí)也能產(chǎn)生磁距。凈自旋：當(dāng)原子核中含有奇數(shù)個(gè)中子或奇數(shù)個(gè)質(zhì)子或兩個(gè)都奇數(shù)時(shí)，原子核本身就存在凈自旋，要想產(chǎn)生磁共振現(xiàn)象，所觀察樣本的原子核必須具有凈自旋。氫的主要同位素—質(zhì)子—在人體中豐度大，磁距便于檢測(cè)，比較適合用來(lái)獲得磁共振圖像。四、MRI成像的物理基礎(chǔ)磁化：當(dāng)自旋的質(zhì)子被置入一個(gè)外加磁場(chǎng)B0時(shí)，它就會(huì)圍繞磁場(chǎng)方向進(jìn)動(dòng)，稱為磁化，進(jìn)動(dòng)的角頻率由拉莫爾定理給出：

進(jìn)動(dòng)角頻率與外加磁場(chǎng)強(qiáng)度（單位：Tesla,簡(jiǎn)稱：T）成正比，與旋磁比r成正比，旋磁比r是一個(gè)常量，定義是：旋磁比r＝磁距/自旋角動(dòng)量

不同的核素旋磁比r不一樣。質(zhì)子集：研究一個(gè)樣本時(shí)，所涉及的不是一個(gè)質(zhì)子，而是一大群質(zhì)子，稱為：質(zhì)子的集質(zhì)子集在外加磁場(chǎng)的作用下，所有的質(zhì)子將繞z軸（外加磁場(chǎng)的方向）進(jìn)動(dòng)，其傾角都是一樣的，但是只有兩種可能的指向－－平行（自旋向上）和反向平行（自旋向下），這兩種狀態(tài)分別對(duì)應(yīng)高、低能兩種狀態(tài)。即當(dāng)它們剛剛被放入磁場(chǎng)的那一刻，有一半質(zhì)子圍繞z軸的正方向進(jìn)動(dòng)，一半繞z軸的負(fù)方向進(jìn)動(dòng)。B0四、MRI成像的物理基礎(chǔ)圓錐體：分別圍繞z軸的正方和z軸的負(fù)方向進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子可以用兩個(gè)相對(duì)的頂點(diǎn)都在原點(diǎn)的圓錐體表示，上錐體表示自旋向上的質(zhì)子，下錐體表示自旋向下的質(zhì)子。部分磁化：在放入外磁場(chǎng)后開始一段時(shí)間，有一部分質(zhì)子翻動(dòng)到上錐體（即較低能量的錐體中），這樣，從平均的效果看，在上錐體中進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子將多于下錐體中進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子，這時(shí)所外的狀態(tài)稱為部分磁化。完全磁化：在過(guò)了較長(zhǎng)的一段時(shí)間后，就有更多的質(zhì)子翻動(dòng)到上錐體中，最后達(dá)到一個(gè)平衡狀態(tài)，稱為完全磁化。磁化是一個(gè)群體現(xiàn)象，比單個(gè)質(zhì)子表現(xiàn)出的特征更重要。一群質(zhì)子在磁場(chǎng)作用下的結(jié)果可以簡(jiǎn)單的認(rèn)為是出現(xiàn)了一個(gè)與z軸同相的磁化向量，盡管每個(gè)體質(zhì)子是圍繞Z軸進(jìn)動(dòng)，但是由于它們?cè)谶M(jìn)動(dòng)圓周上的位置是隨機(jī)的，總的平均的磁化向量可以認(rèn)為不存在進(jìn)動(dòng)。M0MzMxy四、MRI成像的物理基礎(chǔ)相位相干現(xiàn)象：樣本磁化后，施加一個(gè)與主磁場(chǎng)垂直的交變磁場(chǎng)，當(dāng)交變磁場(chǎng)的頻率與進(jìn)動(dòng)頻率一致時(shí)，原來(lái)處于隨機(jī)相位的進(jìn)動(dòng)質(zhì)子將趨向于同相，同相現(xiàn)象稱為相位相干現(xiàn)象。核磁共振現(xiàn)象：當(dāng)質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)相位完全一致時(shí)就發(fā)生共振現(xiàn)象，稱為核磁共振現(xiàn)象。核磁共振成像信號(hào)：當(dāng)發(fā)生核磁共振現(xiàn)象時(shí)，質(zhì)子大量吸收交變磁場(chǎng)的能量，同時(shí)向外輻射能量，核磁共振成像的信號(hào)。射頻信號(hào)：在研究人體成像時(shí)，交變磁場(chǎng)的頻率一般都在射頻的范圍，稱交變磁場(chǎng)也稱為射頻場(chǎng)或射頻信號(hào)。當(dāng)進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子在射頻場(chǎng)作用下出現(xiàn)相位相干時(shí)，凈磁化向量M0將偏離Z軸，并繞著Z軸以共振頻率進(jìn)動(dòng)，此時(shí)磁化向量M0可以分解為一個(gè)Z軸方向的垂直分量Mx與一個(gè)在平面上旋轉(zhuǎn)的水平分量Mxy，如果在xy平面內(nèi)安放一個(gè)接收線圈，磁化向量繞z軸的旋轉(zhuǎn)將在接收線圈中感生出一個(gè)與進(jìn)動(dòng)頻率一致的正弦波。Mxy檢測(cè)線圈檢測(cè)信號(hào)四、MRI成像的物理基礎(chǔ)2)量子力學(xué)的觀點(diǎn)

不存在外加磁場(chǎng)：自旋質(zhì)子的指向隨機(jī)。

加入外加磁場(chǎng)：它們像處于磁場(chǎng)中的小磁針一樣將與外加磁場(chǎng)的方向?qū)R，自旋質(zhì)子將出現(xiàn)指北或指南兩種可能性，分別處于不同的能級(jí)上。處于低能級(jí)上的質(zhì)子比處于高能級(jí)上的質(zhì)子更穩(wěn)定，由于執(zhí)熱效應(yīng)，兩個(gè)能級(jí)上的質(zhì)子只是處于相對(duì)平衡狀態(tài)，它們之間的來(lái)回運(yùn)動(dòng)始終存在。

磁化：開始加入外磁場(chǎng)的一瞬間，由于指南、指北質(zhì)子的數(shù)量基本相同，所以凈磁化向量為零，經(jīng)過(guò)大約1s后，在外磁場(chǎng)的作用下，更多的質(zhì)子將指北，于是產(chǎn)生了一個(gè)凈磁化向量M，這種現(xiàn)象稱為磁化。能量能量四、MRI成像的物理基礎(chǔ)弛豫時(shí)間T1：磁化過(guò)程開始變化很快，即磁化向量M增加很快，隨著時(shí)間的推移，增長(zhǎng)的速度就會(huì)變慢，最終慢慢地趨向于最大的平衡值M0，整個(gè)變化過(guò)程中，M的增長(zhǎng)表現(xiàn)為一個(gè)指數(shù)函數(shù)，指數(shù)函數(shù)的時(shí)間常數(shù)稱為弛豫時(shí)間T1，重要參數(shù)。

共振現(xiàn)象：當(dāng)質(zhì)子在能級(jí)間翻動(dòng)時(shí)，能量來(lái)回轉(zhuǎn)移，從能量低的位置吸收能量后躍至較高能級(jí)，較高能級(jí)上的質(zhì)子釋放能量后來(lái)到低的能級(jí)上，處于平衡狀態(tài)時(shí)，是一種隨機(jī)熱運(yùn)動(dòng)，運(yùn)動(dòng)的能量由分子間的熱運(yùn)動(dòng)提供，運(yùn)動(dòng)所需的能量也可以由外部的無(wú)線電波提供，無(wú)線電波的能量與它們的頻率有關(guān)，頻率越高，能量越大，當(dāng)外加射頻叔量子的能量正好與指南、指北質(zhì)子間的能量差相等時(shí)，將引起質(zhì)子的兩個(gè)能級(jí)間迅速翻動(dòng)，產(chǎn)生共振。外磁場(chǎng)關(guān)外磁場(chǎng)接通T163%tM00四、MRI成像的物理基礎(chǔ)

產(chǎn)生共振所需的射頻信號(hào)的頻率與外加磁場(chǎng)的強(qiáng)度有關(guān)，指南、指北的質(zhì)子間的能量差隨著外加磁場(chǎng)的強(qiáng)度的增大而增大，所以當(dāng)外加磁場(chǎng)的強(qiáng)度增加時(shí)，指北的質(zhì)子翻動(dòng)到指南位置時(shí)所需吸收的能量也相應(yīng)增大，這時(shí)產(chǎn)生共振所需的射頻信號(hào)的頻率或能量也越大。自旋－自旋弛豫時(shí)間T2：只要用來(lái)激勵(lì)的射頻磁場(chǎng)的頻率和能量合適就能產(chǎn)生共振。在短時(shí)間的射頻脈沖激勵(lì)后，質(zhì)子將繼續(xù)輻射兩種頻率的射頻率能量，這個(gè)信號(hào)將被檢測(cè)，并用于磁共振成像，不過(guò)輻射的射頻信號(hào)很快會(huì)衰減，這種衰減也呈指數(shù)特性，時(shí)間常數(shù)稱為T2或自旋－自旋弛豫時(shí)間，另一外重要參數(shù)能量差的決定因素：主要取決于外加磁場(chǎng)的強(qiáng)度B0和它自身的磁矩。另外：從量子力學(xué)觀點(diǎn)推導(dǎo)出的共振關(guān)系式與從經(jīng)典力學(xué)推導(dǎo)出的關(guān)系式完全一樣。五、磁共振現(xiàn)象中的幾個(gè)主要參數(shù)

5.1自由感應(yīng)衰減信號(hào)(FreeInductionDecay,FID)

90度射頻脈沖：當(dāng)發(fā)生相位相干現(xiàn)象時(shí)，凈磁化向量M0將偏離垂直方向，此時(shí)M0由一個(gè)垂直分量Mz與一個(gè)水平分量Mxy構(gòu)成。如果射頻脈沖繼續(xù)存在，處于上錐體中的質(zhì)子倒向下錐體中的可能性就會(huì)增加，此時(shí)Mxy水平分量就增大，而垂直的分量將逐漸變小，當(dāng)射頻持續(xù)到一定時(shí)間時(shí)，M0中的垂直分量將減為零，只存在水平分量Mxy，此時(shí)，上下錐體中的質(zhì)子數(shù)量相等，凈磁化向量從z軸轉(zhuǎn)了90度，并在xy平面上旋轉(zhuǎn). 注：射頻信號(hào)是一個(gè)交變磁場(chǎng)。M0MzMxyB0xyzM090o射頻脈沖五、磁共振現(xiàn)象中的幾個(gè)生要參數(shù)5.2自由感應(yīng)衰減信號(hào)當(dāng)射頻場(chǎng)消失后，質(zhì)子的相位相干現(xiàn)象也將逐漸消失，同時(shí)，磁化向量就慢慢也回到主磁場(chǎng)的方向，隨著橫向磁化向量的減弱，接收線圈中感應(yīng)信號(hào)的也將逐漸減弱，這種衰減現(xiàn)象稱為自由感應(yīng)衰減，這種逐漸減弱的信號(hào)稱為自由感應(yīng)衰減信號(hào)。橫向磁化分量很快衰減至零，而縱向分量則是緩慢地回到它原來(lái)的位置，兩都按指數(shù)規(guī)律變化，橫向磁化分量衰減的時(shí)間常數(shù)稱為：橫向弛豫時(shí)間T2；縱向磁化分量衰減的時(shí)間常數(shù)稱為：縱向弛豫時(shí)間T1.另：不同化學(xué)物質(zhì)的T1和T2不同。M0M0M0檢測(cè)信號(hào)五、磁共振現(xiàn)象中的幾個(gè)生要參數(shù)5.3弛豫（relaxation）

自由感應(yīng)衰減信號(hào)的強(qiáng)度不僅與質(zhì)子的密度有關(guān)，還與弛豫時(shí)間有關(guān)，弛豫時(shí)間對(duì)磁共振圖像的對(duì)比度的影響比質(zhì)子密度的影響還大。弛豫時(shí)間分為：T1弛豫時(shí)間和T2弛豫時(shí)間，參見前面所講。用射頻信號(hào)激勵(lì)樣本后產(chǎn)生的橫向磁化向量將最終決定磁共振信號(hào)的強(qiáng)度，為了成像，當(dāng)然不能只用一次脈沖激勵(lì)，因?yàn)檫@樣產(chǎn)生的信號(hào)太弱。通常的辦法是采用一個(gè)特定的脈沖序列來(lái)激勵(lì)，脈沖序列有一定的時(shí)序，不同形式的脈沖激勵(lì)將直接影響磁共振圖像的灰度、對(duì)比度等指標(biāo)。六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列

6.1部分飽和序列

部分飽和序列：由一系列等間隔的90度射頻脈沖組成，使用重復(fù)的脈沖信號(hào)激勵(lì)可提高接收信號(hào)的信噪比，從而改善圖像質(zhì)量。TR檢測(cè)信號(hào)90度脈沖90度脈沖t部分飽和序列是磁共振成像中使用最簡(jiǎn)單的脈沖序列，也稱為重復(fù)的自由感應(yīng)衰減，數(shù)據(jù)采集緊跟每個(gè)90度脈沖，脈沖序列時(shí)序可縮寫為：（90度脈沖－TR）n，其中：TR是脈沖重復(fù)的時(shí)間，n是脈沖的重復(fù)次數(shù)，如果增加n，可提高信噪比，同時(shí)也增加了整個(gè)采集時(shí)間。六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列采用部分飽和序列激勵(lì)時(shí)，每一個(gè)90度的射頻脈沖將把軸向的磁化向量轉(zhuǎn)到橫向平面xy中，所以，第一個(gè)檢測(cè)到FID信號(hào)的起始值為M0,在第一個(gè)和第二個(gè)90射頻脈沖間隔時(shí)間TR里，縱向磁化向量逐漸得到恢復(fù)，恢復(fù)速率與時(shí)間常數(shù)T1有關(guān)。 對(duì)于某個(gè)特定的時(shí)間常數(shù)T1,根據(jù)FID的恢復(fù)情況可以得到經(jīng)過(guò)時(shí)間TR后縱向磁化向量的恢復(fù)值，這個(gè)恢復(fù)值就是第二個(gè)FID檢測(cè)信號(hào)的起始值FID0,即：FID的起始值決定了檢測(cè)到信號(hào)的強(qiáng)度，分飽和序列激勵(lì)情況下檢測(cè)信號(hào)的強(qiáng)度可表示為：

其中：N(H)表示質(zhì)子密度，顯然，只要TR不是遠(yuǎn)大于T1，經(jīng)過(guò)一個(gè)脈沖重復(fù)時(shí)間后，縱向磁化向量都只可能得到部分的恢復(fù)，故稱為：部分飽和。六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列部分飽和序列激勵(lì)成像中的一些問(wèn)題：

1．對(duì)于特定物質(zhì)，改變時(shí)的情況對(duì)于某種特定物質(zhì)，T1和T2弛豫時(shí)間固定，分析：TR=4T1、TR=3T1和TR=2T1時(shí)的情況，得出：每一次射頻脈沖后記錄到的信號(hào)看，隨著TR的增大，信號(hào)增度也增大，但是從總體上看，當(dāng)TR減小時(shí)，由于采集信號(hào)的次數(shù)多（TR=4T1為3個(gè)，TR=3T1為6個(gè)），總的信號(hào)強(qiáng)度也可能增大。2．用相同脈沖序列激勵(lì)不同的物質(zhì)時(shí)的情況由于不同的物質(zhì)有不同T1弛豫時(shí)間，對(duì)于T1較短的物質(zhì)，F(xiàn)ID信號(hào)的起始值就大，反之，F(xiàn)ID的起始值就小，也就是，同樣TR的情況下，T1越短，檢測(cè)到的信號(hào)就越強(qiáng)。M0T12T13T14T163%86%95%98%FID起始值六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列3．當(dāng)TR>>T1時(shí)情況當(dāng)遠(yuǎn)大于T1時(shí)，e-TR/T1趨近于零，于是I∝N(H)，此時(shí)檢測(cè)信號(hào)強(qiáng)度不在與組織的T1弛豫時(shí)間有關(guān)，而僅僅與樣本中的質(zhì)子的密度有關(guān)。TR=4T1FID90o脈沖90o脈沖t0TR=3T1FID90o脈沖90o脈沖t0TR=2T1FID90o脈沖90o脈沖t0六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列4.TR對(duì)圖像的對(duì)比度的影響TR改變時(shí)將改變縱向磁化向量的恢復(fù)程度，因此，最終將影響到檢測(cè)信號(hào)的強(qiáng)度，也影響圖像的對(duì)比度。5．T1圖像 采用兩個(gè)重復(fù)時(shí)間不同序列來(lái)成像，重復(fù)時(shí)間分別是TR1和TR2，將得到不同的FID起始值，即：分別求出：可求解出每個(gè)觀察樣本中每個(gè)體素的T1值構(gòu)成T1值的圖像。 總之，用部分飽和序列方法采集到的MRI信號(hào)對(duì)T2的變化是不敏感的，所成像中不同灰度表示了不同的T1值，一般也說(shuō)，T1短的組織在圖像中要比T1長(zhǎng)的組織顯得亮。六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列6.2倒轉(zhuǎn)恢復(fù)序列倒轉(zhuǎn)恢復(fù)序列是指在一個(gè)180度射頻脈沖后緊跟一個(gè)90射頻脈沖來(lái)完成一次激勵(lì)，180度與90度射頻脈沖間的間隔時(shí)間為TI，每組脈沖間的時(shí)間間隔為TR，脈沖序列可縮寫為：（180度脈沖－TI－90度脈沖-T`）n，其中，T`=TR-TI

開始施加180度射頻率時(shí)，磁化向量M就將向下倒轉(zhuǎn)180度，一部分上錐體（低能位置）中的質(zhì)子倒向下錐體（高能位置），但是質(zhì)子并沒(méi)有在相同的相位上進(jìn)動(dòng)，每個(gè)在隨機(jī)相位上進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子只能繞x軸旋轉(zhuǎn)了180度，因此，這個(gè)磁化過(guò)程結(jié)束時(shí)并不存在橫向磁化分量Mxy,也就不能檢測(cè)到MRI信號(hào)。

TITRt180o90o180o90o180o脈沖M0-M0六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列在180度射頻脈沖結(jié)束后，沿z軸的磁化向量將以T1弛豫時(shí)間恢復(fù)，這是一個(gè)純粹的縱向磁化向量的恢復(fù)過(guò)程，它的起始值為-M0,時(shí)間常數(shù)為T1，當(dāng)t=0.69T1時(shí)，磁化向量達(dá)到零值，然后繼續(xù)恢復(fù)出現(xiàn)正值，直至M0。180o90o-M0M0tM0-M0T12T13T14T15T1tFID起始值M0-M0FID起始值T12T13T14T15T1t六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列為了能檢測(cè)到MRI信號(hào)，在施加180度脈沖的T1時(shí)間后再加上一個(gè)90度射頻脈沖，就可以測(cè)得FID信號(hào)，而FID信號(hào)的起始值就是T1時(shí)刻的縱向磁化向量的大小，即：此式中第一個(gè)指數(shù)項(xiàng)表明FID0與T1的關(guān)系，F(xiàn)ID0的大小經(jīng)過(guò)T1時(shí)間后縱向磁化向量恢復(fù)值之間的關(guān)系，第二個(gè)指數(shù)項(xiàng)指明FID0與TR的關(guān)系。

在倒轉(zhuǎn)恢復(fù)序列激勵(lì)的情況下，檢測(cè)到的MRI信號(hào)的強(qiáng)度可表示為：其中：N(H)為樣本質(zhì)子密度。MRI圖像顯示的是信號(hào)的幅度值，不包括相位信息，不同符號(hào)的信號(hào)只要幅度一樣就沒(méi)有區(qū)別，所以負(fù)值信號(hào)作為信號(hào)強(qiáng)度時(shí)可表示為正值。六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列1)T1不同物質(zhì)的倒轉(zhuǎn)信號(hào)TR較長(zhǎng)時(shí)，縱向磁化向量完全的恢復(fù)，T1長(zhǎng)的組織產(chǎn)生的信號(hào)較強(qiáng)，在t=t1時(shí)刻，兩者的強(qiáng)度相等；當(dāng)t>t1時(shí)，T1較小的組織產(chǎn)生的信號(hào)變得比T1長(zhǎng)的組織要大。為提高信噪比，必須用射頻脈沖重復(fù)激勵(lì)許多，在此情況下，如果TR足夠長(zhǎng)，檢測(cè)信號(hào)如右圖(上)所示，如果TR較短時(shí)，使T1較長(zhǎng)的組織,在TR時(shí)間內(nèi)來(lái)不及完全恢復(fù)到最大值,在下一個(gè)脈沖到來(lái)時(shí)起始磁化向量值就較小，最終檢測(cè)信號(hào)如圖(下)所示：

一般情況下，T1較短的組織信號(hào)較強(qiáng)，但是，在t1<t<t2的范圍里，情況正好相反，在此區(qū)域中，整個(gè)信號(hào)的幅度較小，相應(yīng)的信噪比較低。與部分飽和序列對(duì)比，倒轉(zhuǎn)恢復(fù)序列激勵(lì)時(shí)圖像對(duì)T1的變化列敏感。M0-M0t短T1長(zhǎng)T1t2t1FID起始值M0-M0t短T1長(zhǎng)T1t1FID起始值六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列6.3自旋回波序列自旋回波序列是由一個(gè)90度射頻脈沖緊跟一個(gè)180度脈沖組成，如圖所示：

90度脈沖過(guò)后，外加磁場(chǎng)的非均勻性，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的相位相干現(xiàn)象很快就消失，緊跟180度脈沖,把相位相干的現(xiàn)象重新恢復(fù)出來(lái)，使得最后檢測(cè)到的信號(hào)較少依賴于外加磁場(chǎng)的非均勻性。

90o180o90o180o180oT1TETETR六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列

自旋回波序列的作用過(guò)程如下：先對(duì)樣本加一個(gè)沿x軸的90度射頻脈沖，使磁化向量繞x軸轉(zhuǎn)90度，即指向y軸方向。90度脈沖過(guò)程后，磁化向量將繼續(xù)繞z軸進(jìn)動(dòng)。外加磁場(chǎng)的不均勻性，使有引動(dòng)質(zhì)子處于較強(qiáng)的磁場(chǎng)中，另一些處于較弱的磁場(chǎng)中，高磁場(chǎng)中質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率將稍大于較弱磁場(chǎng)中的質(zhì)子，總體上看，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的相位相干現(xiàn)象要逐步消失，進(jìn)動(dòng)頻率低的質(zhì)子落在進(jìn)動(dòng)頻率高的質(zhì)子后面，隨著相位相干現(xiàn)象的消失，總的橫向磁化向量隨之減弱。

六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列

90度脈沖：磁化向量M0繞x軸轉(zhuǎn)90度，即指向y軸方向，并繞z軸旋轉(zhuǎn)，產(chǎn)生MR信號(hào)，初始值為M0。

90度脈沖中斷：磁場(chǎng)不均勻，質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率發(fā)生差異（進(jìn)動(dòng)頻率較高的質(zhì)子相位將落后在低頻率質(zhì)子后面，Mxy衰減）。

180度脈沖：TE/２時(shí)間后（TE為回波延遲時(shí)間）加180度脈沖，使進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子的磁矩都繞x軸旋轉(zhuǎn)180度，結(jié)果是相位領(lǐng)先的進(jìn)動(dòng)頻率較高的質(zhì)子落后于進(jìn)動(dòng)頻率較低質(zhì)子的后面。

180度脈沖結(jié)束：扔然以原進(jìn)動(dòng)頻率繞z軸進(jìn)動(dòng)，較高質(zhì)子進(jìn)動(dòng)相位逐漸趕上那相位領(lǐng)先但頻率較低的質(zhì)子。

經(jīng)過(guò)TE/2時(shí)間后，橫向磁化向量Mxy又一次建立起來(lái)，但方向指向-y軸，即：在t=TE時(shí)刻，沿著-y軸方向又一次出現(xiàn)相位相干的現(xiàn)象，并在射頻線圈中感應(yīng)出一個(gè)電壓極大值，這個(gè)感應(yīng)信號(hào)稱為自旋回波信號(hào)。

六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列自旋回波序列可通過(guò)改變以下4個(gè)參數(shù)來(lái)提高自旋回波信號(hào)的強(qiáng)度：1)增大T1；2)減小T2；3)增大重復(fù)時(shí)間TR；4)縮短回波延遲時(shí)間TE。當(dāng)T1<<TR時(shí)，由下式?jīng)Q定：其中，M0常數(shù)，自旋質(zhì)子密度。信號(hào)與T1、T2、TR、TE有關(guān)，可以調(diào)節(jié)TR、TE使得 、T1、T2圖像產(chǎn)生不同影響。１)使TR>>T1,TE<<T2，此時(shí)，

信號(hào)幅度僅決定于質(zhì)子密度，用這種信號(hào)建立的圖像為質(zhì)子密度圖像。

六、共振信號(hào)的采集方式－脈沖序列2)使TR<<T1,TE<<T2信號(hào)幅度不僅決定于質(zhì)子密度，還與T１有關(guān)，所以用這種信號(hào)建立的圖像稱為圖像T1加權(quán)圖像。3)使TR<<T1，TE>>T2，此時(shí)信號(hào)幅度決定于質(zhì)子密度和T２,所以用這種信號(hào)建立的圖像T２加權(quán)圖像。由此可見，自旋回波序列激勵(lì)所產(chǎn)生的MR信號(hào)包含了豐富的信息七、磁共振成像原理

MRI圖像上各點(diǎn)的亮度由相應(yīng)體元的三種性質(zhì)：質(zhì)子密度、縱向馳豫時(shí)間T1和橫向馳豫時(shí)間T2所決定。為了使圖像上各點(diǎn)的亮度對(duì)應(yīng)于人體某一體元的參數(shù)值，必須采用空間編碼技術(shù)，以求得不同位置上各個(gè)體元所發(fā)射的NMR信號(hào)。 為了診斷各種病變，就要產(chǎn)生反應(yīng)某一參數(shù)的圖像，因此就需要采取一定的射頻激烈方式。每一體元產(chǎn)生的FID信號(hào)還要由計(jì)算機(jī)進(jìn)行數(shù)據(jù)采集并采用某種圖像重建算法進(jìn)行圖像重建，最后獲得二維或三維MR圖像。 MRI的圖像重建方法有：投影重建法、傅立葉變換法和回波平面法等，每種方法都采用不同的空間編碼技術(shù)。MRI成像方法是將檢查層面分成體素信息，用接收器收集信息，數(shù)字化后輸入計(jì)算機(jī)處理，同時(shí)獲得每個(gè)體素的T1值與T2值，用轉(zhuǎn)換器將每個(gè)T值轉(zhuǎn)為模擬灰度，而重建圖像。當(dāng)MRI應(yīng)用于人體成像時(shí)，由于人體各組織與器官的CT值不同，從而形成不同的影像。七、磁共振成像原理

1.MRI成像的指導(dǎo)思想是用磁場(chǎng)值來(lái)標(biāo)定受檢體共振核的空間位置。（1）層面的選擇將待測(cè)物體置于一均勻磁場(chǎng)B0中，設(shè)磁場(chǎng)方向是Z軸方向，在均勻磁場(chǎng)的基礎(chǔ)上，再疊加一相同方向的線性梯度場(chǎng)GZ．使磁感應(yīng)強(qiáng)度沿Z軸方向由小到大均勻改變。XYXZB0GZ層面的選擇七、磁共振成像原理（2）編碼

編碼是將研究的物體斷層分為若干個(gè)體素，對(duì)每個(gè)體素標(biāo)定一個(gè)記號(hào)，常用nznynx來(lái)標(biāo)定層面每個(gè)體素的標(biāo)號(hào)。經(jīng)過(guò)選片后取出層面的若干個(gè)體素，由于整個(gè)層面處于相同的磁場(chǎng)中，故每個(gè)體素中的磁矩在磁場(chǎng)中旋進(jìn)的頻率和相位均相同。目前MRI使用的是頻率與相位二種編碼方法。XYXZB0GZ選片后層面的若干個(gè)體素八、梯度磁場(chǎng)系統(tǒng)

空間編碼：根據(jù)拉莫爾定理，頻率與磁場(chǎng)強(qiáng)度成正比，設(shè)計(jì)一個(gè)與空間位置一一對(duì)應(yīng)的磁場(chǎng)分布，使得不同位置上的樣本質(zhì)子以不同的頻率共振，則每個(gè)頻率的信號(hào)對(duì)應(yīng)著一個(gè)具體位置上被測(cè)物的磁共振性質(zhì)，就可以從測(cè)得的NMR信號(hào)中生成與某個(gè)參數(shù)有關(guān)的圖像，這種把空間位置與磁場(chǎng)、共振頻率對(duì)應(yīng)起來(lái)的方法稱為空間編碼。

空間編碼的實(shí)現(xiàn)方法：在主磁場(chǎng)B0上迭加一個(gè)梯度磁場(chǎng)，梯度磁場(chǎng)一般遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于主磁場(chǎng)，而且不是一直存在，它的起始時(shí)間和保持時(shí)間必須與一定的成像方法和激勵(lì)脈沖序列很好的配合。梯度磁場(chǎng)由梯度線圈產(chǎn)生， (1)利用沿Z軸的梯度磁場(chǎng)Gz進(jìn)行層面選擇，Gz稱為選片梯度磁場(chǎng)，Gz使人體某一層面的質(zhì)子產(chǎn)生共振，而其它部分不符合拉莫爾關(guān)系，不產(chǎn)生共振。(2)選片梯度磁場(chǎng)加上后，再在X方向上加一梯度磁場(chǎng)Gx,不同X處的樣本的共振頻率是不同的，采集到的信號(hào)是某一Y位置上所有體元發(fā)出的信號(hào)之和，相當(dāng)于X-CT在Y方向上的投影值，所不同的是MRI中是頻率投影信號(hào)（經(jīng)一維傅立葉變換后），而X-CT中的X線衰減系統(tǒng)投影值，如果從不同的方向?qū)颖臼┘犹荻却艌?chǎng)，從而從不同角度上獲得一維投影，然后再利用類似X-CT中的投影重建算法重建二維圖像，與X－CT不同的是用頻率投影信號(hào)代替了X線的衰減系數(shù)投影數(shù)據(jù)。

七、磁共振成像原理（3）圖像重建經(jīng)過(guò)選片、相位編碼和頻率編碼，可以對(duì)整個(gè)層面的體素進(jìn)行標(biāo)定。由于觀測(cè)層面中的磁矩是在RF脈沖激勵(lì)下旋進(jìn)，因此停止RF脈沖照射時(shí)，各體素的磁矩在回到平衡態(tài)的過(guò)程中，磁矩的方向發(fā)生變化，在接收線圈中可以感應(yīng)出這種由于磁矩取向變化所產(chǎn)生的信號(hào)。這種感應(yīng)信號(hào)是各個(gè)體素帶有相位和頻率特征的MR信號(hào)的總和。為取得層面各體素MR信號(hào)的大小，需要根據(jù)信號(hào)所攜帶的相位編碼和頻率編碼的特征，把各體素的信號(hào)分離出來(lái)，這一過(guò)程稱為解碼，由計(jì)算機(jī)完成。1.傅立葉變換法二維傅立葉變換方法是商品化的磁共振成像中采用的最主要的方法，此方法共有三個(gè)梯度磁場(chǎng)，它們?cè)诳臻g互相垂直，分別稱為：選片梯度、相位編碼梯度和數(shù)據(jù)讀出梯度。所采用的梯度場(chǎng)時(shí)序如圖所示：90oGzGyGxtytx七、磁共振成像原理整個(gè)數(shù)據(jù)采集過(guò)程可分為激勵(lì)、相位編碼和數(shù)據(jù)讀出三個(gè)階段。

激勵(lì)階段：先施加一個(gè)沿Z方向的梯度場(chǎng)Gz，此時(shí)，沿z軸的每一個(gè)橫向平面都有自身的磁場(chǎng)強(qiáng)度值，即：Gz是用來(lái)選擇一個(gè)特定的橫截面，使整個(gè)層面質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率相同且相位一致，Gz只是在90度射頻場(chǎng)存在期間出現(xiàn)。

相位編碼：Gz關(guān)閉后，再施加相位編碼梯度磁場(chǎng)Gy，使不同y座標(biāo)上的體元處于不同的磁場(chǎng)強(qiáng)度下，經(jīng)過(guò)一段時(shí)間后，使不同y座標(biāo)上質(zhì)子處于不同的進(jìn)動(dòng)頻率及相位，而同一y座標(biāo)上的質(zhì)子處于相同的進(jìn)動(dòng)頻率及相位，此時(shí)完成相位編碼。

數(shù)據(jù)讀出：Gy關(guān)閉后，立即施加數(shù)據(jù)讀出梯度磁場(chǎng)Gx，在X方向分成一個(gè)個(gè)小的體元，每個(gè)小體元中，自旋的質(zhì)子將以各自應(yīng)有的頻率進(jìn)動(dòng)，且保持了各自與y座標(biāo)有關(guān)的相位信息。

由Gx引起的各種頻率組合在一起形成了MR信號(hào)，此信號(hào)包括了來(lái)自整個(gè)橫斷層的信息，信號(hào)被采樣并存儲(chǔ)到計(jì)算機(jī)中（只一次記錄還沒(méi)能確定來(lái)自每個(gè)體元的信號(hào)以構(gòu)成圖像），可以進(jìn)行多次激勵(lì)－相位編碼－數(shù)據(jù)讀出，每次在相位編碼階段中使用不同大小的Gy。經(jīng)過(guò)多次重復(fù)后，可獲得二維時(shí)間信號(hào)，然后對(duì)二維時(shí)間信號(hào)進(jìn)行二維傅立葉變換能得出信號(hào)幅度與空間位置的關(guān)系。 其中：分別是頻率和相位編碼給像素點(diǎn)提供的空間位置。

七、磁共振成像原理2.三維傅立葉變換重建法

三維傅立葉變換重建法也是一種常用的方法，它在相位編碼階段先后加Gx和Gy兩個(gè)梯度場(chǎng)，然后再加Gz梯度場(chǎng)來(lái)讀出數(shù)據(jù)，經(jīng)過(guò)三維傅立葉變換，就可以獲得三維自旋密度MR像，圖像的顯示方法有三維立體圖像顯示，也可調(diào)出任意一個(gè)斷面（橫斷面、縱斷面、斜斷面）進(jìn)行二維圖像顯示。與二維傅立葉變換重建法的不同點(diǎn)：

第一，在開始的激勵(lì)階段無(wú)需施加梯度場(chǎng)選擇某一平面，取而代之的是讓整個(gè)成像體積都處于一個(gè)均勻磁場(chǎng)中；第二，在相位編碼階段，先后要加上兩個(gè)方向的梯度場(chǎng)Gx和Gy；

第三，加上梯度場(chǎng)Gz來(lái)讀出數(shù)據(jù)七、磁共振成像原理3.回波平面成像

回波平面成像（EchoPlanarImaging,EPI）通過(guò)一次激勵(lì)就可獲得一個(gè)完整的二維MR圖像所需的信息?；夭ㄆ矫娉上穹ㄓ校禾荻然夭‥PI和自旋回波EPI兩種。

梯度回波EPI的時(shí)序圖，同時(shí)加Gx、Gy、Gz梯度場(chǎng)，在90度脈沖后，加Gx，要求Gx強(qiáng)而快速周期性翻轉(zhuǎn)，每翻轉(zhuǎn)一次，進(jìn)行MR信號(hào)的數(shù)據(jù)采集,并經(jīng)過(guò)一維傅立葉變換后獲得傅立葉平面中的一條譜線。

Gy梯度場(chǎng)較弱較窄，與快速切換的Gx梯度過(guò)零點(diǎn)同步加上，Gz梯度場(chǎng)是z方向上的選片梯度，Gx和Gz梯度相結(jié)合就可以產(chǎn)生快速通過(guò)空間的迂回軌跡，僅一次激發(fā)就能產(chǎn)生一個(gè)連續(xù)的迂回軌跡穿過(guò)整個(gè)平面，所以回波平面成像的效率較高。如果在激勵(lì)脈沖和開始采樣之間施加180脈沖，則稱為自旋回波EPI。七、磁共振成像原理

MR成像參數(shù)類型及參數(shù)測(cè)量技術(shù)MR成像參數(shù)的類型常用的有三種：T1（加權(quán)）圖像、T2（加權(quán)）圖像及質(zhì)子密度圖像。為了獲得這些參數(shù)必須用特定的脈沖序列的射頻信號(hào)對(duì)樣本進(jìn)行激勵(lì)，不同形式的脈沖序列直接影響圖像質(zhì)量，常用的脈沖序列有：部分飽和序列、倒轉(zhuǎn)恢復(fù)序列和自旋回波序列。利用部分飽和序列和倒轉(zhuǎn)恢復(fù)序列激勵(lì)來(lái)獲得T1圖像

利用自旋回波序列來(lái)獲得質(zhì)子密度圖像及T1加權(quán)圖像、T2加權(quán)圖像

七、磁共振成像原理2.人體的磁共振成像

氫核是人體MRI的首選核種。除了氫核密度可以作為成像特征信息外，人體不同組織的T1、T2值也可以提供診斷依據(jù)。人體組織的MR信號(hào)強(qiáng)度取決于該組織中的氫核密度及其氫核周圍的環(huán)境。

T1、T2反映了氫核周圍環(huán)境的信息。換句話說(shuō)，人體不同組織之間、正常組織與該組織中的病變組織之間氫核密度ρ、T1和T2三個(gè)參數(shù)的差異及變化，是MRI用于臨床診斷最主要的物理學(xué)依據(jù)。8.1主磁體

主磁體是MRI設(shè)備最重要、成本最高的部件。

作用：產(chǎn)生一個(gè)均勻的靜磁場(chǎng),使處于該磁場(chǎng)中的人體內(nèi)氫原子核被磁化而形成磁化強(qiáng)度矢量，當(dāng)磁化強(qiáng)度矢量受到滿足MR條件的RF交談磁場(chǎng)激勵(lì)時(shí)，即發(fā)出MR信號(hào)。重要特性：

(1)磁場(chǎng)強(qiáng)度B0

(2)B0對(duì)時(shí)間和位置的不變性，即B0的穩(wěn)定和均勻性。診斷用MRI設(shè)備B0通常在0.02-3.0T范圍，B0越高，圖像質(zhì)量越好，但因B0過(guò)高也可帶來(lái)一些不得因素，故并非B0越高越好。磁體會(huì)對(duì)附件的鐵磁性物體產(chǎn)生很強(qiáng)的吸引力，對(duì)人體健康或設(shè)備造成不同程度的損害、干擾和破壞，磁體的屏蔽是一個(gè)十分重要的問(wèn)題。(1)主磁體的種類臨床用MRI設(shè)備的主磁體有三種：永磁體、常導(dǎo)磁體和超導(dǎo)磁體。

八、MRI成像系統(tǒng)的組成A.永磁體由永久磁鐵如鐵氧體或釹鐵的磁磚拼砌而成。MRI設(shè)備采用的永磁體分為閉合式和開放式兩種。

優(yōu)點(diǎn)是：造價(jià)低，場(chǎng)強(qiáng)可以達(dá)到0.3T，能產(chǎn)生優(yōu)質(zhì)圖像，需要功率極小，維護(hù)費(fèi)用低，可裝在一個(gè)相對(duì)小的房間里。缺點(diǎn)是：磁場(chǎng)強(qiáng)度較低，磁場(chǎng)的均勻度和強(qiáng)度欠穩(wěn)定，易受外界因素的影響（尤其是溫度），不能滿足臨床波譜研究的需要。B.常導(dǎo)磁體常導(dǎo)磁體是根據(jù)電流產(chǎn)生磁場(chǎng)的原理設(shè)計(jì)的。當(dāng)電流通過(guò)圓形線圈時(shí)，在導(dǎo)線的周圍會(huì)產(chǎn)生磁場(chǎng)。常導(dǎo)磁體的線圈是由高導(dǎo)電性的金屬導(dǎo)線或薄片繞制而成。它的結(jié)構(gòu)主要由各種線圈組成。優(yōu)點(diǎn)是：造價(jià)較低，不用時(shí)可以停電，在0.2T以下可以獲得較好的臨床圖像。

缺點(diǎn)是：磁場(chǎng)的不穩(wěn)定性因素主要是受供電電源電壓波動(dòng)的影響，均勻度差。另外易受環(huán)境因素（如溫度、線圈繞組的位置或尺寸）的影響.八、MRI成像系統(tǒng)的組成C.超導(dǎo)磁體荷蘭科學(xué)家昂尼斯（KamerlinghOnnes）在1911年首先發(fā)現(xiàn)某些物質(zhì)的電阻在超低溫下急劇下降為零的超導(dǎo)性質(zhì)，電阻的突然消失意味著物質(zhì)已轉(zhuǎn)變?yōu)槟撤N新的狀態(tài)，這些物質(zhì)稱為超導(dǎo)體?？茖W(xué)家昂尼斯獲得了1913年諾貝爾物理學(xué)獎(jiǎng)。優(yōu)點(diǎn)是：場(chǎng)強(qiáng)高，穩(wěn)定性和均勻度好，因此可開發(fā)更多的臨床應(yīng)用功能。

缺點(diǎn)是：技術(shù)復(fù)雜和成本高。八、MRI成像系統(tǒng)的組成（２）性能參數(shù)主磁場(chǎng)的主要指標(biāo)是磁場(chǎng)強(qiáng)度、磁場(chǎng)均勻性、磁場(chǎng)穩(wěn)定性及符合需要的有效孔徑等。

１.磁場(chǎng)強(qiáng)度MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)又叫靜磁場(chǎng)，由于生物組織中含有大量質(zhì)子，質(zhì)子的旋磁比大，所以即使靜磁場(chǎng)B0很低也能實(shí)現(xiàn)質(zhì)子MRI，在一定范圍內(nèi)增加其強(qiáng)度，可提高圖像的SNR（SignaltoNoiseRatio），故MRI設(shè)備的磁場(chǎng)強(qiáng)度不能太低，提高場(chǎng)強(qiáng)的唯一途經(jīng)就是采用超導(dǎo)磁體。

2.磁場(chǎng)均勻性主磁體在其工作孔徑內(nèi)產(chǎn)生均勻場(chǎng)強(qiáng)B0,為對(duì)病人進(jìn)行空間定位，在B0之上還需要加梯度磁場(chǎng)△B,單個(gè)體素上的△B必須大于B0的偏差，否則將會(huì)扭曲定位信號(hào)，降低成像質(zhì)量，B0偏差越大，磁場(chǎng)均勻性越差，圖像質(zhì)量也會(huì)越低。所謂均勻性是指在特定容積限度內(nèi)磁場(chǎng)的同一性，即穿過(guò)單位面積的磁力線是否相同。

3.磁場(chǎng)穩(wěn)定性受磁體附件鐵磁性物質(zhì)、環(huán)境溫度或勻強(qiáng)電源漂移等因素的影響，磁場(chǎng)的均勻性或B0也會(huì)發(fā)生變化，即磁場(chǎng)漂移，穩(wěn)定性就是衡量這種變化的指標(biāo)，磁場(chǎng)穩(wěn)定性是指單位時(shí)間磁場(chǎng)的變化率。八、MRI成像系統(tǒng)的組成八、MRI成像系統(tǒng)的組成

梯度磁場(chǎng)簡(jiǎn)稱梯度場(chǎng)，梯度是指磁場(chǎng)強(qiáng)度按其磁場(chǎng)的位置（距離）的變化而改變，它的產(chǎn)生是由梯度線圈完成的，一般在主磁體空間沿著X、Y、Z三個(gè)方向放置。梯度線圈有三組即GX、GY、GZ，疊加在靜磁場(chǎng)的磁體內(nèi)，當(dāng)線圈通電時(shí)可在靜磁場(chǎng)中形成梯度改變。８.2梯度磁場(chǎng)的產(chǎn)生１）梯度磁場(chǎng)如果只有均勻的靜磁場(chǎng)B０

,樣品各處的磁化強(qiáng)度都以同一頻率繞靜磁場(chǎng)方向作旋進(jìn)，在RF脈沖磁場(chǎng)作用下產(chǎn)生的共振信號(hào)的頻率都一樣，無(wú)法區(qū)分各處產(chǎn)生的信號(hào)，無(wú)法對(duì)體素進(jìn)行空間定位，就無(wú)法得到MRI圖像，如果在靜磁場(chǎng)B０上疊加一個(gè)線性梯度磁場(chǎng)，如X方向的磁場(chǎng)梯度Gx=△B/△x,則磁場(chǎng)強(qiáng)度在梯度方向隨著距離x線性變，并可用下式表示：B(x)=B０+Gxx。(1)均勻靜磁場(chǎng)(2)梯度磁場(chǎng)八、梯度磁場(chǎng)系統(tǒng)

線性梯度磁場(chǎng)的磁場(chǎng)強(qiáng)度方向與靜磁場(chǎng)B0的方向相同，只是其大小隨空間位置線性變化，根據(jù)拉莫爾公式，樣品磁化強(qiáng)度的旋進(jìn)頻率w亦隨著梯度方向的距離線性變化，即：

在MR成像時(shí)必須獲得三維空間中各點(diǎn)的信號(hào)，因此需要X、Y、Z三個(gè)方向的磁場(chǎng)梯度Gx、Gy、Gz。

Gx頻率編碼梯度磁場(chǎng)：Gx使樣品X方向各點(diǎn)信號(hào)的頻率與x有關(guān)。

Gy相位編碼梯度磁場(chǎng)：Gy使樣品Y方向信號(hào)的相位與y有關(guān)。

Gz選層梯度磁場(chǎng)：Gz使樣品Z方向信號(hào)的頻率與z有關(guān)，在Gz和一定帶寬的RF磁場(chǎng)共同作用下，樣品中只有與Z軸垂直的一定厚度截層上的磁化強(qiáng)度才能產(chǎn)生MR信號(hào)。2)組成

梯度磁場(chǎng)是電流通過(guò)一定形狀結(jié)構(gòu)線圈產(chǎn)生的，梯度磁場(chǎng)是脈沖式的，需較大的電流和功率，因此梯度磁場(chǎng)系統(tǒng)包括控制、預(yù)驅(qū)動(dòng)、功率驅(qū)動(dòng)、反饋、高壓控制、高壓開關(guān)等電路組成。

MR成像方法不同，對(duì)梯度脈沖的開關(guān)有不同的要求，幾種梯度之間的組合情況也不同。

梯度脈沖的開關(guān)和梯度組合的控制，由計(jì)算機(jī)的CPU（中央處理器）及控制電路完成。

計(jì)算機(jī)發(fā)出控制信號(hào)->通過(guò)控制電路->前置放大器，前置放大器輸入電壓同反饋回來(lái)的信號(hào)進(jìn)行比較后送到功率驅(qū)動(dòng)器，同時(shí)送出信號(hào)給高壓控制，進(jìn)而控制高壓脈沖的接通和斷開。控制部分預(yù)驅(qū)動(dòng)功率驅(qū)動(dòng)線圈反饋高壓控制高壓開關(guān)八、MRI成像系統(tǒng)的組成8.3．射頻系統(tǒng)射頻脈沖磁場(chǎng)簡(jiǎn)稱射頻脈沖（radiofrequency，RF）是一種以正弦波震蕩的射頻電波。磁共振系統(tǒng)中應(yīng)用的頻率較低，相當(dāng)于調(diào)頻廣播FM波段，根據(jù)靜磁場(chǎng)的強(qiáng)度不同其RF頻率也不同。射頻系統(tǒng)作用：用來(lái)發(fā)射射頻磁場(chǎng)，激發(fā)樣品的磁化強(qiáng)度產(chǎn)生磁共振，同時(shí)，接收樣品磁共振發(fā)射出來(lái)的信號(hào)，通過(guò)一系列的處理，得到數(shù)字化原始數(shù)據(jù)，送給計(jì)算機(jī)進(jìn)行圖像重建。它是由發(fā)射射頻磁場(chǎng)部分和接收射頻信號(hào)部分組成。NMR信號(hào)接收部分由接收線圈、前置放大器、主放大器，由計(jì)算機(jī)控制的門控電路、正交相敏檢波電路組成。其作用是：接收人體經(jīng)激勵(lì)后發(fā)生的極其微弱胡NMR信號(hào)，并將其放大、解調(diào)，使信號(hào)幅度足夠大，然后送A/D轉(zhuǎn)換器，數(shù)字化后數(shù)據(jù)送入計(jì)算機(jī)。發(fā)射線圈：