第四章磁共振成像系統（MRI）

（NuclearMagneticResonance）主講：劉老師第四章磁共振成像系統－主要內容一、概述二、MRI成像技術發展簡史三、MRI成像系統的分類及特點四、MRI成像的物理基礎五、磁共振現象中的幾個生要參數六、共振信號的采集方式七、磁共振成像原理八、MRI成像系統的組成九、MRI成像的性能指標十、MRI成像的臨床應用一、概述磁共振成像技術在核磁共振（NuclearMagneticResonance,NMR）現象的基礎上，利用電子技術、計算機技術以及超導技術，繼X-CT之后出現的一項嶄新的成像技術。為了與使用放射性同位素的核醫學相區別，臨床上普遍使用磁共振成像（MagneticResonanceImagingMRI）這一術語代替NMR，有時簡稱MR。

磁共振圖像與X-CT一樣，是通過計算機處理后產生的圖像，所不同的是：在X-CT中，圖中的每個像素的數值代表的是人體組織中某一個體素的X線的衰減；在磁共振圖像中，每個像素的值代表的從是某個體素來的磁共振信號的強度，與共振核子的密度及兩個化學參數－磁弛豫時間T1與T2有關。磁共振成像的突出優點： 1)對人體無創傷、無電離輻射、安全； 2)容易獲得人體組織不同斷面（橫截面、冠狀面、失狀面）的圖像； 3)圖像分辨率較高； 4)在不注射造影劑的情況下顯示血管影像

磁共振成像技術是在磁共振波譜學的基礎上發展起來的。磁共振成像自出現以來曾被稱為：核磁共振成像、自旋體層成像、核磁共振體層成像、核磁共振CT等。1946年由美國加州斯坦福大學的布洛克（Bloch）和哈佛大學的普塞爾（Purcell）教授同時發現了磁共振的物理現象，即處在某一靜磁場中的原子核受到相應頻率的電磁波作用時，在它們的核能級之間發生共振躍遷現象。兩位教授共同獲得1952年諾貝爾物理學獎。磁共振的物理現象被發現以后，很快形成一門新興的醫學影像學科—磁共振波譜學。1967年，約翰斯(JasperJohns)等人首先利用活體動物進行實驗，成功地檢測出動物體內分布的氫、磷和氮的MR信號。1970年，美國紐約州立大學的達馬迪安對已植入惡性腫瘤細胞的老鼠進行了MR實驗，發現正常組織與惡性腫瘤組織的MR信號明顯不同，并發現兩類不同的信號（T１、T２馳豫信號）。二、MRI成像技術發展簡史1971年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“核磁共振（NMR）信號可檢測疾病”和“癌組織中氫的T1時間延長”等論文，1973年曼斯菲德(Mansfields)研制出脈沖梯度法選擇成像斷層。1974年英國科學家研制成功組織內磁共振光譜儀。1975年恩斯托（Ernst）研制出相位編碼成像方法。1976年，得到了第一張人體MR圖像（活體手指）。1977年磁共振成像技術進入體層攝影實驗階段,達馬迪安等人建成了人類歷史上第一臺全身MRI設備，并于當年取得了第一幅橫斷面質子密度圖像（用時長達4小時45分鐘）。1982年取得第一幅胸、腹部圖像，之后磁共振成像儀推向市場幾十年期間，有關磁共振的研究曾在三個領域（物理、化學、生理學或醫學）內獲得了六次諾貝爾獎。二、MRI成像技術發展簡史MR的基本原理

當處于磁場中的物質受到射頻（radiofrequency,RF）電磁波的激勵時，如果RF的電磁波的頻率與磁場強度的關系滿足拉莫爾方程，則組成物質的一些原子核會發生共振，即所謂的MR，此時，原子核吸收了RF電磁波的能量，當RF電磁波停止激勵時，吸收了能量的原子核又會把這部分能量釋放出來，即發射MR信號，通過測量和分析此MR信號，可得到物質結構中的許多物理和化學信息。二、MRI成像技術發展簡史三、MRI成像系統的分類及特點3.1一般按：磁體類型和磁場強度分類。按磁體類型分類：永磁型、常導型和超導型。

1)永磁型：磁體笨重、主磁場強度低、熱穩定性差、磁場不能關斷。

2)常導型：耗電量大、需附水冷系統、磁場穩定性受電網電壓影響、磁場強度低。

3)超導型：耗電量小、磁場強度高、磁場的均勻度和穩定性也好、圖像分辨率高永磁型、常導型已經淘汰。按磁場強度可分為：高磁場、中磁場、低磁場以及超低磁場。3.2特點

1)無電離輻射危害MRI設備的激勵源為短波或超短波段的電磁波，無電離輻射危害。2)多參數成像可提供豐富的診斷信息，一般的醫學成像都使用單一的成像參數，如CT成像參數僅為X線吸收系統，超聲成像中依據組織界面所反射的回波信號等。從理論上講，它可以是多核種成像，而每種核都有自己的成像參數。三、MRI成像系統的分類及特點 3)高對比度成像在所有醫學成像技術中，MRI的軟組織對比分辨力最高，人體含有70%以上的水，小中的氫核是MR信號的主要來源，其余信號來自脂肪、蛋白質和其它化合物中的氫質子，由于氫質子在體內分布極廣泛，故可以在人體的任何部分成像，另外由于水中的氫質子與脂肪、蛋白質和其它化合物中氫質子的MR信號強度不同，故MRI圖像必須是高對比度。

4)MRI設備具有任意方向斷層的能力，可獲得橫斷、冠狀斷、失狀斷和不同角度的斜斷面圖像。

5)無需使用對比劑，可直接顯示以及和血管結構，采用MRI技術可以測定血流，其原理為流體的時飛效應和相位對比敏感性，與傳統的血管造影相比，最大的優點是無創傷（不需要對比劑）。

6)無骨偽影干擾，后顱凹病變清晰可辨，各種投射性成像技術往往因氣體和骨骼的重疊面形成偽影，給某些部位病變的診斷帶來困難。

7)可進行功能、組織化學和生物化學方面的研究。四、MRI成像的物理基礎4.1角動量及旋進

角動量（angularmomentum）又叫動量矩（momentofmomentum），是描述物體運動狀態的物理量。

1.角動量軌道運動質點的角動量稱為軌道角動量，對稱軸的自旋體相對于對稱軸的角動量等于物體對軸的轉動慣量J與轉動角速度的乘保：原子核中的核子，如質子、中子都有自旋運動，都有自旋角動量。

2.旋進旋進也稱進動，描述的是具有角動量的物體或體系在外力矩作用下，其角動量發生改變的現象。角動量的改變包括兩方面，一是大小改變，二是方向改變。旋進是角動量方向發生連續改變的現象。當轉動的體系所受外力矩與體系角動量始終垂直時，體系將發生純旋進，原子核角動量在主磁場作用下的旋進，就是純旋進。只要角動量受到一個與之垂直的力矩的作用，則角動量就產生旋進，表現為角動量矢端沿一圓周轉動。四、MRI成像的物理基礎4.2核的自旋磁矩

按量子力學，核自旋LI是量子化的，只能取一系列不連續值核自旋量子數I只能取整數的半整數。LI大小取決I值，不同的核I值不同。核自旋角動量具有空間量子化的性質，即LI在外磁場方向（Z方向）的分量LIz取一系列不連續值

不同的原子核，其自旋磁量子數不同。

1.偶偶核系指核中的質子數Z和中子數N相等，且均為偶數的核，這樣的核自旋都是零，I=0，如，

2.奇偶核核中Z、N中有一個為奇數，另一個為偶數的核。核自旋都是半整數，即……，如。

3.奇奇核系數Z、N都是奇數的核。這樣的核自旋都是整數，即I=1，2……，如，

四、MRI成像的物理基礎4.3磁共振現象原子：原子核和圍繞原子核運動的電子組成，原子核由質子和中子組成，質子和中子都有自旋特性。1)含奇數質子的原子核均在其自旋過程中產生自旋磁動量，即磁矩以矢量描述2)核磁矩大小是原子核的固有特性，決定MRI信號的敏感性3)氫原子核只有單一質子具有最強的磁矩4)氫質子在人體內分布廣，數量多，MRI均選用氫為靶原子核1)經典力學觀點

磁距：質子帶正電，自旋將產生一個小小的磁場，稱為磁距。中子是電中性的，但在在它的體積內各電荷的分量的分布是不均勻的，自旋時也能產生磁距。凈自旋：當原子核中含有奇數個中子或奇數個質子或兩個都奇數時，原子核本身就存在凈自旋，要想產生磁共振現象，所觀察樣本的原子核必須具有凈自旋。氫的主要同位素—質子—在人體中豐度大，磁距便于檢測，比較適合用來獲得磁共振圖像。四、MRI成像的物理基礎磁化：當自旋的質子被置入一個外加磁場B0時，它就會圍繞磁場方向進動，稱為磁化，進動的角頻率由拉莫爾定理給出：

進動角頻率與外加磁場強度（單位：Tesla,簡稱：T）成正比，與旋磁比r成正比，旋磁比r是一個常量，定義是：旋磁比r＝磁距/自旋角動量

不同的核素旋磁比r不一樣。質子集：研究一個樣本時，所涉及的不是一個質子，而是一大群質子，稱為：質子的集質子集在外加磁場的作用下，所有的質子將繞z軸（外加磁場的方向）進動，其傾角都是一樣的，但是只有兩種可能的指向－－平行（自旋向上）和反向平行（自旋向下），這兩種狀態分別對應高、低能兩種狀態。即當它們剛剛被放入磁場的那一刻，有一半質子圍繞z軸的正方向進動，一半繞z軸的負方向進動。B0四、MRI成像的物理基礎圓錐體：分別圍繞z軸的正方和z軸的負方向進動的質子可以用兩個相對的頂點都在原點的圓錐體表示，上錐體表示自旋向上的質子，下錐體表示自旋向下的質子。部分磁化：在放入外磁場后開始一段時間，有一部分質子翻動到上錐體（即較低能量的錐體中），這樣，從平均的效果看，在上錐體中進動的質子將多于下錐體中進動的質子，這時所外的狀態稱為部分磁化。完全磁化：在過了較長的一段時間后，就有更多的質子翻動到上錐體中，最后達到一個平衡狀態，稱為完全磁化。磁化是一個群體現象，比單個質子表現出的特征更重要。一群質子在磁場作用下的結果可以簡單的認為是出現了一個與z軸同相的磁化向量，盡管每個體質子是圍繞Z軸進動，但是由于它們在進動圓周上的位置是隨機的，總的平均的磁化向量可以認為不存在進動。M0MzMxy四、MRI成像的物理基礎相位相干現象：樣本磁化后，施加一個與主磁場垂直的交變磁場，當交變磁場的頻率與進動頻率一致時，原來處于隨機相位的進動質子將趨向于同相，同相現象稱為相位相干現象。核磁共振現象：當質子的進動相位完全一致時就發生共振現象，稱為核磁共振現象。核磁共振成像信號：當發生核磁共振現象時，質子大量吸收交變磁場的能量，同時向外輻射能量，核磁共振成像的信號。射頻信號：在研究人體成像時，交變磁場的頻率一般都在射頻的范圍，稱交變磁場也稱為射頻場或射頻信號。當進動的質子在射頻場作用下出現相位相干時，凈磁化向量M0將偏離Z軸，并繞著Z軸以共振頻率進動，此時磁化向量M0可以分解為一個Z軸方向的垂直分量Mx與一個在平面上旋轉的水平分量Mxy，如果在xy平面內安放一個接收線圈，磁化向量繞z軸的旋轉將在接收線圈中感生出一個與進動頻率一致的正弦波。Mxy檢測線圈檢測信號四、MRI成像的物理基礎2)量子力學的觀點

不存在外加磁場：自旋質子的指向隨機。

加入外加磁場：它們像處于磁場中的小磁針一樣將與外加磁場的方向對齊，自旋質子將出現指北或指南兩種可能性，分別處于不同的能級上。處于低能級上的質子比處于高能級上的質子更穩定，由于執熱效應，兩個能級上的質子只是處于相對平衡狀態，它們之間的來回運動始終存在。

磁化：開始加入外磁場的一瞬間，由于指南、指北質子的數量基本相同，所以凈磁化向量為零，經過大約1s后，在外磁場的作用下，更多的質子將指北，于是產生了一個凈磁化向量M，這種現象稱為磁化。能量能量四、MRI成像的物理基礎弛豫時間T1：磁化過程開始變化很快，即磁化向量M增加很快，隨著時間的推移，增長的速度就會變慢，最終慢慢地趨向于最大的平衡值M0，整個變化過程中，M的增長表現為一個指數函數，指數函數的時間常數稱為弛豫時間T1，重要參數。

共振現象：當質子在能級間翻動時，能量來回轉移，從能量低的位置吸收能量后躍至較高能級，較高能級上的質子釋放能量后來到低的能級上，處于平衡狀態時，是一種隨機熱運動，運動的能量由分子間的熱運動提供，運動所需的能量也可以由外部的無線電波提供，無線電波的能量與它們的頻率有關，頻率越高，能量越大，當外加射頻叔量子的能量正好與指南、指北質子間的能量差相等時，將引起質子的兩個能級間迅速翻動，產生共振。外磁場關外磁場接通T163%tM00四、MRI成像的物理基礎

產生共振所需的射頻信號的頻率與外加磁場的強度有關，指南、指北的質子間的能量差隨著外加磁場的強度的增大而增大，所以當外加磁場的強度增加時，指北的質子翻動到指南位置時所需吸收的能量也相應增大，這時產生共振所需的射頻信號的頻率或能量也越大。自旋－自旋弛豫時間T2：只要用來激勵的射頻磁場的頻率和能量合適就能產生共振。在短時間的射頻脈沖激勵后，質子將繼續輻射兩種頻率的射頻率能量，這個信號將被檢測，并用于磁共振成像，不過輻射的射頻信號很快會衰減，這種衰減也呈指數特性，時間常數稱為T2或自旋－自旋弛豫時間，另一外重要參數能量差的決定因素：主要取決于外加磁場的強度B0和它自身的磁矩。另外：從量子力學觀點推導出的共振關系式與從經典力學推導出的關系式完全一樣。五、磁共振現象中的幾個主要參數

5.1自由感應衰減信號(FreeInductionDecay,FID)

90度射頻脈沖：當發生相位相干現象時，凈磁化向量M0將偏離垂直方向，此時M0由一個垂直分量Mz與一個水平分量Mxy構成。如果射頻脈沖繼續存在，處于上錐體中的質子倒向下錐體中的可能性就會增加，此時Mxy水平分量就增大，而垂直的分量將逐漸變小，當射頻持續到一定時間時，M0中的垂直分量將減為零，只存在水平分量Mxy，此時，上下錐體中的質子數量相等，凈磁化向量從z軸轉了90度，并在xy平面上旋轉. 注：射頻信號是一個交變磁場。M0MzMxyB0xyzM090o射頻脈沖五、磁共振現象中的幾個生要參數5.2自由感應衰減信號當射頻場消失后，質子的相位相干現象也將逐漸消失，同時，磁化向量就慢慢也回到主磁場的方向，隨著橫向磁化向量的減弱，接收線圈中感應信號的也將逐漸減弱，這種衰減現象稱為自由感應衰減，這種逐漸減弱的信號稱為自由感應衰減信號。橫向磁化分量很快衰減至零，而縱向分量則是緩慢地回到它原來的位置，兩都按指數規律變化，橫向磁化分量衰減的時間常數稱為：橫向弛豫時間T2；縱向磁化分量衰減的時間常數稱為：縱向弛豫時間T1.另：不同化學物質的T1和T2不同。M0M0M0檢測信號五、磁共振現象中的幾個生要參數5.3弛豫（relaxation）

自由感應衰減信號的強度不僅與質子的密度有關，還與弛豫時間有關，弛豫時間對磁共振圖像的對比度的影響比質子密度的影響還大。弛豫時間分為：T1弛豫時間和T2弛豫時間，參見前面所講。用射頻信號激勵樣本后產生的橫向磁化向量將最終決定磁共振信號的強度，為了成像，當然不能只用一次脈沖激勵，因為這樣產生的信號太弱。通常的辦法是采用一個特定的脈沖序列來激勵，脈沖序列有一定的時序，不同形式的脈沖激勵將直接影響磁共振圖像的灰度、對比度等指標。六、共振信號的采集方式－脈沖序列

6.1部分飽和序列

部分飽和序列：由一系列等間隔的90度射頻脈沖組成，使用重復的脈沖信號激勵可提高接收信號的信噪比，從而改善圖像質量。TR檢測信號90度脈沖90度脈沖t部分飽和序列是磁共振成像中使用最簡單的脈沖序列，也稱為重復的自由感應衰減，數據采集緊跟每個90度脈沖，脈沖序列時序可縮寫為：（90度脈沖－TR）n，其中：TR是脈沖重復的時間，n是脈沖的重復次數，如果增加n，可提高信噪比，同時也增加了整個采集時間。六、共振信號的采集方式－脈沖序列采用部分飽和序列激勵時，每一個90度的射頻脈沖將把軸向的磁化向量轉到橫向平面xy中，所以，第一個檢測到FID信號的起始值為M0,在第一個和第二個90射頻脈沖間隔時間TR里，縱向磁化向量逐漸得到恢復，恢復速率與時間常數T1有關。 對于某個特定的時間常數T1,根據FID的恢復情況可以得到經過時間TR后縱向磁化向量的恢復值，這個恢復值就是第二個FID檢測信號的起始值FID0,即：FID的起始值決定了檢測到信號的強度，分飽和序列激勵情況下檢測信號的強度可表示為：

其中：N(H)表示質子密度，顯然，只要TR不是遠大于T1，經過一個脈沖重復時間后，縱向磁化向量都只可能得到部分的恢復，故稱為：部分飽和。六、共振信號的采集方式－脈沖序列部分飽和序列激勵成像中的一些問題：

1．對于特定物質，改變時的情況對于某種特定物質，T1和T2弛豫時間固定，分析：TR=4T1、TR=3T1和TR=2T1時的情況，得出：每一次射頻脈沖后記錄到的信號看，隨著TR的增大，信號增度也增大，但是從總體上看，當TR減小時，由于采集信號的次數多（TR=4T1為3個，TR=3T1為6個），總的信號強度也可能增大。2．用相同脈沖序列激勵不同的物質時的情況由于不同的物質有不同T1弛豫時間，對于T1較短的物質，FID信號的起始值就大，反之，FID的起始值就小，也就是，同樣TR的情況下，T1越短，檢測到的信號就越強。M0T12T13T14T163%86%95%98%FID起始值六、共振信號的采集方式－脈沖序列3．當TR>>T1時情況當遠大于T1時，e-TR/T1趨近于零，于是I∝N(H)，此時檢測信號強度不在與組織的T1弛豫時間有關，而僅僅與樣本中的質子的密度有關。TR=4T1FID90o脈沖90o脈沖t0TR=3T1FID90o脈沖90o脈沖t0TR=2T1FID90o脈沖90o脈沖t0六、共振信號的采集方式－脈沖序列4.TR對圖像的對比度的影響TR改變時將改變縱向磁化向量的恢復程度，因此，最終將影響到檢測信號的強度，也影響圖像的對比度。5．T1圖像 采用兩個重復時間不同序列來成像，重復時間分別是TR1和TR2，將得到不同的FID起始值，即：分別求出：可求解出每個觀察樣本中每個體素的T1值構成T1值的圖像。 總之，用部分飽和序列方法采集到的MRI信號對T2的變化是不敏感的，所成像中不同灰度表示了不同的T1值，一般也說，T1短的組織在圖像中要比T1長的組織顯得亮。六、共振信號的采集方式－脈沖序列6.2倒轉恢復序列倒轉恢復序列是指在一個180度射頻脈沖后緊跟一個90射頻脈沖來完成一次激勵，180度與90度射頻脈沖間的間隔時間為TI，每組脈沖間的時間間隔為TR，脈沖序列可縮寫為：（180度脈沖－TI－90度脈沖-T`）n，其中，T`=TR-TI

開始施加180度射頻率時，磁化向量M就將向下倒轉180度，一部分上錐體（低能位置）中的質子倒向下錐體（高能位置），但是質子并沒有在相同的相位上進動，每個在隨機相位上進動的質子只能繞x軸旋轉了180度，因此，這個磁化過程結束時并不存在橫向磁化分量Mxy,也就不能檢測到MRI信號。

TITRt180o90o180o90o180o脈沖M0-M0六、共振信號的采集方式－脈沖序列在180度射頻脈沖結束后，沿z軸的磁化向量將以T1弛豫時間恢復，這是一個純粹的縱向磁化向量的恢復過程，它的起始值為-M0,時間常數為T1，當t=0.69T1時，磁化向量達到零值，然后繼續恢復出現正值，直至M0。180o90o-M0M0tM0-M0T12T13T14T15T1tFID起始值M0-M0FID起始值T12T13T14T15T1t六、共振信號的采集方式－脈沖序列為了能檢測到MRI信號，在施加180度脈沖的T1時間后再加上一個90度射頻脈沖，就可以測得FID信號，而FID信號的起始值就是T1時刻的縱向磁化向量的大小，即：此式中第一個指數項表明FID0與T1的關系，FID0的大小經過T1時間后縱向磁化向量恢復值之間的關系，第二個指數項指明FID0與TR的關系。

在倒轉恢復序列激勵的情況下，檢測到的MRI信號的強度可表示為：其中：N(H)為樣本質子密度。MRI圖像顯示的是信號的幅度值，不包括相位信息，不同符號的信號只要幅度一樣就沒有區別，所以負值信號作為信號強度時可表示為正值。六、共振信號的采集方式－脈沖序列1)T1不同物質的倒轉信號TR較長時，縱向磁化向量完全的恢復，T1長的組織產生的信號較強，在t=t1時刻，兩者的強度相等；當t>t1時，T1較小的組織產生的信號變得比T1長的組織要大。為提高信噪比，必須用射頻脈沖重復激勵許多，在此情況下，如果TR足夠長，檢測信號如右圖(上)所示，如果TR較短時，使T1較長的組織,在TR時間內來不及完全恢復到最大值,在下一個脈沖到來時起始磁化向量值就較小，最終檢測信號如圖(下)所示：

一般情況下，T1較短的組織信號較強，但是，在t1<t<t2的范圍里，情況正好相反，在此區域中，整個信號的幅度較小，相應的信噪比較低。與部分飽和序列對比，倒轉恢復序列激勵時圖像對T1的變化列敏感。M0-M0t短T1長T1t2t1FID起始值M0-M0t短T1長T1t1FID起始值六、共振信號的采集方式－脈沖序列6.3自旋回波序列自旋回波序列是由一個90度射頻脈沖緊跟一個180度脈沖組成，如圖所示：

90度脈沖過后，外加磁場的非均勻性，質子進動的相位相干現象很快就消失，緊跟180度脈沖,把相位相干的現象重新恢復出來，使得最后檢測到的信號較少依賴于外加磁場的非均勻性。

90o180o90o180o180oT1TETETR六、共振信號的采集方式－脈沖序列

自旋回波序列的作用過程如下：先對樣本加一個沿x軸的90度射頻脈沖，使磁化向量繞x軸轉90度，即指向y軸方向。90度脈沖過程后，磁化向量將繼續繞z軸進動。外加磁場的不均勻性，使有引動質子處于較強的磁場中，另一些處于較弱的磁場中，高磁場中質子的進動頻率將稍大于較弱磁場中的質子，總體上看，質子進動的相位相干現象要逐步消失，進動頻率低的質子落在進動頻率高的質子后面，隨著相位相干現象的消失，總的橫向磁化向量隨之減弱。

六、共振信號的采集方式－脈沖序列

90度脈沖：磁化向量M0繞x軸轉90度，即指向y軸方向，并繞z軸旋轉，產生MR信號，初始值為M0。

90度脈沖中斷：磁場不均勻，質子的進動頻率發生差異（進動頻率較高的質子相位將落后在低頻率質子后面，Mxy衰減）。

180度脈沖：TE/２時間后（TE為回波延遲時間）加180度脈沖，使進動的質子的磁矩都繞x軸旋轉180度，結果是相位領先的進動頻率較高的質子落后于進動頻率較低質子的后面。

180度脈沖結束：扔然以原進動頻率繞z軸進動，較高質子進動相位逐漸趕上那相位領先但頻率較低的質子。

經過TE/2時間后，橫向磁化向量Mxy又一次建立起來，但方向指向-y軸，即：在t=TE時刻，沿著-y軸方向又一次出現相位相干的現象，并在射頻線圈中感應出一個電壓極大值，這個感應信號稱為自旋回波信號。

六、共振信號的采集方式－脈沖序列自旋回波序列可通過改變以下4個參數來提高自旋回波信號的強度：1)增大T1；2)減小T2；3)增大重復時間TR；4)縮短回波延遲時間TE。當T1<<TR時，由下式決定：其中，M0常數，自旋質子密度。信號與T1、T2、TR、TE有關，可以調節TR、TE使得 、T1、T2圖像產生不同影響。１)使TR>>T1,TE<<T2，此時，

信號幅度僅決定于質子密度，用這種信號建立的圖像為質子密度圖像。

六、共振信號的采集方式－脈沖序列2)使TR<<T1,TE<<T2信號幅度不僅決定于質子密度，還與T１有關，所以用這種信號建立的圖像稱為圖像T1加權圖像。3)使TR<<T1，TE>>T2，此時信號幅度決定于質子密度和T２,所以用這種信號建立的圖像T２加權圖像。由此可見，自旋回波序列激勵所產生的MR信號包含了豐富的信息七、磁共振成像原理

MRI圖像上各點的亮度由相應體元的三種性質：質子密度、縱向馳豫時間T1和橫向馳豫時間T2所決定。為了使圖像上各點的亮度對應于人體某一體元的參數值，必須采用空間編碼技術，以求得不同位置上各個體元所發射的NMR信號。 為了診斷各種病變，就要產生反應某一參數的圖像，因此就需要采取一定的射頻激烈方式。每一體元產生的FID信號還要由計算機進行數據采集并采用某種圖像重建算法進行圖像重建，最后獲得二維或三維MR圖像。 MRI的圖像重建方法有：投影重建法、傅立葉變換法和回波平面法等，每種方法都采用不同的空間編碼技術。MRI成像方法是將檢查層面分成體素信息，用接收器收集信息，數字化后輸入計算機處理，同時獲得每個體素的T1值與T2值，用轉換器將每個T值轉為模擬灰度，而重建圖像。當MRI應用于人體成像時，由于人體各組織與器官的CT值不同，從而形成不同的影像。七、磁共振成像原理

1.MRI成像的指導思想是用磁場值來標定受檢體共振核的空間位置。（1）層面的選擇將待測物體置于一均勻磁場B0中，設磁場方向是Z軸方向，在均勻磁場的基礎上，再疊加一相同方向的線性梯度場GZ．使磁感應強度沿Z軸方向由小到大均勻改變。XYXZB0GZ層面的選擇七、磁共振成像原理（2）編碼

編碼是將研究的物體斷層分為若干個體素，對每個體素標定一個記號，常用nznynx來標定層面每個體素的標號。經過選片后取出層面的若干個體素，由于整個層面處于相同的磁場中，故每個體素中的磁矩在磁場中旋進的頻率和相位均相同。目前MRI使用的是頻率與相位二種編碼方法。XYXZB0GZ選片后層面的若干個體素八、梯度磁場系統

空間編碼：根據拉莫爾定理，頻率與磁場強度成正比，設計一個與空間位置一一對應的磁場分布，使得不同位置上的樣本質子以不同的頻率共振，則每個頻率的信號對應著一個具體位置上被測物的磁共振性質，就可以從測得的NMR信號中生成與某個參數有關的圖像，這種把空間位置與磁場、共振頻率對應起來的方法稱為空間編碼。

空間編碼的實現方法：在主磁場B0上迭加一個梯度磁場，梯度磁場一般遠遠小于主磁場，而且不是一直存在，它的起始時間和保持時間必須與一定的成像方法和激勵脈沖序列很好的配合。梯度磁場由梯度線圈產生， (1)利用沿Z軸的梯度磁場Gz進行層面選擇，Gz稱為選片梯度磁場，Gz使人體某一層面的質子產生共振，而其它部分不符合拉莫爾關系，不產生共振。(2)選片梯度磁場加上后，再在X方向上加一梯度磁場Gx,不同X處的樣本的共振頻率是不同的，采集到的信號是某一Y位置上所有體元發出的信號之和，相當于X-CT在Y方向上的投影值，所不同的是MRI中是頻率投影信號（經一維傅立葉變換后），而X-CT中的X線衰減系統投影值，如果從不同的方向對樣本施加梯度磁場，從而從不同角度上獲得一維投影，然后再利用類似X-CT中的投影重建算法重建二維圖像，與X－CT不同的是用頻率投影信號代替了X線的衰減系數投影數據。

七、磁共振成像原理（3）圖像重建經過選片、相位編碼和頻率編碼，可以對整個層面的體素進行標定。由于觀測層面中的磁矩是在RF脈沖激勵下旋進，因此停止RF脈沖照射時，各體素的磁矩在回到平衡態的過程中，磁矩的方向發生變化，在接收線圈中可以感應出這種由于磁矩取向變化所產生的信號。這種感應信號是各個體素帶有相位和頻率特征的MR信號的總和。為取得層面各體素MR信號的大小，需要根據信號所攜帶的相位編碼和頻率編碼的特征，把各體素的信號分離出來，這一過程稱為解碼，由計算機完成。1.傅立葉變換法二維傅立葉變換方法是商品化的磁共振成像中采用的最主要的方法，此方法共有三個梯度磁場，它們在空間互相垂直，分別稱為：選片梯度、相位編碼梯度和數據讀出梯度。所采用的梯度場時序如圖所示：90oGzGyGxtytx七、磁共振成像原理整個數據采集過程可分為激勵、相位編碼和數據讀出三個階段。

激勵階段：先施加一個沿Z方向的梯度場Gz，此時，沿z軸的每一個橫向平面都有自身的磁場強度值，即：Gz是用來選擇一個特定的橫截面，使整個層面質子的進動頻率相同且相位一致，Gz只是在90度射頻場存在期間出現。

相位編碼：Gz關閉后，再施加相位編碼梯度磁場Gy，使不同y座標上的體元處于不同的磁場強度下，經過一段時間后，使不同y座標上質子處于不同的進動頻率及相位，而同一y座標上的質子處于相同的進動頻率及相位，此時完成相位編碼。

數據讀出：Gy關閉后，立即施加數據讀出梯度磁場Gx，在X方向分成一個個小的體元，每個小體元中，自旋的質子將以各自應有的頻率進動，且保持了各自與y座標有關的相位信息。

由Gx引起的各種頻率組合在一起形成了MR信號，此信號包括了來自整個橫斷層的信息，信號被采樣并存儲到計算機中（只一次記錄還沒能確定來自每個體元的信號以構成圖像），可以進行多次激勵－相位編碼－數據讀出，每次在相位編碼階段中使用不同大小的Gy。經過多次重復后，可獲得二維時間信號，然后對二維時間信號進行二維傅立葉變換能得出信號幅度與空間位置的關系。 其中：分別是頻率和相位編碼給像素點提供的空間位置。

七、磁共振成像原理2.三維傅立葉變換重建法

三維傅立葉變換重建法也是一種常用的方法，它在相位編碼階段先后加Gx和Gy兩個梯度場，然后再加Gz梯度場來讀出數據，經過三維傅立葉變換，就可以獲得三維自旋密度MR像，圖像的顯示方法有三維立體圖像顯示，也可調出任意一個斷面（橫斷面、縱斷面、斜斷面）進行二維圖像顯示。與二維傅立葉變換重建法的不同點：

第一，在開始的激勵階段無需施加梯度場選擇某一平面，取而代之的是讓整個成像體積都處于一個均勻磁場中；第二，在相位編碼階段，先后要加上兩個方向的梯度場Gx和Gy；

第三，加上梯度場Gz來讀出數據七、磁共振成像原理3.回波平面成像

回波平面成像（EchoPlanarImaging,EPI）通過一次激勵就可獲得一個完整的二維MR圖像所需的信息。回波平面成像法有：梯度回波EPI和自旋回波EPI兩種。

梯度回波EPI的時序圖，同時加Gx、Gy、Gz梯度場，在90度脈沖后，加Gx，要求Gx強而快速周期性翻轉，每翻轉一次，進行MR信號的數據采集,并經過一維傅立葉變換后獲得傅立葉平面中的一條譜線。

Gy梯度場較弱較窄，與快速切換的Gx梯度過零點同步加上，Gz梯度場是z方向上的選片梯度，Gx和Gz梯度相結合就可以產生快速通過空間的迂回軌跡，僅一次激發就能產生一個連續的迂回軌跡穿過整個平面，所以回波平面成像的效率較高。如果在激勵脈沖和開始采樣之間施加180脈沖，則稱為自旋回波EPI。七、磁共振成像原理

MR成像參數類型及參數測量技術MR成像參數的類型常用的有三種：T1（加權）圖像、T2（加權）圖像及質子密度圖像。為了獲得這些參數必須用特定的脈沖序列的射頻信號對樣本進行激勵，不同形式的脈沖序列直接影響圖像質量，常用的脈沖序列有：部分飽和序列、倒轉恢復序列和自旋回波序列。利用部分飽和序列和倒轉恢復序列激勵來獲得T1圖像

利用自旋回波序列來獲得質子密度圖像及T1加權圖像、T2加權圖像

七、磁共振成像原理2.人體的磁共振成像

氫核是人體MRI的首選核種。除了氫核密度可以作為成像特征信息外，人體不同組織的T1、T2值也可以提供診斷依據。人體組織的MR信號強度取決于該組織中的氫核密度及其氫核周圍的環境。

T1、T2反映了氫核周圍環境的信息。換句話說，人體不同組織之間、正常組織與該組織中的病變組織之間氫核密度ρ、T1和T2三個參數的差異及變化，是MRI用于臨床診斷最主要的物理學依據。8.1主磁體

主磁體是MRI設備最重要、成本最高的部件。

作用：產生一個均勻的靜磁場,使處于該磁場中的人體內氫原子核被磁化而形成磁化強度矢量，當磁化強度矢量受到滿足MR條件的RF交談磁場激勵時，即發出MR信號。重要特性：

(1)磁場強度B0

(2)B0對時間和位置的不變性，即B0的穩定和均勻性。診斷用MRI設備B0通常在0.02-3.0T范圍，B0越高，圖像質量越好，但因B0過高也可帶來一些不得因素，故并非B0越高越好。磁體會對附件的鐵磁性物體產生很強的吸引力，對人體健康或設備造成不同程度的損害、干擾和破壞，磁體的屏蔽是一個十分重要的問題。(1)主磁體的種類臨床用MRI設備的主磁體有三種：永磁體、常導磁體和超導磁體。

八、MRI成像系統的組成A.永磁體由永久磁鐵如鐵氧體或釹鐵的磁磚拼砌而成。MRI設備采用的永磁體分為閉合式和開放式兩種。

優點是：造價低，場強可以達到0.3T，能產生優質圖像，需要功率極小，維護費用低，可裝在一個相對小的房間里。缺點是：磁場強度較低，磁場的均勻度和強度欠穩定，易受外界因素的影響（尤其是溫度），不能滿足臨床波譜研究的需要。B.常導磁體常導磁體是根據電流產生磁場的原理設計的。當電流通過圓形線圈時，在導線的周圍會產生磁場。常導磁體的線圈是由高導電性的金屬導線或薄片繞制而成。它的結構主要由各種線圈組成。優點是：造價較低，不用時可以停電，在0.2T以下可以獲得較好的臨床圖像。

缺點是：磁場的不穩定性因素主要是受供電電源電壓波動的影響，均勻度差。另外易受環境因素（如溫度、線圈繞組的位置或尺寸）的影響.八、MRI成像系統的組成C.超導磁體荷蘭科學家昂尼斯（KamerlinghOnnes）在1911年首先發現某些物質的電阻在超低溫下急劇下降為零的超導性質，電阻的突然消失意味著物質已轉變為某種新的狀態，這些物質稱為超導體。科學家昂尼斯獲得了1913年諾貝爾物理學獎。優點是：場強高，穩定性和均勻度好，因此可開發更多的臨床應用功能。

缺點是：技術復雜和成本高。八、MRI成像系統的組成（２）性能參數主磁場的主要指標是磁場強度、磁場均勻性、磁場穩定性及符合需要的有效孔徑等。

１.磁場強度MRI設備的主磁場又叫靜磁場，由于生物組織中含有大量質子，質子的旋磁比大，所以即使靜磁場B0很低也能實現質子MRI，在一定范圍內增加其強度，可提高圖像的SNR（SignaltoNoiseRatio），故MRI設備的磁場強度不能太低，提高場強的唯一途經就是采用超導磁體。

2.磁場均勻性主磁體在其工作孔徑內產生均勻場強B0,為對病人進行空間定位，在B0之上還需要加梯度磁場△B,單個體素上的△B必須大于B0的偏差，否則將會扭曲定位信號，降低成像質量，B0偏差越大，磁場均勻性越差，圖像質量也會越低。所謂均勻性是指在特定容積限度內磁場的同一性，即穿過單位面積的磁力線是否相同。

3.磁場穩定性受磁體附件鐵磁性物質、環境溫度或勻強電源漂移等因素的影響，磁場的均勻性或B0也會發生變化，即磁場漂移，穩定性就是衡量這種變化的指標，磁場穩定性是指單位時間磁場的變化率。八、MRI成像系統的組成八、MRI成像系統的組成

梯度磁場簡稱梯度場，梯度是指磁場強度按其磁場的位置（距離）的變化而改變，它的產生是由梯度線圈完成的，一般在主磁體空間沿著X、Y、Z三個方向放置。梯度線圈有三組即GX、GY、GZ，疊加在靜磁場的磁體內，當線圈通電時可在靜磁場中形成梯度改變。８.2梯度磁場的產生１）梯度磁場如果只有均勻的靜磁場B０

,樣品各處的磁化強度都以同一頻率繞靜磁場方向作旋進，在RF脈沖磁場作用下產生的共振信號的頻率都一樣，無法區分各處產生的信號，無法對體素進行空間定位，就無法得到MRI圖像，如果在靜磁場B０上疊加一個線性梯度磁場，如X方向的磁場梯度Gx=△B/△x,則磁場強度在梯度方向隨著距離x線性變，并可用下式表示：B(x)=B０+Gxx。(1)均勻靜磁場(2)梯度磁場八、梯度磁場系統

線性梯度磁場的磁場強度方向與靜磁場B0的方向相同，只是其大小隨空間位置線性變化，根據拉莫爾公式，樣品磁化強度的旋進頻率w亦隨著梯度方向的距離線性變化，即：

在MR成像時必須獲得三維空間中各點的信號，因此需要X、Y、Z三個方向的磁場梯度Gx、Gy、Gz。

Gx頻率編碼梯度磁場：Gx使樣品X方向各點信號的頻率與x有關。

Gy相位編碼梯度磁場：Gy使樣品Y方向信號的相位與y有關。

Gz選層梯度磁場：Gz使樣品Z方向信號的頻率與z有關，在Gz和一定帶寬的RF磁場共同作用下，樣品中只有與Z軸垂直的一定厚度截層上的磁化強度才能產生MR信號。2)組成

梯度磁場是電流通過一定形狀結構線圈產生的，梯度磁場是脈沖式的，需較大的電流和功率，因此梯度磁場系統包括控制、預驅動、功率驅動、反饋、高壓控制、高壓開關等電路組成。

MR成像方法不同，對梯度脈沖的開關有不同的要求，幾種梯度之間的組合情況也不同。

梯度脈沖的開關和梯度組合的控制，由計算機的CPU（中央處理器）及控制電路完成。

計算機發出控制信號->通過控制電路->前置放大器，前置放大器輸入電壓同反饋回來的信號進行比較后送到功率驅動器，同時送出信號給高壓控制，進而控制高壓脈沖的接通和斷開。控制部分預驅動功率驅動線圈反饋高壓控制高壓開關八、MRI成像系統的組成8.3．射頻系統射頻脈沖磁場簡稱射頻脈沖（radiofrequency，RF）是一種以正弦波震蕩的射頻電波。磁共振系統中應用的頻率較低，相當于調頻廣播FM波段，根據靜磁場的強度不同其RF頻率也不同。射頻系統作用：用來發射射頻磁場，激發樣品的磁化強度產生磁共振，同時，接收樣品磁共振發射出來的信號，通過一系列的處理，得到數字化原始數據，送給計算機進行圖像重建。它是由發射射頻磁場部分和接收射頻信號部分組成。NMR信號接收部分由接收線圈、前置放大器、主放大器，由計算機控制的門控電路、正交相敏檢波電路組成。其作用是：接收人體經激勵后發生的極其微弱胡NMR信號，并將其放大、解調，使信號幅度足夠大，然后送A/D轉換器，數字化后數據送入計算機。發射線圈：