磁共振成像的原理.docx

1、磁共振成像的原理 一、磁共振成像基本原理 1磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩，类似于 小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化 来，其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动（一方面不 断自旋，同时以静磁场为轴做圆周运动），进动频率(precession frequency)（即质子每秒进动的次数）为(00一/Bo，7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核，7是一个常数且各不相同，如氢质子7值为42. 5MHz/T)，Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水，又由于氢质子磁矩不为零，这些水中的氢质

2、子是磁共振信号的主要来源，其余信号来自脂肪、 蛋白质和其他化合物中的氢质子。 对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波其频率在声波范围内，故称为射频(radio frequency，RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转（章动），其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然，一个关键条件是：射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量，使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解，会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量（纵向磁化）

3、减小，而垂直于静磁场方向的磁化（横向磁化）增 大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应，质子同一时间指向同一方向，处于所谓“同相”，其磁化矢量在该方向上叠加起来，即横向磁化增大。使质子进动角度增大至90。的RF脉冲称为90。脉冲，此时纵向磁化矢量消失，只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的RF脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响，强度越强、持续时间越长，质 子的进动角度越大，且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 2弛豫及弛豫时间短暂的射频激励（一般为几十微秒）以后，宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程，一个是横向磁化逐

4、渐减小的过程（即为横向弛豫过程，T2过程）（图6-1）；另一个是纵向磁化逐渐增大的过程 （纵向弛豫过程，T1过程）（图6-2）。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放的有效程度与质子所在分子大小有关，分子过大或很小，能量释放将越慢，弛豫需要的时间就越长。如水中的质子，0. 5T场强下弛豫时间4000毫秒；分子结构处于中等大小，能量释放就很快，T1就短，如脂肪内的质子，0.5T场强下弛豫时间仅为260毫秒左右。横向弛豫过程的本质是激励过程使质子进动相位的一致性逐渐散相（即逐渐失去相位一致性）的过程，其散相的有效程度与质子所处的周围分子结构的均匀性有

5、关，分子结构越均匀，散相效果越差，横向磁化减小的越慢，需要的横向弛豫时间(T2)就越长；反之，分子结构越不均匀，散相效果越妤，横向磁化减小越快，T2就越短。 3自由感应衰减磁共振成像设备中，接收信号用的线圈和发射用的线圈可以是同一线圈，也可以是方向相互正交的两个线圈，线圈平面与主磁场Bo平行，其工作频率都需要尽量接近Larmor频率。线圈发射RF脉冲对组织进行激励，在停止发射RF脉冲后进行接收。RF脉冲停止后组织出现弛豫过程，磁化矢量只受主磁场Bo的作用时，这部分质子的 进动即自由进动，因与主磁场方向一致，所以无法测量，而横向磁化矢量垂直并围绕主磁场 方向旋进，按电磁感应定律（即法拉第定律），

6、横向磁化矢量的变化，能使位于被检体周围的接收线圈产生随时间变化的感应电流，其大小与横向磁化矢量成正比，这个感应电流经放大即为MR信号。由于弛豫过程横向磁化矢量的幅度按指数方式不断衰减，决定了感应电流 为随时间周期性不断衰减的振荡电流，因而它是自由进动感应产生的，被称为自由感应衰减(free induction decay，FID)。90。脉冲后，由于受纵向弛豫(T1)和横向弛豫(T2)的影响，磁 共振信号以指数曲线形式衰减，如图6-3所示，其幅度随时间指数式衰减的速度就是横向弛 豫速率(l/T2)。图6-3 自由感应哀减信号及其产生 4空间定位磁共振信号的三维空间定位是利用施加三个相互垂直的可

7、控的线性梯度磁场来实现的。根据定位作用的不同，三个梯度场分别称为选层梯度场(Gs)、频率编码 梯度场(Gf)和相位编码梯度场(G。)；三者在使用时是等效的，可以互换，而且可以使用两个梯度场的线性组合来实现某一定位功能，从而实现磁共振的任意截面断层成像。 (1)选层：沿静磁场方向叠加一线性梯度场Gs可以选择发生磁共振现象的人体断层层 面，RF的频带宽度与梯度场强度共同决定层厚（图6-4）。层厚与RF带宽呈正相关，与梯度强度呈负相关；图6-4射频带宽与选层梯度场共同决定层厚 (2)频率编码：沿选定层面内的X方向叠加一线性梯度场Gf，可使沿X向质子所处磁场线性变化，从而共振频率线性变化，将采集信号经

8、傅立叶变换后即可得到信号频率与X方向位置的线性一一对应关系，如图6-5所示。 (3)相位编码：沿选定层面内的Y方向施加一线性梯度场G。（时间很短，在选层梯度之 后，读出梯度之前），则沿Y方向的质子在进动相位上呈现线性关系，将采集信号经傅立叶 变换后，可以得到Y向位置与相位的一一对应关系，如图6-6所示。实际的序列中还有一些梯度场不起空间定位作用，主要有相位平衡梯度、快速散相梯度、重聚相梯度等。 5成像方法磁共振成像方法指的是将人体组织所发出的微弱的磁共振信号如何重建成一幅二维断面图像的方法，主要有点成像法、线成像法、面威。纭法，钵薇成缭法等。 (1)点成像法：对每个组织体素信号逐一进行测量成像

9、的方法，主要包括敏感点法和场聚焦法。 (2)线成像法：一次采集一条扫描线数据的方法，主要包括敏感线成像法、线扫描以及多线扫描成像法、化学位移成像法等。 (3)面成像法：同时采集整个断面数据的成像方法，主要包括投影重建法、备种平面成像法以及傅立叶变换成像法等。 (4)体积成像法：在面成像法的基础上发展起来的，不使用选层梯度进行面的选择，而 是施加二维的相位编码梯度和一维的频率编码梯度同时对组织进行整个三维体积的数据采 集和成像方法。 磁共振的成像方法很多，但选择RF脉冲的带宽和形状，使之能激发一个已知的频带， 并控制梯度场来选取一个点、一条线、一个层面，甚至选取整个成像体积来获得信号，是各种 成

10、像方法的共同点。任何一种成像法的实现，均与机器的软硬件设计紧密相关。 二、磁共振成像脉冲序列 一幅灰度磁共振图像的实质有两个：每个像素与人体组织体素之间的一一对应关系， 即对获取到的MR信号进行空间定位；是每个像素的灰度值的确定，即尽量使正常组织 和病变组织在图像上体现出较大的明暗差别（对比度）来。 磁共振脉冲序列(pulse sequence)就是为了解决第二个问题的。根据病变组织和正常组织之间的多个参数（密度、T1、T2、含氧量、扩散系数、弹性、温度、流动效应等）的不同，研发出不同的脉冲序列，通过不同的灰度更好地显示出病变组织和正常组织之间的对比。所谓脉冲序列就是通过对射频脉冲的幅度、宽度

11、、波形、软硬以及时间间隔、施加顺序、周期等和梯度磁场的方向、梯度大小、空间定位作用的协调控制与配合施加的总称，目的是获取符 合诊断要求的图像来。 目前的脉冲序列名目繁多，各个公司推出的序列名称总计大概有100多种，出现了许多同质不同名的序列，如同为快速自旋回波序列，可称为TES( turbo SE)、FSE( fast SE)、 RISE( rapid imaging SE)。按照MR信号的类型脉冲序列可划分为三大家族：自由感应衰 减(free induction decay，FID)序列家族、自旋回波(spin echo，SE)序列家族、梯度回波(gra-dient echo，GE)序列家族

12、。 自由感应衰减序列家族利用FID信号来进行重建图像。晟早期的磁共振序列就是这 一家族的部分饱和( partial saturation，PS)脉冲序列，又称为饱和恢复(saturation recovery， SR)脉冲序列，其序列形式如图6-7所示。实际上它是TR时间极长（35倍T1时间）而 TE极短（为0）的SE序列，因此图像反映的是完全的质子密度像，与CT图像反映的组织参数相同。图6-7部分饱和恢复序列(FID) 自旋回波序列家族中的SE序列是目前临床中最基础、最常用的序列，其序列形式如图6-8所示。 该序列可以通过采用相应的TR时间和TE时间来获取不同的组织参数加权像，使得正常组织和

13、病变组织（或两种组织）之间的不同参数的差别体现在图像对比度上，比 如人脑内的脑白质和脑灰质，二者的密度参数很接近，因此反映密度参数的CT图像上二者 灰度很接近，不能很好地分辨。但二者的T1和T2参数差别较大，因此通过配合改变TR和TE时间，可以获得脑部的T1加权像或T2加权像，在这些图像上，灰质和白质将有着较大的对比。一般，较长的TR和较长的TE，获得T2加权像(T2WI)；较短的TR和较短 的TE，获得Tl加权像(TIWI)；较长的TR和较短的TE，获得质子密度加权像(PdWI)； 这一序列中较常用的序列还有多层自旋回波序列( multi-slice SE)和多次回波序列(multi-ech

14、o SE)。图6-8基本自旋回波（SE序列） 梯度回波序列家族中最基本的序列就是梯度回波脉冲序列，其序列形式如图6-9所示。 它利用翻转的梯度获取信号，相比SE序列缩短了获取信号的时间，开创了快速磁共振成像的先河。该家族序列通过对射频翻转角(a)、TR和TE三个参数的配合控制，可以在较短的时间内分别获取反映组织Pd、Tl、T2和T2”参数差别的图像来。因此该序列家族得到了 越来越广泛的使用。图69梯度回波(GRE)系列 快速磁共振成像序列是磁共振发展的一个热点，也是磁共振的生命所在。不管其如俩快速，具体实现的时候可能是两种或三种的结合再结合减少傅立叶并行采集技术来达到缩 短扫描时间的目的的。快

15、速磁共振成像序列是指可以用较短的时间获取或重建出磁共振图像的序列。缩短磁共振的扫描时间对磁共振的飞速发展和广泛使用具有极其重要的意义： 功能磁共振的开展直接取决于快速磁共振成像序列； 对一些运动器官或组织的成像也依赖于快速序列； 对于流体比如血管、心脏的造影也是基于快速成像序列的基础上的； 提高磁共振的临床使用效率也得益于快速成像序列。 磁共振快速序列的发展基本上经历了三个阶段：第一阶段，使用快速自旋回波序列 (fast spin echoFSE)使成像时间从原始的10分钟级缩短到了分钟级；第二阶段，梯度回波序列( gradient echo，(;E)使成像时间从分钟级缩短到了秒级；第三阶段，回波平面序列(echoplanner imaging，EPI)将成像时间从秒级缩短到了几十毫秒级；许多方法都利用了K空问的对称性而减少了用以重建图像所需要的数据量的技术，还有结合了不同的缩短成像时间的方法。 脉冲序列的控制参数主要有重复时间(TR)、回波时间(TE)、反转时间(TI)、扫描矩阵、 计算矩阵、扫捕视野、层面厚度、层间距、翻转角、信号平均次数、回波链长度、回波间隔时问、 有效回波时间、第一回波时间等。