MRI技術物理基礎 1.1概 述1.1.1磁共振成像的起源及定義磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是利用射頻（radio frequency，RF）電磁波對置于磁場中的含有自旋不為零的原子核的物質進行激發，發生核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR），用感應線圈采集磁共振信號，按一定數學方法進行處理而建立的一種數字圖像。1946年美國加州斯坦福大學Bloch和哈佛大學的Purcell教授同時發現了核磁共振現象，由于這一發現在物理、化學、生物化學、醫學上具有重大意義。此兩人于1952年獲得諾貝爾物理獎。19461972年NMR主要用于有機化合物的分子結構分析，即磁共振波譜分析（magneticresonance spectroscopy，MRS）。1971年美國紐約州立大學的達曼迪恩Damadian教授在科學雜志上發表了題為“NMR信號可檢測疾病”和“癌組織中氫的T1、T2時間延長”等論文。1973年美國人Lauterbur用反投影法完成了MRI的實驗室的模擬成像工作。1978年英國第一臺頭部MRI設備投入臨床使用，1980年全身的MRI研制成功。1.1.2磁共振成像特點及其局限性1.1.2.1磁共振影像的特點多參數成像，可提供豐富的診斷信息；高對比成像，可得出祥盡的解剖圖譜；任意層面斷層，可以從三維空間上觀察人體成為現實；人體能量代謝研究，有可能直接觀察細胞活動的生化藍圖；不使用對比劑，可觀察心臟和血管結構；無電離輻射，一定條件下可進行介入MRI治療；無氣體和骨偽影的干擾，后顱凹病變等清晰可見。1.1.2.2磁共振成像的局限性呈像速度慢；對鈣化灶和骨皮質癥不夠敏感；.圖像易受多種偽影影響；禁忌證多；定量診斷困難。1.2原子核共振特性1.2.1原子核的自旋1.2.1.1原子核的結構任何物質都是由分子組成的，分子是由原子組成的。人體內最多的分子是水，水約占人體重量的65%，氫原子是人體中含量最多的原子。原子又由原子核和繞核運動的電子組成，電子在原子核外快速運動，有軌道運動和自旋運動。因為，電子有質量和電荷，其軌道運動產生軌道角動量和軌道磁矩，自旋運動產生自旋角動量和自旋磁矩。在許多情況下，軌道磁矩的貢獻很小，分子的磁矩主要來自自旋，這種電子的運動在電子顯微鏡下視如云狀，稱電子云。原子核位于原子的中心，由質子和中子組成。原子核中的質子是帶正電荷的，通常與原子核外的電子數相等，以保持原子的電中性，原子核中的質子和中子可有不同，質子和中子決定原子的質量，原子核是主要決定該原子物理特性的。質子和中子如不成對，將使質子在旋轉中產生角動量，一個質子的角動量約為1.4110-26 Tesla，磁共振就是要利用這個角動量的物理特性來進行激發、信號采集和成像的。1.2.1.2原子核的自旋特性 原子核中的質子類似地球一樣圍繞著一個軸做自旋運動，正電荷附著于質子，并與質子一起以一定的頻率旋轉，此稱自旋。質子的自旋就好比電流通過環型線圈，根據法拉第（Faraday）電磁原理，將產生一定值的微小磁場，它的能量是一個有方向性的矢量，稱為角動量，是磁性強度的反應，角動量大，就是指磁性強。此時質子自旋分為兩種：一種為與磁場方向一致，另一種為與磁場方向不一致。如果原子內的質子和中子是相等成對的，質子的自旋運動在質量平衡的條件下作任何空間方向的快速均勻分布，總的角動量保持為零。但是，許多原子中的質子和中子是不成對的，在不成對的條件下，質子自旋運動產生的角動量將不能保持零狀態，出現了角動量。人體中的氫、碳、鈉、磷原子都存在質子、中子不成對的情況，都可用來作磁共振成像的。1.2.2原子核在外加磁場中的自旋變化我們已經討論了原子核的一些固有特性，下面介紹自旋核在靜磁場中的變化。在沒有磁場的情況下，自旋中的磁矩的方向是雜亂無章的。因此，對一個原子核宏觀聚集體而言，就不可能看到任何宏觀的核磁性現象。如果將含有磁性原于核的物質放置于均勻磁場中，情況就不一樣了。這些微觀的磁矩會在一定的時間（稱為自旋晶格弛豫時間）發生改變。下面，我們將詳細加以說明。1.2.2.1質子自旋和角動量方向根據電磁原理，質子自旋產生的角動量的空間方向總是與自旋的平面垂直。由于質子自旋的方向總是在變化的，因此角動量的方向也跟著變，在自然狀態下，角動量方向隨機而變。當人體處于強大的外加磁場（B0）中時，體內的質子將發生顯著的磁特性改變。角動量方向將受到外加磁場（也稱主磁場）的影響，趨向于與外加主磁場平行的方向，與外加磁場同方向時處于低能級狀態，而與外加磁場方向相反時處于高能態之極，極易改變方向。經過一定的時間后，終將達到相對穩定的狀態，約一半多一點的質子的角動量與主磁場方向一致，約一半少一點的質子的角動量與主磁場方向相反，方向一致與方向相反的質子的角動量總和之差就出現了角動量總的凈值。這個凈值是一個所有質子總的概念，不是指單個質子的角動量方向。因此，我們把它稱為磁矩，它的方向總是與外加磁場（B0）的方向一致的。1.2.2.2磁矩和進動磁矩有一些重要的特性，第一，磁矩是一個總和的概念。磁矩方向與外加磁場方向一致，并不代表所有質子的角動量方向與B0一致，實際上約一半的質子的角動量方向與B0方向相反的。第二，磁矩是一個動態形成過程，人體置于磁場中后，需要一定的時間才能達到一個動態平衡狀態。因此，當磁矩受到破壞后，其恢復也要考慮到時間的問題。第三，磁矩在磁場中是隨質子進動的不同而變化，而且進動是具有特定頻率，此稱進動頻率。在磁矩的作用下，原子核自身旋轉的同時又以B0為軸做旋轉運動，此稱進動。它是一種圍繞某一個軸心的圓周運動，這個軸心就是B0的方向軸。由于磁矩是有空間方向性的，它繞著B0軸而轉。因此，磁矩方向與B0軸的夾角決定了旋轉的圓周大小。譬如陀螺自身在旋轉時，它會出現自身旋轉軸與地面垂直線有夾角的情況，這時陀螺本身的位置將圍繞某一點作圓周運動，它的軌跡將是一個圓周。當人體置于強磁場中一定時間達到相對平衡后，質子總的磁矩圍繞B0旋轉的角度也相對恒定，B0方向上的分值可由三角原理來確定，這個B0方向上的值隨著磁矩與B0的夾角變化而變化。 進動是在 B0存在時出現的，所以進動與B0密切相關。外加磁場的大小決定著磁矩與B0軸的角度，磁場越強大，角度越小，B0方向上的磁矩值就會越大，因此可用來進行磁共振的信號會越強，圖像結果會更好。此外，外加主磁場的大小也決定了進動的頻率，B0越強大，進動頻率越高，與B0強度相對應的進動頻率也叫Lamor（拉莫）頻率，原子在1.0 Tesla的磁場中的進動頻率稱為該原子的旋磁比（），為一常數值。氫原子的旋磁比為42.58 MHz。 B0等于0.5 Tesla時，質子進動頻率為21.29 MHz。B0等于1.5 Tesla時，質子進動頻率為63.87 MHz。Lamor方程表示： =B0 */ 2 （公式1-1）其中原子核的進動頻率與主磁場B0成正比，為磁旋比。1.2.3核磁共振現象共振是一種自然界普遍存在的物理現象。物質是永恒運動著的，物體的運動在重力作用下將會有自身的運動頻率。當某一外力作用在某一物體上時，一般只是一次的作用而沒有共振的可能，當外力是反復作用的，而且有固定的頻率。如果這個頻率恰好與物體的自身運動頻率相同，物體將不斷地吸收外力，轉變為自身運動的能量，哪怕外力非常小。隨時間的積累，能量不斷被吸收，最終導致物體的顛覆而失去共振狀態。這個過程就是共振。質子在一定的磁場強度環境中，它的磁矩是以Lamor頻率作旋進運動的，進動頻率是由磁場強度決定的。所以，進動是磁場中磁矩矢量的旋轉運動，而單擺運動是重力場中物體的運動，原理是相同的。進動的磁矩，如果把三維的旋轉用透視法改為二維運動圖，就更清楚地看到它與單擺運動是極其相似的。當在B0作用下以某一恒定頻率進動的磁矩，在受到另一個磁場（B1）的重復作用時，當B1的頻率與Lamor頻率一致，方向與B0垂直，進動的磁矩將吸收能量，改變旋進角度（增大），旋進方向將偏離B0方向，B1強度越大，進動角度改變越快，但頻率不會改變。以上就是原子核（MRI中是質子）的磁角動量在外加主磁場（B0）的條件下，受到另一外加磁場（B1）的作用而發生的共振現象，這就是磁共振物理現象。1.3核磁弛豫1.3.1弛豫過程1.3.1.1弛豫原子核在外加的RF（B1）作用下產生共振后，吸收了能量，磁矩旋進的角度變大，偏離B0軸的角度加大了，實際上處在了較高的能態中，在B1消失后將迅速恢復原狀，就象被拉緊的彈簧“放松”了。原子核的磁矩的弛豫過程與之有許多相似之處，原子核發生磁共振而達到穩定的高能態后，從外加的B1消失開始，到回復至發生磁共振前的磁矩狀態為止，整個變化過程就叫弛豫過程。弛豫過程是一個能量轉變的過程，需要一定的時間，磁矩的能量狀態隨時間延長而改變，磁矩的整個回復過程是較復雜的。但卻是磁共振成像的關鍵部分。磁共振成像時受檢臟器的每一個質子都要經過反復的RF激發和弛豫過程。弛豫有縱向弛豫和橫向弛豫之分。1.3.1.2縱向弛豫縱向弛豫是一個從零狀態恢復到最大值的過程。磁矩是有空間方向性的，當人體進入B0環境中以后，數秒或數十秒鐘后將形成一個與B0方向一致的凈磁矩，我們稱其為M0，B0方向是一條空間的中心軸線，我們定義它為縱軸。在外加的RF（B1）作用下，B0將發生偏離縱軸的改變，此時B0方向上的磁矩將減少，當B1終止后，縱軸（B0軸）上的分磁矩又將逐漸恢復，直至回復到RF作用前的狀態，這個過程就叫縱向弛豫，所需要的時間就是縱向弛豫時間。由于要使縱向磁矩恢復到與激發前完，全一樣的時間很長，有時是一個無窮數。因此，我們人為地把縱向磁矩恢復到原來的63%時，所需要的時間為一個單位T1時間，也叫T1值。“T”就是Time，T1值一般以秒或毫秒為表示單位。T1是反映組織縱向磁矩恢復快或慢的物理指標，人體各種組織因組成成份不同而具有不同的T1值。1.3.1.3橫向弛豫橫向弛豫是一個從最大值恢復至零狀態的過程。在RF作用下，縱向的磁矩發生了偏離，與中心軸有了夾角，橫向上則出現了分磁矩（Mxy），當B1終止后，橫向（XY平面）上的分磁矩（Mxy）又將逐漸減少，直至回復到RF作用前的零狀態，這個過程就叫橫向弛豫。所需要的時間為橫向弛豫時間。與T1值一樣的原因，我們將橫向磁矩減少至最大時的37%時所需要的時間為一個單位T2時間，也叫T2值。橫向弛豫與縱向弛豫是同時發生的。1.3.2核磁共振信號MR信號是MRI機中使用的接收線圈探測到的電磁波，它具有一定的相位、頻率和強度。根據這個信號的相位、頻率和強度的特征，結合它出現的時間先后秩序，可以用來進行計算機空間定位處理和信號強度數字化計算及表達，在MRI圖像上反映出不同組織的亮暗特征。各種形態特征組織具有不同的信號特點，將共同組成一幅亮度對比良好、信噪比較高、空間分辨率適中的MRI圖像。MRI成像過程中，每個組織都將經過磁共振物理現象的全過程。組織經過B1激發后，吸收能量，磁矩發生偏離B0軸的改變，橫向（XY平面）上出現了磁矩，處于高能態中。B1終止后，橫向上的磁矩將很快消失，恢復至激發前的零狀態，其中B1激發而吸收的能量將通過發射與激發RF頻率相同的電磁波來實現能量釋放，這個電磁波就是MR信號的來源，也叫回波，是MRI的基礎。磁共振中的回波信號，實質上是射頻信號，具有頻率和強度的特點。磁共振成像設備中，接收信號用的線圈可以是同一線圈，也可以是方向相同的兩個線圈。線圈平面與主磁場B。平行，其工作頻率需要盡量接近Larmor頻率，線圈發射RF脈沖對組織進行激勵，在停止發射RF脈沖后進行接收，RF脈沖停止作用后組織出現弛豫過程，磁化矢量只受主磁場B。的作用時，這部分質子的進動即自由進動因與主磁場方向一致，所以無法測量。而磁共振過程中受到射頻激勵而產生的橫向磁化矢量垂直，并圍繞主磁場B。方向選進，按照電磁感應定律（即法拉第定律），橫向磁化矢量Mxy的變化，能使位于被檢體周圍的接收線圈產生隨時間變化的感應電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個感應電流經放大即為MR信號。由于弛豫過程中Mxy的幅度按指數方式不斷衰減，決定了感應電流為隨時間周期性不斷衰減的振蕩電流，因為它是自由進動感應產生的，所以稱之為自由感應衰減（free induction decay，FID）。90RF脈沖后，由于受縱向弛豫時間T 1和橫向弛豫時間T2的影響，磁共振信號以指數曲線形式衰減，因此它是一種自由衰減信號，其幅度隨時間指數式衰減的速度就是橫向弛豫速率（1/T2）。自由感應衰減（FID）信號描述的是信號瞬間幅度與時間的對應關系。實際上各質子群的FID過程并不相同，所疊加在一起的總信號也不會是一個簡單的指數衰減曲線。因此，有必要將振幅隨時間變化的函數變成振幅隨頻率分布變化的函數。“傅立葉變換”就是將時間函數變換成頻率函數的方法。FID信號不僅提供幅值和頻率，它還提供幅值和頻率相關的相位的信息。一個自由感應衰減（FID）信號的產生，都是一個特定組織（受檢組織）在磁共振成像過程中產生且特有的。不同組織在受到同一個脈沖激發后產生的回波各不相同，相同的組織在受到不同的脈沖激發后的回波特點也不一樣，這是因為組織結構的不同導致的磁共振特性（主要指T1、T2值）不同所致，而不同的脈沖序列就是要充分發掘和顯示組織的內在特性不同而設計的。總的來說，組織在MRI上的亮暗差別隨回波信號不同而不同，FID信號的表現特點要受到組織本身的質子密度、T1值、T2值、運動狀態、磁敏感性等因素影響，成像時采用的不同脈沖組合序列及其相關的TR、TE值、翻轉角等都是為了顯示組織特性的。1.4磁共振成像的空間定位1.4.1 MRI的數據采集方法1.4.1.1梯度磁場（gradient magnetic field）利用梯度磁場（G）實現MRI的空間定位，共有三種梯度磁場：橫軸位（Gz）、矢狀位（Gx）和冠狀位（Gy）。梯度磁場是在主磁場基礎上外加的一種磁場，使成像時感興趣人體段塊受到的磁場強度出現微小的差別。根據磁共振的拉莫爾（Lamor）定律，人體組織在不同的磁場強度下，其共振頻率就會不同，這就形成了根據梯度磁場的變化達到空間定位的理論和實際應用基礎。 MRI的空間定位主要由梯度磁場來完成。在相對均勻的主磁場基礎上施加梯度磁場，將使人體不同部位的氫質子處于不同的磁場強度下，因而具有不同的拉莫爾（Lamor）頻率。用不同的RF激發，結果將選擇性地激發對應的質子，不斷變化的梯度磁場與對應變化的RF發生放大器配合，將達到空間定位的目的。 根據梯度磁場的變化來確定位置時，不需受檢病人的移動，這是與CT成像明顯不同。梯度磁場性能是磁共振機性能的一個重要指標，它可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的磁共振成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應。同時梯度磁場的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF頻率的轉換。1.4.1.2層面選擇 磁共振成像是多切面的斷層顯像。要使某一段大塊的人體組織分層面顯示，就要進行層面定位，人為地分解組織器官成為許多具有一定層厚的斷面。橫軸位（Gz）、失狀位（Gx）和冠狀位（Gy）的梯度磁場可作為層面選擇梯度場，根據要求做矢狀面、冠狀面還是橫斷面，只要通過電腦控制啟動某一軸上的梯度場即可。如果采用第一層對應梯度強度和頻率的RF激發，RF停止后出現的具有特定頻率的回波信號，將被計算機認為是第一層面質子的信號，然后再采用第二層對應頻率的RF激發，如此重復，至最后一層，可以達到層面選擇的目的，所以MRI做任何斷面都不需移動病人，只是啟動不同的梯度場即可。1.4.2 MRI斷層平面信號的空間編碼以上僅對不同層面進行分辨，出現的回波信號僅僅為一個層面的總和。一個層面中有128256或256256個像素，如何分辨？對一個層面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和頻率兩種編碼方法來實現定位。層面分辨梯度是Z軸方向的話，我們可以在Y軸的上下方向上施加第二個梯度磁場，將上下空間位置的體素用不同相位狀態來分辨，我們稱這個梯度磁場為相位編碼梯度磁場。一個128256矩陣可用128種不同相位來編碼，這時成像時間就與相位編碼數直接相關。這樣，我們用梯度磁場使層面的Z軸上和上下的Y軸上均有不同。但是，此時某一次RF激發后的回波仍是左右方向上一排像素（128或256個）的總和，這一排如何分？這一排像素要用頻率編碼的方法來區分，在一個RF激發停止后，立即在這一排像素所在方向上再施加另一梯度磁場，稱為頻率編碼梯度磁場。使這一排上不同像素的質子在弛豫過程中出現頻率不同，計算機可以識別此頻率的差異而確定不同質子的位置。頻率編碼與成像總時間沒有直接關系，故頻率編碼上的矩陣點數一般都為256。層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時間先后排列和協同工作，可以達到對某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。由以上可知，一次RF激發是對某一層面中的某一排（一般256個）像素的同時激發，而且要間隔一個TR時間后再進行該層面下一排像素的第二次激發，時間就與TR、層數、像素數有關。這個定位過程是一個反復的過程，較CT的定位更復雜。1.4.3 MR圖像重建理論1.4.3.1 K空間填充技術 一次RF激發是相同相位編碼位置上的一排像素的同時激發，這一排像素的不同空間位置是由頻率編碼梯度場的定位作用確定的。因此，相位和頻率的相對應就可明確某一信號的空間位置。所以，在計算機中，按相位和頻率兩種坐標組成了另一種虛擬的空間位置排列矩陣，這個位置不是實際的空間位置，只是計算機根據相位和頻率不同而給予的暫時識別定位，這就是“K空間”。K空間實際上是MR信號的定位空間。在K空間中，相位編碼是上下、左右對稱的，從正值的最大逐漸變化到負值的最大，中心部位是相位處于中心點的零位置，而不同層面中的多次激發產生的MR信號被錯位記錄到不同的K空間位置上。 由于一排排像素的數量在同一序列中總是恒定的，使頻率變化范圍也恒定，某一排像素的頻率編碼起始頻率低，則最末一個像素