磁共振的基本原理

1、磁共振基本原理磁共振成像的依據(jù)是與人體生理、生化有關(guān)的人體組織密度對(duì)核磁共振的反映不同。要理解這個(gè)問題，就必須知道核磁共振和核磁共振的特性。一、核磁共振與核磁共振吸收的宏觀描述由力學(xué)中可知，發(fā)生共振的條件有二: 一是必須滿足頻率條件，二是要滿足位相條件。原子核是自旋的，它繞某個(gè)軸旋轉(zhuǎn)（頗像個(gè)陀螺）。旋轉(zhuǎn)時(shí)產(chǎn)生一定的微弱磁場和磁矩。將自旋的原子核放在一個(gè)均勻的靜磁場中，受磁場作用，原子核的自旋軸會(huì)被強(qiáng)制定向，或與磁場方向相同，或與磁場方向相反。重新定向的過程中，原子核的自旋軸將類似旋轉(zhuǎn)陀螺般的發(fā)生進(jìn)動(dòng)。不同類的原子核有不同的進(jìn)動(dòng)性質(zhì)，這種性質(zhì)就是旋轉(zhuǎn)比（非零自旋的核具有特定的旋轉(zhuǎn)比），用表示。進(jìn)

2、動(dòng)的角頻率一方面同旋轉(zhuǎn)比有關(guān)；另一方面同靜磁場的磁場強(qiáng)度 B 有關(guān)。其關(guān)系有拉莫爾（Larmor）公式（又稱拉莫爾頻率） :=B (6-1)靜磁場中的原子核自旋時(shí)形成一定的微弱勢(shì)能。當(dāng)一個(gè)頻率也為的交變電磁場作用到自旋的原子核時(shí)，自旋軸被強(qiáng)制傾倒，并帶有較強(qiáng)的勢(shì)能；當(dāng)交變電磁場消除后，原子核的自旋軸將向原先的方向進(jìn)動(dòng)，并釋放其勢(shì)能。這種現(xiàn)象就是核磁共振現(xiàn)象（換言之，當(dāng)電磁輻射的圓頻率和外磁場滿足拉莫爾公式時(shí)，原子核就對(duì)電磁輻射發(fā)生共振吸收），這一過程也稱為弛豫過程，釋放勢(shì)能所產(chǎn)生的電壓信號(hào)就是核磁共振信號(hào)也被稱為衰減信號(hào)（FID）。顯然，核磁共振信號(hào)是一頻率為的交變信號(hào)，其幅度隨進(jìn)動(dòng)過程的減小

3、而衰減。圖6-1表示幾種原子核的共振頻率與磁場強(qiáng)度的關(guān)系。這些頻率是在電磁波譜的頻帶之內(nèi)，這樣的頻率大大低于 X 線的頻率，甚至低于可見光的頻率?？梢娝菬o能力破壞生物系統(tǒng)的分子的。在實(shí)際情況下，由于所研究的對(duì)象都是由大量原子核組成的組合體，因此在轉(zhuǎn)入討論大量原子核在磁場中的集體行為時(shí)，有必要引人一個(gè)反映系統(tǒng)磁化程度的物理量來描述核系統(tǒng)的宏觀特性及其運(yùn)動(dòng)規(guī)律。這個(gè)物理量叫靜磁化強(qiáng)度矢量，用 M表示。由大量原子核組成的系統(tǒng)，相當(dāng)于一大堆小磁鐵，在無外界磁場時(shí)，原子核磁矩的方向是隨機(jī)的，系統(tǒng)的總磁矩矢量為 （6-2）如果在系統(tǒng)的 Z 軸方向外加一個(gè)強(qiáng)靜磁場B。，原子核磁矩受到外磁場的作用，在自身轉(zhuǎn)

4、動(dòng)的同時(shí)又以 B。為軸進(jìn)動(dòng)，核磁矩取平行于 BO 的方向。按照波爾茲曼分布，在平衡狀態(tài)下，處于不同能級(jí)的原子核數(shù)目不相等，使得原子核磁矩不能完全互相抵消，從而有 （6-3）此時(shí)可以說系統(tǒng)被磁化了，可見 M 是量度原子核系統(tǒng)被磁化程度的量，是表示單位體積中全部原子核磁矩的矢量和。圖6-1幾種原子核的共振頻率與磁場強(qiáng)度的關(guān)系系統(tǒng)的核是大量的，位相是隨意的，所以位相的分布是均勻的。圖6-2 ( a）是把系統(tǒng)中所有相同進(jìn)動(dòng)位相的核的矢量和用一箭頭表示，并平移到坐標(biāo)的O點(diǎn)，由于核進(jìn)動(dòng)位相分布服從統(tǒng)計(jì)規(guī)律，所以其各向進(jìn)動(dòng)的核的矢量和用相同長短的箭頭表示，這就構(gòu)成上下兩個(gè)圓錐，圖中M表示處于低能級(jí)進(jìn)動(dòng)核數(shù)在

5、 Bo方向的矢量和M-表示高能級(jí)核數(shù)在Bo反方向的矢量和，因低能級(jí)核數(shù)略多于高能級(jí)，所以 M + M - , M + M-方向相反，所以系統(tǒng)出現(xiàn)平行于Bo的凈磁化強(qiáng)度 Mo，用黑箭頭表示，見圖6-2 ( b）。由于M +、M -的位相分布是均勻和對(duì)稱的，它們?cè)赬Y平面上的投影互相抵消，所以在垂直于Z軸方向上的分量，即橫向分量Mxy就等于0，也就是說系統(tǒng)在平衡態(tài)時(shí)的核磁化強(qiáng)度矢量 M0就等于縱向分量Mz 。圖 6-2 核系統(tǒng)核磁矩矢量和設(shè)固定坐標(biāo)系統(tǒng)XYZ的Z軸和旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系統(tǒng) X Y Z的 Z軸重合， X Y 繞 Z 軸旋轉(zhuǎn)，當(dāng)在 Z軸方向施加一個(gè)靜磁場 Bo，同時(shí)又引人一個(gè)旋轉(zhuǎn)電磁場，它的磁矢

6、量B1 就在 X 軸上，角速度矢量的方向沿著Bo相反的方向，即 /與 Bo方向相反。當(dāng) B1在 XYZ 坐標(biāo)系統(tǒng)中以角速度旋轉(zhuǎn),X Y Z 坐標(biāo)也以相同的角速度旋轉(zhuǎn)，若旋轉(zhuǎn)電磁場（圖 6-3）的圓頻率等于核系統(tǒng)磁化強(qiáng)度矢量 M 的進(jìn)動(dòng)頻率o，即此時(shí)靜磁場Bo與y 完全相互抵消，只剩下在 X軸上的磁場B1，又叫有效磁場。 （6-4）此時(shí) X Y Z 坐標(biāo)系統(tǒng)中的B1；就相當(dāng)于是作用在 M 上的靜磁場，所以 M 又繞著 B1場進(jìn)動(dòng)，其進(jìn)動(dòng)的角速度=B1（為單位時(shí)間內(nèi) M 矢量在 X Y Z坐標(biāo)系統(tǒng)中旋轉(zhuǎn)的角度），即(6-5)式中表示在 tp時(shí)間內(nèi) M 繞B1 轉(zhuǎn)過的角度。圖6-3 旋轉(zhuǎn)磁場的運(yùn)動(dòng)由

7、上可見，只要在Bo的垂直方向施加一旋轉(zhuǎn)磁場B1 ，核磁化矢量M與靜磁場 Bo方向的偏轉(zhuǎn)角就要不斷增大，見圖6-4 ( a）。增大的速度取決于B1與tp。如果射頻脈沖的持續(xù)時(shí)間和強(qiáng)度使M轉(zhuǎn)動(dòng)一個(gè)角度（角射頻脈沖見圖 6-4 ( b )）。 M 正好轉(zhuǎn)到 XY 平面上，則稱為司/2脈沖，見圖 6-5 ( b）。圖 6-4 角度的射頻脈沖從 XYZ 坐標(biāo)系統(tǒng)來看 M 的運(yùn)動(dòng)，這時(shí)M 以的角速度繞石 B1進(jìn)動(dòng)的同時(shí)，又以的角速度繞Bo進(jìn)動(dòng)，其總的運(yùn)動(dòng)就呈現(xiàn)如圖6-5 (a）的錐形轉(zhuǎn)動(dòng)，由 M的頂端劃出一個(gè)球形的螺旋線，這是一個(gè)吸收能量的過程。圖6-5 /2射頻脈沖二、弛像過程與自由感應(yīng)衰減信號(hào)核系統(tǒng)在

8、平衡狀態(tài)時(shí)，其磁化強(qiáng)度矢量M在Bo方向的分量Mz=Mo，而在 XY平面上的橫向分量Mxy=0。如果在Bo垂直方向施加一激發(fā)脈沖，Mo就要偏離平衡位置一個(gè)角度，因而處于不平衡狀態(tài)；此時(shí)MzMo 。Mxy0，當(dāng)激發(fā)脈沖停止作用后，M 并不立即停止轉(zhuǎn)動(dòng)，而是逐漸向平衡態(tài)恢復(fù)，最后回到平衡位置，這一恢復(fù)過程稱為弛豫過程，這是一個(gè)釋放能量的過程。假設(shè)分量Mz,Mxy 向平衡位置恢復(fù)的速度與它們離開平衡位置的程度成正比，于是這兩個(gè)分量的時(shí)間導(dǎo)數(shù)可寫成(6-7)(6-6)公式中的負(fù)號(hào)表示弛豫過程是磁化強(qiáng)度矢量變化的反過程。解之得(6-9)(6-8)式中Mxy（ max ）為弛豫過程開始時(shí)橫向磁化矢量城Mxy

9、的最大值。Tl、T2是因不同的物質(zhì)特性而異的時(shí)間常數(shù)。它們也是磁共振成像的重要參數(shù)。從式（ 6-8 ）和式（ 6-9 ）可知，恢復(fù)到平衡狀態(tài)時(shí)Mz、Mxy 是同時(shí)進(jìn)行的兩個(gè)過程，兩個(gè)特征量 T1、T2具有時(shí)間的量綱，稱為弛豫時(shí)間。由圖6-6還可以看出，Mz、Mxy）的恢復(fù)服從指數(shù)規(guī)律。1 弛豫時(shí)間在弛豫過程中，原子核的自旋不斷地與周圍環(huán)境（晶格）進(jìn)行著熱交換，以達(dá)到能量平衡。這個(gè)弛豫時(shí)間稱為自旋-晶格弛豫時(shí)間，即 T1。因?yàn)檫@個(gè)過程是以磁化矢量在Z軸上的縱向分量逐漸恢復(fù)為標(biāo)志的，所以又稱為縱向弛豫時(shí)間。圖6-6 M的弛豫過程（a）自旋-晶體弛豫（b）自旋-自旋弛豫T1弛豫時(shí)間與核磁共振成像系統(tǒng)

10、所采用的發(fā)射和接收頻率，即拉莫爾頻率有關(guān)，而拉莫爾頻率與靜磁場有關(guān)，因而T1弛豫時(shí)間與成像系統(tǒng)靜磁場Bo的大小有關(guān)。實(shí)驗(yàn)已證實(shí)組織中水的氫核在各種正常器官中或是正常組織與異常組織之間， T1都有很大的區(qū)別，都有一定的Tl值范圍。在弛豫過程中，自旋的原子核系統(tǒng)內(nèi)部也在不斷地進(jìn)行著熱交換，以達(dá)到能量平衡。這個(gè)弛豫時(shí)間稱為自旋-自旋弛豫時(shí)間，即T2。在這個(gè)過程中，系統(tǒng)本身的能量不變。但由于原子核同時(shí)受外加靜磁場 Bo和附近核的磁矩影響，從而其進(jìn)動(dòng)頻率稍有不同，且均勻地分布于 XY平面上，矢量和等于零。這一過程是以垂直 Z軸上的磁化分量由大變小最終為零為標(biāo)志的，所以稱為橫向弛豫時(shí)間。由圖 6-6（b）

11、可見，T2定義為水平磁化矢量Mxy減少到其最大值（90度脈沖作用后的瞬時(shí)值）的37時(shí)所需要的時(shí)間。在理想的均勻磁場中，所有核的進(jìn)動(dòng)頻率都應(yīng)是相同的，并一致地以外磁場為軸進(jìn)動(dòng)。但是由于磁場均勻性很難做得十分理想，加之組織內(nèi)磁核產(chǎn)生的局部磁場都會(huì)對(duì)進(jìn)動(dòng)中的核產(chǎn)生影響，使各核磁矩以稍不同的頻率進(jìn)動(dòng)。這種共振頻率的分散性導(dǎo)致各小磁矩具有不同的進(jìn)動(dòng)相位，從而引起水平磁化強(qiáng)度的衰減。一般來說，T2不受施加到組織上的磁場強(qiáng)度的影響。一般清況下，Bo空間不均勻性造成的Mxy減小更明顯，因而實(shí)際所觀察到的是T2，即(6-10)其中 Bo為 Bo的偏差量?？梢?Mxy在Bo不均勻的情況下衰減得更快。以上分析表明，

12、 Tl 和T2參數(shù)反映了H 核與周圍原子間的相互作用的程度大小，因而反映了物質(zhì)的結(jié)構(gòu)特性 H 核的分布和其周圍的化學(xué)環(huán)境，這是磁共振成像揭示生物體生理、生化改變的物理基礎(chǔ)。 2 自由感應(yīng)衰減信號(hào) F I D 只要施加于受檢體的射頻脈沖 B1 ，存在時(shí)，核磁化矢量 M 圍繞 B1 ；的進(jìn)動(dòng)角度 便繼續(xù)增大， M 在義 XY 平面中將會(huì)產(chǎn)生一個(gè)分量Mxy，當(dāng)射頻脈沖關(guān)斷以后，由于核自旋之間和核自旋與晶格之間進(jìn)行能量交換，產(chǎn)生縱向弛豫和橫向弛豫，使核自旋從射頻脈沖吸收的能量又放出來。從宏觀上看，M 繼續(xù)圍繞Bo以=Bo的頻率進(jìn)動(dòng)，但它在 XY 平面上的投影 M xy隨時(shí)間越來越小，最后等于零，其運(yùn)動(dòng)

13、軌跡見圖6一7 。當(dāng)在 X 或 Y 軸方向設(shè)有一接收線圈，這個(gè)線圈可以是發(fā)送射頻脈沖的同一線圈或單獨(dú)的接收線圈，由于Mxy在線圈軸線上轉(zhuǎn)動(dòng)，相當(dāng)于線圈內(nèi)磁場方向的變化，于是在線圈兩端感應(yīng)出一個(gè)很小的電動(dòng)勢(shì)。這個(gè)電動(dòng)勢(shì)就是NMR信號(hào)，叫自由感應(yīng)衰減信號(hào)（ free induction decay signal ）。圖6-7 /2脈沖的FID信號(hào)FID信號(hào)的強(qiáng)度按指數(shù)規(guī)律衰減，其衰減快慢由 T1 、T2決定，同時(shí)還與所研究區(qū)域的核自旋密度有關(guān)。 FID 信號(hào)是磁共振成像系統(tǒng)的信號(hào)源。3. BIoch 方程和化學(xué)位移以上從核系統(tǒng)的 Larrnor進(jìn)動(dòng)和弛豫過程說明了磁共振原理。但是應(yīng)該強(qiáng)調(diào)指出，磁化

14、強(qiáng)度矢量 M 在RF場作用下發(fā)生自旋翻轉(zhuǎn)和弛豫是同時(shí)進(jìn)行的兩個(gè)過程。只要 M 偏離Bo場方向就有弛豫過程存在，在檢測線圈中測得的磁矢量變化信號(hào)是該系統(tǒng) MR 信號(hào)的宏觀表現(xiàn)。而且RF 場 B1一經(jīng)開啟，自旋翻轉(zhuǎn)也就存在。為了全面說明核磁共振和弛豫過程，下面給出Bloch 方程的數(shù)學(xué)表達(dá)式。Bloch 方程的微分形式為(6-11)其中Mx、My、Mz分別為磁化強(qiáng)度矢量M在 X 、Y 、Z 軸上的投影。方程組說明了處于靜磁場Bo中受到RF激勵(lì)的原子核系統(tǒng)具有的弛豫過程的規(guī)律。 Bo場作用產(chǎn)生Larmor 進(jìn)動(dòng)，方程中的第二部分精確描述了這一特點(diǎn)。 RF 場作用使核系統(tǒng)產(chǎn)生共振吸收，同時(shí)產(chǎn)生弛豫過程

15、。式（ 6- 11 ）全面描述了核系統(tǒng)的狀態(tài)。除了核系統(tǒng)中的核密度，弛豫時(shí)間 T 1、T2 外，影響MR信號(hào)檢測的因素還有化學(xué)位移、流體的流速等。所謂化學(xué)位移是指在不同化學(xué)環(huán)境中的相同原子核在外磁場作用下表現(xiàn)出稍有不同的共振頻率的現(xiàn)象。在分析原子核進(jìn)動(dòng)過程中，已證明對(duì)同一種原子核共振頻率是一定的。如果固定電磁波發(fā)射頻率，當(dāng)調(diào)整到同一磁場強(qiáng)度Bo時(shí)都應(yīng)發(fā)生共振吸收，但實(shí)際情況并非如此。當(dāng)把某一化合物放人磁場中將發(fā)現(xiàn)，在信號(hào)檢測分辨力十分高的情況下，不同種類化學(xué)鍵上的原子會(huì)產(chǎn)生不同頻率的磁共振信號(hào)。這是因?yàn)樵雍瞬皇枪铝⒋嬖诘?，而是被核外帶磁性的電子層所包圍。也就是說，某些原子核具有不同的電子環(huán)境

16、，圍繞著原子核旋轉(zhuǎn)的電子不同程度地削弱了施加在自旋或進(jìn)動(dòng)著的原子核上的磁場強(qiáng)度（圖6-8) ，若固定外加磁場的大小，周圍電子云較薄的氫原子經(jīng)受的局部磁場強(qiáng)度 Bo較高，根據(jù) Larmor 公式，它的共振頻率； 較高；電子云較厚的氫原子的局部磁場強(qiáng)度 Bo較弱，它的共振頻率也較低。原子核的電子環(huán)境不同，核外的電子結(jié)構(gòu)也不同，由此而產(chǎn)生的磁屏蔽的強(qiáng)度也有所不同。用表示電子云對(duì)磁場強(qiáng)度減弱的作用。當(dāng)然也可以固定 RF電磁波的頻率 0 ，若要滿足 Larmor關(guān)系，就要使外加磁場稍微增加一些，以克服電子云屏蔽的影響，才能達(dá)到共振。受核外電子云影響所產(chǎn)生的有效磁場強(qiáng)度可用式（6-12）表示： (6-12

17、)(6-14)(6-13)式（6-14）表明化學(xué)位移是相對(duì)于某個(gè)標(biāo)準(zhǔn)物質(zhì)進(jìn)行測量的。對(duì)質(zhì)子來說，常用的標(biāo)準(zhǔn)物質(zhì)是四甲基硅烷（CMS）。圖 6-8 （a）、（b）為經(jīng)歷不同點(diǎn)子環(huán)境的原子核; （c）為磁共振波普；o為不考慮屏蔽影響時(shí)的原子核進(jìn)動(dòng)頻率 和為原子核在不同環(huán)境時(shí)的共振頻率化學(xué)位移是一個(gè)相對(duì)量，沒有方向性，常根據(jù)習(xí)慣選定一參考值作為零點(diǎn)。圖 6-9是甲醇的核磁共振波譜。因甲醇（CH3OH）的CH3 踐和OH的質(zhì)子所處的化學(xué)環(huán)境不同，它們?cè)诓ㄗV上的位置就不同，兩條分開的譜線分別代表 OH 和CH3，其化學(xué)位移約為1ppm，可以用計(jì)算這一譜線所覆蓋的面積的方法測定核磁共振的信號(hào)強(qiáng)度，它正比于

18、原子核的密度。在圖 6-9中兩條譜線下面的面積之比約為 3 : 1，即相當(dāng)于質(zhì)子數(shù)目之比。在物質(zhì)化學(xué)結(jié)構(gòu)的分析方面，磁共振波譜學(xué)是重要的研究領(lǐng)域，其基本原理就是利用了共振核的化學(xué)位移掙性。從利用物質(zhì)的化學(xué)位移產(chǎn)生磁共振的意義上來說，也可以據(jù)此實(shí)現(xiàn)成像；但從正常磁共振信號(hào)的檢測來說，化學(xué)位移也是圖像中偽像的來源。圖6-9 甲醇的核磁共振波譜和積分曲線二、 磁共振成像原理核磁共振原理是磁共振成像的基礎(chǔ)。但要由 MR 信號(hào)構(gòu)成一幅磁共振圖像需要解決許多復(fù)雜的技術(shù)問題，比如采集磁共振信號(hào)的方法，人體斷層面的選擇， FID 信號(hào)的處理和用采集到的數(shù)據(jù)重建斷層圖像的方法等等。在 X 線CT中，被照物體和每

19、個(gè)檢測器之間的空間位置是一一對(duì)應(yīng)的，通過檢測 X 線在人體的吸收衰減，反映斷層面的空間位置。但在 MR 成像中，是通過接收磁共振系統(tǒng)發(fā)出的 FID 信號(hào)作為信號(hào)源，再通過適當(dāng)?shù)淖儞Q進(jìn)行圖像重建的。磁共振圖像的成像流程如下圖所示：激發(fā)編碼信號(hào)采集K空間填充傅立葉轉(zhuǎn)換圖像顯示由核磁共振原理知道，原子核系統(tǒng)的核磁共振是在特定頻率（）的射頻脈沖作用下產(chǎn)生的，當(dāng)射頻脈沖停止后核系統(tǒng)產(chǎn)生弛豫，在與靜磁場 Bo垂直的方向上放置的線圈將接收到 FID 信號(hào)。無論在核的共振吸收階段，還是在核的弛豫過程中，核的進(jìn)動(dòng)都遵從Larmor公式的規(guī)律即oBo。當(dāng)靜磁場Bo一定時(shí)，包含在Bo場中的同種核將以相同的頻率進(jìn)動(dòng)，

20、接收到的 FID信號(hào)將是頻率為o的衰減正弦振蕩?？梢岳靡粋€(gè)90脈沖和隨后的180，脈沖獲得這個(gè)FID信號(hào)。在一個(gè)被選的平面上，像點(diǎn)是由X、Y 兩個(gè)坐標(biāo)表示的。當(dāng)加上 RF射頻脈沖后，從預(yù)備階段進(jìn)人到進(jìn)展階段，梯度場開始作用。然后，分別加上兩個(gè)梯度場（X軸方向的梯度場Gx , Y軸方向的梯度場Gy）中的一個(gè)，這樣先加的場開始作用（如Gx），在 tx 秒后切斷Gx，再加Gy。于是在ty（檢測階段）時(shí)間內(nèi)就收到了自感應(yīng)衰減信號(hào)。此時(shí)，對(duì)樣本施以頻率編碼脈沖，就可得到與編碼一一對(duì)應(yīng)的檢測信號(hào)，即檢測到的信號(hào)（兩個(gè)方向的信號(hào)疊加）是空間位置的函數(shù)。為消除相散，讓兩相位差為 90 ，這樣在 ty ，期間

21、采集的數(shù)據(jù)按拉莫爾公式有16-16)(6-15)（6-17）可見，經(jīng)過 X 的質(zhì)子密度僅與一個(gè)頻率有關(guān)，且與惟一的相位角x聯(lián)系。所以說，通過傅里葉變換就實(shí)現(xiàn)了信號(hào)的采集。圖6-10（a）顯示出了XY平面中水平方向上分布的兩點(diǎn)A和B，線性梯度磁場沿X方向分布。所謂梯度磁場是指每單位長度上的磁場強(qiáng)度是線性遞增的，即磁場沿直角坐標(biāo)系中某坐標(biāo)方向上呈線性變化，例如沿 X 方向的梯度場應(yīng)滿足Gx(t) B/y =常數(shù)。同理，沿 Y方向分布的梯度場Gy（t）= B/y常數(shù)，沿z方向分布的梯度場為Gz（t) = B/y常數(shù)。由Larmor 公式可知，在梯度磁場方向上，組織中的質(zhì)子的共振頻率將與物體在磁場中的

22、位置有關(guān)。原點(diǎn)處經(jīng)歷的靜磁場為BoA點(diǎn)經(jīng)歷的靜磁場為 Bo- B , B點(diǎn)經(jīng)歷的靜磁場為Bo+B ， B為磁場增量。由 Larmor公式可知，A點(diǎn)自旋質(zhì)子將以A=(Bo-B）進(jìn)動(dòng)，B點(diǎn)自旋質(zhì)子將以a=(Bo+B）進(jìn)動(dòng)。以 90-180脈沖激勵(lì)該核系統(tǒng)后，在適當(dāng)位置的線圈中接收到的 FID信號(hào)如圖 6-10上圖所示，該信號(hào)是頻率的函數(shù)，經(jīng)過傅里葉變換得到該信號(hào)的頻譜分別為處的兩個(gè)譜峰。這說明，在梯度磁場的作用下，沿梯度場方向獲得的信號(hào)頻譜對(duì)應(yīng)著物體的空間位置，即頻率編碼了物體的空間位置。再看圖 6-10 , A 、B兩點(diǎn)經(jīng)歷相同的靜磁場 Bo而沿Y方向沒有梯度場，該物體產(chǎn)生的 FID 信號(hào)的傅里

23、葉變換只在o（Bo）處有一譜峰。這個(gè)例子說明，沿梯度場方向分布的物體可以通過 FID 信號(hào)的傅里葉變換區(qū)分他們的空間位置，而在同一磁場強(qiáng)度作用下分布的物體則不能區(qū)分。（一）、層面選擇MRI的目的是獲得人體某斷面的圖像，而層面的位置、層面的方向（矢狀面、橫斷面、冠狀面）、層面的厚度可由操作人員進(jìn)行選擇。有兩種方法可以實(shí)現(xiàn)層面選擇。最常用的方法是在信號(hào)采集過程中通過某方向的RF脈沖激勵(lì)來達(dá)到選擇層面的目的；另一種方法也稱三維成像。實(shí)際上是在圖像重建過程中完成層面選擇的。設(shè)靜磁Bo與 Z軸同方向，利用 Z 方向的梯度磁場實(shí)現(xiàn)橫斷面的選擇（圖 6-11 ) , 如沿人體 Z 方向各個(gè)橫斷面經(jīng)歷的靜磁場

24、是不同的，只有滿足 Larmor 公式的射頻脈沖能量才能被特定層面的自旋磁矩所吸收。根據(jù)這一特點(diǎn)，以窄帶射頻脈沖激勵(lì)作為層面選擇的條件。由此可見，受檢體各個(gè)層面的位置可以通過改變即脈沖的頻率來標(biāo)定。在實(shí)際 MR 成像中，欲成像的物體是一個(gè)斷層面 Z ，在該面內(nèi)質(zhì)子經(jīng)歷的梯度磁場并非完全一樣，因此對(duì)層面內(nèi) FID 信號(hào)傅里葉變換的結(jié)果將是一個(gè)頻帶。這說明在梯度磁場的作用下，沿梯度場方向獲得的信號(hào)頻譜對(duì)應(yīng)著物體的空間位置，即頻率編碼了物體的空間位置。圖 6-10 xy平面內(nèi)兩點(diǎn)A、B在梯度磁場作用下產(chǎn)生的自旋回波信號(hào)及其傅里葉變換結(jié)果（a）x軸加在梯度磁場Gy （b)y軸加在梯度磁場Gy圖6-11

25、 三維被檢體在Z方向梯度場作用下選擇層面 Z與RF帶寬之間的關(guān)系（二）、投影重建可以利用如X線-CT同樣的反投影重建方法，通過改變梯度磁場的方向，獲得若干組FID 信號(hào)的頻率值和幅度值，通過反投影即可重建圖像。設(shè)被檢體某斷層如圖 6-12所示，被檢體在該特定平面上的空間像素分布為（x ，y），在 X 方向加人梯度磁場 Gx ，該梯度磁場與 X 軸的夾角為 。在梯度場內(nèi)各點(diǎn)的磁場強(qiáng)度不同，沿梯度方向分布的組織的共振頻率不同，由于共振頻率正比于磁場強(qiáng)度，于是得到的投影曲線的橫坐標(biāo)（）就和其沿梯度的位置一一對(duì)應(yīng)。對(duì)于恒定的梯度磁場，只要適當(dāng)選取投影共振曲線橫坐標(biāo)軸的尺度，就可以實(shí)現(xiàn)這一對(duì)應(yīng)。這時(shí)檢測

26、到的共振信號(hào)的投影數(shù)據(jù)強(qiáng)度P（x，）將與對(duì)應(yīng)于的 X 處物體質(zhì)子密度沿 Y 方向的積分相等。(6-18)由圖可見xoy坐標(biāo)系固定在受檢體上，而 XOY 坐標(biāo)系與梯度場同方向，XOY坐標(biāo)系是在xoy坐標(biāo)系基礎(chǔ)上旋轉(zhuǎn)角。因此根據(jù)坐標(biāo)變換有(6-19)P（ x ，）投影信號(hào)是檢測到的 MRI 沿方向的分布。盡管由于梯度場的作用，P（ x ，）與一定的共振頻率相對(duì)應(yīng)，但檢測到的投影信號(hào)只是角和時(shí)間 t 的函數(shù)。為了求出投影信號(hào)與對(duì)應(yīng)頻率的關(guān)系進(jìn)行二維傅里葉變換。其傅里葉變換表達(dá)式為 (6-20)在上式中，為了說明梯度場的變化對(duì)投影信號(hào)傅里葉變換的影響，引人了（，）坐標(biāo)參數(shù)，（，）與田和口的關(guān)系如圖 6

27、-12 所示。由式（6-18）可知，P（x ，）給出了物體自旋分布沿 X 方向的一維信息，但沒有給出 Y 方向的自旋信息分布，因此從投影信號(hào)P（x , ）還不能還原出物體的質(zhì)子分布（ x ，y）。為此，需要使梯度場旋轉(zhuǎn)一系列角度，再重復(fù)如上過程，就可以得到一系列的P1 ( x ,) , P 2（x，) 投影曲線。當(dāng)獲得的投影曲線足夠多時(shí)，通過對(duì)每條投影曲線的傅里葉變換 F （，）再進(jìn)行傅里葉反變換即可獲得整個(gè)物體的質(zhì)子分布f(x , y) ，就得到了所需要的圖像。對(duì)（ 6-20 ）式取得傅里葉反變換的表達(dá)式為 (6-21)利用圖 6-12 所示的坐標(biāo)變換將式（ 6-21 ）改寫為極坐標(biāo)形式有(

28、6-22)上式由直角坐標(biāo)系轉(zhuǎn)變?yōu)闃O坐標(biāo)系時(shí)利用了xyX（因?yàn)?x = X cos-Ysin， y = Xsin十Ycos, =cos,=sin），因此ej(x+ y)=ejmx。式（6-22 ）表明，利用測得的投影信號(hào)P（ x ，），梯度場每旋轉(zhuǎn)一個(gè)角度 x，通過如上的二維傅里葉反變換就得到一幅質(zhì)子分布圖像i（ x , y ) ，這如同 X 線一CT成像中某一方向投影信號(hào)的反投影形成的均勻涂抹圖像。當(dāng)梯度場旋轉(zhuǎn)了足夠次的后，每一次反投影的圖像i（ x ，y )疊加起來（即對(duì) d取積分）就得到了所需求的f( x ，y）圖像。當(dāng)然，這樣形成的 MR 圖像也存在著 X 線-CT 反投影重建圖像中存在

29、的偽像問題，同樣可以在 MR 圖像重建中先選擇適當(dāng)?shù)臑V波函數(shù)對(duì)投影信號(hào)卷積，以消除簡單反投影引起的圖像模糊現(xiàn)象。 圖6-12 投影重建圖像原理MR 的二維傅里葉變換成像法基本內(nèi)容是：通過 Z方向的 RF 脈沖激勵(lì)選擇層面，為了區(qū)分層面內(nèi)各個(gè)像素，再利用層面 XY 方向加人的梯度場對(duì) X 、 Y 方向像素進(jìn)行編碼以獲得 FID 信號(hào)（或稱投影信號(hào)），經(jīng)二維傅里葉反變換獲得像素的質(zhì)子密度，Tl、T2 弛豫時(shí)間的空間分布，進(jìn)而重建 MR 圖像。設(shè)靜磁場為Bo沿軸方向分布，人體長軸與靜磁場Bo方向平行。欲選擇的層面為橫斷面時(shí)，梯度磁場應(yīng)取 Z方向分布。當(dāng)欲選擇的層面為矢狀斷層時(shí)，層面選擇梯度磁場應(yīng)取G

30、x 分布；當(dāng)選擇的層面為冠狀斷層時(shí)，層面選擇梯度磁場應(yīng)取Gy分布。1 相位編碼和頻率編碼 MR數(shù)據(jù)采集是通過逐次改變 x方向梯度場的掃描角度得到一組 FID 信號(hào)，再經(jīng)傅里葉反變換得到選擇的層面內(nèi)每個(gè)像素的質(zhì)子密度分布而重建圖像。在二維傅里葉變換成像方法中是以相位編碼和頻率編碼來實(shí)現(xiàn)這種旋轉(zhuǎn)掃描的。所謂相位編碼（phase encoding )，就是利用梯度磁場造成各個(gè)像素的體積元的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)相位不同，以相位差標(biāo)定各像素體積元的空間位置。當(dāng)引起共振的射頻脈沖終止后，由于受激勵(lì)的層面磁場的不均勻性和相鄰磁核產(chǎn)生的小磁矩的影響，以相同頻率共振的磁矩可能會(huì)有不同的進(jìn)動(dòng)方向，即相位差。利用某方向施加的梯

31、度場對(duì)體素磁化強(qiáng)度的這種相位特點(diǎn)進(jìn)行編碼，實(shí)現(xiàn)各體積元的位置識(shí)別，這就是相位編碼的含義?，F(xiàn)假設(shè)每個(gè)體素的磁化強(qiáng)度相同（矢量幅度相同），每個(gè)磁化矢量都以相同的頻率進(jìn)動(dòng)。開始時(shí)各矢量相位相同（都朝上），因此，所有體素都產(chǎn)生相同的MR信號(hào)。當(dāng)加人y方向梯度磁場后，處于上部的體素比處于下部的體素經(jīng)歷更強(qiáng)的磁場，從而導(dǎo)致上部各磁化矢量比下部磁化矢量有更快的進(jìn)動(dòng)頻率，因此，各磁化矢量之間將產(chǎn)生相位差。由此而產(chǎn)生的相位變化與磁場矢量在垂直方向（y）上的位置有關(guān)。該梯度磁場作用時(shí)間很短。當(dāng)關(guān)閉梯度場后，所有體素再次置于相同的外磁場中，磁化矢量又以相同的頻率進(jìn)動(dòng)，但各磁化矢量因梯度場產(chǎn)生的相位移卻保留了下來。從

32、這個(gè)意義上講，相位編碼是以梯度磁場對(duì)選擇層面內(nèi)各行間體素的相位進(jìn)行標(biāo)定，實(shí)現(xiàn)行與行之間體素的位置識(shí)別的。相位編碼的方向也是可以任意選擇的。選擇相位編碼的方向應(yīng)考慮的主要問題是：運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的偽像和圖像重疊失真。在每次數(shù)據(jù)采集周期中，相位編碼梯度只瞬間接通。且在各數(shù)據(jù)采集周期中施加的梯度場的強(qiáng)度各不相同。這如同X線-CT采集數(shù)據(jù)運(yùn)用的平移一旋轉(zhuǎn)或旋轉(zhuǎn)一旋轉(zhuǎn)掃描方式的功能。在 MR 圖像重建中，沿相位編碼方向排列的像素個(gè)數(shù)決定了為實(shí)現(xiàn)重建圖像所需的數(shù)據(jù)采集周期的重復(fù)次數(shù)。如果要得到一幅128x128個(gè)像素的二維圖像，即圖像矩陣（沿相位編碼方向）為128行，則數(shù)據(jù)采集周期必須至少重復(fù) 128 次。這是影

33、響磁共振成像速度的主要因素。如果要得到某部位n層圖像，每個(gè)像素矩陣為128行，則數(shù)據(jù)采集周期必須重復(fù) 128n次。二維圖像的檢測時(shí)間Td可由下式?jīng)Q定：Td矩陣行數(shù)Ny激勵(lì)層面數(shù)n數(shù)據(jù)采集周期 T 相位編碼的梯度磁場增量的變化次數(shù)決定了圖像矩陣的行數(shù)。在確定的成像視野（field of view, FOV即成像范圍的二維幾何尺寸）內(nèi)矩陣的行數(shù)決定了每個(gè)像素的幾何尺寸，如圖6-13 所示，因而也就決定了圖像的空間分辨力（即空間兩點(diǎn)像素的最小區(qū)分能力），而檢查時(shí)間正比于圖像的空間分辨力。圖 6-13 （a）無相位編碼時(shí)從選擇層面測得的信號(hào)S （ b）加入弱梯度磁場的相位編碼時(shí)測得的信號(hào)S （ c）

34、加入強(qiáng)梯度磁場的相位編碼時(shí)測得的信號(hào)S （d）相位編碼和頻率編碼結(jié)合將選擇層面內(nèi)的像素分 割開來，每個(gè)象素的幾何尺寸由x和y決定 可見，在二維成像方法中，相位編碼只解決y方向的體素識(shí)別，x方向的體素識(shí)別還需加人x方向的梯度磁場來實(shí)現(xiàn)頻率編碼。所謂頻率編碼（frequency encoding）是利用 x 方向的梯度磁場沿x方向?qū)M織體素進(jìn)行位置標(biāo)記的方法。頻率編碼的原理是：在射頻脈沖激勵(lì)的同時(shí)，加人x方向的梯度磁場。由于梯度磁場的作用，每個(gè)體積元內(nèi)的磁化強(qiáng)度與相鄰體積元內(nèi)的磁化強(qiáng)度具有不同的進(jìn)動(dòng)頻率，從而產(chǎn)生的自由感應(yīng)衰減信號(hào)的頻率也略有差別。圖6-14 頻率編碼和相位編碼對(duì)個(gè)體素磁化矢量的作

35、用在二維成像技術(shù)中，由射頻線圈接收到的MRI信號(hào)是受激層面內(nèi)各體素產(chǎn)生的MRI信號(hào)的總和。各相鄰體素間產(chǎn)生的 MR 信號(hào)的頻率和相位存在著細(xì)微的差別，正是這種差別為圖像重建創(chuàng)造了條件，圖6-14給出了頻率編碼和相位編碼對(duì)選擇層面內(nèi)各體素的綜合作用。在水平方向上的這種差別表現(xiàn)為磁矩的頻率差，在垂直方向上表現(xiàn)為矢量的相位差。通過二維傅里葉反變換可以適當(dāng)?shù)匕迅黧w素磁化矢量的這些差別分解出來，從而獲得各體素元的共振信息，并按檢測信號(hào)的強(qiáng)弱給每個(gè)體素不同的灰度，這樣就構(gòu)成了一幅二維圖像。2.K空間K空間為MR圖形原始資料的填充儲(chǔ)存空間格式，填充后的資料經(jīng)傅立葉轉(zhuǎn)換，重建出MR圖像。下圖所示為典型的K空間

36、比如矩陣為256*256的圖像需要采集256條相位編碼線來完成K空間的填充，每條相位編碼線含有全層MR信息。K空間呈對(duì)稱填充，但是K空間的數(shù)據(jù)點(diǎn)陣與圖像的點(diǎn)陣不是一一對(duì)應(yīng)的。填充K空間中央?yún)^(qū)域的相位編碼線決定圖像的對(duì)比，填充K空間周邊區(qū)域的相位編碼線決定圖像的解剖細(xì)節(jié)。如下圖所示：K空間的填充形式有對(duì)稱、循序填充和螺旋式填充以及放射狀填充。3 核磁圖像傅里葉重建由傅里葉變換的性質(zhì)和特點(diǎn)知：頻率不同的信號(hào)經(jīng)傅里葉變換后，可由它們?cè)陬l譜圖中譜線的位置加以識(shí)別；而頻率相同，相位不同的信號(hào)的傅里葉變換可由它們的譜線與坐標(biāo)軸的偏轉(zhuǎn)角度加以區(qū)別。傅里葉變換的這些特點(diǎn)剛好適應(yīng)了為MR信號(hào)采集設(shè)計(jì)的各種編碼方

37、式的解碼需要。圖6-15描述了平面內(nèi) A、B兩點(diǎn)圖像由二維傅里葉變換方法得到的重建圖像的主要過程。Z方向梯度場 Gx選定該成像平面， x 方向加人梯度磁場Gx認(rèn)實(shí)現(xiàn)頻率編碼，y方向加人梯度磁場Gy實(shí)現(xiàn)相位編碼，y方向的相位編碼為n次。圖 6-15 ( a）為Gy變化時(shí)采集到的時(shí)域 FID信號(hào)譜，對(duì)每個(gè)FID信號(hào)進(jìn)行傅里葉變換將得到圖（b）所示的頻譜圖。因?yàn)?x 方向只有物體 A 、B兩點(diǎn)，所以各FID傅里葉變換的結(jié)果中都表現(xiàn)為Ax、Bx處的兩條譜線。由于相位編碼使各 FID 稍有不同，沿Gy方向得到的 FID 信號(hào)的頻率相同，但相位不同，因此變換的結(jié)果得到圖（c）左側(cè)的結(jié)果。對(duì)該結(jié)果再進(jìn)行傅里

38、葉反變換就得到了圖（c）右側(cè)的重建圖像。由圖可見，沿 x方向進(jìn)行的傅里葉變換識(shí)別出 A 、B 在x方向的空間位置（Ay、By），從而決定了 A 、B點(diǎn)的位置坐標(biāo)。這就是二維傅里葉變換成像的基本原理。二維傅里葉變換成像的典型脈沖序列為 90脈沖后跟隨一個(gè)180脈沖。脈沖序列、梯度磁場和產(chǎn)生自旋回波的 FID信號(hào)的時(shí)序如圖 6-16 所示。掃描序列分類掃描序列，或稱脈沖序列。簡單說，是指為了產(chǎn)生磁共振圖像數(shù)據(jù)，而施加的一系列射頻脈沖和梯度脈沖的時(shí)間順序。臨床上常用的序列大致分為兩種：SE（自旋回波）、GRE（梯度回波）。并由這兩個(gè)基本序列引出若干變種。掃描序列分類： 圖6-15 XY平面內(nèi)A、B兩

39、點(diǎn)的二維佛里葉變換實(shí)現(xiàn)MR原理圖有的掃描序列加有一個(gè)反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖：例如：ir 帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的SEtir 帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的TSEtgir 帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的tgsehir 帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的hasteepir 帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的epi由磁共振原理可知，接收線圈檢測到的 FID 信號(hào)的強(qiáng)度與下列因素有關(guān)，即質(zhì)子密度T1弛豫時(shí)間和T2弛豫時(shí)間。檢測到 FID 信號(hào)的強(qiáng)度變化反映了受激組織磁化強(qiáng)度矢量 M 在弛豫過程中的變化規(guī)律。磁化強(qiáng)度矢量 M 的變化規(guī)律由下式表示：(6-23)該表達(dá)式以 z 軸方向?yàn)閷用孢x擇方向，靜磁場 Bo與 Z軸同方向。 K為常數(shù)，它取決于接收線圈的靈敏度

40、和機(jī)器的電子電路。 Mo為磁化矢量的初始值，即受檢體進(jìn)人磁共振掃描機(jī)之后，射頻脈沖作用之前的平衡磁化矢量，1是 T1的函數(shù)，2是T2的函數(shù)。質(zhì)子密度的信息包含在 Mo中（單位體積內(nèi)自旋質(zhì)子越多Mo越大） , Mo有時(shí)也寫成 N ( H ）。如將 M 在縱向弛豫過程和橫向弛豫過程的變化分開來討論。由 Bloch 方程描述的弛豫過程可改寫如下：其中城Mx（ 0 ）和Mxy(max)分別表示弛豫開始時(shí)（ t = 0 ）磁化矢量在 Z 軸和 XY 平面內(nèi)的分量。圖 6-16 二維傅里葉變換成像方法中層面選擇，相位編碼Gy，頻率編碼Gx及其與射頻脈沖和回波信號(hào)的時(shí)序關(guān)系1 反轉(zhuǎn)恢復(fù)法反轉(zhuǎn)恢復(fù)法（inve

41、rsion recovery, IR ）是以 180RF 脈沖做為激勵(lì)脈沖，使選擇層面的質(zhì)子平衡磁化矢量翻轉(zhuǎn) 180，并在磁化矢量恢復(fù)期（弛豫過程中）加人90檢測脈沖，其后檢測 PID 信號(hào)的一種脈沖序列。這種方法是獲得 T1加權(quán)圖像的常用脈沖序列。 2 自旋回波法和部分飽和法自旋回波法（spin echo，SE ) SE 序列是臨床 MR 成像中應(yīng)用最普遍的脈沖序列之一。所謂自旋回波法是以 90脈沖激勵(lì)平衡狀態(tài)的磁化強(qiáng)度矢量翻轉(zhuǎn)到 XY 平面，然后以180 反轉(zhuǎn)脈沖使Mx倒相180，如果將90脈沖激勵(lì)后所測到的FID信號(hào)的時(shí)間為TE，經(jīng)過回波時(shí)間TE2 檢測重新聚積的磁化矢量Mxy產(chǎn)生的FI

42、D信號(hào)的方法。部分飽和法（partial saturation , PS） 是利用90激勵(lì)脈沖使平衡磁化傾倒并逐漸恢復(fù)，經(jīng)過一段時(shí)間后，再次加人 90脈沖，檢測弛豫過程的 FID 信號(hào)的方法。部分飽和法可因被檢組織弛豫特性的不同既可以檢測 T1又可以檢測 T2，有時(shí)也稱為反復(fù) FID 法。3 快速成像脈沖序列快速成像一直是 MR 成像研究人員致力的目標(biāo)，它可以顯著地縮短 MR 系統(tǒng)的成像時(shí)間，從而有利減少因運(yùn)動(dòng)性器官和血流形成的運(yùn)動(dòng)偽像。因成像時(shí)間短，可實(shí)現(xiàn)在吸氣和呼氣狀態(tài)下對(duì)上腹成像?？焖俪上裥蛄邪l(fā)展較快，種類也較多，成像時(shí)間還在進(jìn)一步縮短，時(shí)至今日， MR 對(duì)心臟、血流的成像已成為可能。臨

43、床常用的快速成像序列有 RARE （rapid acquisition with relaxation enhancement ）序列 該序列與 SE 多回波序列有類似之處，都是采用90- 180- 180 的自旋回波形式。不同之處在于 RARE 序列在單個(gè) 90- 90 即TR期間使用的多個(gè) 180脈沖分別與相位編碼對(duì)應(yīng)，而常規(guī) SB 多回波序列是 90脈沖與相位編碼對(duì)應(yīng)。因此， RARE 序列大大減少了數(shù)據(jù)采集的時(shí)間。梯度回波序列（gradient echo , GE）梯度回波序列是在 SE 基礎(chǔ)上發(fā)展起來的。與常規(guī)SE序列不同的是：一、梯度回波序列使用的第一個(gè)脈沖小于90，因此，接受此脈

44、沖后，質(zhì)子在縱向上的磁化矢量仍保持較大值，磁化矢量在縱向上恢復(fù)到平衡位置所需的時(shí)間也明顯較 SE 序列短，故可有效地縮短TR時(shí)間；二、梯度回波序列不是使用 180脈沖使橫向磁矩同相位化（聚焦），而是加上與層面選擇梯度反向的梯度實(shí)現(xiàn)上述目的產(chǎn)生回波信號(hào)；三、梯度回波序列回波時(shí)間TE明顯縮短，減少了數(shù)據(jù)采集時(shí)間。梯度回波序列主要是 FLASH 序列和 FlSP 序列。 FLASH 序列有時(shí)也稱快速小角度翻轉(zhuǎn)脈沖序列，其脈沖形式及編碼時(shí)序如圖6-17 所示，其特點(diǎn)是： 圖6-17 FLASH序列脈沖激勵(lì)與梯度場的排列時(shí)序在梯度回波后，在層面選擇梯度方向上再加一“干擾梯度”，使殘留的質(zhì)子橫向磁矩在下次

45、 RF 脈沖到來之前完全失去相位同步；因TE、TR短，圖像具有 T1加權(quán)的特性； 因TE時(shí)間極短，使多平面成像成為可能；當(dāng)翻轉(zhuǎn)角為 90時(shí)，F(xiàn)LASH 序列類似于SE 序列；當(dāng)選擇的TR較長并與普通的 SE 序列類似時(shí)，因 FLASH 的翻轉(zhuǎn)角小，質(zhì)子的橫向磁矩顯然比普通SE序列要小，經(jīng)TR之時(shí)間后產(chǎn)生的回波信號(hào)比 SE 序列弱。FISP 序列的脈沖激發(fā)及梯度開啟方式如圖 6-18 所示，該序列與 FLASH 序列完全不同之處是： FLASH 序列在回波之后給予一個(gè)“干擾梯度”以消除橫向磁矩的同步性，而 FlSP 序列卻給予一補(bǔ)償梯度，使相位達(dá)到更大限度的同步，故 FlSP 序列所接收的 MR

46、 信號(hào)強(qiáng)度取決于質(zhì)子橫向磁矩在獲得補(bǔ)償梯度之前是否相位失同步及其失同步的快慢（T2）和質(zhì)子接受補(bǔ)償梯度后橫向磁矩的同相位化程度。一般來說，T2越長，質(zhì)子相位聚集越完全，所得的 MR 信號(hào)則越強(qiáng)。圖6-18 FLSP序列脈沖激勵(lì)與梯度場的排列時(shí)序若TR很長，對(duì) FISP 序列而言，因下一次脈沖到來時(shí)無橫向磁矩，其效果類似于 FLASH 序列中人工加人一個(gè)“干擾梯度”所造成的橫向磁矩的相位失同步作用。此時(shí)的 FISP 序列基本等同于FLASH序列。若TR縮短，以使T2衰減較少而保留有較多的同相位化橫向磁矩時(shí)， FISP 序列的信號(hào)強(qiáng)度則明顯高于 FLASH序列。因此可以說， FISP序列對(duì)長T2值

47、的組織顯示較 FIASH 好。同樣，因 FISP 序列最大限度地考慮了組織的橫向磁矩及其衰減的情況，因此對(duì) T2值較長的組織顯示較好。FLASH技術(shù)采用的翻轉(zhuǎn)角為 10至 45，回波時(shí)間約10毫秒左右，所采取的重復(fù)時(shí)間TR可降低至 20 毫秒，在該段時(shí)間內(nèi)完成層面選擇、相位編碼和數(shù)據(jù)采集三項(xiàng)工作， 256 x 256 圖像所需時(shí)間約為 5 秒。（四）、核磁圖像加權(quán) MR 圖像中主要以 Tl 、T2和 N ( H ）為參數(shù)進(jìn)行成像，實(shí)際上是利用脈沖序列中的各種參數(shù)如TR、TE、 T 1，調(diào)節(jié) MR 信號(hào)的采集過程而成像。圖像合成的基本想法是：在收集成像數(shù)據(jù)中，按照可調(diào)脈沖時(shí)間參數(shù)的組合形式計(jì)算出

48、 MR 參數(shù) T 1、T2或 N ( H）。如部分飽和法時(shí)所做的那樣。只要能逐點(diǎn)計(jì)算出固有參數(shù)（T1、T2、N ( H ) ，就可再由固有參數(shù)生成基本圖像。這樣得到的圖像與脈沖序列可調(diào)參數(shù)無關(guān)，因?yàn)閳D像每個(gè)點(diǎn)的亮度只代表該組織的 T1、2或 N ( H）值。設(shè)圖像由一系列像素組成，對(duì)應(yīng)時(shí)間Ta 、Tb、Tc和Td得到四幅圖像（圖 6-19 ) ，圖中第 i , j 像素坐標(biāo)的信號(hào)強(qiáng)度為(6-26)其中 K 二（TR， T2ij， N ( H ）ij）。上式是斜率為一 l T2ij。的直線，將n個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)值代人上式計(jì)算該直線方程，就可以解出像素 ij 的 T2值。按照這種方法可以推算出所有其他像索

49、的 T 2值，從而得到 T2圖像。同樣也可以選用不同的TR值，獲得兩幅或更多的圖像，推算出 T 1；圖像和質(zhì)子密度圖像。圖6- 19 ( b ）為計(jì)算出的 T2 ：圖像和質(zhì)子密度圖像。基本圖像除了具有研究意義外，在臨床中也有實(shí)際意義。用這種方法可以得到質(zhì)量較好的圖像質(zhì)量。由于個(gè)別圖像噪聲和偽差的影響，由以上方法計(jì)算所得的 NH ) , T1 和T2常常是不夠準(zhǔn)確的。因此，常從 6-19 幅圖像中獲得原始數(shù)據(jù)，用指數(shù)最小平方回歸（如上所述），多點(diǎn)擬合迭代等數(shù)學(xué)方法計(jì)算 N ( H ) , T1和T2圖像。從統(tǒng)計(jì)學(xué)觀點(diǎn)看，采用的圖像越多，噪聲越低。但實(shí)際上由于受檢者在檢查時(shí)不可能保持靜止不動(dòng)，采用

50、的圖像越多，呼吸、心臟跳動(dòng)和大血管的搏動(dòng)的帶來的噪聲也越多。經(jīng)過計(jì)算得到的 N ( H ）、T1和T2的圖像應(yīng)和所采用的掃描方法沒有關(guān)系。實(shí)際上卻很難對(duì)不同MR成像系統(tǒng)所產(chǎn)生的 Tl 和T2值進(jìn)行比較，其中一個(gè)主要因素是外加磁場影響，磁場強(qiáng)度的不同會(huì)導(dǎo)致不同的計(jì)算結(jié)果，尤其是 Tl 弛豫時(shí)間常常因外加磁場強(qiáng)度的增加而延長。利用各種脈沖序列得到的 MR 圖像基本上是加權(quán)圖像，采用脈沖序列所測得的信號(hào)強(qiáng)度為（重寫式（6- 23 ) :通過調(diào)節(jié)序列中的脈沖間距，就能改變 1 和2的影響程度。如果較小的 T1改變能導(dǎo)致較大的1值改變，則信號(hào)強(qiáng)度S的大小主要取決于組織間 Tl 的差別，這種圖像稱為 T

51、1加權(quán)（T1-weighted）圖像；同樣，當(dāng)圖像對(duì)組織間T2差別較敏感時(shí)，稱為，T2加權(quán)（T2- weighted）圖像；如果圖像對(duì)T1和T2都不敏感，其對(duì)比度僅僅取決于組織間質(zhì)子密度的差別，這種圖像稱為自旋密度圖像。圖6-19 從四幅回波圖象通過逐點(diǎn)計(jì)算出T2圖象和質(zhì)子密度圖象的原理示意圖（a）T2圖象 （b）質(zhì)子密度圖象在脈沖序列中，由操作者改變的參數(shù)有T；TE和TR。通過對(duì)這些參數(shù)的選擇，可以得到不同性質(zhì)的加權(quán)圖像。如常用的反轉(zhuǎn)恢復(fù)（IR）序列可以通過 T1的選擇實(shí)現(xiàn) T1加權(quán)。 T1較短時(shí)，不同 T1值的組織縱向恢復(fù)值差異較大，因此信號(hào)強(qiáng)度對(duì)組織 T1的依賴性較強(qiáng)。在圖像中 T l 的權(quán)重占主導(dǎo)地位，這就是加權(quán)的概念。對(duì)于 IR 序列，當(dāng) T1較長時(shí)，信號(hào)強(qiáng)度又主要與質(zhì)子密度有關(guān)，因此，得到的圖像又變?yōu)橘|(zhì)子密度圖像了。（五）、掃描序列命名規(guī)則：Siemens常規(guī)命名：(加權(quán)_)序列名_參數(shù)Fid Free Induction Decay自由感應(yīng)衰減Se Spin echo sequence自旋回波Gre Gradient Echo Sequence 梯度回波Tse Turbo Spine Echo快速自旋回波Ep Echo planar Imaging回波平面成像HasteHal