1、MR成像技术篇目录第章 磁共振成像的物理学基础1概述1.1磁共振成像的定义1.2磁共振成像特点及局限性2原子核共振特性2.1原子核的自旋2.1.1原子核的结构2.1.2原子核的自旋特性2.2原子核在外加磁场中的自旋变化2.2.1质子自旋和角动量方向2.2.2磁距和进动2.3核磁共振现象3核磁弛豫3.1弛豫过程3.1.1弛豫3.1.2纵向弛豫3.1.3横向弛豫3.2核磁共振信号4磁共振成像的空间定位4.1 MRI的数据采集方法4.1.1梯度磁场（gradient magnetic field）4.1.2层面选择4.2 MRI断层平面信号的空间编码4.3 MR图像重建理论4.3.1K空间填充技术4
2、.3.2二维傅立叶图像重建法第章 射频脉冲与脉冲序列1自旋脉冲回波序列1.1自旋回波脉冲序列（SE）1.2 T1加权像1.3 T2加权像1.4质子密度加权像N（H）加权像2反转恢复脉冲序列2.1反转恢复脉冲序列的理论基础2.2短TI反转恢复脉冲序列2.3液体衰减反转恢复脉冲序列（FLAIR）3梯度回波脉冲序列3.1梯度回波脉冲序列（GRE）的基础理论3.2稳态梯度回波脉冲序列（FISP）3.3扰相位梯度回波脉冲序列（FLASH）4快速梯度回波脉冲序列（Turbo-FLASH）5快速自旋回波脉冲序列（FSE）5.1速自旋回波脉冲序列5.2半傅里叶采集单次激发快速自旋回波序列6回波平面成像脉冲序列
3、（EPI）6.1K空间轨迹6.2 EPI的概念6.3 EPI序列的分类6.3.1按激发次数分类6.3.2按EPI准备脉冲分类6.4反转恢复EPI序列第章 磁共振成像系统的组成1主磁场及磁体1.1磁体系统1.1.1磁体系统性能1.1.2 MRI主磁体类型1.2磁屏蔽1.3匀场线圈2梯度系统2.1梯度磁场的组成2.2梯度磁场性能指标2.3梯度磁场的的作用2.3.1梯度磁场的功能2.3.2梯度磁场应具备的条件3射频系统3.1射频系统的组成3.1.1发射器3.1.2射频线圈3.1.3 接收器3.2表面线圈3.3射频屏蔽4计算机及数据处理系统4.1硬件4.2软件第章磁共振成像图像的质量及其控制1磁共振成
4、像的质量控制及其因素1.1磁共振成像的质量控制1.2空间分辨力1.3信号噪声比2图像对比度2.1 TR对图像对比度的影响 2.1.1对T1对比度的影响2.1.2对T2对比度的影响 2.2 TE对图像对比度的影响2.3 TI对图像对比度的影响2.4 翻转角对图像对比度的影响2.5 增强用对比剂对图像对比度的影响3磁共振成像的伪影3.1装备伪影3.1.1化学位移伪影 3.1.2卷褶伪影3.1.3截断伪影3.1.4部分容积效应3.1.5交叉对称信号伪影 3.1.6敏感性伪影3.2运动伪影3.2.1生理性运动伪影3.2.2自主性运动伪影 3.3金属异物伪影4磁共振成像技术参数及其对图像质量的影响4.1
5、层数4.2层厚4.3层面系数4.4层间距4.5接收带宽4.6扫描野（FOV）4.7相位编码和频率编码方向4.8矩阵4.9信号平均次数4.10预饱和技术4.11门控技术4.12重复时间（TR）4.13回波时间（TE）4.14反转时间（TI）4.15翻转角4.16回波次数4.17回波链4.18流动补偿技术4.19呼吸补偿技术4.20扫描时间第章磁共振成像技术临床应用概论1人体正常组织的MR信号特点1.1水1.2脂肪与骨髓1.3肌肉1.4骨骼1.5淋巴1.6气体2人体病理组织的MR信号特点2.1水肿2.1.1血管源性水肿2.1.1细胞毒素水肿2.1.3 间质性水肿2.2出血2.2.1超急性期2.2.
6、2急性期2.2.3亚急性期2.2.4慢性期2.3梗塞2.3.1急性期2.3.2亚急性期2.3.3慢性期 2.4坏死2.5钙化2.6囊变3磁共振检查的适应证与禁忌证3.1适应证3.2禁忌证4磁共振检查前的准备5磁共振特殊成像技术5.1心电触发及门控技术（ECG trigger and gating）5.2脉搏触发技术5.3呼吸门控技术5.4脂肪抑制技术5.4.1化学饱和法5.4.2短TI时间反转恢复法5.4.3化学位移水-脂反相位成像技术5.4.4脂肪抑制技术的应用第章 磁共振成像对比剂1磁共振对比剂的分类1.1细胞内、外对比剂1.2磁敏感性对比剂1.2.1顺磁性对比剂 1.2.2超顺磁性对比剂
7、1.2.3铁磁性对比剂 1.3组织特异性对比剂 2磁共振对比剂的增强机制2.1顺磁性对比剂的增强机制 2.2超顺磁性对比剂和铁磁性对比剂的增强机制3磁共振对比剂的副反应及临床应用安全性3.1MRI对比剂的毒理学3.2安全性与副反应4磁共振对比剂的临床应用4.1Gd-DTPA的使用方法4.2 Gd-DTPA的临床应用4.2.1颅脑、脊髓4.1.2鼻咽部4.2.3眼眶4.2.4头颈部4.2.5胸部4.2.6腹部4.2.7肌肉、骨骼系统第章磁共振成像技术临床应用各论1颅脑部MR成像技术1.1颅脑的MR大体解剖1.2颅脑常规扫描技术1.2.1线圈及体位1.2.2扫描方位、脉冲序列及扫描参数1.3颅脑常
8、见疾病的特殊检查要求2脑垂体MR成像技术2.1脑垂体的MR大体解剖2.2垂体常规扫描技术2.2.1线圈及体位2.2.2扫描方位、脉冲序列及扫描参数2.3垂体区疾病的特殊检查要求3眼眶MR成像技术3.1眼眶的MR大体解剖3.2眼眶常规扫描技术3.2.1线圈及体位3.2.2扫描方位、脉冲序列及扫描参数3.3 眼眶疾病的特殊检查要求4颞颌关节MR成像技术4.1颞颌关节的MR大体解剖4.2颞颌关节常规扫描技术4.2.1线圈及体位4.2.2扫描方位、脉冲序列及扫描参数4.3颞颌关节扫描注意事项5耳部MR成像技术5.1耳部的MR大体解剖5.2耳部常规扫描技术5.2.1线圈及体位5.2.2扫描方位、脉冲序列
9、及扫描参数5.3耳部扫描注意事项6鼻咽部MR成像技术6.1 鼻咽部的MR大体解剖6.2鼻咽部常规扫描技术6.2.1线圈及体位6.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数6.3鼻咽部扫描注意事项7口咽部、颅颈部MR成像技术7.1口咽部、颅颈部常规扫描技术7.1.1线圈及体位7.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数7.2 口咽部、颅颈部病变的特殊检查要求8喉部MR成像技术8.1 喉部常规扫描技术8.1.1线圈及体位8.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数8.2 喉部常见疾病的特殊检查要求9腰胝椎、腰髓MR成像技术9.1 腰椎的MR大体解剖9.2 腰胝椎、腰髓常规扫描技术9.2.1线圈及体位9.2
10、.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数9.3腰胝椎、腰髓常见疾病的特殊检查要求10胸椎、胸髓的扫描技术10.1胸椎的MR大体解剖10.2 胸椎、胸髓的MR成像技术10.2.1线圈及体位10.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数10.3 胸椎、胸髓常见疾病的特殊检查要求11颈椎、颈髓MR成像技术11.1颈椎的MR大体解剖 11.2 颈椎、颈髓常规扫描技术11.3 颈椎、颈髓各种常见疾病的特殊检查要求12胸部MR成像技术12.1胸部的MR大体解剖12.2胸部常规扫描技术12.2.1线圈及体位12.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数12.3胸部常见疾病的特殊检查要求13心脏、大血管MR成像技术1
11、3.1心脏、大血管常规扫描技术13.1.1线圈及体位13.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数13.2心脏、心血管各种疾病的特殊检查要求14乳腺MR成像技术14.1乳腺常规扫描技术14.1.1线圈及体位14.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数14.2乳腺扫描的注意事项15肝胆脾MR成像技术15.1肝胆脾的MR大体解剖15.2肝胆脾常规扫描技术15.2.1线圈及体位15.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数15.3肝胆脾各种常见疾病的特殊检查要求16胰腺MR成像技术16.1胰腺的MR大体解剖16.2胰腺常规扫描技术16.2.1线圈及体位16.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数16.3
12、胰腺扫描注意事项17肾脏MR成像技术17.1肾脏的MR大体解剖17.2肾脏常规扫描技术17.2.1线圈及体位17.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数17.3肾脏扫描注意事项18肾上腺成像技术18.1肾上腺的MR大体解剖18.2肾上腺常规扫描技术18.2.1线圈及体位18.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数18.3肾上腺扫描注意事项19磁共振胆管胰管造影成像技术（MRCP）19.1胆道系统的MR大体解剖19.2成像原理19.3 MRCP扫描技术19.3.1线圈及体位19.3.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数19.4 MRCP扫描注意事项20磁共振尿路造影成像技术（MRU）20.1成像原
13、理20.2成像特点20.3 MRU扫描技术20.3.1线圈及体位20.3.2扫描方位、脉冲序列及扫描参数20.4 MRU扫描注意事项21前列腺成像技术21.1男性盆腔的MR大体解剖21.2前列腺常规扫描技术21.2.1线圈及体位21.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数21.3男性盆腔扫描注意事项22女性盆腔的成像技术22.1女性盆腔的MR大体解剖22.2女性盆腔常规扫描技术22.2.1线圈及体位22.2.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数22.3女性盆腔常见疾病的特殊检查要求23髋关节成像技术23.1髋关节常规扫描技术23.1.1线圈及体位23.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数23.
14、2髋关节扫描的注意事项24膝关节成像技术24.1 膝关节常规扫描技术24.1.1线圈及体位24.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数24.2膝关节扫描的注意事项25肩关节成像技术25.1肩关节常规扫描技术25.1.1线圈及体位25.1.2常规扫描方位、脉冲序列及扫描参数25.2肩关节扫描的注意事项第章磁共振流体成像技术1血流的基本类型2表现为低信号的血流2.1流空效应2.2扫描层面内质子群位置移动造成的信号衰减2.3层流流速差别造成的失相位2.4层流引起分子旋转造成的失相位2.5湍流2.6预饱和技术3表现为高信号的血流3.1流入增强效应3.2舒张期假门控现象3.3流速非常缓慢的血流3.4偶回
15、波效应3.5梯度回波序列3.6利用超短TR和TE的稳态进动梯度回波序列3.7利用对比剂和超短TR和TE的梯度回波T1WI序列4磁共振血管造影的基本原理4.1时间飞跃效应 MRA（TOF-MRA）原理4.2相位对比血管造影（PC）原理4.3 CE-MRA的原理5磁共振血管造影技术5.1二维TOFMRA的技术5.2三维TOF MRA的技术5.3 PC法MPA的技术5.4 CE-MRA的技术5.4.1对比剂应用5.4.2成像参数调整5.4.3扫描时机5.4.4后处理技术5.4.5.抑制脂肪组织的信号6磁共振血管造影的临床应用6.1 TOF MRA的临床应用6.2 PC法MRA临床应用6.3 CE-M
16、RA的临床应用MR成像技术篇第章 磁共振成像（MRI）的物理学基础1概述1.1磁共振成像的定义磁共振成像（magnetic resonance imaging,MRI）是利用射频（radio frequency,RF）电磁波对置于磁场中的含有自旋不为零的原子核的物质进行激发，发生核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR），用感应线圈采集磁共振信号，经处理，按一定数学方法建立的数学图像。1946年美国加州斯坦福大学Bloch和哈佛大学的Purcell教授同时发现了核磁共振现象，由于这一发现在物理，化学，生物化学，医学上具有重大意义，此二人于1952年获得诺贝尔物理奖
17、。1946-1972年NMR主要用于有机化合物的分子结构分析，即磁共振波谱分析（magnetic resonance spectroscopy,MRS）。1971年美国纽约州立大学的达曼迪恩Damadian教授在科学杂志上发表了题为“NMR信号可检测疾病“和“癌组织中氢的T1 、T2时间延长“等论文。1973年美国人Lauterbur用反投影法完成了MRI的实验室的模拟成像工作。1978年英国第一台头部MRI设备投入临床使用，1980年全身的MRI研制成功。1.2磁共振成像特点及局限性1.2.1磁共振影像的特点多参数成像，可提供丰富的诊断信息；高对比成像，可得出祥尽的解剖图谱；任意层面断层，可
18、以从三维空间上观察人体成为现实；人体能量代谢研究，有可能直接观察细胞活动的生化蓝图；不使用造影剂，可观察心脏和血管结构；无电离辐射，一定条件下可进行介入MRI治疗；无气体和骨伪影的干扰，后颅凹病变等清晰可见。1.2.2磁共振成像的局限性：呈像速度慢；对钙化灶和骨皮质症不够敏感；图像易受多种伪影影响；禁忌症多；定量诊断困难。2原子核共振特性2.1原子核的自旋2.1.1原子核的结构任何物质都是由分子组成的，分子是由原子组成的。人体内最多的分子是水，水约占人体重量的65%，氢原子是人体中含量最多的原子。原子又是由原子核和绕核运动的电子组成。电子在原子核外快速运动，有轨道运动和自旋运动，因为电子有质量
19、和电荷，其轨道运动产生轨道角动量和轨道磁距，自旋运动产生自旋角动量和自旋磁距，在许多情况下，轨道磁距的贡献很小，分子的磁距主要来自自旋，这种电子的运动在电子显微镜下视如云状，称电子云。原子核位于原子的中心，由质子和中子组成。原子核中的质子是带正电荷的，通常与原子核外的电子数相等，以保持原子的电中性，原子核中的质子和中子可有不同，质子和中子决定原子的质量，原子核是主要决定该原子物理特性的。质子和中子如不成对，将使质子在旋转中产生角动量，一个质子的角动量约为1.4110-26 Tesla，磁共振就是要利用这个角动量的物理特性来进行激发、信号采集和成像的。2.1.2原子核的自旋特性原子核中的质子类似
20、地球一样围绕着一个轴做自旋运动，正电荷附着于质子，并与质子一起以一定的频率旋转称为自旋，质子的自旋就好比电流通过环型线圈，根据法拉第(Faraday)电磁原理，将产生一定值的微小磁场，它的能量是一个有方向性的矢量，称为角动量，是磁性强度的反应，角动量大，就是指磁性强。此时质子自旋分为两种：一种为与磁场方向一致，另一种为与磁场方向不一致。如果原子内的质子和中子是相等成对的，质子的自旋运动在质量平衡的条件下作任何空间方向的快速均匀分布，总的角动量保持为零。但是，许多原子中的质子和中子是不成对的，在不成对的条件下，质子自旋运动产生的角动量将不能保持零状态，出现了角动量。人体中的氢、碳、钠、磷原子都存
21、在质子、中子不成对的情况，都可用来作磁共振成像的。2.2原子核在外加磁场中的自旋变化 我们已经讨论了原子核的一些固有特性，下面介绍自旋核在静磁场中的变化。在没有磁场的情况下，自旋中的磁矩的方向是杂乱无章的。因此对一个原子核宏观聚集体而言，就不可能看到任何宏观的核磁性现象。如果将含有磁性原于核的物质放置于均匀磁场中，情况就不一样了。这些微观的磁矩会在一定的时间(称为自旋晶格弛豫时间)发生改变，下面详细说明：2.2.1质子自旋和角动量方向质子的自旋产生角动量，根据电磁原理，角动量的空间方向总是与自旋的平面垂直的，由于质子自旋的方向总是在变化的，因此角动量的方向也跟着变，在自然状态下，角动量方向随机
22、而变。当人体处于强大的外加磁场（B0）中时，体内的质子将发生显著的磁特性改变。角动量方向将受到外加磁场(也称主磁场)的影响，趋向于与外加主磁场平行的方向，与外加磁场同方向时处于低能级状态，而与外加磁场方向相反时处于高能态之极，极易改变方向。经过一定的时间后，终将达到相对稳定的状态，约一半多一点的质子的角动量与主磁场方向一致，约一半少一点的质子的角动量与主磁场方向相反，方向一致与方向相反的质子的角动量总和之差就出现了角动量总的净值。这个净值是一个所有质子总的概念，不是指单个质子的角动量方向，因此，我们把它称为磁距，它的方向总是与B0的方向一致的。2.2.2磁距和进动磁距有一些重要的特性，一是磁距
23、是一个总和的概念，磁距方向与外加磁场方向一致，并不代表所有质子的角动量方向与B0一致，实际上约一半的质子的角动量方向与B0方向相反的。第二，磁距是一个动态形成过程，人体置于磁场中后，需要一定的时间才能达到一个动态平衡状态，因此，当磁距受到破坏后，其恢复也要考虑到时间的问题。第三，磁距在磁场中是随质子进动的不同而变化，而且进动是有特定频率的称为进动频率。在磁距的作用下原子核自身旋转的同时又以B0为轴做旋转运动称为进动，是一种围绕某一个轴心的圆周运动，这个轴心就是B0的方向轴。由于磁距是有空间方向性的，它绕着B0轴而转，因此磁距方向与B0轴的夹角决定了旋转的圆周大小。譬如陀螺自身在旋转时，它会出现
24、自身旋转轴与地面垂直线有夹角的情况，这时陀螺本身的位置将围绕某一点作圆周运动，它的轨迹将是一个圆周。当人体置于强磁场中一定时间后达到相对平衡后，质子总的磁距围绕B0旋转的角度也相对恒定，B0方向上的分值可由三角原理来确定，这个B0方向上的值随着磁距与B0的夹角变化而变化。进动是在B0存在时出现的，所以进动与B0密切相关。外加磁场的大小决定着磁距与B0轴的角度，磁场越强大，角度越小，B0方向上的磁距值就会越大，因此可用来进行磁共振的信号会越强，图像结果会更好。此外，外加主磁场的大小也决定了进动的频率，B0越强大，进动频率越高，与B0强度相对应的进动频率也叫Lamor（拉莫）频率，原子在1.0 T
25、esla的磁场中的进动频率称为该原子的旋磁比()，为一常数值。氢原子的旋磁比为42.58 MHz。 B0等于0.5 Tesla时，质子进动频率为21.29 MHz。B0等于1.5 Tesla时，质子进动频率为63.87 MHz。 Lamor方程表示：。其中原子核的进动频率与主磁场B0成正比，为磁旋比。1.3核磁共振现象共振是一种自然界普遍存在的物理现象，物质是永恒运动着的，物体的运动在重力作用下将会有自身的运动频率。当某一外力作用在某一物体上时，一般只是一次的作用而没有共振的可能，当外力是反复作用的，而且有固定的频率，如果这个频率恰好与物体的自身运动频率相同，在这个特殊的情况下，物体将不断吸收
26、外力，转变为自身运动的能量，哪怕外力非常小，随时间的积累，能量不断被吸收，最终导致物体的颠覆而失去共振状态。这个过程就是共振。质子在一定的磁场强度环境中，它的磁距是以Lamor频率作旋进运动的，进动频率是由磁场强度决定的，所以进动是磁场中磁距矢量的旋转运动，而单摆运动是重力场中物体的运动，原理是相同的。进动的磁距，如果把三维的旋转用透视法改为二维运动图，就更清楚地看到它与单摆运动是极其相似的。当在B0作用下以某一恒定频率进动的磁距，在受到另一个磁场（B1）的重复作用时，当B1的频率与Lamor频率一致，方向与B0垂直，进动的磁距将吸收能量，改变旋进角度（增大），旋进方向将偏离B0方向，B1强度
27、越大，进动角度改变越快，但频率不会改变。以上就是原子核（MRI中是质子）的磁角动量在外加主磁场(B0)的条件下，受到另一外加磁场(B1)的作用而发生的共振现象，这就是磁共振物理现象。3核磁弛豫3.1弛豫过程3.1.1弛豫原子核在外加的RF(B1)作用下产生共振后，吸收了能量，磁距旋进的角度变大，偏离B0轴的角度加大了，实际上处在了较高的能态中，在B1消失后将迅速恢复原状，就象被拉紧的弹簧“放松”了。原子核的磁距的弛豫过程与之有许多相似之处，原子核发生磁共振而达到稳定的高能态后，从外加的B1消失开始，到回复至发生磁共振前的磁距状态为止，整个变化过程就叫弛豫过程，弛豫过程是一个能量转变的过程，需要
28、一定的时间，磁距的能量状态随时间延长而改变，磁距的整个回复过程是较复杂的，但却是磁共振成像的关键部分，磁共振成像时受检脏器的每一个质子都要经过反复的RF激发和弛豫过程。弛豫有纵向弛豫和横向弛豫之分。3.1.2纵向弛豫纵向弛豫是一个从零状态恢复到最大值的过程。磁距是有空间方向性的，当人体进入B0环境中以后，数秒或数十秒钟后将形成一个与B0方向一致的净磁距，我们称其为M0，B0方向是一条空间的中心轴线，我们定义它为纵轴。在外加的RF(B1)作用下，M0将发生偏离纵轴的改变，此时B0方向上的磁距将减少，当B1终止后，纵轴(B0轴)上的分磁距又将逐渐恢复，直至回复到RF作用前的状态，这个过程就叫纵向弛
29、豫，所需要的时间就是纵向弛豫时间。由于要使纵向磁距恢复到与激发前完，全一样的时间很长，有时是一个无穷数，因此我们人为地把纵向磁距恢复到原来的63%时所需要的时间为一个单位T1时间，也叫T1值。“T”就是Time，T1值一般以秒或毫秒为表示单位。T1是反映组织纵向磁距恢复快或慢的物理指标，人体各种组织因组成成份不同而具有不同的T1值。3.1.3横向弛豫横向弛豫是一个从最大值恢复至零状态的过程。在RF作用下，纵向的磁距发生了偏离，与中心轴有了夹角，横向上则出现了分磁距(Mxy)，当B1终止后，横向(XY平面)上的分磁距(Mxy)又将逐渐减少，直至回复到RF作用前的零状态，这个过程就叫横向弛豫。所需
30、要的时间为横向弛豫时间。象T1值一样的原因，我们将横向磁距减少至最大时的37%时所需要的时间为一个单位T2时间，也叫T2值。横向弛豫与纵向弛豫是同时发生的。3.2核磁共振信号MR信号是MRI机中使用的接收线圈探测到的电磁波，它具有一定的相位、频率和强度，根据这个信号的相位、频率和强度的特征，结合它出现的时间先后秩序，可以用来进行计算机空间定位处理和信号强度数字化计算及表达，在MRI图像上反映出不同组织的亮暗特征。各种形态特征组织具有不同的信号特点，将共同组成一幅亮度对比良好、信噪比较高、空间分辨率适中的MRI图像。MRI成像过程中，每个组织都将经过磁共振物理现象的全过程。组织经过B1激发后，吸
31、收能量，磁距发生偏离B0轴的改变，横向(XY平面)上出现了磁距，处于高能态中。B1终止后，横向上的磁距将很快消失，恢复至激发前的零状态，其中B1激发而吸收的能量将通过发射与激发RF频率相同的电磁波来实现能量释放，这个电磁波就是MR信号的来源，也叫回波，是MRI的基础。磁共振中的回波信号，实质上是射频信号，具有频率和强度特点。磁共振成像设备中，接收信号用的线圈可以是同一线圈，也可以是方向相同的两个线圈，线圈平面与主磁场B。平行，其工作频率需要尽量接近Larmor频率，线圈发射RF脉冲对组织进行激励，在停止发射RF脉冲后进行接收，RF脉冲停止作用后组织出现弛豫过程，磁化矢量只受主磁场B。的作用时，
32、这部分质子的进动即自由进动因与主磁场方向一致，所以无法测量，而磁共振过程中受到射频激励而产生的横向磁化矢量垂直并围绕主磁场B。方向选进，按电磁感应定律（即法拉第定律），横向磁化矢量Mxy的变化，能使位于被检体周围的接收线圈产生随时间变化的感应电流，其大小与横向磁化矢量成正比，这个感应电流经放大即为MR信号，由于弛豫过程中Mxy的幅度按指数方式不断衰减，决定了感应电流为随时间周期性不断衰减的振荡电流，因为它是自由进动感应产生的，所以称它为自由感应衰减（free induction decay，FID）。90RF脉冲后，由于受纵向弛豫时间T1和横向弛豫时间T2的影响，磁共振信号以指数曲线形式衰减，
33、因此它是一种自由衰减信号，其幅度随时间指数式衰减的速度就是横向弛豫速率（1/T2）。自由感应衰减（FID）信号描述的是信号瞬间幅度与时间的对应关系。实际上各质子群的FID过程并不相同，所叠加在一起的总信号也不会是一个简单的指数衰减曲线，因此，有必要将振幅随时间变化的函数变成振幅随频率分布变化的函数。“傅立叶变换”就是将时间函数变换成频率函数的方法。FID信号不仅提供幅值和频率，它还提供幅值和频率相关的相位的信息。一个自由感应衰减（FID）信号的产生，都是一个特定组织（受检组织）在磁共振成像过程中产生且特有的，不同组织在受到同一个脉冲激发后产生的回波各不相同，相同的组织在受到不同的脉冲激发后的回
34、波特点也不一样，这是因为组织结构的不同导致的磁共振特性（主要指T1、T2值）不同所致，而不同的脉冲序列就是要充分发掘和显示组织的内在特性不同而设计的。总的来说，组织在MRI上的亮暗差别随回波信号不同而不同，FID信号的表现特点要受到组织本身的质子密度、T1值、T2值、运动状态、磁敏感性等因素影响，成像时采用的不同脉冲组合序列及其相关的TR、TE值、翻转角等都是为了显示组织特性的。4磁共振成像的空间定位4.1 MRI的数据采集方法4.1.1梯度磁场（gradient magnetic field）利用梯度磁场(G)实现MRI的空间定位，共有三种梯度磁场：横轴位（Gz）、矢状位（Gx）、冠状位（G
35、y）。梯度磁场是在主磁场基础上再外加的一种磁场，使成像时感兴趣人体段块受到的磁场强度出现微小的差别。根据磁共振的拉莫尔（Lamor）定律，人体组织在不同的磁场强度下，其共振频率就会不同，这就形成了根据梯度磁场的变化达到空间定位的理论和实际应用基础。MRI的空间定位主要由梯度磁场来完成，在相对均匀的主磁场基础上施加梯度磁场，将使人体不同部位的氢质子处于不同的磁场强度下，因而具有不同的拉莫尔（Lamor）频率。用不同的RF激发，结果将选择性地激发对应的质子，不断变化的梯度磁场与对应变化的RF发生放大器配合，将达到空间定位的目的。根据梯度磁场的变化来确定位置时，不需受检病人的移动，这是与CT成像明显
36、不同。梯度磁场性能是磁共振机性能的一个重要指标，它可提高图像分辨能力和信噪比，可做更薄层厚的磁共振成像，提高空间分辨率，减少部分容积效应。同时梯度磁场的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF频率的转换。4.1.2层面选择磁共振成像是多切面的断层显像。要使某一段大块的人体组织分层面显示，就要进行层面定位，人为地分解组织器官成为许多具有一定层厚的断面。横轴位（Gz）、失状位（Gx）、冠状位（Gy）的梯度磁场可作为层面选择梯度场，根据要求做矢状面、冠状面还是横断面，只要通过电脑控制启动某一轴上的梯度场即可。如果采用第一层对应梯度强度和频率的RF激发，RF停止后出现的具有特定频率的回波信号，将被计算机认为
37、是第一层面质子的信号，然后再采用第二层对应频率的RF激发，如此重复，至最后一层，可以达到层面选择的目的，所以MRI做任何断面都不需移动病人，只是启动不同的梯度场即可。4.2 MRI断层平面信号的空间编码以上仅对不同层面进行分辨，出现的回波信号仅仅为一个层面的总和，一个层面中有128256或256256个像素，如何分辨？对一个层面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和频率两种编码方法来实现定位。层面分辨梯度是Z轴方向的话，我们可以在Y轴的上下方向上施加第二个梯度磁场，将上下空间位置的体素用不同相位状态来分辨，我们称这个梯度磁场为相位编码梯度磁场，一个128256矩阵可用128种不同相位
38、来编码，这时成像时间就与相位编码数直接相关。这样，我们用梯度磁场使层面的Z轴上和上下的Y轴上均有不同。但是，此时某一次激发后的回波仍是左右方向上一排像素(128或256个)的总和，这一排如何分？这一排像素要用频率编码的方法来区分，在一个激发停止后，立即在这一排像素所在方向上再施加另一梯度磁场，称为频率编码梯度磁场，使这一排上不同像素的质子在弛豫过程中出现频率不同，计算机可以识别此频率的差异而确定不同质子的位置，频率编码与成像总时间没有直接关系，故频率编码上的矩阵点数一般都为256。层面梯度、相位编码梯度和频率编码梯度的时间先后排列和协同工作，可以达到对某一成像体积中不同空间位置体素的空间定位。
39、由以上我们已知，一次RF激发是对某一层面中的某一排(一般256个)像素的同时激发，而且要间隔一个TR时间后再进行该层面下一排像素的第二次激发，时间就与TR、层数、像素数有关。这个定位过程是一个反复的过程，较CT的定位更复杂。4.3 MR图像重建理论4.3.1K空间填充技术一次RF激发是相同相位编码位置上的一排像素的同时激发，这一排像素的不同空间位置是由频率编码梯度场的定位作用确定的。因此相位和频率的相对应就可明确某一信号的空间位置，所以，在计算机中，按相位和频率两种坐标组成了另一种虚拟的空间位置排列矩阵，这个位置不是实际的空间位置，只是计算机根据相位和频率不同而给予的暂时识别定位，这就是“K空
40、间”。K空间实际上是MR信号的定位空间。在K空间中，相位编码是上下、左右对称的，从正值的最大逐渐变化到负值的最大，中心部位是相位处于中心点的零位置，而不同层面中的多次激发产生的MR信号被错位记录到不同的K空间位置上。由于一排排像素的数量在同一序列中总是恒定的，使频率变化范围也恒定，某一排像素的频率编码起始频率低，则最末一个像素的终末频率也低，在K空间上相位变化的对称性的前提下，导致处于K空间频率坐标的中心位置的中等频率值的像素会最多，总的合计信号强度将最大，所以K空间中心位置确定了最多数量的像素的信号，在傅利叶转换过程中的作用最大，处于K空间周边位置的像素的作用要小很多。在K空间采集中，频率和
41、相位编码的位置一一对应，虽然图像信号采集的矩阵为128256或256256，但K空间在计算机中为一个规整的正方形矩阵，如前所述，处于K空间中心区域的各个数值对图像重建所起的作用要比周边区域的更大，所以，在非常强调成像时间的脑弥散成像、灌注成像及心脏MRI成像时，为了节约时间，可以将周边区域的K空间全部作零处理，不化时间去采集，节约一半的时间，可能导致小于10%的图像信噪比损失。这种特殊的成像方法就叫K空间零填充技术。K空间分段采集技术一般应用于心脏快速MRI成像，在FLASH或Turbo-FLASH等快速梯度成像时，一个序列常可在1秒钟左右的时间内完成，但对心脏来说仍然太慢，一个心动周期不足一
42、秒，运动伪影在所难免，且NEX只有一次时的图像质量不太理想。这时，可采用K空间分段采集的方法，将K空间分成8或16段，采用心电图门控触发的方法，使一段K空间的信号采集固定于心动周期的某一个时段内，达到心脏相对静止的效果。一个序列被分解在8或16次心跳中完成，总时间也在一次屏气时间允许之内，这样，既解决心脏跳动伪影问题。4.3.2二维傅立叶图像重建法二维傅立叶变换法是MRI特有且最常用的图像重建方法。K空间排列的原始数据，整合了相位、频率和强度的信息，傅利叶转换技术就是可以将以上的K空间信息逐行、逐点地解析和填补到真正的空间位置上去，形成很多幅反映信号强弱的MRI图像。二维傅立叶变换可分为频率和
43、相位两个部分，通过沿两个垂直方向的频率和相位编码，可得出该层面每个体素的信息。不同频率和相位结合的每个体素在矩阵中有其独特的位置。计算每个体素的灰阶值就形成一幅MR图像。第章 射频脉冲与脉冲序列（MRI脉冲序列）磁共振成像时对同一层面组织将重复地进行RF激发，每次激发后，随之出现弛豫过程，一般情况下，在成像过程中处在相同层面(Z轴位置相同)但处在不同Y轴位置的体素所接受的RF激发的频率是一样的，只是时间有先后，相位有差异，因此要进行第二次激发时，必须等待第一次激发后的回波采集完成，这种相邻时间内重复使用脉冲序列的间隔时间就称为脉冲重复时间(Time of Repetition, TR)。TR时
44、间影响被RF激发后质子的弛豫恢复情况，TR长、恢复好。故TR延长，信噪比提高，可允许扫描的层数增多，T2影响(加权)增加，T1影响(加权)减少，但检查时间延长。TR时间缩短，检查时间缩短，T1影响(加权)增加，信噪比降低，可允许扫描的层数减少，T2影响(加权)减少。磁共振成像就是要对每次RF激发后的回波进行采集，通过对采集到的回波进行时间、频率、相位、强度等数据的分析和计算而获得磁共振图像，每次RF激发到回波采集的间隔时间就叫回波时间(Time of Echo, TE)。在MRI成像时，回波时间与信号强度成反比，TE延长，信噪比降低，但T2权重增加。TE缩短，信噪比增加，T1权重增加，T2对比
45、减少。1自旋脉冲回波序列1.1自旋回波脉冲序列（spin echo，SE）自旋回波序列简称SE序列，是目前磁共振成像最基本，最常用的脉冲序列。SE序列采用900和1800的组合脉冲形式对人体组织进行激发。SE序列的过程是先发射一个900 RF脉冲，在第一个900脉冲后，间隔TE/2时间后再发射一个1800 RF脉冲，此后再经过TE/2时间间隔就出现回波信号，即可测量（接受）回波信号的强度，从900 RF脉冲到接受回波信号的时间称回波时间，即TE时间，两个900 RF脉冲之间的时间称重复时间，即TR时间。在第一个900脉冲后，在B0作用下形成的Z轴上的M0被翻转到XY平面上，RF终止后，Z轴上的
46、磁距逐渐恢复，XY平面上的磁距逐渐消失，XY平面上的磁距衰减或消失就是自由诱导衰减(FID)，是T2*衰减，受到组织T2值和磁场不均匀等因素的综合影响，造成的质子群的进动频率快和慢的差别，结果他们的相位分散，信号难以采集和成像。SE序列中，在900脉冲后的1800脉冲可使XY平面上的磁距翻转1800，产生重聚焦的作用，可使相位离散的质子群在XY平面相位重新趋向一致，消除因磁场不均匀导致的T2*衰减，而且重聚焦时达到的XY平面磁距峰值就较大，可被磁共振线圈测得，此时测得的信号强度值就是MRI图像中的亮度值。1800脉冲通常在TE时间的一半发出，1800脉冲后横向上的磁距又将重新汇聚增大，测量1800脉冲后再聚焦XY平面上的磁距值是SE序列形成MRI图像亮暗灰度差别的最基本原理，使用1800脉冲对横向磁距重聚焦是其特点。1.2 T1加权像T1加权成像时要选择较短的TR 和TE值，一般TR为500毫秒(ms)左右，TE为20ms左右，能获得较好的T1加权图像，简称T1像，有时简写
