第四章 磁共振成像系统(MRI)

第四章磁共振成像系统（MRI）

（NuclearMagneticResonance）主讲：刘老师第四章磁共振成像系统－主要内容一、概述二、MRI成像技术发展简史三、MRI成像系统的分类及特点四、MRI成像的物理基础五、磁共振现象中的几个生要参数六、共振信号的采集方式七、磁共振成像原理八、MRI成像系统的组成九、MRI成像的性能指标十、MRI成像的临床应用一、概述磁共振成像技术在核磁共振（NuclearMagneticResonance,NMR）现象的基础上，利用电子技术、计算机技术以及超导技术，继X-CT之后出现的一项崭新的成像技术。为了与使用放射性同位素的核医学相区别，临床上普遍使用磁共振成像（MagneticResonanceImagingMRI）这一术语代替NMR，有时简称MR。

磁共振图像与X-CT一样，是通过计算机处理后产生的图像，所不同的是：在X-CT中，图中的每个像素的数值代表的是人体组织中某一个体素的X线的衰减；在磁共振图像中，每个像素的值代表的从是某个体素来的磁共振信号的强度，与共振核子的密度及两个化学参数－磁弛豫时间T1与T2有关。磁共振成像的突出优点： 1)对人体无创伤、无电离辐射、安全； 2)容易获得人体组织不同断面（横截面、冠状面、失状面）的图像； 3)图像分辨率较高； 4)在不注射造影剂的情况下显示血管影像

磁共振成像技术是在磁共振波谱学的基础上发展起来的。磁共振成像自出现以来曾被称为：核磁共振成像、自旋体层成像、核磁共振体层成像、核磁共振CT等。1946年由美国加州斯坦福大学的布洛克（Bloch）和哈佛大学的普塞尔（Purcell）教授同时发现了磁共振的物理现象，即处在某一静磁场中的原子核受到相应频率的电磁波作用时，在它们的核能级之间发生共振跃迁现象。两位教授共同获得1952年诺贝尔物理学奖。磁共振的物理现象被发现以后，很快形成一门新兴的医学影像学科—磁共振波谱学。1967年，约翰斯(JasperJohns)等人首先利用活体动物进行实验，成功地检测出动物体内分布的氢、磷和氮的MR信号。1970年，美国纽约州立大学的达马迪安对已植入恶性肿瘤细胞的老鼠进行了MR实验，发现正常组织与恶性肿瘤组织的MR信号明显不同，并发现两类不同的信号（T１、T２驰豫信号）。二、MRI成像技术发展简史1971年纽约州立大学的达曼迪恩（Damadian）教授在《科学》杂志上发表了题为“核磁共振（NMR）信号可检测疾病”和“癌组织中氢的T1时间延长”等论文，1973年曼斯菲德(Mansfields)研制出脉冲梯度法选择成像断层。1974年英国科学家研制成功组织内磁共振光谱仪。1975年恩斯托（Ernst）研制出相位编码成像方法。1976年，得到了第一张人体MR图像（活体手指）。1977年磁共振成像技术进入体层摄影实验阶段,达马迪安等人建成了人类历史上第一台全身MRI设备，并于当年取得了第一幅横断面质子密度图像（用时长达4小时45分钟）。1982年取得第一幅胸、腹部图像，之后磁共振成像仪推向市场几十年期间，有关磁共振的研究曾在三个领域（物理、化学、生理学或医学）内获得了六次诺贝尔奖。二、MRI成像技术发展简史MR的基本原理

当处于磁场中的物质受到射频（radiofrequency,RF）电磁波的激励时，如果RF的电磁波的频率与磁场强度的关系满足拉莫尔方程，则组成物质的一些原子核会发生共振，即所谓的MR，此时，原子核吸收了RF电磁波的能量，当RF电磁波停止激励时，吸收了能量的原子核又会把这部分能量释放出来，即发射MR信号，通过测量和分析此MR信号，可得到物质结构中的许多物理和化学信息。二、MRI成像技术发展简史三、MRI成像系统的分类及特点3.1一般按：磁体类型和磁场强度分类。按磁体类型分类：永磁型、常导型和超导型。

1)永磁型：磁体笨重、主磁场强度低、热稳定性差、磁场不能关断。

2)常导型：耗电量大、需附水冷系统、磁场稳定性受电网电压影响、磁场强度低。

3)超导型：耗电量小、磁场强度高、磁场的均匀度和稳定性也好、图像分辨率高永磁型、常导型已经淘汰。按磁场强度可分为：高磁场、中磁场、低磁场以及超低磁场。3.2特点

1)无电离辐射危害MRI设备的激励源为短波或超短波段的电磁波，无电离辐射危害。2)多参数成像可提供丰富的诊断信息，一般的医学成像都使用单一的成像参数，如CT成像参数仅为X线吸收系统，超声成像中依据组织界面所反射的回波信号等。从理论上讲，它可以是多核种成像，而每种核都有自己的成像参数。三、MRI成像系统的分类及特点 3)高对比度成像在所有医学成像技术中，MRI的软组织对比分辨力最高，人体含有70%以上的水，小中的氢核是MR信号的主要来源，其余信号来自脂肪、蛋白质和其它化合物中的氢质子，由于氢质子在体内分布极广泛，故可以在人体的任何部分成像，另外由于水中的氢质子与脂肪、蛋白质和其它化合物中氢质子的MR信号强度不同，故MRI图像必须是高对比度。

4)MRI设备具有任意方向断层的能力，可获得横断、冠状断、失状断和不同角度的斜断面图像。

5)无需使用对比剂，可直接显示以及和血管结构，采用MRI技术可以测定血流，其原理为流体的时飞效应和相位对比敏感性，与传统的血管造影相比，最大的优点是无创伤（不需要对比剂）。

6)无骨伪影干扰，后颅凹病变清晰可辨，各种投射性成像技术往往因气体和骨骼的重叠面形成伪影，给某些部位病变的诊断带来困难。

7)可进行功能、组织化学和生物化学方面的研究。四、MRI成像的物理基础4.1角动量及旋进

角动量（angularmomentum）又叫动量矩（momentofmomentum），是描述物体运动状态的物理量。

1.角动量轨道运动质点的角动量称为轨道角动量，对称轴的自旋体相对于对称轴的角动量等于物体对轴的转动惯量J与转动角速度的乘保：原子核中的核子，如质子、中子都有自旋运动，都有自旋角动量。

2.旋进旋进也称进动，描述的是具有角动量的物体或体系在外力矩作用下，其角动量发生改变的现象。角动量的改变包括两方面，一是大小改变，二是方向改变。旋进是角动量方向发生连续改变的现象。当转动的体系所受外力矩与体系角动量始终垂直时，体系将发生纯旋进，原子核角动量在主磁场作用下的旋进，就是纯旋进。只要角动量受到一个与之垂直的力矩的作用，则角动量就产生旋进，表现为角动量矢端沿一圆周转动。四、MRI成像的物理基础4.2核的自旋磁矩

按量子力学，核自旋LI是量子化的，只能取一系列不连续值核自旋量子数I只能取整数的半整数。LI大小取决I值，不同的核I值不同。核自旋角动量具有空间量子化的性质，即LI在外磁场方向（Z方向）的分量LIz取一系列不连续值

不同的原子核，其自旋磁量子数不同。

1.偶偶核系指核中的质子数Z和中子数N相等，且均为偶数的核，这样的核自旋都是零，I=0，如，

2.奇偶核核中Z、N中有一个为奇数，另一个为偶数的核。核自旋都是半整数，即……，如。

3.奇奇核系数Z、N都是奇数的核。这样的核自旋都是整数，即I=1，2……，如，

四、MRI成像的物理基础4.3磁共振现象原子：原子核和围绕原子核运动的电子组成，原子核由质子和中子组成，质子和中子都有自旋特性。1)含奇数质子的原子核均在其自旋过程中产生自旋磁动量，即磁矩以矢量描述2)核磁矩大小是原子核的固有特性，决定MRI信号的敏感性3)氢原子核只有单一质子具有最强的磁矩4)氢质子在人体内分布广，数量多，MRI均选用氢为靶原子核1)经典力学观点

磁距：质子带正电，自旋将产生一个小小的磁场，称为磁距。中子是电中性的，但在在它的体积内各电荷的分量的分布是不均匀的，自旋时也能产生磁距。净自旋：当原子核中含有奇数个中子或奇数个质子或两个都奇数时，原子核本身就存在净自旋，要想产生磁共振现象，所观察样本的原子核必须具有净自旋。氢的主要同位素—质子—在人体中丰度大，磁距便于检测，比较适合用来获得磁共振图像。四、MRI成像的物理基础磁化：当自旋的质子被置入一个外加磁场B0时，它就会围绕磁场方向进动，称为磁化，进动的角频率由拉莫尔定理给出：

进动角频率与外加磁场强度（单位：Tesla,简称：T）成正比，与旋磁比r成正比，旋磁比r是一个常量，定义是：旋磁比r＝磁距/自旋角动量

不同的核素旋磁比r不一样。质子集：研究一个样本时，所涉及的不是一个质子，而是一大群质子，称为：质子的集质子集在外加磁场的作用下，所有的质子将绕z轴（外加磁场的方向）进动，其倾角都是一样的，但是只有两种可能的指向－－平行（自旋向上）和反向平行（自旋向下），这两种状态分别对应高、低能两种状态。即当它们刚刚被放入磁场的那一刻，有一半质子围绕z轴的正方向进动，一半绕z轴的负方向进动。B0四、MRI成像的物理基础圆锥体：分别围绕z轴的正方和z轴的负方向进动的质子可以用两个相对的顶点都在原点的圆锥体表示，上锥体表示自旋向上的质子，下锥体表示自旋向下的质子。部分磁化：在放入外磁场后开始一段时间，有一部分质子翻动到上锥体（即较低能量的锥体中），这样，从平均的效果看，在上锥体中进动的质子将多于下锥体中进动的质子，这时所外的状态称为部分磁化。完全磁化：在过了较长的一段时间后，就有更多的质子翻动到上锥体中，最后达到一个平衡状态，称为完全磁化。磁化是一个群体现象，比单个质子表现出的特征更重要。一群质子在磁场作用下的结果可以简单的认为是出现了一个与z轴同相的磁化向量，尽管每个体质子是围绕Z轴进动，但是由于它们在进动圆周上的位置是随机的，总的平均的磁化向量可以认为不存在进动。M0MzMxy四、MRI成像的物理基础相位相干现象：样本磁化后，施加一个与主磁场垂直的交变磁场，当交变磁场的频率与进动频率一致时，原来处于随机相位的进动质子将趋向于同相，同相现象称为相位相干现象。核磁共振现象：当质子的进动相位完全一致时就发生共振现象，称为核磁共振现象。核磁共振成像信号：当发生核磁共振现象时，质子大量吸收交变磁场的能量，同时向外辐射能量，核磁共振成像的信号。射频信号：在研究人体成像时，交变磁场的频率一般都在射频的范围，称交变磁场也称为射频场或射频信号。当进动的质子在射频场作用下出现相位相干时，净磁化向量M0将偏离Z轴，并绕着Z轴以共振频率进动，此时磁化向量M0可以分解为一个Z轴方向的垂直分量Mx与一个在平面上旋转的水平分量Mxy，如果在xy平面内安放一个接收线圈，磁化向量绕z轴的旋转将在接收线圈中感生出一个与进动频率一致的正弦波。Mxy检测线圈检测信号四、MRI成像的物理基础2)量子力学的观点

不存在外加磁场：自旋质子的指向随机。

加入外加磁场：它们像处于磁场中的小磁针一样将与外加磁场的方向对齐，自旋质子将出现指北或指南两种可能性，分别处于不同的能级上。处于低能级上的质子比处于高能级上的质子更稳定，由于执热效应，两个能级上的质子只是处于相对平衡状态，它们之间的来回运动始终存在。

磁化：开始加入外磁场的一瞬间，由于指南、指北质子的数量基本相同，所以净磁化向量为零，经过大约1s后，在外磁场的作用下，更多的质子将指北，于是产生了一个净磁化向量M，这种现象称为磁化。能量能量四、MRI成像的物理基础弛豫时间T1：磁化过程开始变化很快，即磁化向量M增加很快，随着时间的推移，增长的速度就会变慢，最终慢慢地趋向于最大的平衡值M0，整个变化过程中，M的增长表现为一个指数函数，指数函数的时间常数称为弛豫时间T1，重要参数。

共振现象：当质子在能级间翻动时，能量来回转移，从能量低的位置吸收能量后跃至较高能级，较高能级上的质子释放能量后来到低的能级上，处于平衡状态时，是一种随机热运动，运动的能量由分子间的热运动提供，运动所需的能量也可以由外部的无线电波提供，无线电波的能量与它们的频率有关，频率越高，能量越大，当外加射频叔量子的能量正好与指南、指北质子间的能量差相等时，将引起质子的两个能级间迅速翻动，产生共振。外磁场关外磁场接通T163%tM00四、MRI成像的物理基础

产生共振所需的射频信号的频率与外加磁场的强度有关，指南、指北的质子间的能量差随着外加磁场的强度的增大而增大，所以当外加磁场的强度增加时，指北的质子翻动到指南位置时所需吸收的能量也相应增大，这时产生共振所需的射频信号的频率或能量也越大。自旋－自旋弛豫时间T2：只要用来激励的射频磁场的频率和能量合适就能产生共振。在短时间的射频脉冲激励后，质子将继续辐射两种频率的射频率能量，这个信号将被检测，并用于磁共振成像，不过辐射的射频信号很快会衰减，这种衰减也呈指数特性，时间常数称为T2或自旋－自旋弛豫时间，另一外重要参数能量差的决定因素：主要取决于外加磁场的强度B0和它自身的磁矩。另外：从量子力学观点推导出的共振关系式与从经典力学推导出的关系式完全一样。五、磁共振现象中的几个主要参数

5.1自由感应衰减信号(FreeInductionDecay,FID)

90度射频脉冲：当发生相位相干现象时，净磁化向量M0将偏离垂直方向，此时M0由一个垂直分量Mz与一个水平分量Mxy构成。如果射频脉冲继续存在，处于上锥体中的质子倒向下锥体中的可能性就会增加，此时Mxy水平分量就增大，而垂直的分量将逐渐变小，当射频持续到一定时间时，M0中的垂直分量将减为零，只存在水平分量Mxy，此时，上下锥体中的质子数量相等，净磁化向量从z轴转了90度，并在xy平面上旋转. 注：射频信号是一个交变磁场。M0MzMxyB0xyzM090o射频脉冲五、磁共振现象中的几个生要参数5.2自由感应衰减信号当射频场消失后，质子的相位相干现象也将逐渐消失，同时，磁化向量就慢慢也回到主磁场的方向，随着横向磁化向量的减弱，接收线圈中感应信号的也将逐渐减弱，这种衰减现象称为自由感应衰减，这种逐渐减弱的信号称为自由感应衰减信号。横向磁化分量很快衰减至零，而纵向分量则是缓慢地回到它原来的位置，两都按指数规律变化，横向磁化分量衰减的时间常数称为：横向弛豫时间T2；纵向磁化分量衰减的时间常数称为：纵向弛豫时间T1.另：不同化学物质的T1和T2不同。M0M0M0检测信号五、磁共振现象中的几个生要参数5.3弛豫（relaxation）

自由感应衰减信号的强度不仅与质子的密度有关，还与弛豫时间有关，弛豫时间对磁共振图像的对比度的影响比质子密度的影响还大。弛豫时间分为：T1弛豫时间和T2弛豫时间，参见前面所讲。用射频信号激励样本后产生的横向磁化向量将最终决定磁共振信号的强度，为了成像，当然不能只用一次脉冲激励，因为这样产生的信号太弱。通常的办法是采用一个特定的脉冲序列来激励，脉冲序列有一定的时序，不同形式的脉冲激励将直接影响磁共振图像的灰度、对比度等指标。六、共振信号的采集方式－脉冲序列

6.1部分饱和序列

部分饱和序列：由一系列等间隔的90度射频脉冲组成，使用重复的脉冲信号激励可提高接收信号的信噪比，从而改善图像质量。TR检测信号90度脉冲90度脉冲t部分饱和序列是磁共振成像中使用最简单的脉冲序列，也称为重复的自由感应衰减，数据采集紧跟每个90度脉冲，脉冲序列时序可缩写为：（90度脉冲－TR）n，其中：TR是脉冲重复的时间，n是脉冲的重复次数，如果增加n，可提高信噪比，同时也增加了整个采集时间。六、共振信号的采集方式－脉冲序列采用部分饱和序列激励时，每一个90度的射频脉冲将把轴向的磁化向量转到横向平面xy中，所以，第一个检测到FID信号的起始值为M0,在第一个和第二个90射频脉冲间隔时间TR里，纵向磁化向量逐渐得到恢复，恢复速率与时间常数T1有关。 对于某个特定的时间常数T1,根据FID的恢复情况可以得到经过时间TR后纵向磁化向量的恢复值，这个恢复值就是第二个FID检测信号的起始值FID0,即：FID的起始值决定了检测到信号的强度，分饱和序列激励情况下检测信号的强度可表示为：

其中：N(H)表示质子密度，显然，只要TR不是远大于T1，经过一个脉冲重复时间后，纵向磁化向量都只可能得到部分的恢复，故称为：部分饱和。六、共振信号的采集方式－脉冲序列部分饱和序列激励成像中的一些问题：

1．对于特定物质，改变时的情况对于某种特定物质，T1和T2弛豫时间固定，分析：TR=4T1、TR=3T1和TR=2T1时的情况，得出：每一次射频脉冲后记录到的信号看，随着TR的增大，信号增度也增大，但是从总体上看，当TR减小时，由于采集信号的次数多（TR=4T1为3个，TR=3T1为6个），总的信号强度也可能增大。2．用相同脉冲序列激励不同的物质时的情况由于不同的物质有不同T1弛豫时间，对于T1较短的物质，FID信号的起始值就大，反之，FID的起始值就小，也就是，同样TR的情况下，T1越短，检测到的信号就越强。M0T12T13T14T163%86%95%98%FID起始值六、共振信号的采集方式－脉冲序列3．当TR>>T1时情况当远大于T1时，e-TR/T1趋近于零，于是I∝N(H)，此时检测信号强度不在与组织的T1弛豫时间有关，而仅仅与样本中的质子的密度有关。TR=4T1FID90o脉冲90o脉冲t0TR=3T1FID90o脉冲90o脉冲t0TR=2T1FID90o脉冲90o脉冲t0六、共振信号的采集方式－脉冲序列4.TR对图像的对比度的影响TR改变时将改变纵向磁化向量的恢复程度，因此，最终将影响到检测信号的强度，也影响图像的对比度。5．T1图像 采用两个重复时间不同序列来成像，重复时间分别是TR1和TR2，将得到不同的FID起始值，即：分别求出：可求解出每个观察样本中每个体素的T1值构成T1值的图像。 总之，用部分饱和序列方法采集到的MRI信号对T2的变化是不敏感的，所成像中不同灰度表示了不同的T1值，一般也说，T1短的组织在图像中要比T1长的组织显得亮。六、共振信号的采集方式－脉冲序列6.2倒转恢复序列倒转恢复序列是指在一个180度射频脉冲后紧跟一个90射频脉冲来完成一次激励，180度与90度射频脉冲间的间隔时间为TI，每组脉冲间的时间间隔为TR，脉冲序列可缩写为：（180度脉冲－TI－90度脉冲-T`）n，其中，T`=TR-TI

开始施加180度射频率时，磁化向量M就将向下倒转180度，一部分上锥体（低能位置）中的质子倒向下锥体（高能位置），但是质子并没有在相同的相位上进动，每个在随机相位上进动的质子只能绕x轴旋转了180度，因此，这个磁化过程结束时并不存在横向磁化分量Mxy,也就不能检测到MRI信号。

TITRt180o90o180o90o180o脉冲M0-M0六、共振信号的采集方式－脉冲序列在180度射频脉冲结束后，沿z轴的磁化向量将以T1弛豫时间恢复，这是一个纯粹的纵向磁化向量的恢复过程，它的起始值为-M0,时间常数为T1，当t=0.69T1时，磁化向量达到零值，然后继续恢复出现正值，直至M0。180o90o-M0M0tM0-M0T12T13T14T15T1tFID起始值M0-M0FID起始值T12T13T14T15T1t六、共振信号的采集方式－脉冲序列为了能检测到MRI信号，在施加180度脉冲的T1时间后再加上一个90度射频脉冲，就可以测得FID信号，而FID信号的起始值就是T1时刻的纵向磁化向量的大小，即：此式中第一个指数项表明FID0与T1的关系，FID0的大小经过T1时间后纵向磁化向量恢复值之间的关系，第二个指数项指明FID0与TR的关系。

在倒转恢复序列激励的情况下，检测到的MRI信号的强度可表示为：其中：N(H)为样本质子密度。MRI图像显示的是信号的幅度值，不包括相位信息，不同符号的信号只要幅度一样就没有区别，所以负值信号作为信号强度时可表示为正值。六、共振信号的采集方式－脉冲序列1)T1不同物质的倒转信号TR较长时，纵向磁化向量完全的恢复，T1长的组织产生的信号较强，在t=t1时刻，两者的强度相等；当t>t1时，T1较小的组织产生的信号变得比T1长的组织要大。为提高信噪比，必须用射频脉冲重复激励许多，在此情况下，如果TR足够长，检测信号如右图(上)所示，如果TR较短时，使T1较长的组织,在TR时间内来不及完全恢复到最大值,在下一个脉冲到来时起始磁化向量值就较小，最终检测信号如图(下)所示：

一般情况下，T1较短的组织信号较强，但是，在t1<t<t2的范围里，情况正好相反，在此区域中，整个信号的幅度较小，相应的信噪比较低。与部分饱和序列对比，倒转恢复序列激励时图像对T1的变化列敏感。M0-M0t短T1长T1t2t1FID起始值M0-M0t短T1长T1t1FID起始值六、共振信号的采集方式－脉冲序列6.3自旋回波序列自旋回波序列是由一个90度射频脉冲紧跟一个180度脉冲组成，如图所示：

90度脉冲过后，外加磁场的非均匀性，质子进动的相位相干现象很快就消失，紧跟180度脉冲,把相位相干的现象重新恢复出来，使得最后检测到的信号较少依赖于外加磁场的非均匀性。

90o180o90o180o180oT1TETETR六、共振信号的采集方式－脉冲序列

自旋回波序列的作用过程如下：先对样本加一个沿x轴的90度射频脉冲，使磁化向量绕x轴转90度，即指向y轴方向。90度脉冲过程后，磁化向量将继续绕z轴进动。外加磁场的不均匀性，使有引动质子处于较强的磁场中，另一些处于较弱的磁场中，高磁场中质子的进动频率将稍大于较弱磁场中的质子，总体上看，质子进动的相位相干现象要逐步消失，进动频率低的质子落在进动频率高的质子后面，随着相位相干现象的消失，总的横向磁化向量随之减弱。

六、共振信号的采集方式－脉冲序列

90度脉冲：磁化向量M0绕x轴转90度，即指向y轴方向，并绕z轴旋转，产生MR信号，初始值为M0。

90度脉冲中断：磁场不均匀，质子的进动频率发生差异（进动频率较高的质子相位将落后在低频率质子后面，Mxy衰减）。

180度脉冲：TE/２时间后（TE为回波延迟时间）加180度脉冲，使进动的质子的磁矩都绕x轴旋转180度，结果是相位领先的进动频率较高的质子落后于进动频率较低质子的后面。

180度脉冲结束：扔然以原进动频率绕z轴进动，较高质子进动相位逐渐赶上那相位领先但频率较低的质子。

经过TE/2时间后，横向磁化向量Mxy又一次建立起来，但方向指向-y轴，即：在t=TE时刻，沿着-y轴方向又一次出现相位相干的现象，并在射频线圈中感应出一个电压极大值，这个感应信号称为自旋回波信号。

六、共振信号的采集方式－脉冲序列自旋回波序列可通过改变以下4个参数来提高自旋回波信号的强度：1)增大T1；2)减小T2；3)增大重复时间TR；4)缩短回波延迟时间TE。当T1<<TR时，由下式决定：其中，M0常数，自旋质子密度。信号与T1、T2、TR、TE有关，可以调节TR、TE使得 、T1、T2图像产生不同影响。１)使TR>>T1,TE<<T2，此时，

信号幅度仅决定于质子密度，用这种信号建立的图像为质子密度图像。

六、共振信号的采集方式－脉冲序列2)使TR<<T1,TE<<T2信号幅度不仅决定于质子密度，还与T１有关，所以用这种信号建立的图像称为图像T1加权图像。3)使TR<<T1，TE>>T2，此时信号幅度决定于质子密度和T２,所以用这种信号建立的图像T２加权图像。由此可见，自旋回波序列激励所产生的MR信号包含了丰富的信息七、磁共振成像原理

MRI图像上各点的亮度由相应体元的三种性质：质子密度、纵向驰豫时间T1和横向驰豫时间T2所决定。为了使图像上各点的亮度对应于人体某一体元的参数值，必须采用空间编码技术，以求得不同位置上各个体元所发射的NMR信号。 为了诊断各种病变，就要产生反应某一参数的图像，因此就需要采取一定的射频激烈方式。每一体元产生的FID信号还要由计算机进行数据采集并采用某种图像重建算法进行图像重建，最后获得二维或三维MR图像。 MRI的图像重建方法有：投影重建法、傅立叶变换法和回波平面法等，每种方法都采用不同的空间编码技术。MRI成像方法是将检查层面分成体素信息，用接收器收集信息，数字化后输入计算机处理，同时获得每个体素的T1值与T2值，用转换器将每个T值转为模拟灰度，而重建图像。当MRI应用于人体成像时，由于人体各组织与器官的CT值不同，从而形成不同的影像。七、磁共振成像原理

1.MRI成像的指导思想是用磁场值来标定受检体共振核的空间位置。（1）层面的选择将待测物体置于一均匀磁场B0中，设磁场方向是Z轴方向，在均匀磁场的基础上，再叠加一相同方向的线性梯度场GZ．使磁感应强度沿Z轴方向由小到大均匀改变。XYXZB0GZ层面的选择七、磁共振成像原理（2）编码

编码是将研究的物体断层分为若干个体素，对每个体素标定一个记号，常用nznynx来标定层面每个体素的标号。经过选片后取出层面的若干个体素，由于整个层面处于相同的磁场中，故每个体素中的磁矩在磁场中旋进的频率和相位均相同。目前MRI使用的是频率与相位二种编码方法。XYXZB0GZ选片后层面的若干个体素八、梯度磁场系统

空间编码：根据拉莫尔定理，频率与磁场强度成正比，设计一个与空间位置一一对应的磁场分布，使得不同位置上的样本质子以不同的频率共振，则每个频率的信号对应着一个具体位置上被测物的磁共振性质，就可以从测得的NMR信号中生成与某个参数有关的图像，这种把空间位置与磁场、共振频率对应起来的方法称为空间编码。

空间编码的实现方法：在主磁场B0上迭加一个梯度磁场，梯度磁场一般远远小于主磁场，而且不是一直存在，它的起始时间和保持时间必须与一定的成像方法和激励脉冲序列很好的配合。梯度磁场由梯度线圈产生， (1)利用沿Z轴的梯度磁场Gz进行层面选择，Gz称为选片梯度磁场，Gz使人体某一层面的质子产生共振，而其它部分不符合拉莫尔关系，不产生共振。(2)选片梯度磁场加上后，再在X方向上加一梯度磁场Gx,不同X处的样本的共振频率是不同的，采集到的信号是某一Y位置上所有体元发出的信号之和，相当于X-CT在Y方向上的投影值，所不同的是MRI中是频率投影信号（经一维傅立叶变换后），而X-CT中的X线衰减系统投影值，如果从不同的方向对样本施加梯度磁场，从而从不同角度上获得一维投影，然后再利用类似X-CT中的投影重建算法重建二维图像，与X－CT不同的是用频率投影信号代替了X线的衰减系数投影数据。

七、磁共振成像原理（3）图像重建经过选片、相位编码和频率编码，可以对整个层面的体素进行标定。由于观测层面中的磁矩是在RF脉冲激励下旋进，因此停止RF脉冲照射时，各体素的磁矩在回到平衡态的过程中，磁矩的方向发生变化，在接收线圈中可以感应出这种由于磁矩取向变化所产生的信号。这种感应信号是各个体素带有相位和频率特征的MR信号的总和。为取得层面各体素MR信号的大小，需要根据信号所携带的相位编码和频率编码的特征，把各体素的信号分离出来，这一过程称为解码，由计算机完成。1.傅立叶变换法二维傅立叶变换方法是商品化的磁共振成像中采用的最主要的方法，此方法共有三个梯度磁场，它们在空间互相垂直，分别称为：选片梯度、相位编码梯度和数据读出梯度。所采用的梯度场时序如图所示：90oGzGyGxtytx七、磁共振成像原理整个数据采集过程可分为激励、相位编码和数据读出三个阶段。

激励阶段：先施加一个沿Z方向的梯度场Gz，此时，沿z轴的每一个横向平面都有自身的磁场强度值，即：Gz是用来选择一个特定的横截面，使整个层面质子的进动频率相同且相位一致，Gz只是在90度射频场存在期间出现。

相位编码：Gz关闭后，再施加相位编码梯度磁场Gy，使不同y座标上的体元处于不同的磁场强度下，经过一段时间后，使不同y座标上质子处于不同的进动频率及相位，而同一y座标上的质子处于相同的进动频率及相位，此时完成相位编码。

数据读出：Gy关闭后，立即施加数据读出梯度磁场Gx，在X方向分成一个个小的体元，每个小体元中，自旋的质子将以各自应有的频率进动，且保持了各自与y座标有关的相位信息。

由Gx引起的各种频率组合在一起形成了MR信号，此信号包括了来自整个横断层的信息，信号被采样并存储到计算机中（只一次记录还没能确定来自每个体元的信号以构成图像），可以进行多次激励－相位编码－数据读出，每次在相位编码阶段中使用不同大小的Gy。经过多次重复后，可获得二维时间信号，然后对二维时间信号进行二维傅立叶变换能得出信号幅度与空间位置的关系。 其中：分别是频率和相位编码给像素点提供的空间位置。

七、磁共振成像原理2.三维傅立叶变换重建法

三维傅立叶变换重建法也是一种常用的方法，它在相位编码阶段先后加Gx和Gy两个梯度场，然后再加Gz梯度场来读出数据，经过三维傅立叶变换，就可以获得三维自旋密度MR像，图像的显示方法有三维立体图像显示，也可调出任意一个断面（横断面、纵断面、斜断面）进行二维图像显示。与二维傅立叶变换重建法的不同点：

第一，在开始的激励阶段无需施加梯度场选择某一平面，取而代之的是让整个成像体积都处于一个均匀磁场中；第二，在相位编码阶段，先后要加上两个方向的梯度场Gx和Gy；

第三，加上梯度场Gz来读出数据七、磁共振成像原理3.回波平面成像

回波平面成像（EchoPlanarImaging,EPI）通过一次激励就可获得一个完整的二维MR图像所需的信息。回波平面成像法有：梯度回波EPI和自旋回波EPI两种。

梯度回波EPI的时序图，同时加Gx、Gy、Gz梯度场，在90度脉冲后，加Gx，要求Gx强而快速周期性翻转，每翻转一次，进行MR信号的数据采集,并经过一维傅立叶变换后获得傅立叶平面中的一条谱线。

Gy梯度场较弱较窄，与快速切换的Gx梯度过零点同步加上，Gz梯度场是z方向上的选片梯度，Gx和Gz梯度相结合就可以产生快速通过空间的迂回轨迹，仅一次激发就能产生一个连续的迂回轨迹穿过整个平面，所以回波平面成像的效率较高。如果在激励脉冲和开始采样之间施加180脉冲，则称为自旋回波EPI。七、磁共振成像原理

MR成像参数类型及参数测量技术MR成像参数的类型常用的有三种：T1（加权）图像、T2（加权）图像及质子密度图像。为了获得这些参数必须用特定的脉冲序列的射频信号对样本进行激励，不同形式的脉冲序列直接影响图像质量，常用的脉冲序列有：部分饱和序列、倒转恢复序列和自旋回波序列。利用部分饱和序列和倒转恢复序列激励来获得T1图像

利用自旋回波序列来获得质子密度图像及T1加权图像、T2加权图像

七、磁共振成像原理2.人体的磁共振成像

氢核是人体MRI的首选核种。除了氢核密度可以作为成像特征信息外，人体不同组织的T1、T2值也可以提供诊断依据。人体组织的MR信号强度取决于该组织中的氢核密度及其氢核周围的环境。

T1、T2反映了氢核周围环境的信息。换句话说，人体不同组织之间、正常组织与该组织中的病变组织之间氢核密度ρ、T1和T2三个参数的差异及变化，是MRI用于临床诊断最主要的物理学依据。8.1主磁体

主磁体是MRI设备最重要、成本最高的部件。

作用：产生一个均匀的静磁场,使处于该磁场中的人体内氢原子核被磁化而形成磁化强度矢量，当磁化强度矢量受到满足MR条件的RF交谈磁场激励时，即发出MR信号。重要特性：

(1)磁场强度B0

(2)B0对时间和位置的不变性，即B0的稳定和均匀性。诊断用MRI设备B0通常在0.02-3.0T范围，B0越高，图像质量越好，但因B0过高也可带来一些不得因素，故并非B0越高越好。磁体会对附件的铁磁性物体产生很强的吸引力，对人体健康或设备造成不同程度的损害、干扰和破坏，磁体的屏蔽是一个十分重要的问题。(1)主磁体的种类临床用MRI设备的主磁体有三种：永磁体、常导磁体和超导磁体。

八、MRI成像系统的组成A.永磁体由永久磁铁如铁氧体或钕铁的磁砖拼砌而成。MRI设备采用的永磁体分为闭合式和开放式两种。

优点是：造价低，场强可以达到0.3T，能产生优质图像，需要功率极小，维护费用低，可装在一个相对小的房间里。缺点是：磁场强度较低，磁场的均匀度和强度欠稳定，易受外界因素的影响（尤其是温度），不能满足临床波谱研究的需要。B.常导磁体常导磁体是根据电流产生磁场的原理设计的。当电流通过圆形线圈时，在导线的周围会产生磁场。常导磁体的线圈是由高导电性的金属导线或薄片绕制而成。它的结构主要由各种线圈组成。优点是：造价较低，不用时可以停电，在0.2T以下可以获得较好的临床图像。

缺点是：磁场的不稳定性因素主要是受供电电源电压波动的影响，均匀度差。另外易受环境因素（如温度、线圈绕组的位置或尺寸）的影响.八、MRI成像系统的组成C.超导磁体荷兰科学家昂尼斯（KamerlinghOnnes）在1911年首先发现某些物质的电阻在超低温下急剧下降为零的超导性质，电阻的突然消失意味着物质已转变为某种新的状态，这些物质称为超导体。科学家昂尼斯获得了1913年诺贝尔物理学奖。优点是：场强高，稳定性和均匀度好，因此可开发更多的临床应用功能。

缺点是：技术复杂和成本高。八、MRI成像系统的组成（２）性能参数主磁场的主要指标是磁场强度、磁场均匀性、磁场稳定性及符合需要的有效孔径等。

１.磁场强度MRI设备的主磁场又叫静磁场，由于生物组织中含有大量质子，质子的旋磁比大，所以即使静磁场B0很低也能实现质子MRI，在一定范围内增加其强度，可提高图像的SNR（SignaltoNoiseRatio），故MRI设备的磁场强度不能太低，提高场强的唯一途经就是采用超导磁体。

2.磁场均匀性主磁体在其工作孔径内产生均匀场强B0,为对病人进行空间定位，在B0之上还需要加梯度磁场△B,单个体素上的△B必须大于B0的偏差，否则将会扭曲定位信号，降低成像质量，B0偏差越大，磁场均匀性越差，图像质量也会越低。所谓均匀性是指在特定容积限度内磁场的同一性，即穿过单位面积的磁力线是否相同。

3.磁场稳定性受磁体附件铁磁性物质、环境温度或匀强电源漂移等因素的影响，磁场的均匀性或B0也会发生变化，即磁场漂移，稳定性就是衡量这种变化的指标，磁场稳定性是指单位时间磁场的变化率。八、MRI成像系统的组成八、MRI成像系统的组成

梯度磁场简称梯度场，梯度是指磁场强度按其磁场的位置（距离）的变化而改变，它的产生是由梯度线圈完成的，一般在主磁体空间沿着X、Y、Z三个方向放置。梯度线圈有三组即GX、GY、GZ，叠加在静磁场的磁体内，当线圈通电时可在静磁场中形成梯度改变。８.2梯度磁场的产生１）梯度磁场如果只有均匀的静磁场B０

,样品各处的磁化强度都以同一频率绕静磁场方向作旋进，在RF脉冲磁场作用下产生的共振信号的频率都一样，无法区分各处产生的信号，无法对体素进行空间定位，就无法得到MRI图像，如果在静磁场B０上叠加一个线性梯度磁场，如X方向的磁场梯度Gx=△B/△x,则磁场强度在梯度方向随着距离x线性变，并可用下式表示：B(x)=B０+Gxx。(1)均匀静磁场(2)梯度磁场八、梯度磁场系统

线性梯度磁场的磁场强度方向与静磁场B0的方向相同，只是其大小随空间位置线性变化，根据拉莫尔公式，样品磁化强度的旋进频率w亦随着梯度方向的距离线性变化，即：

在MR成像时必须获得三维空间中各点的信号，因此需要X、Y、Z三个方向的磁场梯度Gx、Gy、Gz。

Gx频率编码梯度磁场：Gx使样品X方向各点信号的频率与x有关。

Gy相位编码梯度磁场：Gy使样品Y方向信号的相位与y有关。

Gz选层梯度磁场：Gz使样品Z方向信号的频率与z有关，在Gz和一定带宽的RF磁场共同作用下，样品中只有与Z轴垂直的一定厚度截层上的磁化强度才能产生MR信号。2)组成

梯度磁场是电流通过一定形状结构线圈产生的，梯度磁场是脉冲式的，需较大的电流和功率，因此梯度磁场系统包括控制、预驱动、功率驱动、反馈、高压控制、高压开关等电路组成。

MR成像方法不同，对梯度脉冲的开关有不同的要求，几种梯度之间的组合情况也不同。

梯度脉冲的开关和梯度组合的控制，由计算机的CPU（中央处理器）及控制电路完成。

计算机发出控制信号->通过控制电路->前置放大器，前置放大器输入电压同反馈回来的信号进行比较后送到功率驱动器，同时送出信号给高压控制，进而控制高压脉冲的接通和断开。控制部分预驱动功率驱动线圈反馈高压控制高压开关八、MRI成像系统的组成8.3．射频系统射频脉冲磁场简称射频脉冲（radiofrequency，RF）是一种以正弦波震荡的射频电波。磁共振系统中应用的频率较低，相当于调频广播FM波段，根据静磁场的强度不同其RF频率也不同。射频系统作用：用来发射射频磁场，激发样品的磁化强度产生磁共振，同时，接收样品磁共振发射出来的信号，通过一系列的处理，得到数字化原始数据，送给计算机进行图像重建。它是由发射射频磁场部分和接收射频信号部分组成。NMR信号接收部分由接收线圈、前置放大器、主放大器，由计算机控制的门控电路、正交相敏检波电路组成。其作用是：接收人体经激励后发生的极其微弱胡NMR信号，并将其放大、解调，使信号幅度足够大，然后送A/D转换器，数字化后数据送入计算机。发射线圈：