磁共振的基本原理

1、磁共振根本原理磁共振成像的依據(jù)是與人體生理、生化有關(guān)的人體組織密度對(duì)核磁共振的反映不同.要理解這個(gè)問題,就必須知道核磁共振和核磁共振的特性.一、核磁共振與核磁共振吸收的宏觀描述由力學(xué)中可知,發(fā)生共振的條件有二：一是必須滿足頻率條件,二是要滿足位相條件.原子核是自旋的,它繞某個(gè)軸旋轉(zhuǎn)頗像個(gè)陀螺.旋轉(zhuǎn)時(shí)產(chǎn)生一定的微弱磁場(chǎng)和磁矩.將自旋的原子核放在一個(gè)均勻的靜磁場(chǎng)中,受磁場(chǎng)作用,原子核的自旋軸會(huì)被強(qiáng)制定向,或與磁場(chǎng)方向相同,或與磁場(chǎng)方向相反.重新定向的過程中,原子核的自旋軸將類似旋轉(zhuǎn)陀螺般的發(fā)生進(jìn)動(dòng).不同類的原子核有不同的進(jìn)動(dòng)性質(zhì),這種性質(zhì)就是旋轉(zhuǎn)比非零自旋的核具有特定的旋轉(zhuǎn)比,用丫表示.進(jìn)動(dòng)的角頻

2、率3一方面同旋轉(zhuǎn)比有關(guān)；另一方面同靜磁場(chǎng)的磁場(chǎng)強(qiáng)度B有關(guān).其關(guān)系有拉莫爾Larmor公式又稱拉莫爾頻率：3=丫B6-1靜磁場(chǎng)中的原子核自旋時(shí)形成一定的微弱勢(shì)能.當(dāng)一個(gè)頻率也為3的交變電磁場(chǎng)作用到自旋的原子核時(shí),自旋軸被強(qiáng)制傾倒,并帶有較強(qiáng)的勢(shì)能；當(dāng)交變電磁場(chǎng)消除后,原子核的自旋軸將向原先的方向進(jìn)動(dòng),并釋放其勢(shì)能.這種現(xiàn)象就是核磁共振現(xiàn)象換言之,當(dāng)電磁輻射的圓頻率和外磁場(chǎng)滿足拉莫爾公式時(shí),原子核就對(duì)電磁輻射發(fā)生共振吸收,這一過程也稱為弛豫過程,釋放勢(shì)能所產(chǎn)生的電壓信號(hào)就是核磁共振信號(hào).也被稱為衰減信號(hào)FID.顯然,核磁共振信號(hào)是一頻率為3的交變信號(hào),其幅度隨進(jìn)動(dòng)過程的減小而衰減.圖6-1表示幾種

3、原子核的共振頻率與磁場(chǎng)強(qiáng)度的關(guān)系.這些頻率是在電磁波譜的頻帶之內(nèi),這樣的頻率大大低于X線的頻率,甚至低于可見光的頻率.可見它是無水平破壞生物系統(tǒng)的分子的.在實(shí)際情況下,由于所研究的對(duì)象都是由大量原子核組成的組合體,因此在轉(zhuǎn)入討論大量原子核在磁場(chǎng)中的集體行為時(shí),有必要引人一個(gè)反映系統(tǒng)磁化程度的物理量來描述核系統(tǒng)的宏觀特性及其運(yùn)動(dòng)規(guī)律.這個(gè)物理量叫靜磁化強(qiáng)度矢量,用M表示.由大量原子核組成的系統(tǒng),相當(dāng)于一大堆小磁鐵,在無外界磁場(chǎng)時(shí),原子核磁矩科的方向是隨機(jī)的,系統(tǒng)的總磁矩矢量為自6-2如果在系統(tǒng)的Z軸方向外加一個(gè)強(qiáng)靜磁場(chǎng)Bo,原子核磁矩受到外磁場(chǎng)的作用,在自身轉(zhuǎn)動(dòng)的同時(shí)又以Bo為軸進(jìn)動(dòng),核磁矩取平

4、行于BO的方向.根據(jù)波爾茲曼分布,在平衡狀態(tài)下,處于不同能級(jí)的原子核數(shù)目不相等,使得原子核磁矩不能完全互相抵消,從而有6-3此時(shí)可以說系統(tǒng)被磁化了,可見M是量度原子核系統(tǒng)被磁化程度的量,是表示單位體積中全部原子核磁矩的矢量和.圖6-1幾種原子核的共振頻率與磁場(chǎng)強(qiáng)度的關(guān)系系統(tǒng)的核是大量的,位相是隨意的,所以位相的分布是均勻的.圖6-2(a)是把系統(tǒng)中所有相同進(jìn)動(dòng)位相的核的矢量和用一箭頭表示,并平移到坐標(biāo)的O點(diǎn),由于核進(jìn)動(dòng)位相分布服從統(tǒng)計(jì)規(guī)律,所以其各向進(jìn)動(dòng)的核的矢量和用相同長(zhǎng)短的箭頭表示,這就構(gòu)成上下兩個(gè)圓錐,圖中ML表示處于低能級(jí)進(jìn)動(dòng)核數(shù)在Bo方向的矢量和M-表示高能級(jí)核數(shù)在Bo反方向的矢量和

5、,因低能級(jí)核數(shù)略多于高能級(jí),所以M+>M-,M+M-方向相反,所以系統(tǒng)出現(xiàn)平行于Bo的凈磁化強(qiáng)度Mo,用黑箭頭表示,見圖6-2(b).由于M+、M-的位相分布是均勻和對(duì)稱的,它們?cè)赬Y平面上的投影互相抵消,所以在垂直于Z軸方向上的分量,即橫向分量Mxy就等于0,也就是說系統(tǒng)在平衡態(tài)時(shí)的核磁化強(qiáng)度矢量M0就等于縱向分量Mz.(W圖6-2核系統(tǒng)核磁矩矢量和設(shè)固定坐標(biāo)系統(tǒng)XYZ的Z軸和旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系統(tǒng)X'Y'Z'的Z'軸重合,X'Y'繞Z軸旋轉(zhuǎn),當(dāng)在Z軸方向施加一個(gè)靜磁場(chǎng)Bo,同時(shí)又引人一個(gè)旋轉(zhuǎn)電磁場(chǎng),它的磁矢量B1就在X'軸上,角速度矢量3

6、的方向沿著Bo相反的方向,即/丫與Bo方向相反.當(dāng)B1在XYZ坐標(biāo)系統(tǒng)中以角速度旋轉(zhuǎn),X'Y'Z'坐標(biāo)也以相同的角速度co旋轉(zhuǎn),假設(shè)旋轉(zhuǎn)電磁場(chǎng)(圖6-3)的圓頻率等于核系統(tǒng)磁化強(qiáng)度矢量M的進(jìn)動(dòng)頻率coo,即此時(shí)靜磁場(chǎng)Bo與co/y完全相互抵消,只剩下在X'軸上的磁場(chǎng)B1,又叫有效磁場(chǎng).此時(shí)X'Y'Z'坐標(biāo)系統(tǒng)中的B1;就相當(dāng)于是作用在M上的靜磁場(chǎng),所以M又繞著B1場(chǎng)進(jìn)動(dòng),其進(jìn)動(dòng)的角速度=rB1(為單位時(shí)間內(nèi)M矢量在X'Y'Z'坐標(biāo)系統(tǒng)中旋轉(zhuǎn)的角度),即門二,=YBi或&二*四1*(6-5)式中0表示在tp時(shí)

7、間內(nèi)M繞B1轉(zhuǎn)過的角度.圖6-3旋轉(zhuǎn)磁場(chǎng)的運(yùn)動(dòng)由上可見,只要在Bo的垂直方向施加一旋轉(zhuǎn)磁場(chǎng)B1,核磁化矢量M與靜磁場(chǎng)Bo方向的偏轉(zhuǎn)角就要不斷增大,見圖6-4(a).增大的速度取決于B1與tp.如果射頻脈沖的持續(xù)時(shí)間和強(qiáng)度使M轉(zhuǎn)動(dòng)一個(gè)角度0(.角射頻脈沖見圖6-4(b).M正好轉(zhuǎn)到XY平面上,那么稱為司兀/2脈沖,見圖6-5(b).wBl圖6-4從XYZ坐標(biāo)系統(tǒng)來看M的運(yùn)動(dòng),這時(shí)角速度繞Bo進(jìn)動(dòng),其總的運(yùn)動(dòng)就呈現(xiàn)如圖的螺旋線,這是一個(gè)吸收能量的過程.9角度的射頻脈沖M以的角速度繞石B1進(jìn)動(dòng)的同時(shí),又以的6-5(a)的錐形轉(zhuǎn)動(dòng),由M的頂端劃出一個(gè)球形#b(6-6)(6-7)(6-8)(6-9)T2

8、是因不同的一圖6-5-無72射頻脈沖二、弛像過程與自由感應(yīng)衰減信號(hào)核系統(tǒng)在平衡狀態(tài)時(shí),其磁化強(qiáng)度矢量M在Bo方向的分量Mz=Mo而在XY平面上的橫向分量Mxy=0o如果在Bo垂直方向施加一激發(fā)脈沖,Mo就要偏離平衡位置一個(gè)角度,因而處于不平衡狀態(tài)；此時(shí)MzwMo.Mxyw0,當(dāng)激發(fā)脈沖停止作用后,M并不立即停止轉(zhuǎn)動(dòng),而是逐漸向平衡態(tài)恢復(fù),最后回到平衡位置,這一恢復(fù)過程稱為弛豫過程,這是一個(gè)釋放能量的過程.假設(shè)分量Mz,Mxy向平衡位置恢復(fù)的速度與它們離開平衡位置的程度成正比,于是這兩個(gè)分量的時(shí)間導(dǎo)數(shù)可寫成一M,-dT-_3s-弧蟲出diT,公式中的負(fù)號(hào)表示弛豫過程是磁化強(qiáng)度矢量變修的反過程.解

9、之得M“二看式中Mxymax為弛豫過程開始時(shí)橫向磁化矢量城Mxy的最大值.Tl、物質(zhì)特性而異的時(shí)間常數(shù).它們也是磁共振成像的重要參數(shù).從式6-8和式6-9可知,恢復(fù)到平衡狀態(tài)時(shí)Mz、Mxy是同時(shí)進(jìn)行的兩個(gè)過程,兩個(gè)特征量T1、T2具有時(shí)間的量綱,稱為弛豫時(shí)間.由圖6-6還可以看出,Mz、Mxy的恢復(fù)服從指數(shù)規(guī)律.1.弛豫時(shí)間在弛豫過程中,原子核的自旋不斷地與周圍環(huán)境晶格進(jìn)行著熱交換,以到達(dá)能量平衡.這個(gè)弛豫時(shí)間稱為自旋-晶格弛豫時(shí)間,即T1.由于這個(gè)過程是以磁化矢量在Z軸上的縱向分量逐漸恢復(fù)為標(biāo)志的,所以又稱為縱向弛豫時(shí)間.(*)m圖6-6M的弛豫過程(a)自旋-晶體弛豫(b)自旋-自旋弛豫T

10、1弛豫時(shí)間與核磁共振成像系統(tǒng)所采用的發(fā)射和接收頻率,即拉莫爾頻率有關(guān),而拉莫爾頻率與靜磁場(chǎng)有關(guān),因而T1弛豫時(shí)間與成像系統(tǒng)靜磁場(chǎng)Bo的大小有關(guān).實(shí)驗(yàn)已證實(shí)組織中水的氫核在各種正常器官中或是正常組織與異常組織之間,T1都有很大的區(qū)別,都有一定的Tl值范圍.在弛豫過程中,自旋的原子核系統(tǒng)內(nèi)部也在不斷地進(jìn)行著熱交換,以到達(dá)能量平衡.這個(gè)弛豫時(shí)間稱為自旋-自旋弛豫時(shí)間,即T2.在這個(gè)過程中,系統(tǒng)本身的能量不變.但由于原子核同時(shí)受外加靜磁場(chǎng)Bo和附近核的磁矩影響,從而其進(jìn)動(dòng)頻率稍有不同,且均勻地分布于XY平面上,矢量和等于零.這一過程是以垂直Z軸上的磁化分量由大變小最終為零為標(biāo)志的,所以稱為橫向弛豫時(shí)間

11、.由圖6-6(b)可見,T2定義為水平磁化矢量Mxy減少到其最大值(90度脈沖作用后的瞬時(shí)值)的37%時(shí)所需要的時(shí)間.在理想的均勻磁場(chǎng)中,所有核的進(jìn)動(dòng)頻率都應(yīng)是相同的,并一致地以外磁場(chǎng)為軸進(jìn)動(dòng).但是由于磁場(chǎng)均勻性很難做得十分理想,加之組織內(nèi)磁核產(chǎn)生的局部磁場(chǎng)都會(huì)對(duì)進(jìn)動(dòng)中的核產(chǎn)生影響,使各核磁矩以稍不同的頻率進(jìn)動(dòng).這種共振頻率的分散性導(dǎo)致各小磁矩具有不同的進(jìn)動(dòng)相位,從而引起水平磁化強(qiáng)度的衰減.一般來說,T2不受施加到組織上的磁場(chǎng)強(qiáng)度的影響.一般清況下,Bo空間不均勻性造成的Mxy減小更明顯,因而實(shí)際所觀察到的是T2,即Jr+g,工(6-10)其中Bo為Bo的偏差量.可見Mxy在Bo不均勻的情況下

12、衰減得更快.以上分析說明,Tl和T2參數(shù)反映了H核與周圍原子間的相互作用的程度大小,因而反映了物質(zhì)的結(jié)構(gòu)特性一H核的分布和其周圍的化學(xué)環(huán)境,這是磁共振成像揭示生物體生理、生化改變的物理根底.2 .自由感應(yīng)衰減信號(hào)FID只要施加于受檢體的射頻脈沖B1,存在時(shí),核磁化矢量M圍繞B1;的進(jìn)動(dòng)角度0便繼續(xù)增大,M在義XY平面中將會(huì)產(chǎn)生一個(gè)分量Mxy,當(dāng)射頻脈沖關(guān)斷以后,由于核自旋之間和核自旋與晶格之間進(jìn)行能量交換,產(chǎn)生縱向弛豫和橫向弛豫,使核自旋從射頻脈沖吸收的能量又放出來.從宏觀上看,M繼續(xù)圍繞Bo以=丫Bo的頻率進(jìn)動(dòng),但它在XY平面上的投影Mxy隨時(shí)間越來越小,最后等于零,其運(yùn)動(dòng)軌跡見圖67.當(dāng)在

13、X或Y軸方向設(shè)有一接收線圈,這個(gè)線圈可以是發(fā)送射頻脈沖的同一線圈或單獨(dú)的接收線圈,由于Mxy在線圈軸線上轉(zhuǎn)動(dòng),相當(dāng)于線圈內(nèi)磁場(chǎng)方向的變化,于是在線圈兩端感應(yīng)出一個(gè)很小的電動(dòng)勢(shì).這個(gè)電動(dòng)勢(shì)就是NM的號(hào),叫自由感應(yīng)衰減信號(hào)(freeinductiondecaysignal).圖6-7無/2脈沖的FID信號(hào)FID信號(hào)的強(qiáng)度按指數(shù)規(guī)律衰減,其衰減快慢由T1、T2決定,同時(shí)還與所研究區(qū)域的核自旋密度p有關(guān).FID信號(hào)是磁共振成像系統(tǒng)的信號(hào)源.3 .Bloch方程和化學(xué)位移以上從核系統(tǒng)的Larrnor進(jìn)動(dòng)和弛豫過程說明了磁共振原理.但是應(yīng)該強(qiáng)調(diào)指出,磁化強(qiáng)度矢量M在RF場(chǎng)作用下發(fā)生自旋翻轉(zhuǎn)和弛豫是同時(shí)進(jìn)行

14、的兩個(gè)過程.只要M偏離Bo場(chǎng)方向就有弛豫過程存在,在檢測(cè)線圈中測(cè)得的磁矢量變化信號(hào)是該系統(tǒng)MR信號(hào)的宏觀表現(xiàn).而且RF場(chǎng)B1一經(jīng)開啟,自旋翻轉(zhuǎn)也就存在.為了全面說明核磁共振和弛豫過程,下面給出Bloch方程的數(shù)學(xué)表達(dá)式.Bloch方程的微分形式為uzr筆"=-M/A-yMJi(i)ooMLjt1-jTT十加1式£)4丘皿-四*)CUSO1£F(6-11)其中MxMyMz分別為磁化強(qiáng)度矢量M在X、Y、Z軸上的投影.方程組說明了處于靜磁場(chǎng)Bo中受到RF鼓勵(lì)的原子核系統(tǒng)具有的弛豫過程的規(guī)律.Bo場(chǎng)作用產(chǎn)生Larmor進(jìn)動(dòng),方程中的第二局部精確描述了這一特點(diǎn).RF場(chǎng)作用使

15、核系統(tǒng)產(chǎn)生共振吸收,同時(shí)產(chǎn)生弛豫過程.式(6-11)全面描述了核系統(tǒng)的狀態(tài).除了核系統(tǒng)中的核密度,弛豫時(shí)間T1、T2外,影響MR信號(hào)檢測(cè)的因素還有化學(xué)位移、流體的流速等.所謂化學(xué)位移是指在不同化學(xué)環(huán)境中的相同原子核在外磁場(chǎng)作用下表現(xiàn)出稍有不同的共振頻率的現(xiàn)象.在分析原子核進(jìn)動(dòng)過程中,已證實(shí)對(duì)同一種原子核共振頻率是一定的.如果固定電磁波發(fā)射頻率£,當(dāng)調(diào)整到同一磁場(chǎng)強(qiáng)度Bo時(shí)都應(yīng)發(fā)生共振吸收,但實(shí)際情況并非如此.當(dāng)把某一化合物放人磁場(chǎng)中將發(fā)現(xiàn),在信號(hào)檢測(cè)分辨力十分高的情況下,不同種類化學(xué)鍵上的原子會(huì)產(chǎn)生不同頻率的磁共振信號(hào).這是由于原子核不是孤立存在的,而是被核外帶磁性的電子層所包圍.也

16、就是說,某些原子核具有不同的電子環(huán)境,圍繞著原子核旋轉(zhuǎn)的電子不同程度地削弱了施加在自旋或進(jìn)動(dòng)著的原子核上的磁場(chǎng)強(qiáng)度(圖6-8),假設(shè)固定外加磁場(chǎng)的大小,周圍電子云較薄的氫原子經(jīng)受的局部磁場(chǎng)強(qiáng)度Bo較高,根據(jù)Larmor公式,它的共振頻率；較高；電子云較厚的氫原子的局部磁場(chǎng)強(qiáng)度B''o較弱,它的共振頻率也較低.原子核的電子環(huán)境不同,核外的電子結(jié)構(gòu)也不同,由此而產(chǎn)生的磁屏蔽的強(qiáng)度也有所不同.用8表示電子云對(duì)磁場(chǎng)強(qiáng)度減弱的作用.當(dāng)然也可以固定RF電磁波的頻率卻,假設(shè)要滿足Larmor關(guān)系,就要使外加磁場(chǎng)稍微增加一些,以克服電子云屏蔽的影響,才能到達(dá)共振.受核外電子云影響所廣生的有效磁

17、場(chǎng)強(qiáng)度可用式6-12表不：h趣二為1-a6-12式中行乂稱為解散爵歌或化學(xué)位移常數(shù),曲型假為IU*至】.在外加磁場(chǎng)為2.3丁時(shí),氫原子因電子玨境不同所用起的化學(xué)移位均為幾百林蕊,根據(jù)1川皿得公式,由于化學(xué)位移對(duì)共熊腳率產(chǎn)生的影響為.書.6-13習(xí)慢上用仃萬分之一小簫來表示冷值.即黃切二.；工.二外遮、尸6-14式6-14說明化學(xué)位移是相對(duì)于某個(gè)標(biāo)準(zhǔn)物質(zhì)進(jìn)行測(cè)量的.對(duì)質(zhì)子來說,常用的標(biāo)準(zhǔn)物質(zhì)是四甲基硅烷CMS.圖6-8a、b為經(jīng)歷不同點(diǎn)子環(huán)境的原子核；c為磁共振波普；vo為不考慮屏蔽影響時(shí)的原子核進(jìn)動(dòng)頻率V'和v''為原子核在不同環(huán)境時(shí)的共振頻率化學(xué)位移是一個(gè)相對(duì)量,沒有

18、方向性,常根據(jù)習(xí)慣選定一參考值作為零點(diǎn).圖6-9是甲醇的核磁共振波譜.因甲醇CH3OH的CH3踐和OH的質(zhì)子所處的化學(xué)環(huán)境不同,它們?cè)诓ㄗV上的位置就不同,兩條分開的譜線分別代表OH和CH3其化學(xué)位移約為1ppm可以用計(jì)算這一譜線所覆蓋的面積的方法測(cè)定核磁共振的信號(hào)強(qiáng)度,它正比于原子核的密度.在圖6-9中兩條譜線下面的面積之比約為3:1,即相當(dāng)于質(zhì)子數(shù)目之比.在物質(zhì)化學(xué)結(jié)構(gòu)的分析方面,磁共振波譜學(xué)是重要的研究領(lǐng)域,其根本原理就是利用了共振核的化學(xué)位移掙性.從利用物質(zhì)的化學(xué)位移產(chǎn)生磁共振的意義上來說,也可以據(jù)此實(shí)現(xiàn)成像；但從正常磁共振信號(hào)的檢測(cè)來說,化學(xué)位移也是圖像中偽像的來源.二、磁共振成像原理

19、核磁共振原理是磁共振成像的根底.但要由MR信號(hào)構(gòu)成一幅磁共振圖像需要解決許多復(fù)雜的技術(shù)問題,比方采集磁共振信號(hào)的方法,人體斷層面的選擇,FID信號(hào)的處理和用采集到的數(shù)據(jù)重建斷層圖像的方法等等.在X線CT中,被照物體和每個(gè)檢測(cè)器之間的空間位置是一一對(duì)應(yīng)的,通過檢測(cè)X線在人體的吸收衰減,反映斷層面的空間位置.但在MR成像中,是通過接收磁共振系統(tǒng)發(fā)出的FID信號(hào)作為信號(hào)源,再通過適當(dāng)?shù)淖儞Q進(jìn)行圖像重建的.磁共振圖像的成像流程如以下圖所示：激發(fā)編碼信號(hào)采集K空間填充傅立葉轉(zhuǎn)換圖像顯示由核磁共振原理知道,原子核系統(tǒng)的核磁共振是在特定頻率£的射頻脈沖作用下產(chǎn)生的,當(dāng)射頻脈沖停止后核系統(tǒng)產(chǎn)生弛豫,

20、在與靜磁場(chǎng)Bo垂直的方向上放置的線圈將接收到FID信號(hào).無論在核的共振吸收階段,還是在核的弛豫過程中,核的進(jìn)動(dòng)都遵從Larmor公式的規(guī)律即o=TBoo當(dāng)靜磁場(chǎng)Bo一定時(shí),包含在Bo場(chǎng)中的同種核將以相同的頻率進(jìn)動(dòng),接收到的FID信號(hào)將是頻率為3.的衰減正弦振蕩.可以利用一個(gè)90.脈沖和隨后的180.,脈沖獲得這個(gè)FID信號(hào).在一個(gè)被選的平面上,像點(diǎn)是由X、Y兩個(gè)坐標(biāo)表示的.當(dāng)加上RF射頻脈沖后,從預(yù)備階段進(jìn)人到進(jìn)展階段,梯度場(chǎng)開始作用.然后,分別加上兩個(gè)梯度場(chǎng)X軸方向的梯度場(chǎng)Gx,Y軸方向的梯度場(chǎng)Gy中的一個(gè),這樣先加白場(chǎng)開始作用如Gx,在tx秒后切斷Gx,再加Gy.于是在ty檢測(cè)階段時(shí)間內(nèi)就

21、收到了自感應(yīng)衰減信號(hào).此時(shí),對(duì)樣本施以頻率編碼脈沖,就可得到與編碼一一對(duì)應(yīng)的檢測(cè)信號(hào),即檢測(cè)到的信號(hào)兩個(gè)方向的信號(hào)疊加是空間位置的函數(shù).為消除相散,讓兩相位差為90.,這樣在ty,期間采集的數(shù)據(jù)按拉莫爾公式有(6-15)16-16)/工=/+X,Gji叫"y加+£6-17可見,經(jīng)過X的質(zhì)子密度僅與一個(gè)頻率有關(guān),且與惟一的相位角x聯(lián)系.所以說,通過傅里葉變換就實(shí)現(xiàn)了信號(hào)的采集.圖6-10a顯示出了XY平面中水平方向上分布的兩點(diǎn)A和B,線性梯度磁場(chǎng)沿X方向分布.所謂梯度磁場(chǎng)是指每單位長(zhǎng)度上的磁場(chǎng)強(qiáng)度是線性遞增的,即磁場(chǎng)沿直角坐標(biāo)系中某坐標(biāo)方向上呈線性變化,例如沿X方向的梯度場(chǎng)應(yīng)

22、滿足Gxt=?B/?y=常數(shù).同理,沿Y方向分布的梯度場(chǎng)Gyt=?B/?y=常數(shù),沿z方向分布的梯度場(chǎng)為Gzt=?B/?y=常數(shù).由Larmor公式可知,在梯度磁場(chǎng)方向上,組織中的質(zhì)子的共振頻率將與物體在磁場(chǎng)中的位置有關(guān).原點(diǎn)處經(jīng)歷的靜磁場(chǎng)為Bo.A點(diǎn)經(jīng)歷的靜磁場(chǎng)為Bo-AB,B點(diǎn)經(jīng)歷的靜磁場(chǎng)為Bo+B,AB為磁場(chǎng)增量.由Larmor公式可知,A點(diǎn)自旋質(zhì)子將以A=TBo-B進(jìn)動(dòng),B點(diǎn)自旋質(zhì)子將以a=TBo+AB進(jìn)動(dòng).以90°-180°脈沖鼓勵(lì)該核系統(tǒng)后,在適當(dāng)位置的線圈中接收到的FID信號(hào)如圖6-10上圖所示,該信號(hào)是頻率的函數(shù),經(jīng)過傅里葉變換得到該信號(hào)的頻譜分別為3處的兩

23、個(gè)譜峰.這說明,在梯度磁場(chǎng)的作用下,沿梯度場(chǎng)方向獲得的信號(hào)頻譜對(duì)應(yīng)著物體的空間位置,即頻率編碼了物體的空間位置.再看圖6-10,A、B兩點(diǎn)經(jīng)歷相同的靜磁場(chǎng)Bo而?&Y方向沒有梯度場(chǎng),該物體產(chǎn)生的FID信號(hào)的傅里葉變換只在so丫Bo處有一譜峰.這個(gè)例子說明,沿梯度場(chǎng)方向分布的物體可以通過FID信號(hào)的傅里葉變換區(qū)分他們的空間位置,而在同一磁場(chǎng)強(qiáng)度作用下分布的物體那么不能區(qū)分.一、層面選擇MRI的目的是獲得人體某斷面的圖像,而層面的位置、層面的方向矢狀面、橫斷面、冠狀面、層面的厚度可由操作人員進(jìn)行選擇.有兩種方法可以實(shí)現(xiàn)層面選擇.最常用的方法是在信號(hào)采集過程中通過某方向的RF脈沖鼓勵(lì)來到達(dá)選

24、擇層面的目的；另一種方法也稱三維成像.實(shí)際上是在圖像重建過程中完成層面選擇的.設(shè)靜磁Bo與Z軸同方向,利用Z方向的梯度磁場(chǎng)實(shí)現(xiàn)橫斷面的選擇圖6-11,如沿人體Z方向各個(gè)橫斷面經(jīng)歷的靜磁場(chǎng)是不同的,只有滿足Larmor公式的射頻脈沖能量才能被特定層面的自旋磁矩所吸收.根據(jù)這一特點(diǎn),以窄帶射頻脈沖鼓勵(lì)作為層面選擇的條件.由此可見,受檢體各個(gè)層面的位置可以通過改變即脈沖的頻率來標(biāo)定.在實(shí)際MR成像中,欲成像的物體是一個(gè)斷層面Z,在該面內(nèi)質(zhì)子經(jīng)歷的梯度磁場(chǎng)并非完全一樣,因此對(duì)層面內(nèi)FID信號(hào)傅里葉變換的結(jié)果將是一個(gè)頻帶.這說明在梯度磁場(chǎng)的作用下,沿梯度場(chǎng)方向獲得的信號(hào)頻譜對(duì)應(yīng)著物體的空間位置,即頻率編

25、碼了物體的空間位置.圖6-10xy平面內(nèi)兩點(diǎn)A、B在梯度磁場(chǎng)作用下產(chǎn)生的自旋回波信號(hào)及其傅里葉變換結(jié)果(a)x軸加在梯度磁場(chǎng)Gy(b)y軸加在梯度磁場(chǎng)Gyg樽女今找園葬款靖咫度就圖6-11三維被檢體在Z方向梯度場(chǎng)作用下選擇層面Z與RF帶寬之間的關(guān)系(二)、投影重建可以利用如X線-CT同樣的反投影重建方法,通過改變梯度磁場(chǎng)的方向,獲得假設(shè)干組FID被檢體層面耳度100"*坤白旋回撇0r#ntA日叼rnt/lr+信號(hào)的頻率值和幅度值,通過反投影即可重建圖像.設(shè)被檢體某斷層如圖6-12所示,被檢體在該特定平面上的空間像素分布為£(x,y),在X方向加人梯度磁場(chǎng)Gx,該梯度磁場(chǎng)與X

26、軸的夾角為在梯度場(chǎng)內(nèi)各點(diǎn)的磁場(chǎng)強(qiáng)度不同,沿梯度方向分布的組織的共振頻率不同,由于共振頻率3正比于磁場(chǎng)強(qiáng)度,于是得到的投影曲線的橫坐標(biāo)(3)就和其沿梯度的位置一一對(duì)應(yīng).對(duì)于恒定的梯度磁場(chǎng),只要適中選取投影共振曲線橫坐標(biāo)軸的尺度,就可以實(shí)現(xiàn)這一對(duì)應(yīng).這時(shí)檢測(cè)到的共振信號(hào)的投影數(shù)據(jù)強(qiáng)度P(x,.)將與對(duì)應(yīng)于的X處物體質(zhì)子密度沿Y方向的積分相等.PG,4)=/一a、J-t-(6-18)由圖可見xoy坐標(biāo)系固定在受檢體上,而XOY坐標(biāo)系與梯度場(chǎng)同方向,XOY標(biāo)系是在xoy坐標(biāo)系根底上旋轉(zhuǎn)0角.因此根據(jù)坐標(biāo)變換有x*Xoosfl-Ysinfl,y因此,式表示的9方向的投影數(shù)據(jù)可寫為(6-19)P(hG)=

27、/(XX-YE)dYP(x,.)投影信號(hào)是檢測(cè)到的MRI沿0方向的分布.盡管由于梯度場(chǎng)的作用,(x,0)與一定的共振頻率相對(duì)應(yīng),但檢測(cè)到的投影信號(hào)只是0角和時(shí)間t的函數(shù).為了求出投影信號(hào)與對(duì)應(yīng)頻率的關(guān)系.進(jìn)行二維傅里葉變換.其傅里葉變換表達(dá)式為(6-20)坐標(biāo)F(f9)=F(yois8.g霹in.)"j2d上在上式中,為了說明梯度場(chǎng)的變化對(duì)投影信號(hào)傅里葉變換的影響,引人了(£,參數(shù),(e,?)與田和口的關(guān)系如圖6-12所示.由式(6-18)可知,P(x,.)給出了物體自旋分布沿X方向的一維信息,但沒有給出丫方向的自旋信息分布,因此從投影信號(hào).P(x,.)還不能復(fù)原出物體的質(zhì)

28、子分布£(x,y).為此,需要使梯度場(chǎng)旋轉(zhuǎn)一系列角度,再重復(fù)如上過程,就可以得到一系列的P1(x,0)P2(x,0)投影曲線.當(dāng)獲得的投影曲線足夠多時(shí),通過對(duì)每條投影曲線的傅里葉f(x,y)變換F(e,?)再進(jìn)行傅里葉反變換即可獲得整個(gè)物體的質(zhì)子分布所需要的圖像.對(duì)(6-20)式取得傅里葉反變換的表達(dá)式為/工M二志口/(«,神仙靛的(6-21)利用圖6-12所示的坐標(biāo)變換將式(6-21)改寫為極坐標(biāo)形式有*.格式8-20)代人上式那么有號(hào)露匚叫仇"切雙加(6-22)上式由直角坐標(biāo)系轉(zhuǎn)變?yōu)闃O坐標(biāo)系時(shí)利用了ex+?y=coX(由于x=Xcos0-Ysiny=Xsin0

29、十Ycos0,e=wcos0,?=wsin0),因此ej(ex+?y)=ejmx.式(6-22)說明,利用測(cè)得的投影信號(hào)P(x,0),梯度場(chǎng)每旋轉(zhuǎn)一個(gè)角度X,通過如上的二維傅里葉反變換就得到一幅質(zhì)子分布圖像£i(x,y),這如同X線一CT成像中某一方向投影信號(hào)的反投影形成的均勻涂抹圖像.當(dāng)梯度場(chǎng)旋轉(zhuǎn)了足夠次的.后,每一次反投影的圖像£i(x,y)疊加起來(即對(duì)d0取積分)就得到了所需求的f(x,y)圖像.當(dāng)然,這樣形成的MR圖像也存在著X線-CT反投影重建圖像中存在的偽像問題,同樣可以在MR圖像重建中先選擇適當(dāng)?shù)臑V波函數(shù)對(duì)投影信號(hào)卷積,以消除簡(jiǎn)單反投影引起的圖像模糊現(xiàn)象.圖

30、6-12投影重建圖像原理MR的二維傅里葉變換成像法根本內(nèi)容是：通過Z方向的RF脈沖鼓勵(lì)選擇層面,為了區(qū)分層面內(nèi)各個(gè)像素,再利用層面XY方向加人的梯度場(chǎng)對(duì)X、Y方向像素進(jìn)行編碼以獲得FID信號(hào)或稱投影信號(hào),經(jīng)二維傅里葉反變換獲得像素的質(zhì)子密度,Tl、T2弛豫時(shí)間的空間分布,進(jìn)而重建MR圖像.設(shè)靜磁場(chǎng)為Bo沿軸方向分布,人體長(zhǎng)軸與靜磁場(chǎng)Bo方向平行.欲選擇的層面為橫斷面時(shí),梯度磁場(chǎng)應(yīng)取Z方向分布.當(dāng)欲選擇的層面為矢狀斷層時(shí),層面選擇梯度磁場(chǎng)應(yīng)取Gx分布；中選擇的層面為冠狀斷層時(shí),層面選擇梯度磁場(chǎng)應(yīng)取Gy分布.1 .相位編碼和頻率編碼MR數(shù)據(jù)采集是通過逐次改變x方向梯度場(chǎng)的掃描角度得到一組FID信號(hào)

31、,再經(jīng)傅里葉反變換得到選擇的層面內(nèi)每個(gè)像素的質(zhì)子密度分布而重建圖像.在二維傅里葉變換成像方法中是以相位編碼和頻率編碼來實(shí)現(xiàn)這種旋轉(zhuǎn)掃描的.所謂相位編碼phaseencoding,就是利用梯度磁場(chǎng)造成各個(gè)像素的體積元的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)相位不同,以相位差標(biāo)定各像素體積元的空間位置.當(dāng)引起共振的射頻脈沖終止后,由于受鼓勵(lì)的層面磁場(chǎng)的不均勻性和相鄰磁核產(chǎn)生的小磁矩的影響,以相同頻率共振的磁矩可能會(huì)有不同的進(jìn)動(dòng)方向,即相位差.利用某方向施加的梯度場(chǎng)對(duì)體素磁化強(qiáng)度的這種相位特點(diǎn)進(jìn)行編碼,實(shí)現(xiàn)各體積元的位置識(shí)別,這就是相位編碼的含義.現(xiàn)假設(shè)每個(gè)體素的磁化強(qiáng)度相同矢量幅度相同,每個(gè)磁化矢量都以相同的頻率進(jìn)動(dòng).開始時(shí)各

32、矢量相位相同都朝上,因此,所有體素都產(chǎn)生相同的MR信號(hào).當(dāng)加人y方向梯度磁場(chǎng)后,處于上部的體素比處于下部的體素經(jīng)歷更強(qiáng)的磁場(chǎng),從而導(dǎo)致上部各磁化矢量比下部磁化矢量有更快的進(jìn)動(dòng)頻率,因此,各磁化矢量之間將產(chǎn)生相位差.由此而產(chǎn)生的相位變化與磁場(chǎng)矢量在垂直方向y上的位置有關(guān).該梯度磁場(chǎng)作用時(shí)間很短.當(dāng)關(guān)閉梯度場(chǎng)后,所有體素再次置于相同的外磁場(chǎng)中,磁化矢量又以相同的頻率進(jìn)動(dòng),但各磁化矢量因梯度場(chǎng)產(chǎn)生的相位移卻保存了下來.從這個(gè)意義上講,相位編碼是以梯度磁場(chǎng)對(duì)選擇層面內(nèi)各行間體素的相位進(jìn)行標(biāo)定,實(shí)現(xiàn)行與行之間體素的位置識(shí)別的.相位編碼的方向也是可以任意選擇的.選擇相位編碼的方向應(yīng)考慮的主要問題是：運(yùn)動(dòng)產(chǎn)

33、生的偽像和圖像重疊失真.在每次數(shù)據(jù)采集周期中,相位編碼梯度只瞬間接通.且在各數(shù)據(jù)采集周期中.施加的梯度場(chǎng)的強(qiáng)度各不相同.這如同X線-CT采集數(shù)據(jù)運(yùn)用的平移一旋轉(zhuǎn)或旋轉(zhuǎn)一旋轉(zhuǎn)掃描方式的功能.在MR圖像重建中,沿相位編碼方向排列的像素個(gè)數(shù)決定了為實(shí)現(xiàn)重建圖像所需的數(shù)據(jù)采集周期的重復(fù)次數(shù).如果要得到一幅128x128個(gè)像素的二維圖像,即圖像矩陣(沿相位編碼方向)為128行,那么數(shù)據(jù)采集周期必須至少重復(fù)128次.這是影響磁共振成像速度的主要因素.如果要得到某部位n層圖像,每個(gè)像素矩陣為128行,那么數(shù)據(jù)采集周期必須重復(fù)128xn次.二維圖像的檢測(cè)時(shí)間Td可由下式?jīng)Q定：丁=矩陣行數(shù)Nyx鼓勵(lì)層面數(shù)nx數(shù)

34、據(jù)采集周期T相位編碼的梯度磁場(chǎng)增量的變化次數(shù)決定了圖像矩陣的行數(shù).在確定的成像視野(fieldofview,FOV即成像范圍的二維幾何尺寸)內(nèi)矩陣的行數(shù)決定了每個(gè)像素的幾何尺寸,如圖6-13所示,因而也就決定了圖像的空間分辨力(即空間兩點(diǎn)像素的最小區(qū)分水平),而檢查像素分圖6-13(a)無相位編碼時(shí)從選擇層面測(cè)得的信號(hào)S(b)參加弱梯度磁場(chǎng)的相位編碼時(shí)測(cè)得的信號(hào)S(c)參加強(qiáng)梯度磁場(chǎng)的相位編碼時(shí)測(cè)得的信號(hào)S(d)相位編碼和頻率編碼結(jié)合將選擇層面內(nèi)的割開來,每個(gè)象素的幾何尺寸由4x和4y決定可見,在二維成像方法中,相位編碼只解決y方向的體素識(shí)別,x方向的體素識(shí)別還需加人x方向的梯度磁場(chǎng)來實(shí)現(xiàn)頻率

35、編碼.所謂頻率編碼(frequencyencoding)是利用x方向的梯度磁場(chǎng)沿x方向?qū)M織體素進(jìn)行位置標(biāo)記的方法.頻率編碼的原理是：在射頻脈沖鼓勵(lì)的同時(shí),加人x方向的梯度磁場(chǎng).由于梯度磁場(chǎng)的作用,每個(gè)體積元內(nèi)的磁化強(qiáng)度與相鄰體積元內(nèi)的磁化強(qiáng)度具有不同的進(jìn)動(dòng)頻率,從而產(chǎn)生的自由感應(yīng)衰減信號(hào)的頻率也略有差異.T'-H戶"F圖6-14頻率編碼和相位編碼對(duì)個(gè)體素磁化矢量的作用在二維成像技術(shù)中,由射頻線圈接收到的MRI信號(hào)是受激層面內(nèi)各體素產(chǎn)生的MRI信號(hào)的總和.各相鄰體素間產(chǎn)生的MR信號(hào)的頻率和相位存在著細(xì)微的差異,正是這種差異為圖像重建創(chuàng)造了條件,圖6-14給出了頻率編碼和相位編

36、碼對(duì)選擇層面內(nèi)各體素的綜合作用.在水平方向上的這種差異表現(xiàn)為磁矩的頻率差,在垂直方向上表現(xiàn)為矢量的相位差.通過二維傅里葉反變換可以適當(dāng)?shù)匕迅黧w素磁化矢量的這些差異分解出來,從而獲得各體素元的共振信息,并按檢測(cè)信號(hào)的強(qiáng)弱給每個(gè)體素不同的灰度,這樣就構(gòu)成了一幅二維圖像.2 .K空間K空間為MR圖形原始資料的填充儲(chǔ)存空間格式,填充后的資料經(jīng)傅立葉轉(zhuǎn)換,重建出MR圖像.以下圖所示為典型的K空間比方矩陣為256*256的圖像需要采集256條相位編碼線來完成K空間的填充,每條相位編碼線含有全層MR言息K空間呈對(duì)稱填充,但是K空間的數(shù)據(jù)點(diǎn)陣與圖像的點(diǎn)陣不是一一對(duì)應(yīng)的.填充K空間中央?yún)^(qū)域的相位編碼線決定圖像的

37、比照,填充K空間周邊區(qū)域的相位編碼線決定圖像的解剖細(xì)節(jié).如以下圖所示：K空間的填充形式有對(duì)稱、循序填充和螺旋式填充以及放射狀填充.3核磁圖像傅里葉重建由傅里葉變換的性質(zhì)和特點(diǎn)知：頻率不同的信號(hào)經(jīng)傅里葉變換后,可由它們?cè)陬l譜圖中譜線的位置加以識(shí)別；而頻率相同,相位不同的信號(hào)的傅里葉變換可由它們的譜線與坐標(biāo)軸的偏轉(zhuǎn)角度加以區(qū)別.傅里葉變換的這些特點(diǎn)剛好適應(yīng)了為MR言號(hào)采集設(shè)計(jì)的各種編碼方式的解碼需要.圖6-15描述了平面內(nèi)A、B兩點(diǎn)圖像由二維傅里葉變換方法得到的重建圖像的主要過程.Z方向梯度場(chǎng)Gx選定該成像平面,x方向加人梯度磁場(chǎng)Gx認(rèn)實(shí)現(xiàn)頻率編碼,y方向加人梯度磁場(chǎng)Gy實(shí)現(xiàn)相位編碼,y方向的相位

38、編碼為n次.圖6-15a為Gy變化時(shí)采集到的時(shí)域FID信號(hào)譜,對(duì)每個(gè)FID信號(hào)進(jìn)行傅里葉變換將得到圖b所示的頻譜圖.由于x方向只有物體A、B兩點(diǎn),所以各FID傅里葉變換的結(jié)果中都表現(xiàn)為coAx、coBx處的兩條譜線.由于相位編碼使各FID稍有不同,沿Gy方向得到的FID信號(hào)的頻率相同,但相位不同,因此變換的結(jié)果得到圖c左側(cè)的結(jié)果.對(duì)該結(jié)果再進(jìn)行傅里葉反變換就得到了圖c右側(cè)的重建圖像.由圖可見,沿x方向進(jìn)行的傅里葉變換識(shí)別出A、B在x方向的空間位置Ay、3By,從而決定了A、B點(diǎn)的位置坐標(biāo).這就是二維傅里葉變換成像的根本原理.二維傅里葉變換成像的典型脈沖序列為90°脈沖后跟隨一個(gè)180

39、°脈沖.脈沖序列、梯度磁場(chǎng)和產(chǎn)生自旋回波的FID信號(hào)的時(shí)序如圖6-16所示.掃描序列分類掃描序列,或稱脈沖序列.簡(jiǎn)單說,是指為了產(chǎn)生磁共振圖像數(shù)據(jù),而施加的一系列射頻脈沖和梯度脈沖的時(shí)間順序.臨床上常用的序列大致分為兩種：SE自旋回波、GRE梯度回波.并由這兩個(gè)根本序列引出假設(shè)干變種.掃描序列分類：掃描后自施回波<SE;列分類門快遞自處回波半傅立葉笫次激發(fā)快速自旗回波、<TSE1<HASTE?快速悌度自旋回波<TGSE>gre穗定狀方觸相技術(shù)medkc祁辰回使tGISSItfl(FLASHY>|植定狀參相干技術(shù)CissSSCDessc.FlSP笑J

40、iruin.回波平面i泉EP,2Epi_segX_5w-hJAq生化率施化(«)依第腦"間時(shí)也*口,)匚三蜒里電1他附實(shí)信圖6-15XY平面內(nèi)A、B兩點(diǎn)的二維佛里葉變換實(shí)現(xiàn)MR原理圖有的掃描序列加有一個(gè)反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖:例如:ir帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的SEtir帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的TSEtgir一帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的tgsehir一帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的hasteepir一帶反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備脈沖的由磁共振原理可知,接收線圈檢測(cè)到的epiFID信號(hào)的強(qiáng)度與以下因素有關(guān),即質(zhì)子密度T1弛豫時(shí)間和T2弛豫時(shí)間.檢測(cè)到FID信號(hào)的強(qiáng)度變化反映了受激組織磁化強(qiáng)度矢量M在弛豫過程中的變化規(guī)律.

41、磁化強(qiáng)度矢量M的變化規(guī)律由下式表示：(6-23)該表達(dá)式以z軸方向?yàn)閷用孢x擇方向,靜磁場(chǎng)Bo與Z軸同方向.K為常數(shù),它取決于接收線圈的靈敏度和機(jī)器的電子電路.Mo為磁化矢量的初始值,即受檢體進(jìn)人磁共振掃描機(jī)之后,射頻脈沖作用之前的平衡磁化矢量,£1是T1的函數(shù),£2是T2的函數(shù).質(zhì)子密度的信息包含在Mo中(單位體積內(nèi)自旋質(zhì)子越多Mo越大),Mo有時(shí)也寫成N(H).如將M在縱向弛豫過程和橫向弛豫過程的變化分開來討論.由Bloch方程描述的弛豫過程可改寫如下：(6-24)(6-25)t=0)磁化矢量在Z軸和XY平其中城Mx(0)和Mxy(max)分別表示弛豫開始時(shí)(面內(nèi)的分量.

42、RK脈沖摩列月面選算卡碼相位0M白族信號(hào)-圖6-16二維傅里葉變換成像方法中層面選擇,相位編碼Gy,頻率編碼Gx及其與射頻脈沖和回波信1 .反轉(zhuǎn)恢復(fù)法反轉(zhuǎn)恢復(fù)法(inversionrecovery,IR)是以180°RF脈沖做為鼓勵(lì)脈沖,使選擇層面的質(zhì)子平衡磁化矢量翻轉(zhuǎn)180.,并在磁化矢量恢復(fù)期(弛豫過程中)加人90.檢測(cè)脈沖,其后檢測(cè)PID信號(hào)的一種脈沖序列.這種方法是獲得T1加權(quán)圖像的常用脈沖序列.2 .自旋回波法和局部飽和法自旋回波法(spinecho,SE)SE序列是臨床MR成像中應(yīng)用最普遍的脈沖序列之一.所謂自旋回波法是以90°脈沖鼓勵(lì)平衡狀態(tài)的磁化強(qiáng)度矢量翻轉(zhuǎn)

43、到XY平面,然后以180反轉(zhuǎn)脈沖使Mx倒相180°,如果將90°脈沖鼓勵(lì)后所測(cè)到的FID信號(hào)的時(shí)間為TE,經(jīng)過回波時(shí)間TE/2檢測(cè)重新聚積白磁化矢量Mxy產(chǎn)生的FID信號(hào)的方法.局部飽和法(partialsaturation,PS)是利用90°鼓勵(lì)脈沖使平衡磁化傾倒并逐漸恢復(fù),經(jīng)過一段時(shí)間后,再次加人90.脈沖,檢測(cè)弛豫過程的FID信號(hào)的方法.局部飽和法可因被檢組織弛豫特性的不同既可以檢測(cè)T1又可以檢測(cè)T2,有時(shí)也稱為反復(fù)FID法.3.快速成像脈沖序列快速成像一直是MR成像研究人員致力的目標(biāo),它可以顯著地縮短MR系統(tǒng)的成像時(shí)間,從而有利減少因運(yùn)動(dòng)性器官和血流形成的

44、運(yùn)動(dòng)偽像.因成像時(shí)間短,可實(shí)現(xiàn)在吸氣和呼氣狀至今日,MR對(duì)心臟、血流的成像已成為可能.臨床常用的快速成像序列有.RARE(rapidacquisitionwithrelaxationenhancement)序歹U該序列與SE多回波序列有類似之處,都是采用90.-180.-180°的自旋回波形式.不同之處在于RARE序列在單個(gè)90°-90°即TR期間使用的多個(gè)180°脈沖分別與相位編碼對(duì)應(yīng),而常規(guī)SB多回波序列是90°脈沖與相位編碼對(duì)應(yīng).因此,RARE序列大大減少了數(shù)據(jù)采集的時(shí)間.梯度回波序列(gradientecho,GE)梯度回波序列是在SE

45、根底上開展起來的.與常規(guī)SE序列不同的是：一、梯度回波序列使用的第一個(gè)脈沖小于90.,因此,接受此脈沖后,質(zhì)子在縱向上的磁化矢量仍保持較大值,磁化矢量在縱向上恢復(fù)到平衡位置所需的時(shí)間也明顯較SE序列短,故可有效地縮短TR時(shí)間；二、梯度回波序列不是使用180°脈沖使橫向磁矩同相位化(聚焦),而是加上與層面選擇梯度反向的梯度實(shí)現(xiàn)上述目的產(chǎn)生回波信號(hào)；三、梯度回波序列回波時(shí)間TE明顯縮短,減少了數(shù)據(jù)采集時(shí)間.梯度回波序列主要是FLASH序列和FlSP序列.FLASH序列有時(shí)也稱快速小角度翻轉(zhuǎn)脈沖序列,其脈沖形式及編碼時(shí)序如圖6-17所示,其特點(diǎn)是：圖6-17FLASH序列脈沖鼓勵(lì)與梯度場(chǎng)的

46、排列時(shí)序在梯度回波后,在層面選擇梯度方向上再加一“干擾梯度,使殘留的質(zhì)子橫向磁矩在下次RF脈沖到來之前完全失去相位同步；因TE、TR短,圖像具有T1加權(quán)的特性；因TE時(shí)間極短,使多平面成像成為可能；當(dāng)翻轉(zhuǎn)角為90°時(shí),FLASH序列類似于SE序列；中選擇的TR較長(zhǎng)并與普通的SE序列類似時(shí),因FLASH的翻轉(zhuǎn)角小,質(zhì)子的橫向磁矩顯然比普通SE序列要小,經(jīng)TR之時(shí)間后產(chǎn)生的回波信號(hào)比SE序列弱.FISP序列的脈沖激發(fā)及梯度開啟方式如圖6-18所示,該序列與FLASH序列完全不同之處是：FLASH序列在回波之后給予一個(gè)“干擾梯度以消除橫向磁矩的同步性,而FlSP序列卻給予一補(bǔ)償梯度,使相位

47、到達(dá)更大限度的同步,故FlSP序列所接收的MR信號(hào)強(qiáng)度取決于質(zhì)子橫向磁矩在獲得補(bǔ)償梯度之前是否相位失同步及其失同步的快慢T2和質(zhì)子接受補(bǔ)償梯度后橫向磁矩的同相位化程度.一般來說,T2越長(zhǎng),質(zhì)子相位聚集越完全,所得的MR信號(hào)那么越強(qiáng).圖6-18FLSP序列脈沖鼓勵(lì)與梯度場(chǎng)的排列時(shí)序假設(shè)TR很長(zhǎng),對(duì)FISP序列而言,因下一次脈沖到來時(shí)無橫向磁矩,其效果類似于FLASH序列中人工加人一個(gè)“干擾梯度所造成的橫向磁矩的相位失同步作用.此時(shí)的FISP序列根本等同于FLASHY列.假設(shè)TR縮短,以使T2衰減較少而保存有較多的同相位化橫向磁矩時(shí),FISP序列的信號(hào)強(qiáng)度那么明顯高于FLASH序列.因此可以說,F

48、ISP序列對(duì)長(zhǎng)T2值的組織顯示較FIASH好.同樣,因FISP序列最大限度地考慮了組織的橫向磁矩及其衰減的情況,因此對(duì)T2值較長(zhǎng)的組織顯示較好.FLASH技術(shù)采用的翻轉(zhuǎn)角為10°至45°,回波時(shí)間約10毫秒左右,所采取的重復(fù)時(shí)間256xTR可降低至20毫秒,在該段時(shí)間內(nèi)完成層面選擇、相位編碼和數(shù)據(jù)采集三項(xiàng)工作,256圖像所需時(shí)間約為5秒.(四)、核磁圖像加權(quán)MR圖像中主要以Tl、T2和N(H)為參數(shù)進(jìn)行成像,實(shí)際上是利用脈沖序列中的各種參數(shù)如TRTE、T1,調(diào)節(jié)MR信號(hào)的采集過程而成像.圖像合成的根本想法是：在收集成像數(shù)據(jù)中,根據(jù)可調(diào)脈沖時(shí)間參數(shù)的組合形式計(jì)算出MR參數(shù)T1

49、、T2或N(H).如部分飽和法時(shí)所做的那樣.只要能逐點(diǎn)計(jì)算出固有參數(shù)(T1、T2、N(H),就可再由固有參數(shù)生成根本圖像.這樣得到的圖像與脈沖序列可調(diào)參數(shù)無關(guān),由于圖像每個(gè)點(diǎn)的亮度只代表該組織的T1、2或N(H)值.設(shè)圖像由一系列像素組成,對(duì)應(yīng)時(shí)間Ta、Tb、Tc和Td得到四幅圖像(圖6-19),圖中第i,j像素坐標(biāo)的信號(hào)強(qiáng)度為格上式篁換為(6-26)其中K二£(TR,T2ij,N(H)ij).上式是斜率為一l/T2ij.的直線,將n個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)值代人上式計(jì)算該直線方程,就可以解出像素ij的T2值.根據(jù)這種方法可以推算出所有其他像索的T2值,從而得到T2圖像.同樣也可以選用不同的TR值,

50、獲得兩幅或更多的圖像,推算出T1;圖像和質(zhì)子密度圖像.圖6-19(b)為計(jì)算出的T2:圖像和質(zhì)子密度圖像.根本圖像除了具有研究意義外,在臨床中也有實(shí)際意義.用這種方法可以得到質(zhì)量較好的圖像質(zhì)量.由于個(gè)別圖像噪聲和偽差的影響,由以上方法計(jì)算所得的NH),T1和T2常常是不夠準(zhǔn)確的.因此,常從6-19幅圖像中獲得原始數(shù)據(jù),用指數(shù)最小平方回歸(如上所述),多點(diǎn)擬合迭代等數(shù)學(xué)方法計(jì)算N(H),T1和T2圖像.從統(tǒng)計(jì)學(xué)觀點(diǎn)看,采用的圖像越多,噪聲越低.但實(shí)際上由于受檢者在檢查時(shí)不可能保持靜止不動(dòng),采用的圖像越多,呼吸、心臟跳動(dòng)和大血管的搏動(dòng)的帶來的噪聲也越多.經(jīng)過計(jì)算得到的N(H)、T1和T2的圖像應(yīng)和

51、所采用的掃描方法沒有關(guān)系.實(shí)際上卻很難對(duì)不同MR成像系統(tǒng)所產(chǎn)生的Tl和T2值進(jìn)行比擬,其中一個(gè)主要因素是外加磁場(chǎng)影響,磁場(chǎng)強(qiáng)度的不同會(huì)導(dǎo)致不同的計(jì)算結(jié)果,尤其是Tl弛豫時(shí)間常常因外加磁場(chǎng)強(qiáng)度的增加而延長(zhǎng).利用各種脈沖序列得到的MR圖像根本上是加權(quán)圖像,采用脈沖序列所測(cè)得的信號(hào)強(qiáng)度為(重寫式(6-23):通過調(diào)節(jié)序前中一的脈沖向距,就能改變1和£2的影響程度.如果較小的T1改變能導(dǎo)致較大的£1值改變,那么彳言號(hào)強(qiáng)度S的大小主要取決于組織間Tl的差異,這種圖像稱為T1加權(quán)(T1-weighted)圖像；同樣,當(dāng)圖像對(duì)組織間T2差異較敏感時(shí),稱為,T2加權(quán)(T2-weighted

52、)圖像；如果圖像對(duì)T1和T2都不敏感,其比照度僅僅取決于組織間質(zhì)子密度的差異,這種圖像稱為自旋密度圖像.府建常數(shù)=八I丁/圖6-19從四幅回波圖象通過逐點(diǎn)計(jì)算出T2圖象和質(zhì)子密度圖象的原理示意圖aT2圖象b質(zhì)子密度圖象在脈沖序列中,由操作者改變的參數(shù)有T;TE和TR通過對(duì)這些參數(shù)的選擇,可以得到不同性質(zhì)的加權(quán)圖像.如常用的反轉(zhuǎn)恢復(fù)IR序列可以通過T1的選擇實(shí)現(xiàn)T1加權(quán).T1較短時(shí),不同T1值的組織縱向恢復(fù)值差異較大,因此信號(hào)強(qiáng)度對(duì)組織T1的依賴性較強(qiáng).在IR序列,當(dāng)T1較長(zhǎng)時(shí),信號(hào)強(qiáng)圖像中Tl的權(quán)重占主導(dǎo)地位,這就是加權(quán)的概念.對(duì)于度又主要與質(zhì)子密度有關(guān),因此,得到的圖像又變?yōu)橘|(zhì)子密度圖像了.

53、五、掃描序列命名規(guī)那么：Siemens常規(guī)命名：加權(quán)_序列名參數(shù)FidSeGreTseEpHasteTgseFreeInductionDecay自由感應(yīng)衰減Spinechosequence自旋回波GradientEchoSequence梯度回波TurboSpineEcho快速自旋回波EchoplanarImaging回波平面成像HalfFourierSingleshotTurboSpinecho半傅立葉單次激發(fā)快速自旋回波TurboGradientSpineEchoMedicMulti-EchoDataimageCombination多回波數(shù)據(jù)圖像組合PsifTime-ReversedFISP

54、sequence(FISP=fastimagewithSteadystateprecession)時(shí)序反轉(zhuǎn)FISP序列(FISP=穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)快速成像)SvsSingleVoxelSpectroscopy單體素波譜TfiTurboFLASH快速FLASHCissConstructiveInterferenceSteadyState結(jié)構(gòu)干預(yù)穩(wěn)態(tài)DessDualEchoSteadyState雙回波穩(wěn)態(tài)FlFlASH(fastlow-angleshot)快速低翻轉(zhuǎn)角激發(fā)TrufiTrueFISP(FISP=fastimagingwithsteadystateprecession)快速FISP快速梯度自旋

55、回波_boldSequenceforBOLDImaging(BOLD=bloodoxygenleveldependency)血氧水平評(píng)估成像序列_cbForDeterminingthecontrastBolus比照度造影劑檢測(cè)_ceForContrast-EnhancedAngiography比照度增強(qiáng)血管造影術(shù)_cineCineSequencewithConstantRFforCardiacImaging電影模式的心臟圖像_diffSequenceforDiffusionContrast擴(kuò)散比照度的序列_fidFreeInductionDecay,e.g.,ep_fid:GradientEchoVariantoftheEPISequence自由感應(yīng)衰減.比方：ep_fid:梯度回波EPI_fqFlowQuantification流動(dòng)量化_mcMulti-ContrastSequence多比照度序列_pcPhaseContrastAngiography相位比照度血管造影_toftime-of-Flight時(shí)飛法_rWithFlow