磁共振成像基本原理培训ppt课件

1、AURORA磁共振工程培训磁共振工程培训凯普凯普广州广州2019-8-27磁共振成像根本原理磁共振成像根本原理MRI设备设备MRI根本原理及相关概念根本原理及相关概念MRI开展史开展史1磁共振成像的根本硬件组成磁共振成像的根本硬件组成2磁共振景象的根本原理磁共振景象的根本原理3磁共振成像原理磁共振成像原理4影响影响MR信号强度的要素信号强度的要素5一、一、MRI开展历史开展历史v磁共振成像概述v v 一种生物磁自旋成像技术，利用原子核氢核自旋运动的特点，在外加磁场内，经射频脉冲激后产生信号，用探测器接纳线圈检测并输入计算机，经过处置转换在屏幕上显示图像。v 英文简称MRI(magnetic r

2、esonance imaging )MRI开展历史开展历史v1930年代，物理学家伊西多拉比发如今磁场中的原子核会沿磁场方向呈正向或反向有序平行陈列，而施加无线电波之后，原子核的自旋方向发生翻转。v1946年两位美国科学家布洛赫和珀塞尔发现，将具有奇数个核子包括质子和中子的原子核置于磁场中，再施加以特定频率的射频场，就会发生原子核吸收射频场能量的景象，这就是人们最初对磁共振景象的认识。v1946年，美国哈佛大学的珀塞尔和斯坦福大学的布洛赫宣布，他们发现了磁共振NMR。两人因此获得了1952年诺贝尔奖。MRI开展历史开展历史v1973年Lauterbur研讨出MRI所需求的空间定位方法，也就是利

3、用梯度场。他的研讨结果是获得水的模型的图像。v在以后的10年中，人们进展了大量的研讨任务来制造磁共振扫描机，并产生出人体各部位的高质量图像，先后经过MR扫描，获得手、胸、头和腹部的图像。v1980年商品化MRI安装问世。二、磁共振成像的根本硬件组成二、磁共振成像的根本硬件组成v主磁体v梯度系统v射频系统v计算机系统v屏蔽系统v其他辅助系统主磁体主磁体v主磁体是MRI 仪最根本的构件，是产生磁场的安装，主要作用是产生稳定均匀的静磁场使组织产生磁化。根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型，根据导线资料不同又可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。v一常导型磁体v二永磁型磁体v三超导型磁体主

4、磁体主磁体v主磁体最重要的技术目的包括场强、磁场均匀度、磁场稳定性、磁体的有效孔径、边缘场空间范围及主磁体长度。v场强：描画主磁体产生的静磁场的强度和方向，采用高斯Gauss，G或特斯拉Tesla，T作单位，特斯拉是目前磁场强度的法定单位。规定间隔5 安培电流经过的直导线1cm 处检测到的磁场强度被定义为1 高 斯。特斯拉与高斯的换算关系为：1 T = 10000 G。v低场机：磁场强度0.5T以下v中场机：磁场强度0.5T到1.0Tv高场机：磁场强度1.0T到2.0 之间v超高场机：磁场强度大于2.0 T 主磁体主磁体v磁场均匀度：指在一定的容积范围内磁场强磁场均匀度：指在一定的容积范围内磁

5、场强度的均一性，也即单位面积内经过磁力线数度的均一性，也即单位面积内经过磁力线数目的一致性。作为目的一致性。作为MRI设备的一个很重要的设备的一个很重要的目的，在很大程度上决议着目的，在很大程度上决议着MRI设备的图像设备的图像质量好坏。质量好坏。v1、高均匀度的场强有助于提高图像信、高均匀度的场强有助于提高图像信 噪比；噪比；v2、场强均匀是保证、场强均匀是保证MR 信号空间定位准确性信号空间定位准确性的前提；的前提；v3、场强均匀可减少伪影特别是磁化率伪、场强均匀可减少伪影特别是磁化率伪影；影；v4、高度均匀度磁场有利于进展大视野扫描，、高度均匀度磁场有利于进展大视野扫描，尤其肩关节等尤其

6、肩关节等 偏中心部位的偏中心部位的MRI ；v5、只需高度均匀度磁场才干充分利用脂肪饱、只需高度均匀度磁场才干充分利用脂肪饱和技术进展脂肪抑制扫描；和技术进展脂肪抑制扫描；v6、高度均匀度磁场才干有效区分、高度均匀度磁场才干有效区分MRS 的不的不同代谢产物。同代谢产物。主磁体主磁体如何提高磁场均匀度？如何提高磁场均匀度？自动匀场自动匀场active shimming又称为有源又称为有源匀场，是指利用匀场线圈通以电流，产生小匀场，是指利用匀场线圈通以电流，产生小磁场，并经过适当调整匀场线圈阵列中各线磁场，并经过适当调整匀场线圈阵列中各线圈的电流强度，使其周围的部分磁场发生变圈的电流强度，使其周

7、围的部分磁场发生变化来调理改善静磁场的不均匀性，以提高静化来调理改善静磁场的不均匀性，以提高静磁场整体均匀性的过程。磁场整体均匀性的过程。被动匀场被动匀场passive shiming是指在磁体是指在磁体孔洞内壁上补助一定外形和尺寸、公用小铁孔洞内壁上补助一定外形和尺寸、公用小铁片又称为匀场片，用以提高磁场均匀性片又称为匀场片，用以提高磁场均匀性的方法。这种方法在匀场过程中运用的是无的方法。这种方法在匀场过程中运用的是无源器件，因此也称为无源匀场。源器件，因此也称为无源匀场。 主磁体主磁体v磁场稳定性：受各种客观要素影响，磁场的磁场稳定性：受各种客观要素影响，磁场的均匀性和均匀性和/或磁场强度

8、值会发生变化，这就是或磁场强度值会发生变化，这就是磁场漂移。磁场稳定性就是定量评价、衡量磁场漂移。磁场稳定性就是定量评价、衡量这种漂移变化的技术目的。稳定性下降，意这种漂移变化的技术目的。稳定性下降，意味着单位时间内磁场的变化率增高，假设在味着单位时间内磁场的变化率增高，假设在一次磁共振扫描检查时间段内，磁场强度值一次磁共振扫描检查时间段内，磁场强度值和和/或磁场均匀性发生了漂移，就会影响到图或磁场均匀性发生了漂移，就会影响到图像质量。像质量。v时间稳定性：磁体所建立的静磁场时间稳定性：磁体所建立的静磁场B0随时间随时间而变化的程度。而变化的程度。v热稳定性：磁场强度值随温度变化而漂移的热稳定

9、性：磁场强度值随温度变化而漂移的程度。程度。主磁体主磁体v磁体有效孔径是指梯度线圈、匀场线圈、射频体线磁体有效孔径是指梯度线圈、匀场线圈、射频体线圈、衬垫、内护板、隔音腔、和外壳等部件均在磁圈、衬垫、内护板、隔音腔、和外壳等部件均在磁体检查孔道内安装终了后，所剩余柱形空间的有效体检查孔道内安装终了后，所剩余柱形空间的有效内径。孔径大小限制着被检查者的体型尺寸大小，内径。孔径大小限制着被检查者的体型尺寸大小，延伸到磁体外部的磁场的范围亦与孔径大小及磁场延伸到磁体外部的磁场的范围亦与孔径大小及磁场强度有关。强度有关。v以足够包容受检者人体或受检部位为宜以足够包容受检者人体或受检部位为宜v幽闭恐惧症

10、幽闭恐惧症v磁场均匀性的破坏和失衡磁场均匀性的破坏和失衡主磁体主磁体v边缘场：磁体产生的静磁场向空间各个方向分布，边缘场：磁体产生的静磁场向空间各个方向分布，发散到磁体周围的空间中，称为边缘场。它的强弱发散到磁体周围的空间中，称为边缘场。它的强弱与空间位置有关，随着空间点与磁体间隔的增大，与空间位置有关，随着空间点与磁体间隔的增大，边缘场的场强逐渐降低。边缘场的场强逐渐降低。v边缘场会对候诊的受检者、任务人员、路过附近的边缘场会对候诊的受检者、任务人员、路过附近的人员、分布在磁体周围空间的电子设备呵斥能够的人员、分布在磁体周围空间的电子设备呵斥能够的损伤和损坏。因此需求采取措施抑制、屏蔽磁体的

11、损伤和损坏。因此需求采取措施抑制、屏蔽磁体的边缘场，减少边缘场的空间范围，保证周围环境的边缘场，减少边缘场的空间范围，保证周围环境的平安。平安。v无源屏蔽法无源屏蔽法给磁体披上非常厚的软铁给磁体披上非常厚的软铁v特种硅钢资料包绕覆盖磁屏蔽法，将边缘场空特种硅钢资料包绕覆盖磁屏蔽法，将边缘场空间范围强迫紧缩在磁屏蔽空间之内间范围强迫紧缩在磁屏蔽空间之内v有源屏蔽法有源屏蔽法运用一组或者几组有源线圈，仔细运用一组或者几组有源线圈，仔细计算和丈量边缘场的分布后，设计成与边缘场大小计算和丈量边缘场的分布后，设计成与边缘场大小相等、方向相反的电磁场分布，从而抵消和反射磁相等、方向相反的电磁场分布，从而抵

12、消和反射磁体引起的向外发散的磁力线，以此到达减少边缘场体引起的向外发散的磁力线，以此到达减少边缘场空间范围的目的。空间范围的目的。梯度系统梯度系统v梯度系统是指与梯度磁场相关的电路单元和相关系统，由梯度线圈、梯度控制器、数模转换器DAC、梯度放大器梯度电源和梯度冷却系统等部分组成。v梯度系统主要作用包括：v1对MRI 信号进展空间编 码，以确定成像层面的位置和厚度 ；v2 产生MR 回波梯度回波；v3施加分散加权梯度场；v4 进展流动补偿；v5 进展流动液体的流速相位编码。梯度系统梯度系统v梯度线圈与梯度磁场的组成梯度线圈与梯度磁场的组成v梯度线圈绕在主磁体和匀场补偿线圈内，它由梯度线圈绕在主

13、磁体和匀场补偿线圈内，它由三组线圈组成，梯度场的方向按三个根本轴线三组线圈组成，梯度场的方向按三个根本轴线X、Y、Z轴方向设计。轴方向设计。vZ向梯度线圈向梯度线圈Gz：产生：产生Z向梯度磁场。向梯度磁场。vX向和向和Y向梯度线圈向梯度线圈Gx和和Gy：产生与：产生与Z向梯度向梯度场正交垂直的场正交垂直的X向、向、Y向梯度磁场，构成与向梯度磁场，构成与Z轴方向轴方向垂直的垂直的XY平面。平面。v梯度放大器：在梯度控制器的计算机控制下随时开梯度放大器：在梯度控制器的计算机控制下随时开关，准确调理供应给梯度线圈的电源，以便获得准关，准确调理供应给梯度线圈的电源，以便获得准确的梯度磁场。确的梯度磁场

14、。v 三个相互正交三个相互正交X、Y、Z方向的梯度磁场作方向的梯度磁场作为图像重建的空间定位和层面选择的根据，三个场为图像重建的空间定位和层面选择的根据，三个场中的任何一个均可提供层面选择梯度、相位编码梯中的任何一个均可提供层面选择梯度、相位编码梯度、频率编码梯度三项作用之一，而这三个方向的度、频率编码梯度三项作用之一，而这三个方向的梯度场的结合运用可获得恣意斜面的梯度场的结合运用可获得恣意斜面的MR图像。图像。 梯度系统梯度系统v梯度磁场性能目的梯度磁场性能目的v有效容积有效容积v梯度场线性梯度场线性v梯度场强度梯度场强度v梯度场切换率和梯度上升时间梯度场切换率和梯度上升时间梯度系统梯度系统

15、v有效容积是指梯度线圈所包容的、其梯度场可以满足一定线有效容积是指梯度线圈所包容的、其梯度场可以满足一定线性要求的空间区域，又叫均匀容积，也可称为有效作用范围。性要求的空间区域，又叫均匀容积，也可称为有效作用范围。只需有效容积这一区域可以稳定用于只需有效容积这一区域可以稳定用于MR成像，它普通位于成像，它普通位于磁体中心，并与主磁场的有效容积同心，因此该参数通常以磁体中心，并与主磁场的有效容积同心，因此该参数通常以磁体中心为原点，以磁体中心为原点，以X、Y、Z三轴方向的数值来表示梯度场三轴方向的数值来表示梯度场的有效作用范围。的有效作用范围。v梯度线圈通常采用鞍形线圈设计，其有效容积仅能到达总

16、容梯度线圈通常采用鞍形线圈设计，其有效容积仅能到达总容积的积的60%左右，因此如何提高梯度线圈均匀容积范围及其任左右，因此如何提高梯度线圈均匀容积范围及其任务效率是梯度线圈设计中追求的目的。由于梯度线圈的均匀务效率是梯度线圈设计中追求的目的。由于梯度线圈的均匀容积越大，那么其在、三轴方向上不失真成像区的容积越大，那么其在、三轴方向上不失真成像区的视野范围视野范围Field Of View，FOV相应地就越大。相应地就越大。 梯度系统梯度系统v梯度场线性是衡量梯度场动态地、依次平稳递增性梯度场线性是衡量梯度场动态地、依次平稳递增性能的目的。线性越好，阐明梯度场越准确，空间定能的目的。线性越好，阐

17、明梯度场越准确，空间定位、选层、翻转激发也就越准确，图像的质量就越位、选层、翻转激发也就越准确，图像的质量就越好。普通来说，梯度场的非线性不能超越好。普通来说，梯度场的非线性不能超越2%。 梯度系统梯度系统v梯度场强度是指梯度磁场强度可以到达的最大值，普梯度场强度是指梯度磁场强度可以到达的最大值，普通采用单位长度内梯度磁场强度的最大差别来表示，通采用单位长度内梯度磁场强度的最大差别来表示，即使用每米长度内梯度磁场强度差别的毫特斯拉量即使用每米长度内梯度磁场强度差别的毫特斯拉量mT/M来表示，如下公式：来表示，如下公式：v 梯度场强梯度场强mT/M梯度场两端的磁场强度差值梯度场两端的磁场强度差值

18、/梯度场的有效作用长度梯度场的有效作用长度v在线圈确定时，梯度场强度由梯度电流强度所决在线圈确定时，梯度场强度由梯度电流强度所决议，而梯度电流强度又受梯度放大器的最高输出功率议，而梯度电流强度又受梯度放大器的最高输出功率限制。改动梯度场强和射频脉冲的带宽，就可选择层限制。改动梯度场强和射频脉冲的带宽，就可选择层面厚度。梯度场强度越高，就可以选择越薄的扫描层面厚度。梯度场强度越高，就可以选择越薄的扫描层厚，体素就越小，影像的空间分辨率就越高。厚，体素就越小，影像的空间分辨率就越高。 梯度系统梯度系统梯度系统梯度系统 梯度系统作为MRI设备的中心和关键部件，其性能高低直接决议着MRI设备的扫描速度

19、时间分辨率、最小扫描层厚空间分辨率、XYZ三轴有效扫描范围、影像的几何保真度。同时，它的性能还同扫描脉冲序列中梯度脉冲波形的设计有关，即一些复杂序列还要依赖梯度系统来实现。MRI设备对梯度系统的要求就是梯度场强高、梯度上升速度快、梯度切换率高、梯度线性度、梯度输出波形的准确度高及其可反复性好、梯度效率和利用率高。 射频系统射频系统v组成：主要由射频脉冲发射单元和射频脉冲接纳单元两部分组成：主要由射频脉冲发射单元和射频脉冲接纳单元两部分组成，其中包括射频发射器、射频功率放大器、射频发射线组成，其中包括射频发射器、射频功率放大器、射频发射线圈、射频接纳线圈、以及低噪声射频信号放大器等关键部件。圈、

20、射频接纳线圈、以及低噪声射频信号放大器等关键部件。v作用：担任实施射频作用：担任实施射频Radio Frequency，RF鼓励并接鼓励并接纳和处置射频信号，即纳和处置射频信号，即MR信号。信号。射频系统射频系统v射频线圈既是鼓励源，又是探测器。v按功能分类 发射/接纳两用线圈、接纳线圈v按适用范围分类 全容积线圈、部分容积线圈、外表线圈、v 体腔内线圈、相控阵线圈v按极化方式分类 线性极化、圆形极化v按主磁场方向分类 螺线管线圈、鞍形线圈v按绕组方式分类 亥姆霍兹线圈、螺线管线圈、四线构造线圈、v STR管状谐振器线圈、鸟笼式线圈射频系统射频系统v均匀发射射频脉冲，提高成像质量。v采用高功率

21、射频放大器供能，射频脉冲强度增大，射频继续时间缩短，加快采集速度。v接纳线圈尽能够接近检查部位，信号加强，线圈内体积减小，噪声降低，信噪比提高。v利用相控阵线圈可明显提高MR图像的信噪比，有助于改善薄层扫描、高分辨扫描及低场机的图像质量。相控阵线圈与平行采集技术相配合，可以进一步提高MRI的信号采集速度。 计算机系统计算机系统 计算机系统控制着MRI 仪的脉冲激发、信号采集以及实现图像处置、显示、传输、存储等功能。屏蔽系统屏蔽系统干扰 磁屏蔽 磁屏蔽不仅可防止外部铁磁性物质对磁体内部磁场均匀性的影响，还能大大削减磁体外部杂散磁场的空间分布范围。有源屏蔽：外线圈通以反向电流无源屏蔽：铁磁性屏蔽体

22、其他辅助系统其他辅助系统检查床液氦及水冷却系统空调系统胶片处置系统三、磁共振景象的根本原理三、磁共振景象的根本原理v磁共振成像的物质根底v进入主磁场前后质子核磁形状对比v磁共振景象磁共振景象的物质根底磁共振景象的物质根底原子构造：原子构造：原子由原子核和绕核运动的电子组成，原原子由原子核和绕核运动的电子组成，原子核由质子和中子组成。电子带负电荷，质子核由质子和中子组成。电子带负电荷，质子带正电荷，中子不带电。子带正电荷，中子不带电。质子和中子假设不成对，将使质子在旋转中产质子和中子假设不成对，将使质子在旋转中产生角动量，磁共振就是要利用这个角动量的生角动量，磁共振就是要利用这个角动量的物理特性

23、来实现激发、信号采集和成像的。物理特性来实现激发、信号采集和成像的。 磁共振景象的物质根底磁共振景象的物质根底自旋：质子以一定的频率绕轴高速旋转。高速旋转带正电荷的质子电流环路核磁v并非一切原子核的自旋运动都能产生核磁根据原子核内中子和质子的数目不同，不同的原子核产生不同的核磁效应。v非磁性原子核：质子数和中子数均为偶数v磁性原子核：中子数和质子数至少一个为奇数磁共振景象的物质根底磁共振景象的物质根底v用于人体磁共振成像的原子核为质H1，选择H1的理由有：vH1是人体中最多的原子核，约占人体中总原子核数的2/3 以上；vH1的磁化率在人体磁性原子核中是最高的。进入主磁场前后质子核磁形状对比进入

24、主磁场前后质子核磁形状对比一、进入主磁场前质子核磁形状一、进入主磁场前质子核磁形状人体的质子不计其数，产生无数个小磁场，人体的质子不计其数，产生无数个小磁场，虽然每个质子均能产生一个小磁场，这种小虽然每个质子均能产生一个小磁场，这种小磁场的陈列是随机无序即杂乱磁场的陈列是随机无序即杂乱 无章的，无章的，使每个质子产生的磁化矢量相互抵消。因此，使每个质子产生的磁化矢量相互抵消。因此，人体自然形状下并无磁性，即没有宏观磁化人体自然形状下并无磁性，即没有宏观磁化矢量的产生。矢量的产生。进入主磁场前后质子核磁形状对比进入主磁场前后质子核磁形状对比二、进入主磁场后质子核磁形状二、进入主磁场后质子核磁形状

25、进入主磁场后，人体内的质子产生的小磁场不进入主磁场后，人体内的质子产生的小磁场不再是杂乱无章，呈有规律陈列。一种是与主再是杂乱无章，呈有规律陈列。一种是与主磁场方向平行且方向一样，另一种是与主磁磁场方向平行且方向一样，另一种是与主磁场平行但方向相反，处于平行同向的质子略场平行但方向相反，处于平行同向的质子略多于处于平行反向的质子。多于处于平行反向的质子。从量子物理学的角度来说，这两种核磁形状代从量子物理学的角度来说，这两种核磁形状代表质子的能量差别。平行同向的质子处于低表质子的能量差别。平行同向的质子处于低能级，因此受主磁场的束缚，其磁化矢量的能级，因此受主磁场的束缚，其磁化矢量的方向与主磁场

26、的方向一致；平行反向的质子方向与主磁场的方向一致；平行反向的质子处于高能级，因此可以对抗主磁场的作用，处于高能级，因此可以对抗主磁场的作用，其磁化矢量虽然与主磁场平行但方向相反。其磁化矢量虽然与主磁场平行但方向相反。由于处于低能级的质子略多于处于高能级的质由于处于低能级的质子略多于处于高能级的质子，因此进入主磁场后，人体内产生了一个子，因此进入主磁场后，人体内产生了一个与主磁场方向一致的宏观纵向磁化矢量。与主磁场方向一致的宏观纵向磁化矢量。进入主磁场前后质子核磁形状对比进入主磁场前后质子核磁形状对比图图a 为进入主磁场前，虽然每为进入主磁场前，虽然每个质子自旋都产生一个小磁场，个质子自旋都产生

27、一个小磁场，但陈列杂乱无章，磁化矢量相但陈列杂乱无章，磁化矢量相互抵消，因此没有宏观磁化矢互抵消，因此没有宏观磁化矢量产生。量产生。图图b 示进入主磁场后，质子自旋示进入主磁场后，质子自旋产生的小磁场与主磁场平行陈列，产生的小磁场与主磁场平行陈列，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，最后产生一个与主磁场方向一致最后产生一个与主磁场方向一致的宏观纵向磁化矢量。的宏观纵向磁化矢量。 进入主磁场前后质子核磁形状对比进入主磁场前后质子核磁形状对比三、进动和进动频率三、进动和进动频率进入主磁场后，无论是处于高能级还是处于低进入主磁场后，无论是处于高能级还是处于低能级的质子，其磁化矢量

28、并非完全与主磁场能级的质子，其磁化矢量并非完全与主磁场方向平行，而总是与主磁场有一定的角度。方向平行，而总是与主磁场有一定的角度。质子除了自旋运动外，还绕着主磁场轴进展旋质子除了自旋运动外，还绕着主磁场轴进展旋转摆动，我们把质子的这种旋转摆动称为进转摆动，我们把质子的这种旋转摆动称为进动。进动是磁性原子核自旋产生的小磁场与动。进动是磁性原子核自旋产生的小磁场与主磁场相互作用的结果。主磁场相互作用的结果。进入主磁场前后质子核磁形状对比进入主磁场前后质子核磁形状对比进动频率也称进动频率也称Larmor 频率，其计算公式为：频率，其计算公式为：B式中式中为为Larmor 频率，频率，为磁旋比为磁旋比

29、对对于某一种磁性原子核来说是个常数，质子的于某一种磁性原子核来说是个常数，质子的约为约为42.5 mHz/T ，B 为主磁场的场强，单位为特斯为主磁场的场强，单位为特斯拉拉T。从式中可以看出，质子的进动频率与主。从式中可以看出，质子的进动频率与主磁场场强成正比。磁场场强成正比。进动频率明显低于自旋频率，但对于磁共振成像的来说，进动频率比自旋频率重要。质子的进动频率与主磁场场强成正比。进入主磁场前后质子核磁形状对比进入主磁场前后质子核磁形状对比由于进动的存在，质子自旋产生小磁场可以分解成两个部分：1方向恒定的纵向磁化分矢量沿主磁场方向；2以主磁场方向即Z轴为轴心，在X、Y平面旋转的横向磁化分矢量

30、。纵向磁化分矢量产生一个与主磁场同向的宏观纵向磁化矢量。横向磁化分矢量相互抵消，因此没有宏观横向磁化矢量产生。进入主磁场前后质子核磁形状对比进入主磁场前后质子核磁形状对比磁共振景象磁共振景象v磁共振景象：给处于主磁场中的人体组织一个射频磁共振景象：给处于主磁场中的人体组织一个射频脉冲，射频脉冲的频率与质子的进动频率一样，射脉冲，射频脉冲的频率与质子的进动频率一样，射频脉冲的能量将传送给处于低能级的质子，处于低频脉冲的能量将传送给处于低能级的质子，处于低能级的质子获得能量后将跃迁到高能级。能级的质子获得能量后将跃迁到高能级。v从微观角度来说，磁共振景象是低能级的质子获得从微观角度来说，磁共振景象

31、是低能级的质子获得能量跃迁到高能级。能量跃迁到高能级。v从宏观的角度来说，磁共振景象的结果是使宏观纵从宏观的角度来说，磁共振景象的结果是使宏观纵向磁化矢量发生偏转。偏转的角度与射频脉冲的能向磁化矢量发生偏转。偏转的角度与射频脉冲的能量有关，能量越大偏转角度越大；而射频脉冲能量量有关，能量越大偏转角度越大；而射频脉冲能量的大小与脉冲强度及继续时间有关的大小与脉冲强度及继续时间有关共振：能量从一个振动着的物体传送到另一个物体，共振：能量从一个振动着的物体传送到另一个物体，后者以与前者一样的频率振动。共振的条件是一样后者以与前者一样的频率振动。共振的条件是一样的频率，本质是能量的传送。的频率，本质是

32、能量的传送。磁共振景象磁共振景象90射频脉冲射频脉冲当射频脉冲的能量正好使宏观纵向磁化矢当射频脉冲的能量正好使宏观纵向磁化矢量偏转量偏转90，即完全偏转到，即完全偏转到X、 Y 平面，平面，我们称这种脉冲为我们称这种脉冲为90脉冲，其产生的横脉冲，其产生的横向宏观磁化矢量在各种角度的射频脉冲中向宏观磁化矢量在各种角度的射频脉冲中是最大的。是最大的。磁共振景象磁共振景象从微观上讲，90脉冲的效应可以分解成两个部分来了解：190脉冲使处于低能级多出处于高能级的那部分质子，有一半获得能量进入高能级形状，这就使处于低能级和高能级的质子数目完全一样，两个方向的纵向磁化分矢量相互抵消，因此宏观纵向磁化矢量

33、等于零。290脉冲前，质子的横向磁化分矢量相位不同，90脉冲可使质子的横向磁化分矢量处于同一相位，因此产生了一个最大旋转宏观横向磁化矢量。磁共振景象磁共振景象四、磁共振成像原理四、磁共振成像原理v核磁驰豫v磁共振加权成像v磁共振信号的空间定位vK空间的根本概念核磁驰豫核磁驰豫核磁弛豫：核磁弛豫： 90脉冲封锁后，组织的宏观磁化矢量脉冲封锁后，组织的宏观磁化矢量逐渐恢复到平衡形状的过程。逐渐恢复到平衡形状的过程。核磁弛豫又可分解成两个相对独立的部分：核磁弛豫又可分解成两个相对独立的部分：1横向磁化矢量逐渐减小直至消逝，称为横向弛横向磁化矢量逐渐减小直至消逝，称为横向弛豫；豫；2 纵向磁化矢量逐渐

34、恢复直至最大平衡形状，纵向磁化矢量逐渐恢复直至最大平衡形状，称为纵向弛豫。称为纵向弛豫。核磁驰豫核磁驰豫v90脉冲封锁后，处于同相位的质子发生了相位的离散失相位，其横向磁化分矢量逐渐相互抵消，因此宏观横向磁化矢量衰减直至到零。致使质子失相位的缘由有两个：v1质子周围磁环境随机动摇v2主磁场的不均匀核磁驰豫核磁驰豫核磁驰豫核磁驰豫v90脉冲封锁后，宏观横向磁化矢量将呈指数式衰减，我们把宏观横向磁化矢量的这种衰减称为自在感应衰减free induction decay，FID ，也称T2*弛豫。核磁驰豫核磁驰豫v自在感应衰减自在感应衰减FID和和T2弛豫的差别弛豫的差别v受横向弛豫和主磁场不均匀的

35、双重影响，横受横向弛豫和主磁场不均匀的双重影响，横向磁化矢量很快衰减，称为向磁化矢量很快衰减，称为FID ；v剔除主磁场不均匀呵斥的质子失相位，得到剔除主磁场不均匀呵斥的质子失相位，得到的横向磁化矢量衰减为真正的横向弛豫，即的横向磁化矢量衰减为真正的横向弛豫，即T2弛豫；弛豫；v同一组织的同一组织的T2弛豫要远远慢于弛豫要远远慢于FID；vT2值：横向磁化矢量衰减到最大值的值：横向磁化矢量衰减到最大值的37%所所用的时间；用的时间；v不同组织由于质子受周围微观磁环境影响不不同组织由于质子受周围微观磁环境影响不同，同，T2值不同，即值不同，即T2弛豫速度不一样；不同弛豫速度不一样；不同的场强下，

36、的场强下，T2值也会发生变化。值也会发生变化。核磁驰豫核磁驰豫纵向弛豫射频脉冲封锁后，在主磁场的作用下，宏观纵向磁化矢量将逐渐恢复到平衡形状，这一过程称为纵向弛豫，即T1 弛豫。T1值：宏观纵向磁化矢量恢复到最大值的63%所用的时间。不同的组织由于质子周围的分子自在运动频率不同，其纵向弛豫速度存在差别，即T1 值不同。人体组织的T1 值受主磁场场强的影响较大，普通随场强的增高，组织的T1 值延伸。磁共振加权成像磁共振加权成像v加权 突出重点普通的成像过程中，组织的各方面特性例如：质子密度、T1 值、T2 值均对MR 信号有奉献，几乎不能够得到仅纯粹反映组织一个特性的MR图像，我们可以利用成像参

37、数的调整，使图像主要反映组织某方面特性，而尽量抑制组织其他特性对MR 信号的影响，这就是“加权。磁共振加权成像磁共振加权成像T1 加权成像加权成像T1WI：重点突出组织纵向弛豫差别；：重点突出组织纵向弛豫差别；T2 加权成像加权成像T2WI：重点突出组织横向弛豫差别；：重点突出组织横向弛豫差别；质子密度图像质子密度图像PD ：主要反映组织质子含量差别。：主要反映组织质子含量差别。 质子密度加权成像的实现质子密度加权成像的实现 以甲、乙两种组织为例，甲组织质子含量高于乙质子：1进入主磁场后，甲组织产生的宏观纵向磁化矢量大于乙组织；290脉冲后甲组织产生的旋转宏观横向磁化矢量就大于乙组织；3马上检

38、测MR 信号，甲组织产生的MR 信号将高于乙组织。 质子密度越高，质子密度越高，MR 信号强度越大，这就是质子密度加权成像。信号强度越大，这就是质子密度加权成像。T2加权成像的实现加权成像的实现假设甲、乙两种组织质子密度一样，但甲组织的横向弛豫比乙组织慢即甲组假设甲、乙两种组织质子密度一样，但甲组织的横向弛豫比乙组织慢即甲组织的织的T2 值长于乙组织：值长于乙组织：1进入主磁场后由于质子密度一样，甲乙两种组织产生的宏观纵向磁化矢进入主磁场后由于质子密度一样，甲乙两种组织产生的宏观纵向磁化矢量大小一样图量大小一样图a；290脉冲后产生的宏观横向磁化矢量的大小也一样图脉冲后产生的宏观横向磁化矢量的

39、大小也一样图b：3由于甲组织横向弛豫比乙组织慢，到一定时辰，甲组织衰减掉的宏观横由于甲组织横向弛豫比乙组织慢，到一定时辰，甲组织衰减掉的宏观横向磁化矢量少于乙组织，其残留的宏观横向磁化矢量将大于乙组织图向磁化矢量少于乙组织，其残留的宏观横向磁化矢量将大于乙组织图 c；4这时检测这时检测MR 信号，甲组织的信号，甲组织的MR 信号强度将高于乙组织图信号强度将高于乙组织图d，这样，这样就实现了就实现了T2WI。在在T2WI 上，组织的上，组织的T2 值越大，其值越大，其MR 信号强度越大。信号强度越大。T1加权成像的实现加权成像的实现假设甲、乙两种组织质子密度一样，但甲组织的纵向弛豫比乙组织快即甲

40、组织的假设甲、乙两种组织质子密度一样，但甲组织的纵向弛豫比乙组织快即甲组织的T1 值短于乙组织：值短于乙组织：1进入主磁场后由于质子密度一样，甲乙两种组织产生的纵向磁化矢量大小一样；进入主磁场后由于质子密度一样，甲乙两种组织产生的纵向磁化矢量大小一样；290脉冲后产生的宏观横向磁化矢量的大小也一样；脉冲后产生的宏观横向磁化矢量的大小也一样；3射频脉冲封锁后，甲乙两种组织将发生纵向弛豫，由于甲组织的纵向弛豫比乙组射频脉冲封锁后，甲乙两种组织将发生纵向弛豫，由于甲组织的纵向弛豫比乙组织快，过一定时间以后，甲组织曾经恢复的宏观纵向磁化矢量将大于乙组织；织快，过一定时间以后，甲组织曾经恢复的宏观纵向磁

41、化矢量将大于乙组织；4由于接纳线圈不能检测到这种纵向磁化矢量的差别，必需运用第二个由于接纳线圈不能检测到这种纵向磁化矢量的差别，必需运用第二个90脉冲。第脉冲。第二个二个90脉冲后，甲、乙两组织的宏观纵向磁化矢量将发生偏转，产生宏观横向磁化矢脉冲后，甲、乙两组织的宏观纵向磁化矢量将发生偏转，产生宏观横向磁化矢量，由于这时甲组织的纵向磁化矢量大于乙组织，其产生的横向磁化矢量将大于乙组织，量，由于这时甲组织的纵向磁化矢量大于乙组织，其产生的横向磁化矢量将大于乙组织，马上检测马上检测MR 信号，甲组织产生的信号，甲组织产生的MR 信号将高于乙组织，这样就实现了信号将高于乙组织，这样就实现了T1WI。

42、在T1WI 上，组织的T1 值越小，其MR 信号强度越大。 磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位一、层面的选择与层厚的决议以1.5T磁共振仪为例，在1.5 T的场强下，质子的进动频率约为64MHZ。如图 所示为人头正面像，我们将进展横断面扫描，要进展层面的选择，必需在上下方向即Z轴方向上施加一个梯度场，Z轴梯度线圈中点位置G0 由于磁场强度仍为1.5 T，因此该程度质子的进动频率坚持在64MHZ。从G0向头侧磁场强度逐渐降低，因此质子进动频率逐渐变慢，头顶部组织内质子的进动频率最低；从G0 向足侧磁场强度逐渐增高，那么质子进动频率逐渐加快，下颌部最高。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定

43、位单位长度内质子进动频率差别的大小与施加的梯度场强度有关，施加梯度场强越大，单位长度内质子进动频率的差别越大。假设我们施加的梯度场呵斥质子进动频率的差别为1MHZ/cm，而我们所用的射频脉冲的频率为63.5 64.5MHZ，那么被激发的层面的位置层中心就在Z轴梯度线圈中点G0 ，层厚为1cm，即层厚范围包括了Z轴梯度线圈中点上下各0.5cm的范围图a磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位图中横实线表示层中心位置；两条虚横线之间间隔表示层厚。图a示梯度场强呵斥的质子进动频率差别1 MHZ/cm，射频脉冲的频率范围为63.4-64.5 MHZ，那么层中心在

44、梯度场中点G0 ，层厚1cm；图b示梯度场坚持不变，射频脉冲的频率范围为64.5-65.5 MHZ，那么层厚坚持1cm，层中心向足侧移1cm；图c示梯度场坚持不变，射频脉冲的频率范围改为63.75-64.25 MHZ，那么层中心位置不变，层厚变成0.5 cm；图d示射频脉冲的频率范围坚持不变，梯度场强添加一倍，即呵斥的质子进动频率差别为2 MHZ/cm，那么层中心坚持不变，层厚变成0.5 cm。 磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位在检查部位与层面选择梯度线圈的相对位置坚持不变的情况下，层面和层厚受梯度场和射频脉冲影响的规律如下：1梯度场不变，射频脉冲的频率添加，那么层面的位置向梯度场高的

45、一侧挪动；2 梯度场不变，射频脉冲的带宽加宽，层厚增厚；3射频脉冲的带宽不变，梯度场的场强添加，层厚变薄。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位v层面选择仅仅确定了被激发和采集的层面和层厚，而采集到的MR信号包含有全层的信息，我们必需把采集的MR 信号分配层面内不同的空间位置上即各个像素中，才干显示层面内的不同构造。因此在完成了层面选择后还必需进展层面内的空间定位编码，包括频率编码和相位编码。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位二、频率编码二、频率编码傅里叶变换可以区分出不同频率的傅里叶变换可以区分出不同频率的MR信号，信号，但首先必需让来自不同位置的但首先必需让来自不同位置的MR 信号

46、包含信号包含有不同的频率，采集到混杂有不同频率的有不同的频率，采集到混杂有不同频率的MR 信号后，经过傅里叶变换才干解码出不同频信号后，经过傅里叶变换才干解码出不同频率的率的MR 信号，而不同的频率代表不同的位信号，而不同的频率代表不同的位置。置。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位以头颅的横断面为例，普通以前后方向为频率编码方向，在MR信号采集的时辰在前后方向上施加一个前高后低的梯度场图 a，这样在前后方向上质子所感遭到的磁场强度就不同，其进动频率即存在差别，前部的质子进动频率高，而后部的质子进动频率低图b。这样采集的MR 信号中就包含有不同频率的空间信息，经傅里叶转换后不同频率的MR

47、信号就被区分出来，分配到前后方向各自的位置上。 磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位1图图a示颅脑一横断面，施加了一前高后低的梯度场，示颅脑一横断面，施加了一前高后低的梯度场，G0代表梯度场中点；代表梯度场中点；2图图b仅以三行三列仅以三行三列9个体素作为表示，中间一行由于位于梯度场中点个体素作为表示，中间一行由于位于梯度场中点G0，质子进动频率坚持质子进动频率坚持64MHZ，最前面一行由于磁场强度升高，质子进动频率加快，最前面一行由于磁场强度升高，质子进动频率加快到到65MHZ，最后面一行由于磁场强度降低，质子进动频率减慢为，最后面一行由于磁场强度降低，质子进动频率减慢为63MHZ；3M

48、R信号采集后经傅里叶转换即可解码出不同频率的信号采集后经傅里叶转换即可解码出不同频率的MR信号，而不同频率信号，而不同频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。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位三、相位编码三、相位编码相位编码也运用梯度场：相位编码也运用梯度场： 1梯度场施加方向与频率编码不同，应该梯度场施加方向与频率编码不同，应该施加在频率编码的垂直方向上，还以颅脑横施加在频率编码的垂直方向上，还以颅脑横断面为例，假设频率编码梯度场施加在前后断面为例，假设频率编码梯度场施加在前后方向，那么相位编码梯度场施加在左右方向方向，那么相位编码梯度场施加在左右方向上图上图b；2 施

49、加的时辰不同，频率编码必需在施加的时辰不同，频率编码必需在MR 信号采集的同时施加，而相位编码梯度场必信号采集的同时施加，而相位编码梯度场必需在信号采集前施加，在施加相位梯度场期需在信号采集前施加，在施加相位梯度场期间，相位编码方向上以左右方向为例的间，相位编码方向上以左右方向为例的质子将感遭到不同强度的磁场如左高右质子将感遭到不同强度的磁场如左高右低，因此将出现左快右慢的进动频率，由低，因此将出现左快右慢的进动频率，由于进动频率的不同，左右方向各个位置上的于进动频率的不同，左右方向各个位置上的质子进动的相位将出现差别图质子进动的相位将出现差别图b；3封锁左右方向的相位编码梯度场，左右封锁左右

50、方向的相位编码梯度场，左右方向的磁场强度的差别消逝，各个位置的质方向的磁场强度的差别消逝，各个位置的质子进动频率也恢复一致，但前面曾施加过一子进动频率也恢复一致，但前面曾施加过一段时间梯度场呵斥的质子进动的相位差别被段时间梯度场呵斥的质子进动的相位差别被保管下来图保管下来图c，这时采集到的，这时采集到的MR 信号中信号中就带有相位编码信息，经过傅里叶转换可区就带有相位编码信息，经过傅里叶转换可区分出不同相位的分出不同相位的MR信号，而不同的相位那么信号，而不同的相位那么代表左右方向上的不同位置。代表左右方向上的不同位置。 磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位1图图a示在施加相位编码梯度前，

51、左右方向上各体素中质子的进动频率均为示在施加相位编码梯度前，左右方向上各体素中质子的进动频率均为64MHZ，相位也一致空箭所示；，相位也一致空箭所示；2图图b示在左右方向上施加一个左高右低的梯度场，位于相位编码梯度场中点示在左右方向上施加一个左高右低的梯度场，位于相位编码梯度场中点G0的体素内的质子进动频率仍为的体素内的质子进动频率仍为64MHZ，而最左边体素内的质子进动频率添加，而最左边体素内的质子进动频率添加到到65MHZ，最右边体素内的质子进动频率减低到，最右边体素内的质子进动频率减低到63MHZ。这个梯度场施加一段时间。这个梯度场施加一段时间后，左右方向上各体素内的质子由于进动频率不同

52、出现相位差别空箭所示。后，左右方向上各体素内的质子由于进动频率不同出现相位差别空箭所示。3图图c示在示在MR信号采集前，把相位编码梯度场封锁，左右方向上体素内的质子进信号采集前，把相位编码梯度场封锁，左右方向上体素内的质子进动频率又回到动频率又回到64MHZ，即左右方向的进动频率差别消逝，但由于相位编码梯度场呵斥，即左右方向的进动频率差别消逝，但由于相位编码梯度场呵斥的左右方向上各体素内质子的相位差别空箭所示被保管下来。的左右方向上各体素内质子的相位差别空箭所示被保管下来。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位v由于傅里叶转换的特性，它区分不同频率的MR信号才干很强，但区分MR信号相位差别的

53、才干较差，只能区分相位相差180的MR信号，所以MR信号的相位编码需求多次反复进展。v例如矩阵为256256的MR 图像需进展256次相位编码方能完成，也就是说需求用不同的相位编码梯度场反复采集256个MR信号，不同的相位编码梯度场得到的MR信号也称相位编码线，填充在K空间相位编码方向上的不同位置上，经过傅里叶转换，才干重建出空间分辨力符合要求的图像。v这256 种不同的相位编码梯度场普通情况下是先施加强度最大的梯度场，方向为一侧高另一侧低如左高右低，坚持梯度场方向不变，梯度场强度逐渐变小不断到零，然后改动梯度场方向即改成左低高，梯度场强度那么从小开场，逐渐变大，其梯度场强度变化的步级与刚刚左

54、高右低时一样。磁共振信号的空间定位磁共振信号的空间定位四、三维采集的空间编码四、三维采集的空间编码三维三维MRI的激发和采集不是针对层面，而是针的激发和采集不是针对层面，而是针对整个成像容积进展的，与二维对整个成像容积进展的，与二维MRI有所区有所区别。别。由于三维由于三维MRI脉冲的激发和采集是针对整个容脉冲的激发和采集是针对整个容积范围进展的，为了获得薄层的图像，必需积范围进展的，为了获得薄层的图像，必需在层面方向上进展空间定位编码。三维采集在层面方向上进展空间定位编码。三维采集技术的层面方向空间编码也采用相位编码，技术的层面方向空间编码也采用相位编码，一个容积需求分为几层，就必需进展几个

55、步一个容积需求分为几层，就必需进展几个步级的相位编码。级的相位编码。K空间的根本概念空间的根本概念 一、一、K空间的根本概念空间的根本概念 K空间也称傅里叶空间，是带有空间定位编空间也称傅里叶空间，是带有空间定位编码信息的码信息的MR信号原始数据的填充空间。信号原始数据的填充空间。每一幅每一幅MR图像都有其相应的图像都有其相应的K空间数据，对空间数据，对K空间的数据进展傅里叶转换，就能对原始数空间的数据进展傅里叶转换，就能对原始数据中的空间定位编码信息进展解码，得到据中的空间定位编码信息进展解码，得到MR 的图像数据，即把不同信号强度的的图像数据，即把不同信号强度的MR 信息信息分配到相应的空

56、间位置上即分配到各自的分配到相应的空间位置上即分配到各自的像素中，即可重建出像素中，即可重建出MR 图像了。图像了。K空间的根本概念空间的根本概念二、二、K空间的根本特性空间的根本特性二维二维K空间的两个坐标空间的两个坐标Kx 和和Ky 分别代分别代表表MR 信号的频率编码和相位编码方向。信号的频率编码和相位编码方向。在二维图像的在二维图像的MR 信号采集过程中，每信号采集过程中，每个个MR 信号的频率编码梯度场的大小和信号的频率编码梯度场的大小和方向坚持不变，而相位编码梯度场的方方向坚持不变，而相位编码梯度场的方向和场强那么以一定的步级发生变化向和场强那么以一定的步级发生变化图图b，每个，每

57、个MR 信号的相位编码变化信号的相位编码变化一次，采集到的一次，采集到的MR 信号填充信号填充K 空间空间Ky 方向的一条线图方向的一条线图a，因此把带有空，因此把带有空间信息的间信息的MR 信号称为相位编码线，也信号称为相位编码线，也称称K 空间线或傅里叶线。空间线或傅里叶线。K空间的根本概念空间的根本概念K 空间填充表示图空间填充表示图相位编码梯度场变化表示图相位编码梯度场变化表示图K空间的根本概念空间的根本概念v普通的K 空间是循序对称填充的。填充Ky 128 的MR 信号的相位编码梯度场为左高右低，梯度场强最大。填充Ky 127 的MR 信号的相位编码梯度场仍为左高右低，但梯度场强有所降低。坚持梯度场方向不变，但梯度场强逐渐降低。到填充Ky