磁共振成像的基本原理和概念武警遼寧省總隊醫院腦系科馬明磁共振成像的基本原理和概念武警遼寧省總隊醫院腦系科馬1

1946發現磁共振現象BlochPurcell

Bloch和Purcell因這一貢獻而獲得1952年的諾貝爾物理獎。1971發現腫瘤的T1、T2時間長Damadian1973做出兩個充水試管MR圖像Lauterbur1974活鼠的MR圖像Lauterbur等1976人體胸部的MR圖像Damadian1977初期的全身MR圖像Mallard1980磁共振裝置商品化2003諾貝爾獎金LauterburMansfield時間發生事件作者或公司磁共振發展史1946發現磁共振現象2磁共振成像的基本課件3第一節磁共振成像儀的基本硬件

醫用MRI儀通常由主磁體、梯度線圈、脈沖線圈、計算機系統及其他輔助設備等五部分構成。第一節磁共振成像儀的基本硬件醫用MR4一、主磁體主磁體是MRI儀最基本的構件，是產生磁場的裝置。根據磁場產生的方式可將主磁體分為永磁型和電磁型。電磁型主磁體是利用導線繞成的線圈，通電后即產生磁場，根據導線材料不同又可將電磁型主磁體分為常導磁體和超導磁體。超導磁體的線圈導線采用超導材料制成，置于液氦的超低溫環境中，導線內的電阻抗幾乎消失，一旦通電后在無需繼續供電情況下導線內的電流一直存在，并產生穩定的磁場，目前中高場強的MRI儀均采用超導磁體。主磁體最重要的技術指標包括場強、磁場均勻度及主磁體的長度。一、主磁體5主磁場的場強可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）來表示，特斯拉是目前磁場強度的法定單位。距離5安培電流通過的直導線1cm處檢測到的磁場強度被定義為1高斯。特斯拉與高斯的換算關系為：1T=10000G。1999年以來，3.0T的超高場強MRI儀通過FDA認證進入臨床應用階段。目前一般把0.5T以下的MRI儀稱為低場機，0.5T到1.0T之間的稱為中場機，1.0T到2.0之間的稱為高場機（1.5T為代表），大于2.0T的稱為超高場機（3.0T為代表）。主磁場的場強可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉6二、梯度線圈梯度線圈是MRI儀最重要的硬件之一，主要作用有：（1）進行MRI信號的空間定位編碼；（2）產生MR回波（梯度回波）；（3）施加擴散加權梯度場；（4）進行流動補償；（5）進行流動液體的流速相位編碼。梯度線圈由X、Y、Z軸三個線圈構成（在MR成像技術中，把主磁場方向定義為Z軸方向，與Z軸方向垂直的平面為XY平面）。二、梯度線圈7梯度線圈是特殊繞制的線圈，以Z軸線圈為例，通電后線圈頭側部分產生的磁場與主磁場方向一致，因此磁場相互疊加，而線圈足側部分產生的磁場與主磁場方向相反，因此磁場相減，從而形成沿著主磁場長軸（或稱人體長軸），頭側高足側低的梯度場，梯度線圈的中心磁場強度保持不變。X、Y軸梯度場的產生機理與Z軸方向相同，只是方向不同而已。梯度線圈的主要性能指標包括梯度場強和切換率（slewrate）。梯度線圈是特殊繞制的線圈，以Z軸線圈為例，通電后8梯度場強是指單位長度內磁場強度的差別，通常用每米長度內磁場強度差別的毫特斯拉量（mT/M）來表示。圖1為梯度場強示意圖有效梯度場長度梯度兩端磁場強度差值梯度場中點梯度場強是指單位長度內磁場強度的差別，通常用每米長度內9有效梯度場兩端的磁場強度差值除以梯度場施加方向上有效梯度場的范圍（長度）即表示梯度場強，即：梯度場強（mT/M）＝梯度場兩端的磁場強度差值/梯度場的長度有效梯度場兩端的磁場強度差值除以梯度場施加方向上10切換率（slewrate）是指單位時間及單位長度內的梯度磁場強度變化量，常用每秒每米長度內磁場強度變化的毫特斯拉量（mT/M.S）來表示，切換率越高表明梯度磁場變化越快，也即梯度線圈通電后梯度磁場達到預設值所需要時間（爬升時間）越短。圖2為梯度場切換率示意圖。梯度場強t切換率（slewrate）是指單位時間及單位長度11梯度場的變化可用梯形來表示，梯形中只有中間的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度場已經達到預定值并持續存在，梯形的左腰表示梯度線圈通電后梯度場強逐漸增高、直至預定值，用t表示梯度場增高到預定值所需的時間，則梯度場的切換率＝梯度場預定強度/t實際上就是梯形左腰的斜率。斜率越大，即切換率越高，梯度場爬升越快，所需的爬升時間越短。梯度場的變化可用梯形來表示，梯形中只有中間的矩形部分才是有效12梯度線圈性能的提高對于MR超快速成像至關重要，可以說沒有梯度線圈的進步就不可能有超快速序列。近幾年快速或超快速成像技術的發展可以說是直接得益于梯度線圈性能的改進。1.5TMRI儀最高配置的梯度線圈場強已達60mT/m，切換率超過200mT/m.s。需要指出的是由于梯度磁場的劇烈變化會對人體造成一定的影響，特別是引起周圍神經刺激，因此梯度磁場場強和切換率不是越高越好，是有一定限制的。梯度線圈性能的提高對于MR超快速成像至13三、脈沖線圈脈沖線圈也是MRI儀的關鍵部件，脈沖線圈有發射線圈和接收線圈之分。發射線圈發射射頻脈沖（無線電波）激發人體內的質子發生共振，就如同電臺的發射天線；接收線圈接收人體內發出的MR信號（也是一種無線電波），就如同收音機的天線。三、脈沖線圈14MR成像對脈沖線圈也有很高的要求，發射線圈應盡可能均勻地發射射頻脈沖，激發感興趣容積內的質子。發射線圈所發射的射頻脈沖的能量與其強度和持續時間有關，現代新型的發射線圈由高功率射頻放大器供能，所發射的射頻脈沖強度增大，因而所需要的持續時間縮短，加快了MRI的采集速度。與MR圖像信噪比密切相關的是接收線圈，接收線圈離檢查部位越近，所接收到的信號越強，線圈內體積越小，所接收到的噪聲越低，因而各產家開發了多種適用于各檢查部位的專用表面線圈，如心臟線圈、肩關節線圈、直腸內線圈、脊柱線圈等。MR成像對脈沖線圈也有很高的要求，發射15近年來出現的表面相控陣線圈（phasedarraycoils）是脈沖線圈技術的一大飛躍。一個相控陣線圈由多個子線圈單元（element）構成，同時需要有多個數據采集通道（channel）與之匹配。目前臨床上推出最新型的相控陣線圈的子單元和與之匹配的數據采集通道為8個以上。利用相控陣線圈可明顯提高MR圖像的信噪比，有助于改善薄層掃描、高分辨掃描及低場機的圖像質量。利用相控陣線圈與平行采集技術相配合，可以進一步提高MRI的信號采集速度。近年來出現的表面相控陣線圈（phased16四、計算機系統計算機系統屬于MRI儀的大腦，控制著MRI儀的脈沖激發、信號采集、數據運算和圖像顯示等功能。四、計算機系統17五、其他輔助設備除了上述重要硬件設備外，MRI儀還需要一些輔助設施方能完成病人的MRI檢查，例如：檢查床、液氦及水冷卻系統、空調、膠片處理系統等。五、其他輔助設備18第二節磁共振成像的物質基礎

一、原子的結構原子是由原子核及位于其周圍軌道中的電子構成的，電子帶有負電荷。原子核由中子和質子構成，中子不帶電荷，質子帶有正電荷。第二節磁共振成像的物質基礎一、原子的結構19二、自旋和核磁的概念任何原子核都有一個特性，就是總以一定的頻率繞著自己的軸進行高速旋轉，我們把原子核的這一特性稱為自旋（spin）。由于原子核帶有正電荷，原子核的自旋就形成電流環路，從而產生具有一定大小和方向的磁化矢量。我們把這種由帶有正電荷的原子核自旋產生的磁場稱為核磁。因此以前大家也把磁共振成像（magneticresonanceimaging，MRI）稱為核磁共振成像（neuclearmagneticresonanceimaging，NMRI）。二、自旋和核磁的概念20三、磁性和非磁性原子核并非所有原子核的自旋運動均能產生核磁，根據原子核內中子和質子的數目不同，不同的原子核產生不同的核磁效應。如果原子核內的質子數和中子數均為偶數，則這種原子核的自旋并不產生核磁，我們稱這種原子核為非磁性原子核。反之，我們把自旋運動能夠產生核磁的原子核稱為磁性原子核。磁性原子核需要符合以下條件：（1）中子和質子均為奇數；（2）中子為奇數，質子為偶數；（3）中子為偶數，質子為奇數。三、磁性和非磁性原子核21四、用于人體磁共振成像的原子實際上人體內有許多種磁性原子核，表1.所列的為人體內常見的磁性原子核。

四、用于人體磁共振成像的原子22表1人體內常見的磁性原子核磁性原子核平均摩爾濃度相對磁化率（與質子磁化率的比率）1H99.01.014N1.60.08331P0.350.06613C0.10.01623Na0.0780.09339K0.0450.000517O0.0310.0292H0.0150.09619F0.00660.83表1人體內常見的磁性原子核磁性原子核平均摩爾濃度相對23用于人體磁共振成像的原子核為質子（1H），選擇1H的理由有：（1）1H是人體中最多的原子核，約占人體中總原子核數的2/3以上；（2）1H的磁化率在人體磁性原子核中是最高的。從附表1中可以看出，氫原子核（1H）在人體中的摩爾濃度最高，達到99，1H是氫原子核，僅有一個質子而沒有中子，由于人體MR圖像一般采用1H作為成像對象，因此除非特殊說明，一般所指的MR圖像即為1H的共振圖像。用于人體磁共振成像的原子核為質子（1H24第三節進入主磁場前后人體內質子核磁狀態的變化

一、進入主磁場前人體內質子的核磁狀態人體的質子不計其數，每毫升水中的質子數就達3×1022個。每個質子自旋均能產生1個小磁場，人體內如此多的質子自旋將產生無數個小磁場，那么人體不就象塊大磁體了嗎？事實并非如此，盡管每個質子均能產生1個小磁場，這種小磁場的排列是隨機無序（即雜亂無章）的，使每個質子產生的磁化矢量相互抵消（圖3a），因此，人體自然狀態下并無磁性，即沒有宏觀磁化矢量的產生。MRI儀僅能探測到宏觀磁化矢量的變化，而不可能區分每個質子微觀磁化矢量變化。那么如何產生宏觀磁化矢量呢？簡單的做法就是把人體放進一個大磁場（即主磁場）中。第三節進入主磁場前后人體內質子核磁狀態的變化一、進入主磁25圖3進入主磁場前后人體內質子的核磁狀態變化圖a為進入主磁場前，盡管每個質子自旋都產生一個小磁場，但排列雜亂無章，磁化矢量相互抵消，因此沒有宏觀磁化矢量產生。圖b示進入主磁場后，質子自旋產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，最后產生一個與主磁場方向一致的宏觀縱向磁化矢量。

SN宏觀縱向磁化矢量圖3進入主磁26

二、進入主磁場后人體內質子的核磁狀態進入主磁場后，質子產生的小磁場有兩種排列方式，一種是與主磁場方向平行且方向相同，另一種是與主磁場平行但方向相反，處于平行同向的質子略多于處于平行反向的質子。從量子物理學的角度來說，這兩種核磁狀態代表質子的能量差別。平行同向的質子處于低能級，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；平行反向的質子處于高能級，因此能夠對抗主磁場的作用，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子略多于處于高能級的質子，因此進入主磁場后，人體內產生了一個與主磁場方向一致的宏觀縱向磁化矢量二、進入主磁場后人體內質子的核磁狀態27三、進動和進動頻率需要指出的是，進入主磁場后，無論是處于高能級還是處于低能級的質子，其磁化矢量并非完全與主磁場方向平行，而總是與主磁場有一定的角度。如圖4a所示，陀螺在自旋力（以虛線為軸）與地球引力的相互作用下，不僅存在旋轉運動，而且還出現繞著地球引力（以帶箭頭的黑實線為軸，箭頭表示地球引力方向）的旋轉擺動，這種旋轉擺動的頻率遠低于旋轉運動。如圖4b所示，處于主磁場的質子也是一樣，除了自旋運動外，還繞著主磁場軸（虛線，箭頭表示主磁場方向）進行旋轉擺動，我們把質子的這種旋轉擺動稱為進動（precession）三、進動和進動頻率28圖4a陀螺旋進運動示意圖圖4b質子自旋及進動示意圖

圖4a陀螺旋進運動示意圖29

進動是磁性原子核自旋產生的小磁場與主磁場相互作用的結果，進動頻率明顯低于自旋頻率，但對于磁共振成像的來說，進動頻率比自旋頻率重要得多。進動頻率也稱Larmor頻率，其計算公式為：＝.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常數，質子的約為42.5mHz/T），B為主磁場的場強，單位為特斯拉（T）。從式中可以看出，質子的進動頻率與主磁場場強成正比。進動是磁性原子核自旋產生的小磁場與主磁場相互作用的結30

如圖5所示，由于進動的存在，質子自旋產生小磁場又可以分解成兩個部分，一部分為方向恒定的縱向磁化分矢量（條狀虛線箭頭），處于高能級者與主磁場方向相反，處于低能級者與主磁場的方向相同；另一部分為以主磁場方向（B0）即Z軸為軸心，在X、Y平面旋轉的橫向磁化分矢量（圓點虛線箭頭）。就縱向磁化分矢量來說，由于處于低能級的質子略多于處于高能級者，最后會產生一個與主磁場同向的宏觀縱向磁化矢量。如圖5所示，由于進動的存在，質子自旋31

就橫向磁化分矢量來說，如圖6所示，我們沿Z軸方向看XY平面上的橫向磁化分矢量的分布，圓圈及其箭頭表示質子進動產生的橫向磁化分矢量是繞Z軸旋轉的，圓點虛線箭頭代表各質子的橫向磁化分矢量，由于每個旋轉的橫向磁化分矢量所處的的相位不同，磁化矢量相互抵消，因而沒有宏觀橫向磁化矢量產生。就橫向磁化分矢量來說，如圖6所示，我們沿32圖5處于低能級和高能級狀態下的質子由于進動產生縱向和旋轉的橫向磁化分矢量

圖6各質子旋轉的橫向磁化分矢量由于相位不同而相互抵消，沒有宏觀橫向磁化矢量產生

B0圖5處于低能級和高能級狀態下的質子由于進動產生縱向和旋轉33

因此，人體進入主磁場后被磁化了，但沒有宏觀橫向磁化矢量產生，僅產生了宏觀的縱向磁化矢量，某一組織（或體素）產生的宏觀矢量的大小與其含有的質子數有關，質子含量越高則產生宏觀縱向磁化矢量越大。我們可能認為MRI已經可以區分質子含量不同的組織了。然而遺憾的是MRI儀的接收線圈并不能檢測到宏觀縱向磁化矢量，也就不能檢測到這種宏觀縱向磁化矢量的差別。那么接收線圈能夠檢測到怎樣的宏觀磁化矢量呢？因此，人體進入主磁場后被磁化了，但沒有宏觀34

接受線圈能夠檢測到的是旋轉的宏觀橫向磁化矢量，因為旋轉的宏觀橫向磁化矢量可以切割接收線圈產生電信號。那么如何才能產生接收線圈能夠探測到的旋轉宏觀橫向磁化矢量呢？接受線圈能夠檢測到的是旋轉的宏觀橫向磁35第四節磁共振現象一、共振的概念和磁共振現象共振是廣泛存在于日常生活中的物理學現象，舉個例子，一個人手上拿著一個中號音叉，在鄰近的實驗臺上豎放著大號、中號、小號三個音叉，如果用一個錘子輕輕敲擊手中的音叉，就會發現實驗臺上的中號音叉振動并發聲，而大號和小號的音叉沒有反應，這就是典型的共振現象。物理學上，共振被定義為能量從一個振動著的物體傳遞到另一個物體，而后者以前者相同的頻率振動。從這個概念可以看出，共振的條件是相同的頻率，實質是能量的傳遞。

第四節磁共振現象一、共振的概念和磁共振現象36

如果我們給處于主磁場中的人體組織一個射頻脈沖，這個射頻脈沖的頻率與質子的進動頻率相同，射頻脈沖的能量將傳遞給處于低能級的質子，處于低能級的質子獲得能量后將躍遷到高能級，我們把這種現象稱為磁共振現象。從微觀角度來說，磁共振現象是低能級的質子獲得能量躍遷到高能級。從宏觀的角度來說，磁共振現象的結果是使宏觀縱向磁化矢量發生偏轉，偏轉的角度與射頻脈沖的能量有關，能量越大偏轉角度越大。如果我們給處于主磁場中的人體組織一個射頻脈沖，這個37

射頻脈沖能量的大小與脈沖強度及持續時間有關，當宏觀磁化矢量的偏轉角度確定時，射頻脈沖的強度越大，需要持續的時間越短。當射頻脈沖的能量正好使宏觀縱向磁化矢量偏轉90，即完全偏轉到X、Y平面，我們稱這種脈沖為90脈沖。如果射頻脈沖使宏觀磁化矢量偏轉的角度小于90，我們稱這種脈沖為小角度脈沖。如果射頻脈沖脈沖的能量足夠大，使宏觀磁化矢量偏轉180，即產生一個與主磁場方向相反的宏觀縱向磁化矢量，我們把這種射頻脈沖稱為180脈沖。射頻脈沖能量的大小與脈沖強度及持續時間有關，當38二、90射頻脈沖的微觀和宏觀效應如前一節所述，接收線圈僅能接收旋轉的宏觀橫向磁化矢量，因此在MR成像中必須有宏觀橫向磁化矢量的產生。在各種角度的射頻脈沖中，90射頻脈沖產生的橫向宏觀磁化矢量最大。90脈沖是MRI序列中最常用的射頻脈沖之一，讓我們來看看90脈沖激發后的微觀效應。二、90射頻脈沖的微觀和宏觀效應39

圖7所示為90脈沖的微觀效應。從微觀上講，90脈沖的效應可以分解成兩個部分來理解：（1）90脈沖使處于低能級多出處于高能級的那部分質子，有一半獲得能量進入高能級狀態，這就使處于低能級和高能級的質子數目完全相同，兩個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，質子的橫向磁化分矢量相位不同，90脈沖可使質子的橫向磁化分矢量處于同一相位，因而產生了一個最大旋轉宏觀橫向磁化矢量。圖7所示為90脈沖的微觀效應。從微觀40圖790脈沖激發前后微觀和宏觀磁化矢量的變化

ZYXZYX圖790脈沖激發前后微觀和宏觀磁化矢量的變化ZYXZ41

X、Y、Z虛線坐標分別代表X、Y、Z軸。左圖為90脈沖激發前，表示平衡狀態下，處于低能級的質子略多于處于高能級者（圖中標出多出6個），從而產生與主磁場同向的宏觀縱向磁化矢量（縱向空箭），但由于質子相位不同，沒有宏觀橫向磁化矢量產生。右圖為90脈沖激發后，低能級超出高能級的質子有一半（3個）獲得能量越遷到高能級，此時處于高能級和低能級的質子數完全相同，宏觀縱向磁化矢量消失；同時由于90脈沖的聚相位效應，產生了旋轉的宏觀橫向磁化矢量（橫向空箭）。X、Y、Z虛線坐標分別代表X、Y、Z軸。42

90脈沖激發后所產生的橫向宏觀磁化矢量的大小與脈沖激發前（即平衡狀態下）的宏觀縱向磁化矢量的大小有關。宏觀縱向磁化矢量越大，90脈沖激發后產生的宏觀橫向磁化矢量越大，MR信號就越強；宏觀縱向磁化矢量越小，90脈沖激發后產生的旋轉宏觀橫向磁化矢量越小，MR信號就越弱。在本章第三節我們已經提到，平衡狀態下宏觀縱向磁化矢量的大小與組織中的質子含量（即質子密度）有關，由于90脈沖能夠使宏觀縱向磁化矢量偏轉到X、Y平面，產生旋轉的宏觀橫向磁化矢量，這樣MRI就能區分質子密度不同的人體組織了。但是僅區分不同組織的質子含量差別，對于臨床診斷來說是遠遠不夠的，所以我們一般不是在90脈沖后馬上采集MR信號，而是在90脈沖關閉后等待一定時間再進行信號采集。90脈沖激發后所產生的橫向宏觀磁化43第五節核磁弛豫

在這一節中讓我們來看看90脈沖關閉后人體組織中的質子的核磁狀態又發生了什么變化。90脈沖關閉后，組織的宏觀磁化矢量逐漸又回到平衡狀態，我們把這個過程稱為核磁弛豫。核磁弛豫又可分解成兩個相對獨立的部分：（1）橫向磁化矢量逐漸減小直至消失，稱為橫向弛豫；（2）縱向磁化矢量逐漸恢復直至最大值（平衡狀態），稱為縱向弛豫。第五節核磁弛豫在這一節中讓我們來看44一、自由感應衰減和橫向弛豫90脈沖關閉后，橫向磁化矢量將逐漸減小，最后將衰減到零。前面第四節我們已經講到，90脈沖產生宏觀磁化矢量的原因是使質子小磁場的橫向磁化分矢量聚相位。90脈沖關閉后，宏觀橫向磁化矢量衰減的原因與之相反，即處于同相位的質子發生了相位的離散（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（圖8）。一、自由感應衰減和橫向弛豫45

致使質子失相位的原因有兩個：（1）質子周圍磁環境隨機波動。每個質子都暴露在周圍無數個其他原子核和電子的磁環境中，而周圍這些帶電粒子一直處于熱運動狀態，這樣質子感受到的磁場就會有輕微波動，且這種波動是隨機的，由于質子周圍磁環境的這種隨機的輕微波動，各個質子所感受到的磁場就會有差別，也就造成了質子之間的進動頻率出現差別，其結果引起質子逐漸的失相位，宏觀橫向磁化矢量逐漸衰減；致使質子失相位的原因有兩個：（1）質子周46（2）主磁場的不均勻。盡管我們追求主磁場的絕對均勻，但實際上這是不可能，主磁場總是一定程度的不均勻，這種不均勻性一般認為是較為恒定的，也就是說某處一直輕微偏高，而另一處則一直輕微偏低，主磁場的這種不均勻同樣會造成質子失相位，引起宏觀磁化矢量的衰減。

（2）主磁場的不均勻。盡管我們追求主磁場的絕對均勻，但實際上47圖8橫向弛豫示意圖圖a示90脈沖使質子聚相位，產生宏觀橫向磁化矢量（水平空箭）；圖b圖c示90脈沖關閉后，質子逐漸失相位，宏觀橫向磁化矢量逐漸衰減（水平空箭）圖8橫向弛豫示意圖圖a示948

由于受上述兩個方面磁場不均勻的影響，實際上90脈沖關閉后，宏觀橫向磁化矢量將呈指數式衰減，我們把宏觀橫向磁化矢量的這種衰減稱為自由感應衰減（freeinductiondecay，FID），也稱T2*弛豫（圖9）。由于受上述兩個方面磁場不均勻的影響，實49圖9組織自由感應衰減（FID）和T2弛豫的差別縱坐標為橫向磁化矢量（Mxy）的大小（以％表示），橫坐標為時間（以ms表示）。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（圓點虛曲線）；剔除主磁場不均勻造成的質子失相位，得到的橫向磁化矢量衰減為真正的T2弛豫（實曲線）。從圖中可以看出，同一組織的T2弛豫要遠遠慢于FID。以該組織的T2弛豫曲線為準，以90脈沖后橫向磁化矢量達到最大值（100%）的時間點為t0，以橫向磁化矢量衰減到最大值的37%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為該組織的T2值。100%50%37%20%t0t/T2時間（ms）Mxy100%50%37%20%t/t0甲T2t//乙T2時間（ms）Mxy圖9組織自由感應衰減（FID）和T2弛豫的差別50

圖10不同組織的T2弛豫差別縱坐標為橫向磁化矢量（Mxy）的大小（以％表示），橫坐標為時間（以ms表示）。不同的組織由于結構不同，T2弛豫快慢不同。圖中細曲線為甲組織的T2弛豫曲線，粗曲線為乙組織的T2弛豫曲線。以90脈沖后橫向磁化矢量達到最大值（100%）的時間點為t0，以甲組織的橫向磁化矢量衰減到最大值的37%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為甲組織的T2值；以乙組織的橫向磁化矢量衰減到最大值的37%的時間點為t//，t0與t//的時間間隔為乙組織的T2值。由于甲組織T2弛豫快，其T2值短于乙組織。圖10不同組織的T2弛豫差別縱51

剔除了主磁場不均勻的影響（利用180復相脈沖，詳見SE序列），質子周圍其他磁性原子核的隨機運動引起的宏觀橫向磁化矢量的衰減才是真正的橫向弛豫，即T2弛豫，也稱自旋－自旋弛豫（spin-spin弛豫），我們用T2值來描述組織橫向弛豫的快慢（圖9）。90脈沖后，某組織宏觀橫向磁化矢量達到最大值，以90脈沖關閉后的零時刻為起點，以T2弛豫造成的橫向磁化矢量衰減到最大值的37%為終點，起點與終點之間的時間間隔即為該組織的T2值（圖9）。不同的組織由于質子周圍微觀磁環境不同，T2弛豫速度存在差別，即T2值存在差別（圖10，表2）。同時需要指出的是，即便是同一組織，在不同的主磁場場強下，T2值也會發生改變，一般場強越高，組織的T2值越短。但組織的T2值受主磁場場強的影響不如T1值受后者的影響大。剔除了主磁場不均勻的影響（利用18052表21.5T場強下正常人體組織的T1、T2參考值

組織名稱T1值T2值腦白質350~500ms90~100ms腦灰質400~600ms100~120ms腦脊液3000~4000ms1200~2000ms肝臟350~400ms45~55ms脾臟400~450ms100~160ms腎皮質350~420ms80~100ms腎髓質450~650ms120~150ms骨骼肌500~600ms70~90ms皮下脂肪220~250ms90~130ms表21.5T場強下正常人體組織的T1、T2參考值組織名53二、縱向弛豫如前所述，射頻脈沖給予低能級質子能量，后者獲能躍遷到高能級，結果根據射頻脈沖的能量大小，宏觀縱向磁化矢量發生不同的變化。如30的小角度激發，宏觀縱向磁化矢量縮小；90脈沖激發，宏觀縱向磁化矢量消失；180脈沖激發，則宏觀縱向磁化矢量方向反轉，變成與主磁場方向相反，但大小不變。無論是多少角度的激發，射頻脈沖關閉后，在主磁場的作用下，宏觀縱向磁化矢量將逐漸恢復到平衡狀態，我們把這一過程稱為縱向弛豫，即T1弛豫。

二、縱向弛豫54圖11不同組織的縱向弛豫縱坐標為縱向磁化矢量（Mz）的大小（以％表示），橫坐標為時間（以ms表示）。圖中細曲線為甲組織的縱向弛豫曲線，粗曲線為乙組織的縱向弛豫曲線。以90脈沖后橫向磁化矢量達到最大值（100%）的時間點為t0，以甲組織的縱向磁化矢量恢復到最大值的63%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為甲組織的T1值；以乙組織的縱向磁化矢量恢復到最大值的63%的時間點為t//，t0與t//的時間間隔為乙組織的T1值。由于甲組織縱向弛豫快，其T1值短于乙組織的T1值。甲T1t/t0t//乙T1Mz100%50%25%時間（ms）63%圖11不同組織的縱向弛豫縱坐標55

以90脈沖為例，90脈沖使宏觀縱向磁化矢量消失，射頻脈沖關閉后，縱向磁化矢量將從零開始逐漸恢復直到與主磁場同向的最大值（即平衡狀態）（圖11）。我們用T1值來描述組織的縱向弛豫速度。以90脈沖關閉后某組織的宏觀縱向磁化矢量為零，以此為起點，以宏觀縱向磁化矢量恢復到最大值的63％為終點，起點和終點的時間間隔即該組織的T1值（圖11）。以90脈沖為例，90脈沖使宏觀縱向磁56

射頻脈沖的作用是使低能級的質子獲能躍遷到高能級，即發生核磁共振現象。縱向弛豫為其反過程，即獲能后處于高能級的質子釋放出能量回到低能級。高能級的質子釋放能量的速度與其周圍分子的自由運動頻率有關，周圍分子的自由運動頻率與質子的進動頻率越接近，能量的釋放越快，組織的縱向弛豫就越快。周圍分子的自由運動頻率明顯高于或低于質子的進動頻率，則這種能量釋放很慢，組織的縱向弛豫所需時間就很長。磁共振物理學中，常把質子周圍的分子稱為晶格，因此縱向弛豫也稱自旋-晶格弛豫。不同的組織由于質子周圍的分子自由運動頻率不同，其縱向弛豫速度存在差別，即T1值不同（表2；圖11）。人體組織的T1值受主磁場場強的影響較大，一般隨場強的增高，組織的T1值延長。

射頻脈沖的作用是使低能級的質子獲能躍遷57第六節磁共振加權成像

前面幾節我們已經知道，不同的組織存在質子含量（質子密度）的差別、T1值差別及T2值的差別，這正是常規MRI能夠顯示正常解剖結構及病變的基礎。下面我們看看如果利用不同組織間的這些差別來顯示解剖和病變。第六節磁共振加權成像前面幾節我58一、“加權”的含義所謂加權即“突出重點”的意思，也即重點突出某方面特性。之所以要加權是因為在一般的成像過程中，組織的各方面特性（例如：質子密度、T1值、T2值）均對MR信號有貢獻，幾乎不可能得到僅純粹反映組織一個特性的MR圖像，我們可以利用成像參數的調整，使圖像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”。T1加權成像（T1-weightedimaging，T1WI）是指這種成像方法重點突出組織縱向弛豫差別，而盡量減少組織其他特性如橫向弛豫等對圖像的影響；T2加權成像（T2-weightedimaging，T2WI）重點突出組織的橫向弛豫差別；質子密度（protondensity，PD）圖像則主要反映組織的質子含量差別。一、“加權”的含義59

下面來看看加權成像是如何實現的，由于我們還沒有涉及到具體的序列，這里僅介紹MR加權成像的基本原理，具體的參數設置將在脈沖序列一章中介紹。已如前述，MRI儀的接收線圈不易檢測到宏觀縱向磁化矢量，而只能檢測到旋轉的宏觀橫向磁化矢量。這里還要補充一點，在MR成像中，無論是什么序列，什么加權成像，在MR信號采集時刻，組織的宏觀橫向磁化矢量越大，MR信號就越強。下面來看看加權成像是如何實現的，由于我60二、質子密度加權成像質子密度圖主要反映不同組織間質子含量的差別。質子密度圖很容易實現，以甲、乙兩種組織為例，甲組織質子含量高于乙質子，進入主磁場后，質子含量高的甲組織產生的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織（圖12a）；90脈沖后甲組織產生的旋轉宏觀橫向磁化矢量就大于乙組織（圖12b），這時馬上檢測MR信號，甲組織產生的MR信號將高于乙組織（圖12c）。即質子密度越高，MR信號強度越大，這就是質子密度加權成像。二、質子密度加權成像61圖12質子密度加權成像示意圖圖a示由于甲組織的質子含量高于乙組織，進入主磁場所產生的宏觀縱向磁化矢量（Mz）將大于乙組織；圖b示90脈沖后，甲組織產生的宏觀橫向磁化矢量也大于乙組織；圖c示接收線圈探測甲組織的MR信號大于乙組織。

甲組織Mz乙組織Mz甲組織Mxy乙組織Mxy甲組織的信號乙組織的信號圖12質子密度加權成像示意圖圖a示由于甲組織的質子含62三、T2加權成像T2WI主要反映組織橫向弛豫的差別。以甲、乙兩種組織為例，假設這兩種組織質子密度相同，但甲組織的橫向弛豫比乙組織慢（即甲組織的T2值長于乙組織），進入主磁場后由于質子密度一樣，甲乙兩種組織產生的宏觀縱向磁化矢量大小相同（圖13a），90脈沖后產生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同（圖13b），我們不馬上檢測MR信號；甲乙兩種組織的質子將發生橫向弛豫，由于甲組織橫向弛豫比乙組織慢，到一定時刻，甲組織衰減掉的宏觀橫向磁化矢量少于乙組織，其殘留的宏觀橫向磁化矢量將大于乙組織（圖13c），這時檢測MR信號，甲組織的MR信號強度將高于乙組織（圖13d），這樣就實現了T2WI。在T2WI上，組織的T2值越大，其MR信號強度越大。

三、T2加權成像63圖13T2加權成像示意圖圖a示由于甲乙兩種組織的質子密度相同，進入主磁場后產生的宏觀縱向磁化矢量（Mz）也相同；圖b示90脈沖激發后兩種組織產生的宏觀橫向磁化矢量（Mxy）也相同，但此時不探測MR信號；圖c示經過一定時間后，甲組織由于橫向弛豫速度比乙組織慢，殘留的橫向磁化矢量（Mxy）大于乙組織；圖d示此時接收線圈探測到甲組織的MR信號強度大于乙組織。

甲組織Mxy乙組織Mxy甲組織的信號乙組織的信號甲組織Mz乙組織Mz甲組織Mxy乙組織Mxy圖13T2加權成像示意圖圖a示由于甲乙兩種組織的質子64四、T1加權成像

T1WI主要反映組織縱向弛豫的差別。我們還是以甲、乙兩種組織為例，假設這兩種組織質子密度相同，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）。進入主磁場后由于質子密度一樣，甲乙兩種組織產生的縱向磁化矢量大小相同（圖14a），90脈沖后產生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同，我們先不去理會這種橫向磁化矢量，也不馬上檢測MR信號。射頻脈沖關閉后，甲乙兩種組織將發生縱向弛豫，由于甲組織的縱向弛豫比乙組織快，過一定時間以后，甲組織已經恢復的宏觀縱向磁化矢量將大于乙組織（圖14b）。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90脈沖。第二個90脈沖后，甲、乙兩組織的宏觀縱向磁化矢量將發生偏轉，產生宏觀橫向磁化矢量，因為這時甲組織的縱向磁化矢量大于乙組織，其產生的橫向磁化矢量將大于乙組織（圖14c），這時馬上檢測MR信號，甲組織產生的MR信號將高于乙組織（圖14d），這樣就實現了T1WI。在T1WI上，組織的T1值越小，其MR信號強度越大。

四、T1加權成像65圖14T1加權成像示意圖圖a示由于甲乙兩種組織的質子密度相同，進入主磁場后產生的宏觀縱向磁化矢量（Mz）也相同；90脈沖將使宏觀縱向磁化矢量變成零，90脈沖關閉后兩種組織發生縱向弛豫（即Mz從零開始逐漸恢復），由于甲組織T1值比乙組織短，到圖b所示的時刻，甲組織已經恢復的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織；圖c示施加第二個90脈沖后，甲乙兩組織的縱向磁化矢量偏轉到XY平面，甲組織產生的宏觀橫向磁化矢量大于乙組織，此時立刻采集MR信號；圖d示接收線圈探測到甲組織的MR信號強度大于乙組織。

甲組織Mxy乙組織Mxy甲組織的信號乙組織的信號甲組織Mz乙組織Mz甲組織Mz乙組織Mz圖14T1加權成像示意圖圖66第七節磁共振信號的空間定位

在前面的章節我們已經知道，對于二維MR成像來說，接收線圈采集的MR信號含有全層的信息，我們必須對MR信號進行空間定位編碼，讓采集到MR信號中帶有空間定位信息，通過數學轉換解碼，就可以將MR信號分配到各個像素中。MR信號的空間定位包括層面和層厚的選擇、頻率編碼、相位編碼。MR信號的空間定位編碼是由梯度場來完成的，我們將以頭顱橫斷面為例介紹MR信號的空間定位。第七節磁共振信號的空間定位在前面67一、層面的選擇和層厚的決定我們通過控制層面選擇梯度場和射頻脈沖來完成MR圖像層面和層厚的選擇。以1.5T磁共振儀為例，在1.5T的場強下，質子的進動頻率約為64MHZ。圖15所示為人頭正面像，我們將進行橫斷面掃描，要進行層面的選擇，必須在上下方向（即Z軸方向）上施加一個梯度場，Z軸梯度線圈中點位置（G0）由于磁場強度仍為1.5T，因而該水平質子的進動頻率保持在64MHZ。一、層面的選擇和層厚的決定68從G0向頭側磁場強度逐漸降低，因而質子進動頻率逐漸變慢，頭頂部組織內質子的進動頻率最低；從G0向足側磁場強度逐漸增高，則質子進動頻率逐漸加快，下頜部最高。單位長度內質子進動頻率差別的大小與施加的梯度場強度有關，施加梯度場強越大，單位長度內質子進動頻率的差別越大。如果我們施加的梯度場造成質子進動頻率的差別為1MHZ/cm，而我們所用的射頻脈沖的頻率為63.564.5MHZ，那么被激發的層面的位置（層中心）就在Z軸梯度線圈中點（G0），層厚為1cm，即層厚范圍包括了Z軸梯度線圈中點上下各0.5cm的范圍（圖15a）。從G0向頭側磁場強度逐漸降低，因而質子69圖15層面和層厚選擇示意圖圖中橫實線表示層中心位置；兩條虛橫線之間距離表示層厚。圖a示梯度場強造成的質子進動頻率差別1MHZ/cm，射頻脈沖的頻率范圍為63.4-64.5MHZ，則層中心在梯度場中點（G0），層厚1cm；圖b示梯度場保持不變，射頻脈沖的頻率范圍為64.5-65.5MHZ，則層厚保持1cm，層中心向足側移1cm；圖c示梯度場保持不變，射頻脈沖的頻率范圍改為63.75-64.25MHZ，則層中心位置不變，層厚變成0.5cm；圖d示射頻脈沖的頻率范圍保持不變，梯度場強增加一倍，即造成的質子進動頻率差別為2MHZ/cm，則層中心保持不變，層厚變成0.5cm。射頻脈沖63.5-64.5MHZG0射頻脈沖64.5-65.5MHZG0射頻脈沖63.75-64.25MHZG0射頻脈沖63.5-64.5MHZG0圖15層面和層厚選擇示意圖70

我們對射頻脈沖的頻率及帶寬和Z軸梯度場作不同的調整，層面和層厚將發生如下變化：（1）梯度場不變，射頻脈沖的頻率改成64.565.5MHZ，則層厚保持不變，層面中心向足側移動1cm（圖15b）；（2）梯度場不變，射頻脈沖的頻率范圍（帶寬）變成63.7564.25MHZ，則層面中心不變，層厚變薄為0.5cm（圖15c）；（3）射頻脈沖仍保持63.564.5MHZ，梯度場強增加使質子進動頻率差達到2MHZ/cm，則層面中心保持不變，層厚變薄為0.5cm（圖15d）。因此在檢查部位與層面選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移動；（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，梯度場的場強增加，層厚變薄。我們對射頻脈沖的頻率及帶寬和Z軸梯度71二、頻率編碼前面的層面選擇僅僅確定了被激發和采集的層面和層厚，可這時采集的MR信號包含有全層的信息，我們必須把采集的MR信號分配層面內不同的空間位置上（即各個像素中），才能顯示層面內的不同結構。因此在完成了層面選擇后我們還必須進行層面內的空間定位編碼。層面內的空間定位編碼包括頻率編碼和相位編碼。我們先介紹頻率編碼。

二、頻率編碼72

在介紹頻率編碼前，讓我們先復習一下太陽光的特性。無色的太陽光經一塊三棱鏡的折射后可以分解出紅、橙、黃、綠、青、蘭、紫等七種顏色的光線，這七種顏色的光線代表7種不同的頻率，紅色頻率最低，紫色頻率最高。其實三棱鏡之所以能從無色的太陽光中分辨出七種有色的光線，是因為無色的太陽光中本身就帶有這七種頻率的光線，只是各種頻率的光線混雜在一起無法分辨而已，而通過三棱鏡的折射則能分辨這七種不同頻率的光線。在介紹頻率編碼前，讓我們先復習一下太73

其實頻率編碼的原理與此類似，傅里葉變換可以區分出不同頻率的MR信號，但首先必須讓來自不同位置的MR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。其實頻率編碼的原理與此類似，傅里葉變74

以頭顱的橫斷面為例，一般以前后方向為頻率編碼方向，我們在MR信號采集的時刻在前后方向上施加一個前高后低的梯度場（圖16a），這樣在前后方向上質子所感受到的磁場強度就不同，其進動頻率即存在差別，前部的質子進動頻率高，而后部的質子進動頻率低（圖16b）。這樣采集的MR信號中就包含有不同頻率的空間信息，經傅里葉轉換后不同頻率的MR信號就被區分出來，分配到前后方向各自的位置上。

以頭顱的橫斷面為例，一般以前后方向為頻率編碼75圖16頻率編碼示意圖圖a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；圖b僅以三行三列9個體素作為示意，中間一行由于位于梯度場中點（G0），質子進動頻率保持64MHZ，最前面一行由于磁場強度升高，質子進動頻率加快到65MHZ，最后面一行由于磁場強度降低，質子進動頻率減慢為63MHZ。MR信號采集后經傅里葉轉換即可解碼出不同頻率的MR信號，而不同頻率代表前后方向上的不同位置。需要指出的是圖中為了說明的簡便起見，用63MHZ、64MHZ、65MHZ來代表頻率編碼方向上3個不同體素內質子的進動頻率，實際上真正的頻率編碼時，體素間的質子進動頻率差別不可能有這么大。右左后前G064MHZ64MHZ64MHZ65MHZ65MHZ65MHZ63MHZ63MHZ63MHZ前后G0圖16頻率編碼示意圖圖a示顱腦一橫斷面，76三、相位編碼在前后方向上施加了頻率編碼梯度場后，經傅里葉轉換的MR信號僅完成了前后方向的空間信息編碼，而左右方向上的空間定位編碼并未能實現（圖17a）。我們必須對左右方向的空間信息進行相位編碼，才能完成層面內的二維定位（圖17b）。

三、相位編碼77

和頻率編碼一樣，相位編碼也使用梯度場，但與頻率編碼梯度場不同的是：（1）梯度場施加方向不同，應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17b）。（2）施加的時刻不同，頻率編碼必須在MR信號采集的同時施加，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（以左右方向為例）的質子將感受到不同強度的磁場（如左高右低），因而將出現左快右慢的進動頻率，由于進動頻率的不同，左右方向各個位置上的質子進動的相位將出現差別（圖17b）。和頻率編碼一樣，相位編碼也使用梯度場，78

這時關閉左右方向的相位編碼梯度場，左右方向的磁場強度的差別消失，各個位置的質子進動頻率也恢復一致，但前面曾施加過一段時間梯度場造成的質子進動的相位差別被保留下來（圖17c），這時采集到的MR信號中就帶有相位編碼信息，通過傅里葉轉換可區分出不同相位的MR信號，而不同的相位則代表左右方向上的不同位置。這時關閉左右方向的相位編碼梯度場，左右方79圖17相位編碼示意圖仍以圖16的顱腦橫斷面為例，但僅以圖16中的進動頻率為64MHZ的一行體素作為相位編碼的示意。圖a示在施加相位編碼梯度前，左右方向上各體素中質子的進動頻率均為64MHZ，相位也一致（空箭所示）；圖b示在左右方向上施加一個左高右低的梯度場，位于相位編碼梯度場中點（G0）的體素內的質子進動頻率仍為64MHZ，而最左邊體素內的質子進動頻率增加到65MHZ，最右邊體素內的質子進動頻率減低到63MHZ。這個梯度場施加一段時間后，左右方向上各體素內的質子由于進動頻率不同出現相位差異（空箭所示）。圖c示在MR信號采集前，把相位編碼梯度場關閉，左右方向上體素內的質子進動頻率又回到64MHZ，即左右方向的進動頻率差別消失，但由于相位編碼梯度場造成的左右方向上各體素內質子的相位差別（空箭所示）被保留下來。MR信號被采集后經傅里葉轉換，就可以解碼出左右方向上的相位差別。前后64MHZ64MHZ64MHZ右左G0前后右左63MHZ64MHZ65MHZ前后右左64MHZ64MHZ64MHZ圖17相位編碼示意圖仍以圖16的顱腦橫斷面為例，但僅80

由于傅里葉轉換的特性，它區分不同頻率的MR信號能力很強，但區分MR信號相位差別的能力較差，只能區分相位相差180的MR信號。所以MR信號的相位編碼需要多次重復進行，如果是矩陣為256×256的MR圖像需進行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采集256個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（圖18a），經過傅里葉轉換，才能重建出空間分辨力合乎要求的圖像。K空間的基本概念和特點請參閱下一節。以剛才的左右方向為相位編碼的顱腦橫斷面為例，這256種不同的相位編碼梯度場一般情況下是先施加強度最大的梯度場，方向為一側高另一側低（如左高右低），保持梯度場方向不變，梯度場強度逐漸變小一直到零，然后改變梯度場方向（即改成左低右高），梯度場強度則從小開始，逐漸變大，其梯度場強度變化的步級與剛才左高右低時一樣（圖18b）。由于傅里葉轉換的特性，它區分不同頻率81四、三維采集的空間編碼三維MRI的空間定位與二維MRI有所不同。三維MRI的激發和采集不是針對層面，而是針對整個成像容積進行的。由于脈沖的激發和采集是針對整個容積范圍進行的，為了獲得薄層的圖像，必須在層面方向上進行空間定位編碼。三維采集技術的層面方向空間編碼也采用相位編碼，一個容積需要分為幾層，就必需進行幾個步級的相位編碼。如圖像的矩陣為128×128，容積內分為20層，則層面內的相位編碼步級為128級，每一級又需要進行20個步級的層面方向的相位編碼，實際上總的相位編碼步級為2560（128×20）。四、三維采集的空間編碼82第八節K空間的基本概念

K空間實際上是個數學概念，比較復雜。對于放射科醫師來說，只需要了解一些K空間的基本概念和重要特征。K空間的概念對于理解MR成像技術，特別是快速成像技術至關重要。第八節K空間的基本概念K空間實際上是83一、K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信號原始數據的填充空間。每一幅MR圖像都有其相應的K空間數據。對K空間的數據進行傅里葉轉換，就能對原始數據中的空間定位編碼信息進行解碼，得到MR的圖像數據，即把不同信號強度的MR信息分配到相應的空間位置上（即分配到各自的像素中），即可重建出MR圖像了。一、K空間的基本概念84二、K空間的基本特性下面就以矩陣為256×256的二維MR圖像為例來介紹一下K空間的基本特性，二維K空間又稱為K平面。如圖18a所示，二維K空間的兩個坐標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則以一定的步級發生變化（圖18b），每個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18a），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。圖18a中并未把所有256條K空間線全部畫出，僅畫出幾條作為示意。二、K空間的基本特性85圖18K空間結構及相位編碼梯度場變化示意圖圖a為K空間填充示意圖，圖b為相應的相位編碼梯度場變化示意圖。一般的K空間是循序對稱填充的。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，但梯度場強有所降低。保持梯度場方向不變，但梯度場強逐漸降低。到填充Ky＝0的MR信號時，相位編碼梯度場等于零。此后相位編碼梯度場方向變為右高左低，梯度場強逐漸升高，到采集填充Ky＝＋128的MR信號時，相位編碼梯度場強達到最高。K空間相位編碼方向上Ky＝0的兩側的各MR信號是鏡像對稱的，即Ky＝－128與Ky＝＋128的相位編碼梯度場強一樣，但方向相反，Ky＝－127與Ky＝＋127的關系也是如此，以此類推。Ky＝－128Ky＝－127Ky＝+128Ky＝+127Ky＝0KxKyKy＝－128Ky＝－127Ky＝＋127Ky＝＋128Ky＝0前后左右圖18K空間結構及相位編碼梯度場變化示意圖圖a為K空86

從Ky方向看，填充在K空間中心的MR信號的相位編碼梯度場為零，這時MR信號強度最大，主要決定圖像的對比，而不能提供相位編碼方向上的空間信息，我們把這一條K空間線稱為零傅里葉線（Ky＝0）（圖18a）。而填充K空間最周邊的MR信號的相位編碼梯度場強度最大（Ky＝－128和Ky＝＋128），得到的MR信號中各體素的相位差別最大，能提供相位編碼方向的空間信息（圖18a），而由于施加的梯度場強度大，MR信號的幅度很小，因而其MR信號主要反映圖像的解剖細節，對圖像的對比貢獻較小。

從Ky方向看，填充在K空間中心的MR信號87

從K空間中心（Ky＝0）到K空間的最周邊（Ky＝－128或Ky＝＋128），其間各條K空間線的相位編碼梯度場是逐漸遞增的，越靠近Ky＝0的MR信號幅度越大，越決定圖像的對比，但能提供的空間信息越少；越靠近K空間周邊的MR信號所含的空間信息越多，越決定圖像的解剖細節，但MR信號的幅度越小，能提供的對比信息越少。簡單的說，就是填充K空間中央區域的相位編碼線主要決定圖像的對比，而填充K空間周邊區域的相位編碼線主要決定圖像的解剖細節。另外從Ky＝0向Ky＝－128和Ky＝＋128的這兩個方向上，各個MR信號的相位編碼梯度場遞增的步級是一樣的，僅梯度場的方向相反（圖18b），因此這兩個方向上的MR信號或稱相位編碼線是鏡像對稱的，即Ky＝－128與Ky＝＋128對稱，Ky＝－127與Ky＝＋127對稱，依此類推。從K空間中心（Ky＝0）到K空間的最周邊（Ky＝－88從Kx方向看，即在每一條相位編碼線的頻率編碼方向上，其數據是由從回波信號的采樣得到的。因為回波信號在時序上是對稱的，因此K空間的Kx方向也是對稱的。另外，需要指出的是，許多人會把K空間的數據陣列與圖像的陣列相混淆。其實這兩者之間不是一一對應的，K空間陣列中每一個點上的信息均含有全層MR信息，而圖像陣列中的每個點（即像素）的信息僅對應層面內相應體素的信息。從Kx方向看，即在每一條相位編碼線的頻率編碼方向上，其數據是89

總結一下，K空間的特性主要表現為：（1）K空間中的點陣與圖像的點陣不是一一對應的，K空間中每一點包含有掃描層面的全層信息；（2）K空間在Kx和Ky方向上都呈現鏡像對稱的特性；（3）填充K空間中央區域的MR信號（K空間線）主要決定圖像的對比，填充K空間周邊區域的MR信號（K空間線）主要決定圖像的解剖細節。總結一下，K空間的特性主要表現為：（1）90三、K空間的填充方式常規MRI序列中，K空間最常采用的填充方式為循序對稱填充，即在圖18a中是先填充Ky＝－128，然后是Ky＝－127，……，Ky＝0，……，Ky＝＋127，最后為Ky＝＋128。熟知這一填充方式非常重要，如利用梯度回波T1WI序列進行肝臟動態增強掃描（NEX=1）,如果整個序列采集時間為20s，則決定圖像對比的MR信號的采集應該在掃描開始后第10s，因而要想獲得開始團注對比劑后第25s的肝臟動脈期，掃描的開始時刻需要提前10s，即開始團注對比劑后的第15s就應該啟動掃描序列。三、K空間的填充方式91實際上，K空間中相位編碼線的填充順序是可以改變的，我們可以采用K空間中央優先采集技術，即掃描一開始先編碼和采集填充Ky＝0附近的一部分相位編碼線，決定圖像的對比，然后再采集決定圖像解剖細節的K空間周邊的相位編碼線。這一技術在利用透視實時觸發技術進行的動態增強掃描和對比增強磁共振血管成像（CE-MRA）時有較多的應用。除了循序對稱填充的方式外，K空間還可以采用迂回軌跡、放射狀軌跡和螺旋狀軌跡等其他多種填充方式。實際上，K空間中相位編碼線的填充順序是可以改變的，我們可以采92第九節自旋回波的產生

自旋回波（spinecho，SE）序列是MR成像的經典序列，其他序列的結構和特點均需要與SE序列進行比較。因此在介紹其他序列和成像技術之前有必要重點介紹SE序列。SE序列的特點就是在90脈沖激發后，利用180復相脈沖，以剔除主磁場不均勻造成的橫向磁化矢量衰減。第九節自旋回波的產生自旋回波（sp93一、180脈沖剔除主磁場不均勻造成的橫向磁化矢量衰減在核磁弛豫一節我們提到，經射頻脈沖激發后，質子群將產生宏觀橫向磁化矢量，射頻脈沖關閉后，橫向磁化矢量將開始逐漸衰減，其原因是同相位進動的質子逐漸失去相位一致。造成質子失相位的原因有兩個，一個是真正的T2弛豫，另一個為主磁場的不均勻。為了使MR圖像反映的是真正的T2弛豫對比，必須把主磁場不均勻造成的質子失相位效應剔除，所采用的辦法就是利用180復相脈沖。

一、180脈沖剔除主磁場不均勻造成的橫向磁化矢量衰減94180復相脈沖糾正這種質子失相位的前提是主磁場的不均勻必須是恒定的，也就是說甲處的磁場強度略高于乙處，這種差別是保持不變的，這樣引起甲處的質子進動頻率略高于乙處，這種質子進動頻率的差別也是保持不變的。180度相脈沖的聚相位作用可以圖19來演示。180復相脈沖糾正這種質子失相位的前提是主磁場的95圖19180復相脈沖的聚相位作用示意圖

3124123431234124a.90脈沖后b.質子失相位c.180脈沖后d.質子相位重聚圖19180復相脈沖的聚相位作用示意圖312412396圖19中，我們沿Z軸方向看XY平面的橫向磁化矢量變化，假定質子的進動方向為逆時針方向（圓圈上箭頭所示），且進動方向保持不變。圖19a示90脈沖激發后質子的橫向磁化分矢量相位一致（質子14）。圖19b示隨著時間推移，由于主磁場不均勻，質子的橫向磁化分矢量逐漸失相位，到了180脈沖施加前的即刻，質子1進動最慢相位落在最后面，質子4進動最快，其相位走在最前面；圖19c示施加180復相脈沖后即刻，所有質子的相位反轉了180，即進動最慢的質子1的相位到了最前面，進動最快的質子4的相位落到最后面，我們把90脈沖與180脈沖的時間間隔稱為Ti。與施加180脈沖前的即刻（圖19b）相比，各質子的相位先后順序倒排，但相位的差值保持不變。180復相脈沖后，各質子將以原來的頻率繼續進動，即質子1依然進動最慢，而質子4依然進動最快。圖19d示經過一個與Ti相同的時間后，進動最快的質子4正好趕上進動最慢的質子1，各質子的相位重聚，產生一個回波。我們把180復相脈沖產生的回波稱為自旋回波。

圖19中，我們沿Z軸方向看XY平面97二、自旋回波序列的基本構建SE序列是由1個90激發脈沖后隨1個180復相脈沖組成的，1次90激發脈沖后僅能產生一個MR信號（自旋回波）。由于相位編碼的需要，一幅矩陣為256×256的MR圖像需要用不同的相位編碼梯度場編碼并采集256個回波方能完成K空間的填充，也就是說需要進行256次90~180的脈沖重復。在SE序列中，用90脈沖產生一個最大的宏觀橫向磁化矢量，然后利用180復相脈沖產生一個自旋回波（圖20）。把90脈沖中點到回波中點的時間間隔定義為回波時間（echotime，TE）；把兩次相鄰的90脈沖中點的時間間隔定義為重復時間（repetitiontime，TR）（圖20）。

二、自旋回波序列的基本構建98圖20SE序列結構示意圖SE序列是由一連串90°180°脈沖構成的，90°激發脈沖后一定時間（Ti，為90度脈沖中點與180度脈沖中點的時間間隔）給予180°復相脈沖，再經過一個Ti后，將產生一個自旋回波，把90°脈沖中點與回波中點的時間間隔定義為TE。由于90°——180°脈沖需要反復進行，相鄰兩個90°脈沖中點的時間間隔定義為TR。

TiTETR90°90°180°180°回波回波圖20SE序列結構示意圖SE序列是由99圖21TR和TE控制著組織T1和T2成分在圖像對比中的作用細曲線為甲組織的弛豫曲線，粗曲線為乙組織的弛豫曲線。圖a為兩種組織的縱向弛豫示意圖，如果選用的TR很長，那么在每一次90脈沖激發時（向下空箭所示），甲、乙兩種組織的縱向磁化矢量都回到平衡狀態，因此采集到MR信號幾乎不受組織縱向弛豫的影響。圖b為兩種組織的橫向弛豫示意圖，如果選用的TE很短，那么每一次90脈沖產生的橫向磁化矢量還沒有開始衰減前即采集了MR信號（向下空箭所示），則采集到的MR信號幾乎不受組織橫向弛豫的影響。時間（ms）100%50%37%20%MxyMz100%50%25%時間（ms）63%圖21TR和TE控制著組織T1和T2成分在圖像對比中的作100三、自旋回波序列的加權成像SE序列是MR成像的經典序列，也是常規序列。利用SE序列可以進行T1加權成像、T2加權成像及質子密度加權成像。SE序列中，組織的縱向弛豫特性（即T1值）在圖像中所充當的角色，也就是說圖像的T1成分主要由重復的時間（TR）決定；組織的橫向弛豫特性（及T2值）在圖像中所充當的角色，也就是說圖像的T2成分主要由回波時間（TE）決定。如果選用的TR很長，在下一個90脈沖激發前各種組織的縱向弛豫已經完成，則圖像的對比幾乎不受組織縱向弛豫的影響，即選用很長的TR可以基本剔除組織的T1值對圖像對比的影響（圖21a）。三、自旋回波序列的加權成像101如果選用的TE很短，每一次90脈沖產生的宏觀橫向磁化矢量還沒來得及發生橫向弛豫就已經采集信號，則圖像的對比幾乎不受組織橫向弛豫的影響，即選用很短的TE可以基本剔除組織的T2值對圖像對比的影響（圖21b）。通過對SE序列的TR和TE調整，我們可以決定在MR圖像中所含有的T1和T2成分，獲得不同的加權圖像。下面讓我們看看怎樣利用TR和TE的調整來完成SE序列的加權成像。

如果選用的TE很短，每一次90脈沖產生的宏觀橫向磁102（一）T1加權成像在SE序列中如果我們選用一個很短的TE基本剔除了組織T2值對圖像對比的影響（圖22b），而選擇一個合適短的TR，這樣在每一次90脈沖激發前不同的組織由于縱向弛豫的快慢不同，已經恢復的宏觀縱向磁化矢量就不同（圖22a），90脈沖后產生的宏觀橫向磁化矢量就不同，這時馬上利用180脈沖產生回波（選用很短TE），采集的MR信號主要反映組織縱向弛豫的差別（即T1值不同），所以是T1WI。

SE序列T1WI應該選用最短的TE，一般為8～20ms。根據所需要的T1權重選用不同的TR，TR一般為200～600ms。在一定的范圍內TR越短T1權重越重。（一）T1加權成像103圖22SE序列T1WI示意圖細曲線為甲組織的弛豫曲線，粗曲線為乙組織的弛豫曲線，假設甲乙兩種組織的質子密度相同。選用一個合適短的TR，這樣在每一個（除第一個）90脈沖施加前（圖a向下空箭），由于縱向弛豫快（T1值短）甲組織已經恢復的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織，兩者之間的宏觀縱向磁化矢量差別即為T1對比（兩條橫虛線之間的距離）。90脈沖將使這種宏觀縱向磁化矢量的差別偏轉，成為宏觀橫向磁化矢量的差別，這時立刻用180復相脈沖產生自旋回波來記錄這種宏觀橫向磁化矢量的差別，而實際上這種宏觀橫向磁化矢量的差別是由于縱向弛豫不同造成的，因此所得到的圖像為T1WI。選用很短的TE（圖b向下空箭）是為了盡量減少組織橫向弛豫對圖像對比的污染。

時間（ms）100%50%37%20%MxyMz100%50%25%時間（ms）63%T1對比圖22SE序列T1WI示意圖細曲線為甲組織的弛豫曲線104（二）T2加權成像SE序列中如果選用很長的TR，這樣保證每一次90脈沖激發前各種組織的縱向磁化矢量都已經回到平衡狀態，就可以基本剔除組織的縱向弛豫對圖像對比的影響。90脈沖激發后，各組織的宏觀橫向磁化矢量將由于T2弛豫而發生衰減，由于各組織的T2弛豫快慢不一，在某同一時刻，各組織殘留的宏觀橫向磁化矢量就會存在差別，我們利用180脈沖在一個合適的時刻（合適長的TE）產生一個自旋回波，這樣采集的MR信號主要反映各種組織殘留宏觀橫向磁化矢量的差別，也即T2弛豫差別，得到的圖像就是T2WI（圖23）。

（二）T2加權成像105SE序列T2WI應該選擇很長的TR，以盡量消除組織縱向弛豫對圖像對比的污染。當然TR的延長將成比例的增加MR信號的采樣時間，因此利用SE序列進行T2WI時TR也不宜過長，一般在場強為0.5T以下的低場機，TR選擇1500～2000ms，在1.0T到1.5T的高場機一般TR選擇2000～2500ms。選擇不同的TE則可得到不同的權重的T2WI，TE一般為50～150ms，TE越長T2權重越重。SE序列T2WI應該選