磁共振成像基本原理_2010-8-27培訓(xùn)

1、AURORA磁共振項(xiàng)目培訓(xùn)磁共振項(xiàng)目培訓(xùn)磁共振成像基本原理磁共振成像基本原理MRI設(shè)備設(shè)備MRI基本原理及相關(guān)概念基本原理及相關(guān)概念MRI發(fā)展史發(fā)展史1磁共振成像的基本硬件組成磁共振成像的基本硬件組成2磁共振現(xiàn)象的基本原理磁共振現(xiàn)象的基本原理3磁共振成像原理磁共振成像原理4影響影響MR信號強(qiáng)度的因素信號強(qiáng)度的因素5一、一、MRI發(fā)展歷史發(fā)展歷史v磁共振成像概述 一種生物磁自旋成像技術(shù)，利用原子核（氫核）自旋運(yùn)動(dòng)的特點(diǎn)，在外加磁場內(nèi)，經(jīng)射頻脈沖激后產(chǎn)生信號，用探測器（接收線圈）檢測并輸入計(jì)算機(jī)，經(jīng)過處理轉(zhuǎn)換在屏幕上顯示圖像。 英文簡稱MRI(magnetic resonance imaging

2、)MRI發(fā)展歷史發(fā)展歷史v1930年代，物理學(xué)家伊西多拉比發(fā)現(xiàn)在磁場中的原子核會(huì)沿磁場方向呈正向或反向有序平行排列，而施加無線電波之后，原子核的自旋方向發(fā)生翻轉(zhuǎn)。v1946年兩位美國科學(xué)家布洛赫和珀塞爾發(fā)現(xiàn)，將具有奇數(shù)個(gè)核子（包括質(zhì)子和中子）的原子核置于磁場中，再施加以特定頻率的射頻場，就會(huì)發(fā)生原子核吸收射頻場能量的現(xiàn)象，這就是人們最初對磁共振現(xiàn)象的認(rèn)識。v1946年，美國哈佛大學(xué)的珀塞爾和斯坦福大學(xué)的布洛赫宣布，他們發(fā)現(xiàn)了磁共振NMR。兩人因此獲得了1952年諾貝爾獎(jiǎng)。MRI發(fā)展歷史發(fā)展歷史v1973年Lauterbur研究出MRI所需要的空間定位方法，也就是利用梯度場。他的研究結(jié)果是獲得水

3、的模型的圖像。v在以后的10年中，人們進(jìn)行了大量的研究工作來制造磁共振掃描機(jī)，并產(chǎn)生出人體各部位的高質(zhì)量圖像，先后通過MR掃描，獲得手、胸、頭和腹部的圖像。v1980年商品化MRI裝置問世。二、磁共振成像的基本硬件組成二、磁共振成像的基本硬件組成v主磁體v梯度系統(tǒng)v射頻系統(tǒng)v計(jì)算機(jī)系統(tǒng)v屏蔽系統(tǒng)v其他輔助系統(tǒng)主磁體主磁體v主磁體是MRI 儀最基本的構(gòu)件，是產(chǎn)生磁場的裝置，主要作用是產(chǎn)生穩(wěn)定均勻的靜磁場使組織產(chǎn)生磁化。根據(jù)磁場產(chǎn)生的方式可將主磁體分為永磁型和電磁型，根據(jù)導(dǎo)線材料不同又可將電磁型主磁體分為常導(dǎo)磁體和超導(dǎo)磁體。（一）常導(dǎo)型磁體（二）永磁型磁體（三）超導(dǎo)型磁體主磁體主磁體v主磁體最重要

4、的技術(shù)指標(biāo)包括場強(qiáng)場強(qiáng)、磁場均勻度磁場均勻度、磁場穩(wěn)定性磁場穩(wěn)定性、磁體的有效孔徑磁體的有效孔徑、邊緣場空間范圍邊緣場空間范圍及主磁體長度主磁體長度。場強(qiáng)場強(qiáng)：描述主磁體產(chǎn)生的靜磁場的強(qiáng)度和方向，采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）作單位，特斯拉是目前磁場強(qiáng)度的法定單位。規(guī)定距離5 安培電流通過的直導(dǎo)線1cm 處檢測到的磁場強(qiáng)度被定義為1 高 斯。特斯拉與高斯的換算關(guān)系為：1 T = 10000 G。低場機(jī)低場機(jī)：磁場強(qiáng)度0.5T以下中場機(jī)中場機(jī)：磁場強(qiáng)度0.5T到1.0T高場機(jī)高場機(jī)：磁場強(qiáng)度1.0T到2.0 之間超高場機(jī)超高場機(jī)：磁場強(qiáng)度大于2.0 T 主磁體主磁體v磁場均

5、勻度：磁場均勻度：指在一定的容積范圍內(nèi)磁場強(qiáng)度的均一性，也即單位面積內(nèi)通過磁力線數(shù)目的一致性。作為MRI設(shè)備的一個(gè)很重要的指標(biāo)，在很大程度上決定著MRI設(shè)備的圖像質(zhì)量好壞。1、高均勻度的場強(qiáng)有助于提高圖像信 噪比；2、場強(qiáng)均勻是保證MR 信號空間定位準(zhǔn)確性的前提；3、場強(qiáng)均勻可減少偽影（特別是磁化率偽影）；4、高度均勻度磁場有利于進(jìn)行大視野掃描，尤其肩關(guān)節(jié)等 偏中心部位的MRI ；5、只有高度均勻度磁場才能充分利用脂肪飽和技術(shù)進(jìn)行脂肪抑制掃描；6、高度均勻度磁場才能有效區(qū)分MRS 的不同代謝產(chǎn)物。主磁體主磁體如何提高磁場均勻度？如何提高磁場均勻度？主動(dòng)勻場主動(dòng)勻場（active shimmin

6、g）又稱為有源勻場，是指利用勻場線圈通以電流，產(chǎn)生小磁場，并通過適當(dāng)調(diào)整勻場線圈陣列中各線圈的電流強(qiáng)度，使其周圍的局部磁場發(fā)生變化來調(diào)節(jié)改善靜磁場的不均勻性，以提高靜磁場整體均勻性的過程。被動(dòng)勻場被動(dòng)勻場（passive shiming）是指在磁體孔洞內(nèi)壁上貼補(bǔ)一定形狀和尺寸、專用小鐵片（又稱為勻場片），用以提高磁場均勻性的方法。這種方法在勻場過程中使用的是無源器件，因而也稱為無源勻場。 主磁體主磁體v磁場穩(wěn)定性：磁場穩(wěn)定性：受各種客觀因素影響，磁場的均勻性和/或磁場強(qiáng)度值會(huì)發(fā)生變化，這就是磁場漂移磁場漂移。磁場穩(wěn)定性就是定量評價(jià)、衡量這種漂移變化的技術(shù)指標(biāo)。穩(wěn)定性下降，意味著單位時(shí)間內(nèi)磁場的

7、變化率增高，如果在一次磁共振掃描檢查時(shí)間段內(nèi)，磁場強(qiáng)度值和/或磁場均勻性發(fā)生了漂移，就會(huì)影響到圖像質(zhì)量。v時(shí)間穩(wěn)定性：時(shí)間穩(wěn)定性：磁體所建立的靜磁場B0隨時(shí)間而變化的程度。v熱穩(wěn)定性熱穩(wěn)定性：磁場強(qiáng)度值隨溫度變化而漂移的程度。主磁體主磁體v磁體有效孔徑磁體有效孔徑是指梯度線圈、勻場線圈、射頻體線圈、襯墊、內(nèi)護(hù)板、隔音腔、和外殼等部件均在磁體檢查孔道內(nèi)安裝完畢后，所剩余柱形空間的有效內(nèi)徑?？讖酱笮∠拗浦粰z查者的體型尺寸大小，延伸到磁體外部的磁場的范圍亦與孔徑大小及磁場強(qiáng)度有關(guān)。以足夠容納受檢者人體或受檢部位為宜以足夠容納受檢者人體或受檢部位為宜幽閉恐懼癥磁場均勻性的破壞和失衡主磁體主磁體v邊緣

8、場：邊緣場：磁體產(chǎn)生的靜磁場向空間各個(gè)方向散布，發(fā)散到磁體周圍的空間中，稱為邊緣場。它的強(qiáng)弱與空間位置有關(guān)，隨著空間點(diǎn)與磁體距離的增大，邊緣場的場強(qiáng)逐漸降低。v邊緣場會(huì)對候診的受檢者、工作人員、路過附近的人員、分布在磁體周圍空間的電子設(shè)備造成可能的傷害和損壞。因此需要采取措施抑制、屏蔽磁體的邊緣場，縮小邊緣場的空間范圍，保證周圍環(huán)境的安全。無源屏蔽法無源屏蔽法給磁體披上非常厚的軟鐵特種硅鋼材料特種硅鋼材料包繞覆蓋磁屏蔽法，將邊緣場空間范圍強(qiáng)制壓縮在磁屏蔽空間之內(nèi)有源屏蔽法有源屏蔽法使用一組或者幾組有源線圈，仔細(xì)計(jì)算和測量邊緣場的分布后，設(shè)計(jì)成與邊緣場大小相等、方向相反的電磁場分布，從而抵消和反

9、射磁體引起的向外發(fā)散的磁力線，以此達(dá)到縮小邊緣場空間范圍的目的。梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)v梯度系統(tǒng)是指與梯度磁場相關(guān)的電路單元和相關(guān)系統(tǒng)，由梯度線圈、梯度控制器、數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC）、梯度放大器（梯度電源）和梯度冷卻系統(tǒng)等部分組成。v梯度系統(tǒng)主要作用包括：（1）對MRI 信號進(jìn)行空間編 碼，以確定成像層面的位置和厚度 ；（2 ）產(chǎn)生MR 回波（梯度回波）；（3）施加擴(kuò)散加權(quán)梯度場；（4 ）進(jìn)行流動(dòng)補(bǔ)償；（5） 進(jìn)行流動(dòng)液體的流速相位編碼。梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)v梯度線圈與梯度磁場的組成梯度線圈與梯度磁場的組成梯度線圈繞在主磁體和勻場補(bǔ)償線圈內(nèi)，它由三組線圈組成，梯度場的方向按三個(gè)基本軸線X、Y、Z軸方向設(shè)計(jì)

10、。Z向梯度線圈（向梯度線圈（Gz）：產(chǎn)生Z向梯度磁場。X向和向和Y向梯度線圈（向梯度線圈（Gx和和Gy）：產(chǎn)生與Z向梯度場正交垂直的X向、Y向梯度磁場，形成與Z軸方向垂直的XY平面。梯度放大器梯度放大器：在梯度控制器的計(jì)算機(jī)控制下隨時(shí)開關(guān)，精確調(diào)節(jié)供應(yīng)給梯度線圈的電源，以便獲得精確的梯度磁場。 三個(gè)相互正交（X、Y、Z方向）的梯度磁場作為圖像重建的空間定位和層面選擇的依據(jù)，三個(gè)場中的任何一個(gè)均可提供層面選擇梯度、相位編碼梯度、頻率編碼梯度三項(xiàng)作用之一，而這三個(gè)方向的梯度場的聯(lián)合使用可獲得任意斜面的MR圖像。 梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)v梯度磁場性能指標(biāo)梯度磁場性能指標(biāo)有效容積有效容積梯度場線性梯度場線性

11、梯度場強(qiáng)度梯度場強(qiáng)度梯度場切換率和梯度上升時(shí)間梯度場切換率和梯度上升時(shí)間梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)v有效容積是指梯度線圈所包容的、其梯度場能夠滿足一定線有效容積是指梯度線圈所包容的、其梯度場能夠滿足一定線性要求的空間區(qū)域性要求的空間區(qū)域，又叫均勻容積，也可稱為有效作用范圍。只有有效容積這一區(qū)域能夠穩(wěn)定用于MR成像，它一般位于磁體中心，并與主磁場的有效容積同心，因此該參數(shù)通常以磁體中心為原點(diǎn)，以X、Y、Z三軸方向的數(shù)值來表示梯度場的有效作用范圍。v梯度線圈通常采用鞍形線圈鞍形線圈設(shè)計(jì)，其有效容積僅能達(dá)到總?cè)莘e的60%左右，因此如何提高梯度線圈均勻容積范圍及其工如何提高梯度線圈均勻容積范圍及其工作效率作效率

12、是梯度線圈設(shè)計(jì)中追求的目標(biāo)。因?yàn)樘荻染€圈的均勻容積越大，則其在、三軸方向上不失真成像區(qū)的視野范圍（Field Of View，F(xiàn)OV）相應(yīng)地就越大。 梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)v梯度場線性梯度場線性是衡量梯度場動(dòng)態(tài)地、依次平穩(wěn)遞增性能的指標(biāo)。線性越好，表明梯度場越精確，空間定位、選層、翻轉(zhuǎn)激發(fā)也就越精確，圖像的質(zhì)量就越好。一般來說，梯度場的非線性不能超過2%。 梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)v梯度場強(qiáng)度梯度場強(qiáng)度是指梯度磁場強(qiáng)度能夠達(dá)到的最大值，一般采用單位長度內(nèi)梯度磁場強(qiáng)度的最大差別來表示，即使用每米長度內(nèi)梯度磁場強(qiáng)度差別的毫特斯拉量（mT/M）來表示，如下公式： 梯度場強(qiáng)（梯度場強(qiáng)（mT/M）梯度場兩端的磁場強(qiáng)度

13、差值）梯度場兩端的磁場強(qiáng)度差值/梯度場的有效作用長度梯度場的有效作用長度在線圈確定時(shí)，梯度場強(qiáng)度由梯度電流強(qiáng)度所決定，而梯度電流強(qiáng)度又受梯度放大器的最高輸出功率限制。改變梯度場強(qiáng)和射頻脈沖的帶寬，就可選擇層面厚度層面厚度。梯度場強(qiáng)度越高，就可以選擇越薄的掃描層厚，體素就越小，影像的空間分辨率就越高。 梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)是指單位時(shí)間及單位長度內(nèi)的梯度磁場強(qiáng)度變化量，常用每秒每米長度內(nèi)梯度磁場強(qiáng)度變化的毫特斯拉量（mT/m/s）來表示。 也稱梯度爬升時(shí)間，是指梯度線圈通電接通電流后梯度磁場達(dá)到預(yù)設(shè)值所需時(shí)間。梯度場切換率（mT/m/s）梯度磁場預(yù)定強(qiáng)度/ t切換率越高表明梯度磁場變化越快，爬升越快，

14、 所需梯度上升時(shí)間越短，這樣就可以進(jìn)一步提高掃描時(shí)間。梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng) 梯度系統(tǒng)作為MRI設(shè)備的核心和關(guān)鍵部件，其性能高低直接決定著MRI設(shè)備的掃描速度（時(shí)間分辨率）掃描速度（時(shí)間分辨率）、最小最小掃描層厚（空間分辨率）掃描層厚（空間分辨率）、XYZ三軸有效掃描范圍三軸有效掃描范圍、影像的幾何保真度影像的幾何保真度。同時(shí)，它的性能還同掃描脈沖序列中梯度脈沖波形的設(shè)計(jì)有關(guān)，即一些復(fù)雜序列還要依賴梯度系統(tǒng)來實(shí)現(xiàn)。MRI設(shè)備對梯度系統(tǒng)的要求就是梯度場強(qiáng)高、梯度場強(qiáng)高、梯度上升速度快、梯度切換率高、梯度線性度、梯度輸出波梯度上升速度快、梯度切換率高、梯度線性度、梯度輸出波形的準(zhǔn)確度高及其可重復(fù)性好、梯

15、度效率和利用率高形的準(zhǔn)確度高及其可重復(fù)性好、梯度效率和利用率高。 射頻系統(tǒng)射頻系統(tǒng)v組成：組成：主要由射頻脈沖發(fā)射單元射頻脈沖發(fā)射單元和射頻脈沖接收單元射頻脈沖接收單元兩部分組成，其中包括射頻發(fā)射器、射頻功率放大器、射頻發(fā)射線圈、射頻接收線圈、以及低噪聲射頻信號放大器等關(guān)鍵部件。v作用：作用：負(fù)責(zé)實(shí)施射頻（Radio Frequency，RF）激勵(lì)并接收和處理射頻信號，即MR信號。射頻系統(tǒng)射頻系統(tǒng)v射頻線圈既是激勵(lì)源，又是探測器。按功能功能分類 發(fā)射/接收兩用線圈、接收線圈按適用范圍適用范圍分類 全容積線圈、部分容積線圈、表面線圈、 體腔內(nèi)線圈、相控陣線圈按極化方式極化方式分類 線（性）極化、

16、圓（形）極化按主磁場方向主磁場方向分類 螺線管線圈、鞍形線圈按繞組形式繞組形式分類 亥姆霍茲線圈、螺線管線圈、四線結(jié)構(gòu)線圈、 STR（管狀諧振器）線圈、鳥籠式線圈射頻系統(tǒng)射頻系統(tǒng)v均勻發(fā)射射頻脈沖，提高成像質(zhì)量。v采用高功率射頻放大器供能，射頻脈沖強(qiáng)度增大，射頻持續(xù)時(shí)間縮短，加快采集速度。v接收線圈盡可能接近檢查部位，信號增強(qiáng)，線圈內(nèi)體積減小，噪聲降低，信噪比提高。v利用相控陣線圈可明顯提高M(jìn)R圖像的信噪比，有助于改善薄層掃描、高分辨掃描及低場機(jī)的圖像質(zhì)量。相控陣線圈與平行采集技術(shù)相配合，可以進(jìn)一步提高M(jìn)RI的信號采集速度。 計(jì)算機(jī)系統(tǒng)計(jì)算機(jī)系統(tǒng) 計(jì)算機(jī)系統(tǒng)控制著MRI 儀的脈沖激發(fā)、信號采集

17、以及實(shí)現(xiàn)圖像處理、顯示、傳輸、存儲(chǔ)等功能。屏蔽系統(tǒng)屏蔽系統(tǒng)干擾 磁屏蔽 磁屏蔽不僅可防止外部鐵磁性物質(zhì)對磁體內(nèi)部磁場均勻性的影響，還能大大削減磁體外部雜散磁場的空間分布范圍。有源屏蔽：外線圈通以反向電流無源屏蔽：鐵磁性屏蔽體其他輔助系統(tǒng)其他輔助系統(tǒng)檢查床液氦及水冷卻系統(tǒng)空調(diào)系統(tǒng)膠片處理系統(tǒng)三、磁共振現(xiàn)象的基本原理三、磁共振現(xiàn)象的基本原理v磁共振成像的物質(zhì)基礎(chǔ)v進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比v磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)原子結(jié)構(gòu)：原子結(jié)構(gòu)：原子由原子核和繞核運(yùn)動(dòng)的電子組成，原子核由質(zhì)子和中子組成。電子帶負(fù)電荷，質(zhì)子帶正電荷，中子不帶電。u質(zhì)子和中子如果不成對不成對，將使質(zhì)子

18、在旋轉(zhuǎn)中產(chǎn)生角角動(dòng)量動(dòng)量，磁共振就是要利用這個(gè)角動(dòng)量的物理特性來實(shí)現(xiàn)激發(fā)、信號采集和成像的。 磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)自旋：質(zhì)子以一定的頻率繞軸高速旋轉(zhuǎn)。高速旋轉(zhuǎn)帶正電荷的質(zhì)子電流環(huán)路核磁v并非所有原子核的自旋運(yùn)動(dòng)都能產(chǎn)生核磁根據(jù)原子核內(nèi)中子中子和質(zhì)子的數(shù)目和質(zhì)子的數(shù)目不同，不同的原子核產(chǎn)生不同的核磁效應(yīng)。非磁性原子核：質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)均為偶數(shù)磁性原子核：中子數(shù)和質(zhì)子數(shù)至少一個(gè)為奇數(shù)磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)v用于人體磁共振成像的原子核為質(zhì)（H1），選擇（H1）的理由有：u（H1）是人體中最多的原子核，約占人體中總原子核數(shù)的2/3 以上；u（H1）的磁化率在人體磁性

19、原子核中是最高的。進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比一、進(jìn)入主磁場前質(zhì)子核磁狀態(tài)一、進(jìn)入主磁場前質(zhì)子核磁狀態(tài)人體的質(zhì)子不計(jì)其數(shù)，產(chǎn)生無數(shù)個(gè)小磁場，盡管每個(gè)質(zhì)子均能產(chǎn)生一個(gè)小磁場，這種小磁場的排列是隨機(jī)無序（即雜亂 無章）的，使每個(gè)質(zhì)子產(chǎn)生的磁化矢量相互抵消。因此，人體自然狀態(tài)下并無磁性，即沒有宏觀磁化矢量的產(chǎn)生。進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比二、進(jìn)入主磁場后質(zhì)子核磁狀態(tài)二、進(jìn)入主磁場后質(zhì)子核磁狀態(tài)進(jìn)入主磁場后，人體內(nèi)的質(zhì)子產(chǎn)生的小磁場不再是雜亂無章，呈有規(guī)律排列規(guī)律排列。一種是與主磁場方向平行且方向相同方向平行且方向相同，另一種是與主磁場

20、平行但方向相反平行但方向相反，處于平行同向的質(zhì)子略多于處于平行反向的質(zhì)子。從量子物理學(xué)的角度來說，這兩種核磁狀態(tài)代表質(zhì)子的能量能量差別差別。平行同向的質(zhì)子處于低能級，因此受主磁場的束縛，其磁化矢量的方向與主磁場的方向一致；平行反向的質(zhì)子處于高能級，因此能夠?qū)怪鞔艌龅淖饔?，其磁化矢量盡管與主磁場平行但方向相反。由于處于低能級的質(zhì)子略多于處于高能級的質(zhì)子，因此進(jìn)入主磁場后，人體內(nèi)產(chǎn)生了一個(gè)與主磁場方向一致的宏觀縱向與主磁場方向一致的宏觀縱向磁化矢量磁化矢量。進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比圖圖a 為進(jìn)入主磁場前，盡管每為進(jìn)入主磁場前，盡管每個(gè)質(zhì)子自旋都產(chǎn)生一個(gè)小磁場，

21、個(gè)質(zhì)子自旋都產(chǎn)生一個(gè)小磁場，但排列雜亂無章，磁化矢量相但排列雜亂無章，磁化矢量相互抵消，因此沒有宏觀磁化矢互抵消，因此沒有宏觀磁化矢量產(chǎn)生。量產(chǎn)生。圖圖b 示進(jìn)入主磁場后，質(zhì)子自旋示進(jìn)入主磁場后，質(zhì)子自旋產(chǎn)生的小磁場與主磁場平行排列，產(chǎn)生的小磁場與主磁場平行排列，平行同向者略多于平行反向者，平行同向者略多于平行反向者，最后產(chǎn)生一個(gè)與主磁場方向一致最后產(chǎn)生一個(gè)與主磁場方向一致的宏觀縱向磁化矢量。的宏觀縱向磁化矢量。 進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比三、進(jìn)動(dòng)和進(jìn)動(dòng)頻率三、進(jìn)動(dòng)和進(jìn)動(dòng)頻率進(jìn)入主磁場后，無論是處于高能級還是處于低能級的質(zhì)子，其磁化矢量并非完全與主磁場方向平行

22、，而總是與主磁場有與主磁場有一定的角度一定的角度。質(zhì)子除了自旋運(yùn)動(dòng)外，還繞著主磁場軸進(jìn)行旋轉(zhuǎn)擺動(dòng)，我們把質(zhì)子的這種旋轉(zhuǎn)擺動(dòng)旋轉(zhuǎn)擺動(dòng)稱為進(jìn)動(dòng)。進(jìn)動(dòng)是磁性原子核自旋產(chǎn)生的小磁場與主磁場相互作用的結(jié)果。進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)動(dòng)頻率進(jìn)動(dòng)頻率也稱Larmor 頻率，其計(jì)算公式為：B式中為Larmor 頻率，為磁旋比（對于某一種磁性原子核來說是個(gè)常數(shù)，質(zhì)子的約為42.5 mHz/T ），B 為主磁場的場強(qiáng)，單位為特斯拉（T）。從式中可以看出，質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場場強(qiáng)成正比。進(jìn)動(dòng)頻率明顯低于自旋頻率，但對于磁共振成像的來說，進(jìn)進(jìn)動(dòng)頻率比自旋頻率重要。質(zhì)子動(dòng)頻率比自旋

23、頻率重要。質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場場強(qiáng)成正的進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場場強(qiáng)成正比。比。進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比由于進(jìn)動(dòng)的存在，質(zhì)子自旋產(chǎn)生小磁場可以分解成兩個(gè)部分：（1）方向恒定的縱向磁化分矢量（沿主磁場方向）；（2）以主磁場方向即Z軸為軸心，在X、Y平面旋轉(zhuǎn)的橫向磁化分矢量。v縱向磁化分矢量產(chǎn)生一個(gè)與主磁場同向的宏觀縱向磁化矢量。v橫向磁化分矢量相互抵消，因而沒有宏觀橫向磁化矢量產(chǎn)生。進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比進(jìn)入主磁場前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對比磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象v磁共振現(xiàn)象：磁共振現(xiàn)象：給處于主磁場中的人體組織一個(gè)射頻脈沖，射頻脈沖的頻率與質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率相同，射頻脈

24、沖的能量將傳遞給處于低能級的質(zhì)子，處于低能級的質(zhì)子獲得能量后將躍遷到高能級。從微觀角度來說，磁共振現(xiàn)象是低能級的質(zhì)子獲得能量躍遷到高能級。從宏觀的角度來說，磁共振現(xiàn)象的結(jié)果是使宏觀縱向磁化矢量發(fā)生偏轉(zhuǎn)。偏轉(zhuǎn)的角度與射頻脈沖的能量有關(guān)，能量越大偏轉(zhuǎn)角度越大；而射頻脈沖能量的大小與脈沖強(qiáng)度及持續(xù)時(shí)間有關(guān)共振：共振：能量從一個(gè)振動(dòng)著的物體傳遞到另一個(gè)物體，后者以與前者相同的頻率振動(dòng)。共振的條件是相同的頻率，實(shí)質(zhì)是能量的傳遞。磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象90射頻脈沖射頻脈沖當(dāng)射頻脈沖的能量正好使宏觀縱向磁化矢量偏轉(zhuǎn)90，即完全偏轉(zhuǎn)到X、 Y 平面，我們稱這種脈沖為90脈沖，其產(chǎn)生的橫向宏觀磁化矢量在各種角度的

25、射頻脈沖中是最大的。磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象從微觀上講，90脈沖的效應(yīng)可以分解成兩個(gè)部分來理解：（1）90脈沖使處于低能級多出處于高能級的那部分質(zhì)子，有一半獲得能量進(jìn)入高能級狀態(tài)，這就使處于低能級和高能級的質(zhì)子數(shù)目完全相同，兩個(gè)方向的縱向磁化分矢量相互抵消，因此宏觀縱向磁化矢量等于零。（2）90脈沖前，質(zhì)子的橫向磁化分矢量相位不同，90脈沖可使質(zhì)子的橫向磁化分矢量處于同一相位，因而產(chǎn)生了一個(gè)最大旋轉(zhuǎn)宏觀橫向磁化矢量。磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象四、磁共振成像原理四、磁共振成像原理v核磁馳豫v磁共振加權(quán)成像v磁共振信號的空間定位vK空間的基本概念核磁馳豫核磁馳豫核磁弛豫：核磁弛豫： 90脈沖關(guān)閉后，組織的宏

26、觀磁化矢量逐漸恢復(fù)到平衡狀態(tài)的過程。核磁弛豫又可分解成兩個(gè)相對獨(dú)立的部分：（1）橫向磁化矢量逐漸減小直至消失，稱為橫向弛豫橫向弛豫；（2 ）縱向磁化矢量逐漸恢復(fù)直至最大（平衡狀態(tài)），稱為縱向弛豫縱向弛豫。核磁馳豫核磁馳豫v90脈沖關(guān)閉后，處于同相位的質(zhì)子發(fā)生了相位的離散（失相位失相位），其橫向磁化分矢量逐漸相互抵消，因此宏觀橫向磁化矢量衰減直至到零。致使質(zhì)子失相位的原因有兩個(gè)：（1）質(zhì)子周圍磁環(huán)境隨機(jī)波動(dòng)（2）主磁場的不均勻核磁馳豫核磁馳豫核磁馳豫核磁馳豫v90脈沖關(guān)閉后，宏觀橫向磁化矢量將呈指數(shù)式衰減，我們把宏觀橫向磁化矢量的這種衰減稱為自由自由感應(yīng)衰減感應(yīng)衰減（free induction

27、 decay，F(xiàn)ID ），也稱T2*弛豫弛豫。核磁馳豫核磁馳豫v自由感應(yīng)衰減（自由感應(yīng)衰減（FID）和）和T2弛豫的差別弛豫的差別受橫向弛豫和主磁場不均勻的雙重影響，橫向磁化矢量很快衰減，稱為FID ；剔除主磁場不均勻造成的質(zhì)子失相位，得到的橫向磁化矢量衰減為真正的橫向弛豫，即T2弛豫；同一組織的T2弛豫要遠(yuǎn)遠(yuǎn)慢于FID；T2值：橫向磁化矢量衰減到最大值的37%所用的時(shí)間；不同組織由于質(zhì)子受周圍微觀磁環(huán)境影響不同，T2值不同，即T2弛豫速度不一樣；不同的場強(qiáng)下，T2值也會(huì)發(fā)生變化。核磁馳豫核磁馳豫縱向弛豫縱向弛豫射頻脈沖關(guān)閉后，在主磁場的作用下，宏觀縱向磁化矢量將逐漸恢復(fù)到平衡狀態(tài)，這一過程稱

28、為縱向弛豫，即T1 弛豫。nT1值：宏觀縱向磁化矢量恢復(fù)到最大值的63%所用的時(shí)間。n不同的組織由于質(zhì)子周圍的分子自由運(yùn)動(dòng)頻率不同，其縱向弛豫速度存在差別，即T1 值不同。人體組織的T1 值受主磁場場強(qiáng)的影響較大，一般隨場強(qiáng)的增高，組織的T1 值延長。磁共振加權(quán)成像磁共振加權(quán)成像v加權(quán) 突出重點(diǎn)一般的成像過程中，組織的各方面特性（例如：質(zhì)子密度、T1 值、T2 值）均對MR 信號有貢獻(xiàn)，幾乎不可能得到僅純粹反映組織一個(gè)特性的MR圖像，我們可以利用成像參數(shù)的調(diào)整，使圖像主要反映組織某方面特性主要反映組織某方面特性，而盡量抑制組織其他特性對MR 信號的影響，這就是“加權(quán)”。磁共振加權(quán)成像磁共振加權(quán)

29、成像T1 加權(quán)成像（加權(quán)成像（T1WI）：重點(diǎn)突出組織縱向弛豫差別；T2 加權(quán)成像（加權(quán)成像（T2WI）：重點(diǎn)突出組織橫向弛豫差別；質(zhì)子密度圖像（質(zhì)子密度圖像（PD ）：主要反映組織質(zhì)子含量差別。 質(zhì)子密度加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)質(zhì)子密度加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn) 以甲、乙兩種組織為例，甲組織質(zhì)子含量高于乙質(zhì)子：以甲、乙兩種組織為例，甲組織質(zhì)子含量高于乙質(zhì)子：（1）進(jìn)入主磁場后，甲組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織；）進(jìn)入主磁場后，甲組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織；（2）90脈沖后甲組織產(chǎn)生的旋轉(zhuǎn)宏觀橫向磁化矢量就大于乙組織；脈沖后甲組織產(chǎn)生的旋轉(zhuǎn)宏觀橫向磁化矢量就大于乙組織；（3）馬上檢測）馬上檢測MR

30、信號，甲組織產(chǎn)生的信號，甲組織產(chǎn)生的MR 信號將高于乙組織。信號將高于乙組織。 質(zhì)子密度越高，質(zhì)子密度越高，MR 信號強(qiáng)度越大，這就是質(zhì)子密度加權(quán)成像。信號強(qiáng)度越大，這就是質(zhì)子密度加權(quán)成像。T2加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)假設(shè)甲、乙兩種組織質(zhì)子密度相同，但甲組織的橫向弛豫比乙組織慢（即甲組假設(shè)甲、乙兩種組織質(zhì)子密度相同，但甲組織的橫向弛豫比乙組織慢（即甲組織的織的T2 值長于乙組織）：值長于乙組織）：（1）進(jìn)入主磁場后由于質(zhì)子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢）進(jìn)入主磁場后由于質(zhì)子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量大小相同（圖量大小相同（圖a）；（2）90脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向

31、磁化矢量的大小也相同（圖脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同（圖b）：）：（3）由于甲組織橫向弛豫比乙組織慢，到一定時(shí)刻，甲組織衰減掉的宏觀橫）由于甲組織橫向弛豫比乙組織慢，到一定時(shí)刻，甲組織衰減掉的宏觀橫向磁化矢量少于乙組織，其向磁化矢量少于乙組織，其殘留的宏觀橫向磁化矢量殘留的宏觀橫向磁化矢量將大于乙組織（圖將大于乙組織（圖 c）；）；（4）這時(shí)檢測）這時(shí)檢測MR 信號，甲組織的信號，甲組織的MR 信號強(qiáng)度將高于乙組織（圖信號強(qiáng)度將高于乙組織（圖d），這樣），這樣就實(shí)現(xiàn)了就實(shí)現(xiàn)了T2WI。在在T2WI 上，組織的上，組織的T2 值越大，其值越大，其MR 信號強(qiáng)度越大。信號強(qiáng)度越大。T1

32、加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)假設(shè)甲、乙兩種組織質(zhì)子密度相同，但甲組織的縱向弛豫比乙組織快（即甲組織的假設(shè)甲、乙兩種組織質(zhì)子密度相同，但甲組織的縱向弛豫比乙組織快（即甲組織的T1 值短于乙組織）：值短于乙組織）：（1）進(jìn)入主磁場后由于質(zhì)子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的縱向磁化矢量大小相同；）進(jìn)入主磁場后由于質(zhì)子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的縱向磁化矢量大小相同；（2）90脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同；脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同；（3）射頻脈沖關(guān)閉后，甲乙兩種組織將發(fā)生縱向弛豫，由于甲組織的縱向弛豫比乙組）射頻脈沖關(guān)閉后，甲乙兩種組織將發(fā)生縱向弛豫，由于甲組織的縱向弛豫比乙組

33、織快，過一定時(shí)間以后，甲組織已經(jīng)恢復(fù)的宏觀縱向磁化矢量將大于乙組織；織快，過一定時(shí)間以后，甲組織已經(jīng)恢復(fù)的宏觀縱向磁化矢量將大于乙組織；（4）由于接收線圈不能檢測到這種縱向磁化矢量的差別，必須使用第二個(gè)）由于接收線圈不能檢測到這種縱向磁化矢量的差別，必須使用第二個(gè)90脈沖。脈沖。第二個(gè)第二個(gè)90脈沖后，甲、乙兩組織的宏觀縱向磁化矢量將發(fā)生偏轉(zhuǎn)，產(chǎn)生宏觀橫向磁化脈沖后，甲、乙兩組織的宏觀縱向磁化矢量將發(fā)生偏轉(zhuǎn)，產(chǎn)生宏觀橫向磁化矢量，因?yàn)檫@時(shí)甲組織的縱向磁化矢量大于乙組織，其產(chǎn)生的橫向磁化矢量將大于乙組矢量，因?yàn)檫@時(shí)甲組織的縱向磁化矢量大于乙組織，其產(chǎn)生的橫向磁化矢量將大于乙組織，馬上檢測織，馬上

34、檢測MR 信號，甲組織產(chǎn)生的信號，甲組織產(chǎn)生的MR 信號將高于乙組織，這樣就實(shí)現(xiàn)了信號將高于乙組織，這樣就實(shí)現(xiàn)了T1WI。在T1WI 上，組織的T1 值越小，其MR 信號強(qiáng)度越大。 磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位（一）、層面的選擇與層厚的決定v以1.5T磁共振儀為例，在1.5 T的場強(qiáng)下，質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率約為64MHZ。如圖 所示為人頭正面像，我們將進(jìn)行橫斷面掃描，要進(jìn)行層面的選擇，必須在上下方向（即Z軸方向）上施加一個(gè)梯度場，Z軸梯度線圈中點(diǎn)位置（G0 ）由于磁場強(qiáng)度仍為1.5 T，因而該水平質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率保持在64MHZ。從G0向頭側(cè)磁場強(qiáng)度逐漸降低，因而質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率逐漸變慢，頭頂

35、部組織內(nèi)質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率最低；從G0 向足側(cè)磁場強(qiáng)度逐漸增高，則質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率逐漸加快，下頜部最高。磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位單位長度內(nèi)質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率差別的大小與施加的梯度場強(qiáng)度有關(guān)，施加梯度場強(qiáng)越大，單位長度內(nèi)質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率的差別越大。如果我們施加的梯度場造成質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率的差別為1MHZ/cm，而我們所用的射頻脈沖的頻率為63.5 64.5MHZ，那么被激發(fā)的層面的位置（層中心）就在Z軸梯度線圈中點(diǎn)（G0 ），層厚為1cm，即層厚范圍包括了Z軸梯度線圈中點(diǎn)上下各0.5cm的范圍（圖a）磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位圖中橫實(shí)線表示層中心位

36、置；兩條虛橫線之間距離表示層厚。圖a示梯度場強(qiáng)造成的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率差別1 MHZ/cm，射頻脈沖的頻率范圍為63.4-64.5 MHZ，則層中心在梯度場中點(diǎn)（G0 ），層厚1cm；圖b示梯度場保持不變，射頻脈沖的頻率范圍為64.5-65.5 MHZ，則層厚保持1cm，層中心向足側(cè)移1cm；圖c示梯度場保持不變，射頻脈沖的頻率范圍改為63.75-64.25 MHZ，則層中心位置不變，層厚變成0.5 cm；圖d示射頻脈沖的頻率范圍保持不變，梯度場強(qiáng)增加一倍，即造成的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率差別為2 MHZ/cm，則層中心保持不變，層厚變成0.5 cm。 磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位在檢查部位與層面選

37、擇梯度線圈的相對位置保持不變的情況下，層面和層厚受梯度場和射頻脈沖影響的規(guī)律如下：（1）梯度場不變，射頻脈沖的頻率增加，則層面的位置向梯度場高的一側(cè)移動(dòng)；（2 ）梯度場不變，射頻脈沖的帶寬加寬，層厚增厚；（3）射頻脈沖的帶寬不變，梯度場的場強(qiáng)增加，層厚變薄。磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位v層面選擇僅僅確定了被激發(fā)和采集的層面和層厚，而采集到的MR信號包含有全層的信息，我們必須把采集的MR 信號分配層面內(nèi)不同的空間位置上（即各個(gè)像素中）分配層面內(nèi)不同的空間位置上（即各個(gè)像素中），才能顯示層面內(nèi)的不同結(jié)構(gòu)。因此在完成了層面選擇后還必須進(jìn)行層面內(nèi)的空間定位編碼，包括頻率編碼和相位編碼。磁共

38、振信號的空間定位磁共振信號的空間定位二、頻率編碼二、頻率編碼v傅里葉變換可以區(qū)分出不同頻率的MR信號，但首先必須讓來自不同位置的不同位置的MR 信號包含有不同的頻率信號包含有不同的頻率，采集到混雜有不同頻率的MR 信號后，通過傅里葉變換才能解碼出不同頻率的MR 信號，而不同的頻率代表不同的位置不同的頻率代表不同的位置。磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位以頭顱的橫斷面為例，一般以前后方向?yàn)轭l率編碼方向，在MR信號采集的時(shí)刻在前后方向上施加一個(gè)前高后低的梯度場（圖 a），這樣在前后方向上質(zhì)子所感受到的磁場強(qiáng)度就不同，其進(jìn)動(dòng)頻率即存在差別，前部的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率高，而后部的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率低（圖b）。

39、這樣采集的MR 信號中就包含有不同頻率的空間信息，經(jīng)傅里葉轉(zhuǎn)換后不同頻率的MR 信號就被區(qū)分出來，分配到前后方向各自的位置上。 磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位（1）圖）圖a示顱腦一橫斷面，施加了一前高后低的梯度場，示顱腦一橫斷面，施加了一前高后低的梯度場，G0代表梯度場中點(diǎn)；代表梯度場中點(diǎn)；（2）圖）圖b僅以三行三列僅以三行三列9個(gè)體素作為示意，中間一行由于位于梯度場中點(diǎn)（個(gè)體素作為示意，中間一行由于位于梯度場中點(diǎn)（G0），），質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率保持質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率保持64MHZ，最前面一行由于磁場強(qiáng)度升高，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率加快，最前面一行由于磁場強(qiáng)度升高，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率加快到到65MHZ，最后面一

40、行由于磁場強(qiáng)度降低，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率減慢為，最后面一行由于磁場強(qiáng)度降低，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率減慢為63MHZ；（3）MR信號采集后經(jīng)傅里葉轉(zhuǎn)換即可解碼出不同頻率的信號采集后經(jīng)傅里葉轉(zhuǎn)換即可解碼出不同頻率的MR信號，而不同頻率信號，而不同頻率代表前后方向上的不同位置。代表前后方向上的不同位置。磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位三、相位編碼三、相位編碼v相位編碼也使用梯度場：相位編碼也使用梯度場： （1）梯度場施加方向與頻率編碼不同，應(yīng)該施加在頻率編碼的垂直方向上，還以顱腦橫斷面為例，如果頻率編碼梯度場施加在前后方向，則相位編碼梯度場施加在左右方向上（圖b）；（2 ）施加的時(shí)刻不同，頻率編碼必須在MR

41、信號采集的同時(shí)施加，而相位編碼梯度場必須在信號采集前施加，在施加相位梯度場期間，相位編碼方向上（以左右方向?yàn)槔┑馁|(zhì)子將感受到不同強(qiáng)度的磁場（如左高右低），因而將出現(xiàn)左快右慢的進(jìn)動(dòng)頻率，由于進(jìn)動(dòng)頻率的不同，左右方向各個(gè)位置上的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的相位將出現(xiàn)差別（圖b）；（3）關(guān)閉左右方向的相位編碼梯度場，左右方向的磁場強(qiáng)度的差別消失，各個(gè)位置的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率也恢復(fù)一致，但前面曾施加過一段時(shí)間梯度場造成的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的相位差別被保留下來（圖c），這時(shí)采集到的MR 信號中就帶有相位編碼信息，通過傅里葉轉(zhuǎn)換可區(qū)分出不同相位的MR信號，而不同的相位則代表左右方向上的不同位置。 磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位

42、（1）圖）圖a示在施加相位編碼梯度前，左右方向上各體素中質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率均為示在施加相位編碼梯度前，左右方向上各體素中質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率均為64MHZ，相位也一致（空箭所示）；，相位也一致（空箭所示）；（2）圖）圖b示在左右方向上施加一個(gè)左高右低的梯度場，位于相位編碼梯度場中點(diǎn)示在左右方向上施加一個(gè)左高右低的梯度場，位于相位編碼梯度場中點(diǎn)（G0）的體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率仍為）的體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率仍為64MHZ，而最左邊體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率增加，而最左邊體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率增加到到65MHZ，最右邊體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率減低到，最右邊體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率減低到63MHZ。這個(gè)梯度場施加一段時(shí)間。這個(gè)梯度

43、場施加一段時(shí)間后，左右方向上各體素內(nèi)的質(zhì)子由于進(jìn)動(dòng)頻率不同出現(xiàn)相位差異（空箭所示）。后，左右方向上各體素內(nèi)的質(zhì)子由于進(jìn)動(dòng)頻率不同出現(xiàn)相位差異（空箭所示）。（3）圖）圖c示在示在MR信號采集前，把相位編碼梯度場關(guān)閉，左右方向上體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)信號采集前，把相位編碼梯度場關(guān)閉，左右方向上體素內(nèi)的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率又回到動(dòng)頻率又回到64MHZ，即左右方向的進(jìn)動(dòng)頻率差別消失，但由于相位編碼梯度場造成，即左右方向的進(jìn)動(dòng)頻率差別消失，但由于相位編碼梯度場造成的左右方向上各體素內(nèi)質(zhì)子的相位差別（空箭所示）被保留下來。的左右方向上各體素內(nèi)質(zhì)子的相位差別（空箭所示）被保留下來。磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位v

44、由于傅里葉轉(zhuǎn)換的特性，它區(qū)分不同頻率的MR信號能力很強(qiáng)，但區(qū)分區(qū)分MR信號相位差別的能力較差信號相位差別的能力較差，只能區(qū)分相位相差180的MR信號，所以MR信號的相位編碼需要多次重復(fù)多次重復(fù)進(jìn)行進(jìn)行。例如矩陣為256256的MR 圖像需進(jìn)行256次相位編碼方能完成，也就是說需要用不同的相位編碼梯度場重復(fù)采集256個(gè)MR信號，不同的相位編碼梯度場得到的MR信號也稱相位編碼線，填充在K空間相位編碼方向上的不同位置上，經(jīng)過傅里葉轉(zhuǎn)換，才能重建出空間分辨力合乎要求的圖像。這256 種不同的相位編碼梯度場一般情況下是先施加強(qiáng)度最大的梯度場，方向?yàn)橐粋?cè)高另一側(cè)低（如左高右低），保持梯度場方向不變，梯度場

45、強(qiáng)度逐漸變小一直到零，然后改變梯度場方向（即改成左低高），梯度場強(qiáng)度則從小開始，逐漸變大，其梯度場強(qiáng)度變化的步級與剛才左高右低時(shí)一樣。磁共振信號的空間定位磁共振信號的空間定位四、三維采集的空間編碼四、三維采集的空間編碼v三維MRI的激發(fā)和采集不是針對層面，而是針對整個(gè)成像容積進(jìn)行的，與二維MRI有所區(qū)別。v由于三維MRI脈沖的激發(fā)和采集是針對整個(gè)容積范圍進(jìn)行的，為了獲得薄層的圖像，必須在層面方向上進(jìn)行空間定位編碼在層面方向上進(jìn)行空間定位編碼。三維采集技術(shù)的層面方向空間編碼也采用相位編碼，一個(gè)容積需要分為幾層，就必須進(jìn)行幾個(gè)步級的相位編碼。K空間的基本概念空間的基本概念 一、一、K空間的基本概念

46、空間的基本概念 K空間也稱傅里葉空間，是帶有空間定位編碼信息的MR信號原始數(shù)據(jù)的填充空間。n每一幅MR圖像都有其相應(yīng)的K空間數(shù)據(jù)，對K空間的數(shù)據(jù)進(jìn)行傅里葉轉(zhuǎn)換，就能對原始數(shù)據(jù)中的空間定位編碼信息進(jìn)行解碼，得到MR 的圖像數(shù)據(jù)，即把不同信號強(qiáng)度的MR 信息分配到相應(yīng)的空間位置上（即分配到各自的像素中），即可重建出MR 圖像了。K空間的基本概念空間的基本概念二、二、K空間的基本特性空間的基本特性二維K空間的兩個(gè)坐標(biāo)Kx 和Ky 分別代表MR 信號的頻率編碼和相位編碼方向。在二維圖像的MR 信號采集過程中，每個(gè)MR 信號的頻率編碼梯度場的大小和方向保持不變，而相位編碼梯度場的方向和場強(qiáng)則以一定的步級

47、發(fā)生變化（圖b），每個(gè)MR 信號的相位編碼變化一次，采集到的MR 信號填充K 空間Ky 方向的一條線（圖a），因此把帶有空間信息的MR 信號稱為相位編碼線，也稱K 空間線或傅里葉線。K空間的基本概念空間的基本概念K 空間填充示意圖空間填充示意圖相位編碼梯度場變化示意圖相位編碼梯度場變化示意圖K空間的基本概念空間的基本概念v一般的K 空間是循序?qū)ΨQ填充的。填充Ky 128 的MR 信號的相位編碼梯度場為左高右低，梯度場強(qiáng)最大。填充Ky 127 的MR 信號的相位編碼梯度場仍為左高右低，但梯度場強(qiáng)有所降低。保持梯度場方向不變，但梯度場強(qiáng)逐漸降低。到填充Ky 0 的MR 信號時(shí)，相位編碼梯度場等于零。此后相位編碼梯度場方向變?yōu)橛腋咦蟮?，梯度場?qiáng)逐漸升高，到采集填充Ky 128 的MR 信號時(shí)，相位編碼梯度場強(qiáng)達(dá)到最高。vK 空間相位編碼方向上Ky 0 的兩側(cè)的各MR 信號是鏡像對稱的，即Ky 128與Ky 128 的相位編碼梯度場強(qiáng)一樣，但方向相反，Ky 127 與Ky 127 的關(guān)系也是如此，以此類推。K空間的基本概念空間的基本概念從Ky