MR上崗證技術(shù)復(fù)習(xí)提綱大全修改稿

1、MR成像技術(shù)篇目錄第章 磁共振成像的物理學(xué)基礎(chǔ)1概述1.1磁共振成像的定義1.2磁共振成像特點(diǎn)及局限性2原子核共振特性2.1原子核的自旋2.1.1原子核的結(jié)構(gòu)2.1.2原子核的自旋特性2.2原子核在外加磁場中的自旋變化2.2.1質(zhì)子自旋和角動(dòng)量方向2.2.2磁距和進(jìn)動(dòng)2.3核磁共振現(xiàn)象3核磁弛豫3.1弛豫過程3.1.1弛豫3.1.2縱向弛豫3.1.3橫向弛豫3.2核磁共振信號4磁共振成像的空間定位4.1 MRI的數(shù)據(jù)采集方法4.1.1梯度磁場（gradient magnetic field）4.1.2層面選擇4.2 MRI斷層平面信號的空間編碼4.3 MR圖像重建理論4.3.1K空間填充技術(shù)4

2、.3.2二維傅立葉圖像重建法第章 射頻脈沖與脈沖序列1自旋脈沖回波序列1.1自旋回波脈沖序列（SE）1.2 T1加權(quán)像1.3 T2加權(quán)像1.4質(zhì)子密度加權(quán)像N（H）加權(quán)像2反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列2.1反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列的理論基礎(chǔ)2.2短TI反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列2.3液體衰減反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列（FLAIR）3梯度回波脈沖序列3.1梯度回波脈沖序列（GRE）的基礎(chǔ)理論3.2穩(wěn)態(tài)梯度回波脈沖序列（FISP）3.3擾相位梯度回波脈沖序列（FLASH）4快速梯度回波脈沖序列（Turbo-FLASH）5快速自旋回波脈沖序列（FSE）5.1速自旋回波脈沖序列5.2半傅里葉采集單次激發(fā)快速自旋回波序列6回波平面成像脈沖序列

3、（EPI）6.1K空間軌跡6.2 EPI的概念6.3 EPI序列的分類6.3.1按激發(fā)次數(shù)分類6.3.2按EPI準(zhǔn)備脈沖分類6.4反轉(zhuǎn)恢復(fù)EPI序列第章 磁共振成像系統(tǒng)的組成1主磁場及磁體1.1磁體系統(tǒng)1.1.1磁體系統(tǒng)性能1.1.2 MRI主磁體類型1.2磁屏蔽1.3勻場線圈2梯度系統(tǒng)2.1梯度磁場的組成2.2梯度磁場性能指標(biāo)2.3梯度磁場的的作用2.3.1梯度磁場的功能2.3.2梯度磁場應(yīng)具備的條件3射頻系統(tǒng)3.1射頻系統(tǒng)的組成3.1.1發(fā)射器3.1.2射頻線圈3.1.3 接收器3.2表面線圈3.3射頻屏蔽4計(jì)算機(jī)及數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)4.1硬件4.2軟件第章磁共振成像圖像的質(zhì)量及其控制1磁共振成

4、像的質(zhì)量控制及其因素1.1磁共振成像的質(zhì)量控制1.2空間分辨力1.3信號噪聲比2圖像對比度2.1 TR對圖像對比度的影響 2.1.1對T1對比度的影響2.1.2對T2對比度的影響 2.2 TE對圖像對比度的影響2.3 TI對圖像對比度的影響2.4 翻轉(zhuǎn)角對圖像對比度的影響2.5 增強(qiáng)用對比劑對圖像對比度的影響3磁共振成像的偽影3.1裝備偽影3.1.1化學(xué)位移偽影 3.1.2卷褶偽影3.1.3截?cái)鄠斡?.1.4部分容積效應(yīng)3.1.5交叉對稱信號偽影 3.1.6敏感性偽影3.2運(yùn)動(dòng)偽影3.2.1生理性運(yùn)動(dòng)偽影3.2.2自主性運(yùn)動(dòng)偽影 3.3金屬異物偽影4磁共振成像技術(shù)參數(shù)及其對圖像質(zhì)量的影響4.1

5、層數(shù)4.2層厚4.3層面系數(shù)4.4層間距4.5接收帶寬4.6掃描野（FOV）4.7相位編碼和頻率編碼方向4.8矩陣4.9信號平均次數(shù)4.10預(yù)飽和技術(shù)4.11門控技術(shù)4.12重復(fù)時(shí)間（TR）4.13回波時(shí)間（TE）4.14反轉(zhuǎn)時(shí)間（TI）4.15翻轉(zhuǎn)角4.16回波次數(shù)4.17回波鏈4.18流動(dòng)補(bǔ)償技術(shù)4.19呼吸補(bǔ)償技術(shù)4.20掃描時(shí)間第章磁共振成像技術(shù)臨床應(yīng)用概論1人體正常組織的MR信號特點(diǎn)1.1水1.2脂肪與骨髓1.3肌肉1.4骨骼1.5淋巴1.6氣體2人體病理組織的MR信號特點(diǎn)2.1水腫2.1.1血管源性水腫2.1.1細(xì)胞毒素水腫2.1.3 間質(zhì)性水腫2.2出血2.2.1超急性期2.2.

6、2急性期2.2.3亞急性期2.2.4慢性期2.3梗塞2.3.1急性期2.3.2亞急性期2.3.3慢性期 2.4壞死2.5鈣化2.6囊變3磁共振檢查的適應(yīng)證與禁忌證3.1適應(yīng)證3.2禁忌證4磁共振檢查前的準(zhǔn)備5磁共振特殊成像技術(shù)5.1心電觸發(fā)及門控技術(shù)（ECG trigger and gating）5.2脈搏觸發(fā)技術(shù)5.3呼吸門控技術(shù)5.4脂肪抑制技術(shù)5.4.1化學(xué)飽和法5.4.2短TI時(shí)間反轉(zhuǎn)恢復(fù)法5.4.3化學(xué)位移水-脂反相位成像技術(shù)5.4.4脂肪抑制技術(shù)的應(yīng)用第章 磁共振成像對比劑1磁共振對比劑的分類1.1細(xì)胞內(nèi)、外對比劑1.2磁敏感性對比劑1.2.1順磁性對比劑 1.2.2超順磁性對比劑

7、1.2.3鐵磁性對比劑 1.3組織特異性對比劑 2磁共振對比劑的增強(qiáng)機(jī)制2.1順磁性對比劑的增強(qiáng)機(jī)制 2.2超順磁性對比劑和鐵磁性對比劑的增強(qiáng)機(jī)制3磁共振對比劑的副反應(yīng)及臨床應(yīng)用安全性3.1MRI對比劑的毒理學(xué)3.2安全性與副反應(yīng)4磁共振對比劑的臨床應(yīng)用4.1Gd-DTPA的使用方法4.2 Gd-DTPA的臨床應(yīng)用4.2.1顱腦、脊髓4.1.2鼻咽部4.2.3眼眶4.2.4頭頸部4.2.5胸部4.2.6腹部4.2.7肌肉、骨骼系統(tǒng)第章磁共振成像技術(shù)臨床應(yīng)用各論1顱腦部MR成像技術(shù)1.1顱腦的MR大體解剖1.2顱腦常規(guī)掃描技術(shù)1.2.1線圈及體位1.2.2掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)1.3顱腦常

8、見疾病的特殊檢查要求2腦垂體MR成像技術(shù)2.1腦垂體的MR大體解剖2.2垂體常規(guī)掃描技術(shù)2.2.1線圈及體位2.2.2掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)2.3垂體區(qū)疾病的特殊檢查要求3眼眶MR成像技術(shù)3.1眼眶的MR大體解剖3.2眼眶常規(guī)掃描技術(shù)3.2.1線圈及體位3.2.2掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)3.3 眼眶疾病的特殊檢查要求4顳頜關(guān)節(jié)MR成像技術(shù)4.1顳頜關(guān)節(jié)的MR大體解剖4.2顳頜關(guān)節(jié)常規(guī)掃描技術(shù)4.2.1線圈及體位4.2.2掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)4.3顳頜關(guān)節(jié)掃描注意事項(xiàng)5耳部MR成像技術(shù)5.1耳部的MR大體解剖5.2耳部常規(guī)掃描技術(shù)5.2.1線圈及體位5.2.2掃描方位、脈沖序列

9、及掃描參數(shù)5.3耳部掃描注意事項(xiàng)6鼻咽部MR成像技術(shù)6.1 鼻咽部的MR大體解剖6.2鼻咽部常規(guī)掃描技術(shù)6.2.1線圈及體位6.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)6.3鼻咽部掃描注意事項(xiàng)7口咽部、顱頸部MR成像技術(shù)7.1口咽部、顱頸部常規(guī)掃描技術(shù)7.1.1線圈及體位7.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)7.2 口咽部、顱頸部病變的特殊檢查要求8喉部MR成像技術(shù)8.1 喉部常規(guī)掃描技術(shù)8.1.1線圈及體位8.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)8.2 喉部常見疾病的特殊檢查要求9腰胝椎、腰髓MR成像技術(shù)9.1 腰椎的MR大體解剖9.2 腰胝椎、腰髓常規(guī)掃描技術(shù)9.2.1線圈及體位9.2

10、.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)9.3腰胝椎、腰髓常見疾病的特殊檢查要求10胸椎、胸髓的掃描技術(shù)10.1胸椎的MR大體解剖10.2 胸椎、胸髓的MR成像技術(shù)10.2.1線圈及體位10.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)10.3 胸椎、胸髓常見疾病的特殊檢查要求11頸椎、頸髓MR成像技術(shù)11.1頸椎的MR大體解剖 11.2 頸椎、頸髓常規(guī)掃描技術(shù)11.3 頸椎、頸髓各種常見疾病的特殊檢查要求12胸部MR成像技術(shù)12.1胸部的MR大體解剖12.2胸部常規(guī)掃描技術(shù)12.2.1線圈及體位12.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)12.3胸部常見疾病的特殊檢查要求13心臟、大血管MR成像技術(shù)1

11、3.1心臟、大血管常規(guī)掃描技術(shù)13.1.1線圈及體位13.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)13.2心臟、心血管各種疾病的特殊檢查要求14乳腺M(fèi)R成像技術(shù)14.1乳腺常規(guī)掃描技術(shù)14.1.1線圈及體位14.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)14.2乳腺掃描的注意事項(xiàng)15肝膽脾MR成像技術(shù)15.1肝膽脾的MR大體解剖15.2肝膽脾常規(guī)掃描技術(shù)15.2.1線圈及體位15.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)15.3肝膽脾各種常見疾病的特殊檢查要求16胰腺M(fèi)R成像技術(shù)16.1胰腺的MR大體解剖16.2胰腺常規(guī)掃描技術(shù)16.2.1線圈及體位16.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)16.3

12、胰腺掃描注意事項(xiàng)17腎臟MR成像技術(shù)17.1腎臟的MR大體解剖17.2腎臟常規(guī)掃描技術(shù)17.2.1線圈及體位17.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)17.3腎臟掃描注意事項(xiàng)18腎上腺成像技術(shù)18.1腎上腺的MR大體解剖18.2腎上腺常規(guī)掃描技術(shù)18.2.1線圈及體位18.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)18.3腎上腺掃描注意事項(xiàng)19磁共振膽管胰管造影成像技術(shù)（MRCP）19.1膽道系統(tǒng)的MR大體解剖19.2成像原理19.3 MRCP掃描技術(shù)19.3.1線圈及體位19.3.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)19.4 MRCP掃描注意事項(xiàng)20磁共振尿路造影成像技術(shù)（MRU）20.1成像原

13、理20.2成像特點(diǎn)20.3 MRU掃描技術(shù)20.3.1線圈及體位20.3.2掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)20.4 MRU掃描注意事項(xiàng)21前列腺成像技術(shù)21.1男性盆腔的MR大體解剖21.2前列腺常規(guī)掃描技術(shù)21.2.1線圈及體位21.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)21.3男性盆腔掃描注意事項(xiàng)22女性盆腔的成像技術(shù)22.1女性盆腔的MR大體解剖22.2女性盆腔常規(guī)掃描技術(shù)22.2.1線圈及體位22.2.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)22.3女性盆腔常見疾病的特殊檢查要求23髖關(guān)節(jié)成像技術(shù)23.1髖關(guān)節(jié)常規(guī)掃描技術(shù)23.1.1線圈及體位23.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)23.

14、2髖關(guān)節(jié)掃描的注意事項(xiàng)24膝關(guān)節(jié)成像技術(shù)24.1 膝關(guān)節(jié)常規(guī)掃描技術(shù)24.1.1線圈及體位24.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)24.2膝關(guān)節(jié)掃描的注意事項(xiàng)25肩關(guān)節(jié)成像技術(shù)25.1肩關(guān)節(jié)常規(guī)掃描技術(shù)25.1.1線圈及體位25.1.2常規(guī)掃描方位、脈沖序列及掃描參數(shù)25.2肩關(guān)節(jié)掃描的注意事項(xiàng)第章磁共振流體成像技術(shù)1血流的基本類型2表現(xiàn)為低信號的血流2.1流空效應(yīng)2.2掃描層面內(nèi)質(zhì)子群位置移動(dòng)造成的信號衰減2.3層流流速差別造成的失相位2.4層流引起分子旋轉(zhuǎn)造成的失相位2.5湍流2.6預(yù)飽和技術(shù)3表現(xiàn)為高信號的血流3.1流入增強(qiáng)效應(yīng)3.2舒張期假門控現(xiàn)象3.3流速非常緩慢的血流3.4偶回

15、波效應(yīng)3.5梯度回波序列3.6利用超短TR和TE的穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)梯度回波序列3.7利用對比劑和超短TR和TE的梯度回波T1WI序列4磁共振血管造影的基本原理4.1時(shí)間飛躍效應(yīng) MRA（TOF-MRA）原理4.2相位對比血管造影（PC）原理4.3 CE-MRA的原理5磁共振血管造影技術(shù)5.1二維TOFMRA的技術(shù)5.2三維TOF MRA的技術(shù)5.3 PC法MPA的技術(shù)5.4 CE-MRA的技術(shù)5.4.1對比劑應(yīng)用5.4.2成像參數(shù)調(diào)整5.4.3掃描時(shí)機(jī)5.4.4后處理技術(shù)5.4.5.抑制脂肪組織的信號6磁共振血管造影的臨床應(yīng)用6.1 TOF MRA的臨床應(yīng)用6.2 PC法MRA臨床應(yīng)用6.3 CE-M

16、RA的臨床應(yīng)用88MR成像技術(shù)篇第章 磁共振成像（MRI）的物理學(xué)基礎(chǔ)1概述1.1磁共振成像的定義磁共振成像（magnetic resonance imaging,MRI）是利用射頻（radio frequency,RF）電磁波對置于磁場中的含有自旋不為零的原子核的物質(zhì)進(jìn)行激發(fā)，發(fā)生核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR），用感應(yīng)線圈采集磁共振信號，經(jīng)處理，按一定數(shù)學(xué)方法建立的數(shù)學(xué)圖像。1946年美國加州斯坦福大學(xué)Bloch和哈佛大學(xué)的Purcell教授同時(shí)發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn)象，由于這一發(fā)現(xiàn)在物理，化學(xué)，生物化學(xué)，醫(yī)學(xué)上具有重大意義，此二人于1952年獲得諾貝爾物

17、理獎(jiǎng)。1946-1972年NMR主要用于有機(jī)化合物的分子結(jié)構(gòu)分析，即磁共振波譜分析（magnetic resonance spectroscopy,MRS）。1971年美國紐約州立大學(xué)的達(dá)曼迪恩Damadian教授在科學(xué)雜志上發(fā)表了題為“NMR信號可檢測疾病“和“癌組織中氫的T1 、T2時(shí)間延長“等論文。1973年美國人Lauterbur用反投影法完成了MRI的實(shí)驗(yàn)室的模擬成像工作。1978年英國第一臺(tái)頭部MRI設(shè)備投入臨床使用，1980年全身的MRI研制成功。1.2磁共振成像特點(diǎn)及局限性1.2.1磁共振影像的特點(diǎn)·多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息；·高對比成像，可得出祥盡

18、的解剖圖譜；·任意層面斷層，可以從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實(shí)；·人體能量代謝研究，有可能直接觀察細(xì)胞活動(dòng)的生化藍(lán)圖；·不使用造影劑，可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)；·無電離輻射，一定條件下可進(jìn)行介入MRI治療；·無氣體和骨偽影的干擾，后顱凹病變等清晰可見。1.2.2磁共振成像的局限性：·呈像速度慢；·對鈣化灶和骨皮質(zhì)癥不夠敏感；·圖像易受多種偽影影響；·禁忌癥多；·定量診斷困難。2原子核共振特性2.1原子核的自旋2.1.1原子核的結(jié)構(gòu)任何物質(zhì)都是由分子組成的，分子是由原子組成的。人體內(nèi)最多的分子是水，水約

19、占人體重量的65%，氫原子是人體中含量最多的原子。原子又是由原子核和繞核運(yùn)動(dòng)的電子組成。電子在原子核外快速運(yùn)動(dòng)，有軌道運(yùn)動(dòng)和自旋運(yùn)動(dòng)，因?yàn)殡娮佑匈|(zhì)量和電荷，其軌道運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生軌道角動(dòng)量和軌道磁距，自旋運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生自旋角動(dòng)量和自旋磁距，在許多情況下，軌道磁距的貢獻(xiàn)很小，分子的磁距主要來自自旋，這種電子的運(yùn)動(dòng)在電子顯微鏡下視如云狀，稱電子云。原子核位于原子的中心，由質(zhì)子和中子組成。原子核中的質(zhì)子是帶正電荷的，通常與原子核外的電子數(shù)相等，以保持原子的電中性，原子核中的質(zhì)子和中子可有不同，質(zhì)子和中子決定原子的質(zhì)量，原子核是主要決定該原子物理特性的。質(zhì)子和中子如不成對，將使質(zhì)子在旋轉(zhuǎn)中產(chǎn)生角動(dòng)量，一個(gè)質(zhì)子的角動(dòng)

20、量約為1.41×10-26 Tesla，磁共振就是要利用這個(gè)角動(dòng)量的物理特性來進(jìn)行激發(fā)、信號采集和成像的。2.1.2原子核的自旋特性原子核中的質(zhì)子類似地球一樣圍繞著一個(gè)軸做自旋運(yùn)動(dòng)，正電荷附著于質(zhì)子，并與質(zhì)子一起以一定的頻率旋轉(zhuǎn)稱為自旋，質(zhì)子的自旋就好比電流通過環(huán)型線圈，根據(jù)法拉第(Faraday)電磁原理，將產(chǎn)生一定值的微小磁場，它的能量是一個(gè)有方向性的矢量，稱為角動(dòng)量，是磁性強(qiáng)度的反應(yīng)，角動(dòng)量大，就是指磁性強(qiáng)。此時(shí)質(zhì)子自旋分為兩種：一種為與磁場方向一致，另一種為與磁場方向不一致。如果原子內(nèi)的質(zhì)子和中子是相等成對的，質(zhì)子的自旋運(yùn)動(dòng)在質(zhì)量平衡的條件下作任何空間方向的快速均勻分布，總的

21、角動(dòng)量保持為零。但是，許多原子中的質(zhì)子和中子是不成對的，在不成對的條件下，質(zhì)子自旋運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的角動(dòng)量將不能保持零狀態(tài)，出現(xiàn)了角動(dòng)量。人體中的氫、碳、鈉、磷原子都存在質(zhì)子、中子不成對的情況，都可用來作磁共振成像的。2.2原子核在外加磁場中的自旋變化 我們已經(jīng)討論了原子核的一些固有特性，下面介紹自旋核在靜磁場中的變化。在沒有磁場的情況下，自旋中的磁矩的方向是雜亂無章的。因此對一個(gè)原子核宏觀聚集體而言，就不可能看到任何宏觀的核磁性現(xiàn)象。如果將含有磁性原于核的物質(zhì)放置于均勻磁場中，情況就不一樣了。這些微觀的磁矩會(huì)在一定的時(shí)間(稱為自旋晶格弛豫時(shí)間)發(fā)生改變，下面詳細(xì)說明：2.2.1質(zhì)子自旋和角動(dòng)量方向質(zhì)

22、子的自旋產(chǎn)生角動(dòng)量，根據(jù)電磁原理，角動(dòng)量的空間方向總是與自旋的平面垂直的，由于質(zhì)子自旋的方向總是在變化的，因此角動(dòng)量的方向也跟著變，在自然狀態(tài)下，角動(dòng)量方向隨機(jī)而變。當(dāng)人體處于強(qiáng)大的外加磁場（B0）中時(shí)，體內(nèi)的質(zhì)子將發(fā)生顯著的磁特性改變。角動(dòng)量方向?qū)⑹艿酵饧哟艌?也稱主磁場)的影響，趨向于與外加主磁場平行的方向，與外加磁場同方向時(shí)處于低能級狀態(tài)，而與外加磁場方向相反時(shí)處于高能態(tài)之極，極易改變方向。經(jīng)過一定的時(shí)間后，終將達(dá)到相對穩(wěn)定的狀態(tài)，約一半多一點(diǎn)的質(zhì)子的角動(dòng)量與主磁場方向一致，約一半少一點(diǎn)的質(zhì)子的角動(dòng)量與主磁場方向相反，方向一致與方向相反的質(zhì)子的角動(dòng)量總和之差就出現(xiàn)了角動(dòng)量總的凈值。這個(gè)凈

23、值是一個(gè)所有質(zhì)子總的概念，不是指單個(gè)質(zhì)子的角動(dòng)量方向，因此，我們把它稱為磁距，它的方向總是與B0的方向一致的。2.2.2磁距和進(jìn)動(dòng)磁距有一些重要的特性，一是磁距是一個(gè)總和的概念，磁距方向與外加磁場方向一致，并不代表所有質(zhì)子的角動(dòng)量方向與B0一致，實(shí)際上約一半的質(zhì)子的角動(dòng)量方向與B0方向相反的。第二，磁距是一個(gè)動(dòng)態(tài)形成過程，人體置于磁場中后，需要一定的時(shí)間才能達(dá)到一個(gè)動(dòng)態(tài)平衡狀態(tài)，因此，當(dāng)磁距受到破壞后，其恢復(fù)也要考慮到時(shí)間的問題。第三，磁距在磁場中是隨質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的不同而變化，而且進(jìn)動(dòng)是有特定頻率的稱為進(jìn)動(dòng)頻率。在磁距的作用下原子核自身旋轉(zhuǎn)的同時(shí)又以B0為軸做旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)稱為進(jìn)動(dòng)，是一種圍繞某一個(gè)軸心

24、的圓周運(yùn)動(dòng)，這個(gè)軸心就是B0的方向軸。由于磁距是有空間方向性的，它繞著B0軸而轉(zhuǎn)，因此磁距方向與B0軸的夾角決定了旋轉(zhuǎn)的圓周大小。譬如陀螺自身在旋轉(zhuǎn)時(shí)，它會(huì)出現(xiàn)自身旋轉(zhuǎn)軸與地面垂直線有夾角的情況，這時(shí)陀螺本身的位置將圍繞某一點(diǎn)作圓周運(yùn)動(dòng)，它的軌跡將是一個(gè)圓周。當(dāng)人體置于強(qiáng)磁場中一定時(shí)間后達(dá)到相對平衡后，質(zhì)子總的磁距圍繞B0旋轉(zhuǎn)的角度也相對恒定，B0方向上的分值可由三角原理來確定，這個(gè)B0方向上的值隨著磁距與B0的夾角變化而變化。進(jìn)動(dòng)是在B0存在時(shí)出現(xiàn)的，所以進(jìn)動(dòng)與B0密切相關(guān)。外加磁場的大小決定著磁距與B0軸的角度，磁場越強(qiáng)大，角度越小，B0方向上的磁距值就會(huì)越大，因此可用來進(jìn)行磁共振的信號會(huì)

25、越強(qiáng)，圖像結(jié)果會(huì)更好。此外，外加主磁場的大小也決定了進(jìn)動(dòng)的頻率，B0越強(qiáng)大，進(jìn)動(dòng)頻率越高，與B0強(qiáng)度相對應(yīng)的進(jìn)動(dòng)頻率也叫Lamor（拉莫）頻率，原子在1.0 Tesla的磁場中的進(jìn)動(dòng)頻率稱為該原子的旋磁比()，為一常數(shù)值。氫原子的旋磁比為42.58 MHz。 B0等于0.5 Tesla時(shí)，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率為21.29 MHz。B0等于1.5 Tesla時(shí)，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率為63.87 MHz。 Lamor方程表示：。其中原子核的進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場B0成正比，為磁旋比。1.3核磁共振現(xiàn)象共振是一種自然界普遍存在的物理現(xiàn)象，物質(zhì)是永恒運(yùn)動(dòng)著的，物體的運(yùn)動(dòng)在重力作用下將會(huì)有自身的運(yùn)動(dòng)頻率。當(dāng)某一外力作用在某一

26、物體上時(shí)，一般只是一次的作用而沒有共振的可能，當(dāng)外力是反復(fù)作用的，而且有固定的頻率，如果這個(gè)頻率恰好與物體的自身運(yùn)動(dòng)頻率相同，在這個(gè)特殊的情況下，物體將不斷吸收外力，轉(zhuǎn)變?yōu)樽陨磉\(yùn)動(dòng)的能量，哪怕外力非常小，隨時(shí)間的積累，能量不斷被吸收，最終導(dǎo)致物體的顛覆而失去共振狀態(tài)。這個(gè)過程就是共振。質(zhì)子在一定的磁場強(qiáng)度環(huán)境中，它的磁距是以Lamor頻率作旋進(jìn)運(yùn)動(dòng)的，進(jìn)動(dòng)頻率是由磁場強(qiáng)度決定的，所以進(jìn)動(dòng)是磁場中磁距矢量的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)，而單擺運(yùn)動(dòng)是重力場中物體的運(yùn)動(dòng)，原理是相同的。進(jìn)動(dòng)的磁距，如果把三維的旋轉(zhuǎn)用透視法改為二維運(yùn)動(dòng)圖，就更清楚地看到它與單擺運(yùn)動(dòng)是極其相似的。當(dāng)在B0作用下以某一恒定頻率進(jìn)動(dòng)的磁距，在受

27、到另一個(gè)磁場（B1）的重復(fù)作用時(shí)，當(dāng)B1的頻率與Lamor頻率一致，方向與B0垂直，進(jìn)動(dòng)的磁距將吸收能量，改變旋進(jìn)角度（增大），旋進(jìn)方向?qū)⑵xB0方向，B1強(qiáng)度越大，進(jìn)動(dòng)角度改變越快，但頻率不會(huì)改變。以上就是原子核（MRI中是質(zhì)子）的磁角動(dòng)量在外加主磁場(B0)的條件下，受到另一外加磁場(B1)的作用而發(fā)生的共振現(xiàn)象，這就是磁共振物理現(xiàn)象。3核磁弛豫3.1弛豫過程3.1.1弛豫原子核在外加的RF(B1)作用下產(chǎn)生共振后，吸收了能量，磁距旋進(jìn)的角度變大，偏離B0軸的角度加大了，實(shí)際上處在了較高的能態(tài)中，在B1消失后將迅速恢復(fù)原狀，就象被拉緊的彈簧“放松”了。原子核的磁距的弛豫過程與之有許多相似之

28、處，原子核發(fā)生磁共振而達(dá)到穩(wěn)定的高能態(tài)后，從外加的B1消失開始，到回復(fù)至發(fā)生磁共振前的磁距狀態(tài)為止，整個(gè)變化過程就叫弛豫過程，弛豫過程是一個(gè)能量轉(zhuǎn)變的過程，需要一定的時(shí)間，磁距的能量狀態(tài)隨時(shí)間延長而改變，磁距的整個(gè)回復(fù)過程是較復(fù)雜的，但卻是磁共振成像的關(guān)鍵部分，磁共振成像時(shí)受檢臟器的每一個(gè)質(zhì)子都要經(jīng)過反復(fù)的RF激發(fā)和弛豫過程。弛豫有縱向弛豫和橫向弛豫之分。3.1.2縱向弛豫縱向弛豫是一個(gè)從零狀態(tài)恢復(fù)到最大值的過程。磁距是有空間方向性的，當(dāng)人體進(jìn)入B0環(huán)境中以后，數(shù)秒或數(shù)十秒鐘后將形成一個(gè)與B0方向一致的凈磁距，我們稱其為M0，B0方向是一條空間的中心軸線，我們定義它為縱軸。在外加的RF(B1)

29、作用下，M0將發(fā)生偏離縱軸的改變，此時(shí)B0方向上的磁距將減少，當(dāng)B1終止后，縱軸(B0軸)上的分磁距又將逐漸恢復(fù)，直至回復(fù)到RF作用前的狀態(tài)，這個(gè)過程就叫縱向弛豫，所需要的時(shí)間就是縱向弛豫時(shí)間。由于要使縱向磁距恢復(fù)到與激發(fā)前完，全一樣的時(shí)間很長，有時(shí)是一個(gè)無窮數(shù)，因此我們?nèi)藶榈匕芽v向磁距恢復(fù)到原來的63%時(shí)所需要的時(shí)間為一個(gè)單位T1時(shí)間，也叫T1值?！癟”就是Time，T1值一般以秒或毫秒為表示單位。T1是反映組織縱向磁距恢復(fù)快或慢的物理指標(biāo)，人體各種組織因組成成份不同而具有不同的T1值。3.1.3橫向弛豫橫向弛豫是一個(gè)從最大值恢復(fù)至零狀態(tài)的過程。在RF作用下，縱向的磁距發(fā)生了偏離，與中心軸有

30、了夾角，橫向上則出現(xiàn)了分磁距(Mxy)，當(dāng)B1終止后，橫向(XY平面)上的分磁距(Mxy)又將逐漸減少，直至回復(fù)到RF作用前的零狀態(tài)，這個(gè)過程就叫橫向弛豫。所需要的時(shí)間為橫向弛豫時(shí)間。象T1值一樣的原因，我們將橫向磁距減少至最大時(shí)的37%時(shí)所需要的時(shí)間為一個(gè)單位T2時(shí)間，也叫T2值。橫向弛豫與縱向弛豫是同時(shí)發(fā)生的。3.2核磁共振信號MR信號是MRI機(jī)中使用的接收線圈探測到的電磁波，它具有一定的相位、頻率和強(qiáng)度，根據(jù)這個(gè)信號的相位、頻率和強(qiáng)度的特征，結(jié)合它出現(xiàn)的時(shí)間先后秩序，可以用來進(jìn)行計(jì)算機(jī)空間定位處理和信號強(qiáng)度數(shù)字化計(jì)算及表達(dá)，在MRI圖像上反映出不同組織的亮暗特征。各種形態(tài)特征組織具有不同

31、的信號特點(diǎn)，將共同組成一幅亮度對比良好、信噪比較高、空間分辨率適中的MRI圖像。MRI成像過程中，每個(gè)組織都將經(jīng)過磁共振物理現(xiàn)象的全過程。組織經(jīng)過B1激發(fā)后，吸收能量，磁距發(fā)生偏離B0軸的改變，橫向(XY平面)上出現(xiàn)了磁距，處于高能態(tài)中。B1終止后，橫向上的磁距將很快消失，恢復(fù)至激發(fā)前的零狀態(tài)，其中B1激發(fā)而吸收的能量將通過發(fā)射與激發(fā)RF頻率相同的電磁波來實(shí)現(xiàn)能量釋放，這個(gè)電磁波就是MR信號的來源，也叫回波，是MRI的基礎(chǔ)。磁共振中的回波信號，實(shí)質(zhì)上是射頻信號，具有頻率和強(qiáng)度特點(diǎn)。磁共振成像設(shè)備中，接收信號用的線圈可以是同一線圈，也可以是方向相同的兩個(gè)線圈，線圈平面與主磁場B。平行，其工作頻率

32、需要盡量接近Larmor頻率，線圈發(fā)射RF脈沖對組織進(jìn)行激勵(lì)，在停止發(fā)射RF脈沖后進(jìn)行接收，RF脈沖停止作用后組織出現(xiàn)弛豫過程，磁化矢量只受主磁場B。的作用時(shí)，這部分質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)即自由進(jìn)動(dòng)因與主磁場方向一致，所以無法測量，而磁共振過程中受到射頻激勵(lì)而產(chǎn)生的橫向磁化矢量垂直并圍繞主磁場B。方向選進(jìn)，按電磁感應(yīng)定律（即法拉第定律），橫向磁化矢量Mxy的變化，能使位于被檢體周圍的接收線圈產(chǎn)生隨時(shí)間變化的感應(yīng)電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個(gè)感應(yīng)電流經(jīng)放大即為MR信號，由于弛豫過程中Mxy的幅度按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應(yīng)電流為隨時(shí)間周期性不斷衰減的振蕩電流，因?yàn)樗亲杂蛇M(jìn)動(dòng)感應(yīng)產(chǎn)生的，所以稱它為

33、自由感應(yīng)衰減（free induction decay，F(xiàn)ID）。90°RF脈沖后，由于受縱向弛豫時(shí)間T1和橫向弛豫時(shí)間T2的影響，磁共振信號以指數(shù)曲線形式衰減，因此它是一種自由衰減信號，其幅度隨時(shí)間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛豫速率（1/T2）。自由感應(yīng)衰減（FID）信號描述的是信號瞬間幅度與時(shí)間的對應(yīng)關(guān)系。實(shí)際上各質(zhì)子群的FID過程并不相同，所疊加在一起的總信號也不會(huì)是一個(gè)簡單的指數(shù)衰減曲線，因此，有必要將振幅隨時(shí)間變化的函數(shù)變成振幅隨頻率分布變化的函數(shù)?！案盗⑷~變換”就是將時(shí)間函數(shù)變換成頻率函數(shù)的方法。FID信號不僅提供幅值和頻率，它還提供幅值和頻率相關(guān)的相位的信息。一個(gè)自由感應(yīng)

34、衰減（FID）信號的產(chǎn)生，都是一個(gè)特定組織（受檢組織）在磁共振成像過程中產(chǎn)生且特有的，不同組織在受到同一個(gè)脈沖激發(fā)后產(chǎn)生的回波各不相同，相同的組織在受到不同的脈沖激發(fā)后的回波特點(diǎn)也不一樣，這是因?yàn)榻M織結(jié)構(gòu)的不同導(dǎo)致的磁共振特性（主要指T1、T2值）不同所致，而不同的脈沖序列就是要充分發(fā)掘和顯示組織的內(nèi)在特性不同而設(shè)計(jì)的?？偟膩碚f，組織在MRI上的亮暗差別隨回波信號不同而不同，F(xiàn)ID信號的表現(xiàn)特點(diǎn)要受到組織本身的質(zhì)子密度、T1值、T2值、運(yùn)動(dòng)狀態(tài)、磁敏感性等因素影響，成像時(shí)采用的不同脈沖組合序列及其相關(guān)的TR、TE值、翻轉(zhuǎn)角等都是為了顯示組織特性的。4磁共振成像的空間定位4.1 MRI的數(shù)據(jù)采集

35、方法4.1.1梯度磁場（gradient magnetic field）利用梯度磁場(G)實(shí)現(xiàn)MRI的空間定位，共有三種梯度磁場：橫軸位（Gz）、矢狀位（Gx）、冠狀位（Gy）。梯度磁場是在主磁場基礎(chǔ)上再外加的一種磁場，使成像時(shí)感興趣人體段塊受到的磁場強(qiáng)度出現(xiàn)微小的差別。根據(jù)磁共振的拉莫爾（Lamor）定律，人體組織在不同的磁場強(qiáng)度下，其共振頻率就會(huì)不同，這就形成了根據(jù)梯度磁場的變化達(dá)到空間定位的理論和實(shí)際應(yīng)用基礎(chǔ)。MRI的空間定位主要由梯度磁場來完成，在相對均勻的主磁場基礎(chǔ)上施加梯度磁場，將使人體不同部位的氫質(zhì)子處于不同的磁場強(qiáng)度下，因而具有不同的拉莫爾（Lamor）頻率。用不同的RF激發(fā)，

36、結(jié)果將選擇性地激發(fā)對應(yīng)的質(zhì)子，不斷變化的梯度磁場與對應(yīng)變化的RF發(fā)生放大器配合，將達(dá)到空間定位的目的。根據(jù)梯度磁場的變化來確定位置時(shí)，不需受檢病人的移動(dòng)，這是與CT成像明顯不同。梯度磁場性能是磁共振機(jī)性能的一個(gè)重要指標(biāo)，它可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的磁共振成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應(yīng)。同時(shí)梯度磁場的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF頻率的轉(zhuǎn)換。4.1.2層面選擇磁共振成像是多切面的斷層顯像。要使某一段大塊的人體組織分層面顯示，就要進(jìn)行層面定位，人為地分解組織器官成為許多具有一定層厚的斷面。橫軸位（Gz）、失狀位（Gx）、冠狀位（Gy）的梯度磁場可作為層面選擇梯度場，根據(jù)

37、要求做矢狀面、冠狀面還是橫斷面，只要通過電腦控制啟動(dòng)某一軸上的梯度場即可。如果采用第一層對應(yīng)梯度強(qiáng)度和頻率的RF激發(fā)，RF停止后出現(xiàn)的具有特定頻率的回波信號，將被計(jì)算機(jī)認(rèn)為是第一層面質(zhì)子的信號，然后再采用第二層對應(yīng)頻率的RF激發(fā)，如此重復(fù)，至最后一層，可以達(dá)到層面選擇的目的，所以MRI做任何斷面都不需移動(dòng)病人，只是啟動(dòng)不同的梯度場即可。4.2 MRI斷層平面信號的空間編碼以上僅對不同層面進(jìn)行分辨，出現(xiàn)的回波信號僅僅為一個(gè)層面的總和，一個(gè)層面中有128×256或256×256個(gè)像素，如何分辨？對一個(gè)層面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和頻率兩種編碼方法來實(shí)現(xiàn)定位

38、。層面分辨梯度是Z軸方向的話，我們可以在Y軸的上下方向上施加第二個(gè)梯度磁場，將上下空間位置的體素用不同相位狀態(tài)來分辨，我們稱這個(gè)梯度磁場為相位編碼梯度磁場，一個(gè)128×256矩陣可用128種不同相位來編碼，這時(shí)成像時(shí)間就與相位編碼數(shù)直接相關(guān)。這樣，我們用梯度磁場使層面的Z軸上和上下的Y軸上均有不同。但是，此時(shí)某一次激發(fā)后的回波仍是左右方向上一排像素(128或256個(gè))的總和，這一排如何分？這一排像素要用頻率編碼的方法來區(qū)分，在一個(gè)激發(fā)停止后，立即在這一排像素所在方向上再施加另一梯度磁場，稱為頻率編碼梯度磁場，使這一排上不同像素的質(zhì)子在弛豫過程中出現(xiàn)頻率不同，計(jì)算機(jī)可以識(shí)別此頻率的差異

39、而確定不同質(zhì)子的位置，頻率編碼與成像總時(shí)間沒有直接關(guān)系，故頻率編碼上的矩陣點(diǎn)數(shù)一般都為256。層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時(shí)間先后排列和協(xié)同工作，可以達(dá)到對某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。由以上我們已知，一次RF激發(fā)是對某一層面中的某一排(一般256個(gè))像素的同時(shí)激發(fā)，而且要間隔一個(gè)TR時(shí)間后再進(jìn)行該層面下一排像素的第二次激發(fā)，時(shí)間就與TR、層數(shù)、像素?cái)?shù)有關(guān)。這個(gè)定位過程是一個(gè)反復(fù)的過程，較CT的定位更復(fù)雜。4.3 MR圖像重建理論4.3.1K空間填充技術(shù)一次RF激發(fā)是相同相位編碼位置上的一排像素的同時(shí)激發(fā)，這一排像素的不同空間位置是由頻率編碼梯度場的定位作用確定的。因此相

40、位和頻率的相對應(yīng)就可明確某一信號的空間位置，所以，在計(jì)算機(jī)中，按相位和頻率兩種坐標(biāo)組成了另一種虛擬的空間位置排列矩陣，這個(gè)位置不是實(shí)際的空間位置，只是計(jì)算機(jī)根據(jù)相位和頻率不同而給予的暫時(shí)識(shí)別定位，這就是“K空間”。K空間實(shí)際上是MR信號的定位空間。在K空間中，相位編碼是上下、左右對稱的，從正值的最大逐漸變化到負(fù)值的最大，中心部位是相位處于中心點(diǎn)的零位置，而不同層面中的多次激發(fā)產(chǎn)生的MR信號被錯(cuò)位記錄到不同的K空間位置上。由于一排排像素的數(shù)量在同一序列中總是恒定的，使頻率變化范圍也恒定，某一排像素的頻率編碼起始頻率低，則最末一個(gè)像素的終末頻率也低，在K空間上相位變化的對稱性的前提下，導(dǎo)致處于K空

41、間頻率坐標(biāo)的中心位置的中等頻率值的像素會(huì)最多，總的合計(jì)信號強(qiáng)度將最大，所以K空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素的信號，在傅利葉轉(zhuǎn)換過程中的作用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。在K空間采集中，頻率和相位編碼的位置一一對應(yīng)，雖然圖像信號采集的矩陣為128×256或256×256，但K空間在計(jì)算機(jī)中為一個(gè)規(guī)整的正方形矩陣，如前所述，處于K空間中心區(qū)域的各個(gè)數(shù)值對圖像重建所起的作用要比周邊區(qū)域的更大，所以，在非常強(qiáng)調(diào)成像時(shí)間的腦彌散成像、灌注成像及心臟MRI成像時(shí)，為了節(jié)約時(shí)間，可以將周邊區(qū)域的K空間全部作零處理，不化時(shí)間去采集，節(jié)約一半的時(shí)間，可能導(dǎo)致小于10%的圖像

42、信噪比損失。這種特殊的成像方法就叫K空間零填充技術(shù)。K空間分段采集技術(shù)一般應(yīng)用于心臟快速M(fèi)RI成像，在FLASH或Turbo-FLASH等快速梯度成像時(shí)，一個(gè)序列常可在1秒鐘左右的時(shí)間內(nèi)完成，但對心臟來說仍然太慢，一個(gè)心動(dòng)周期不足一秒，運(yùn)動(dòng)偽影在所難免，且NEX只有一次時(shí)的圖像質(zhì)量不太理想。這時(shí)，可采用K空間分段采集的方法，將K空間分成8或16段，采用心電圖門控觸發(fā)的方法，使一段K空間的信號采集固定于心動(dòng)周期的某一個(gè)時(shí)段內(nèi)，達(dá)到心臟相對靜止的效果。一個(gè)序列被分解在8或16次心跳中完成，總時(shí)間也在一次屏氣時(shí)間允許之內(nèi)，這樣，既解決心臟跳動(dòng)偽影問題。4.3.2二維傅立葉圖像重建法二維傅立葉變換法是

43、MRI特有且最常用的圖像重建方法。K空間排列的原始數(shù)據(jù)，整合了相位、頻率和強(qiáng)度的信息，傅利葉轉(zhuǎn)換技術(shù)就是可以將以上的K空間信息逐行、逐點(diǎn)地解析和填補(bǔ)到真正的空間位置上去，形成很多幅反映信號強(qiáng)弱的MRI圖像。二維傅立葉變換可分為頻率和相位兩個(gè)部分，通過沿兩個(gè)垂直方向的頻率和相位編碼，可得出該層面每個(gè)體素的信息。不同頻率和相位結(jié)合的每個(gè)體素在矩陣中有其獨(dú)特的位置。計(jì)算每個(gè)體素的灰階值就形成一幅MR圖像。第章 射頻脈沖與脈沖序列（MRI脈沖序列）磁共振成像時(shí)對同一層面組織將重復(fù)地進(jìn)行RF激發(fā)，每次激發(fā)后，隨之出現(xiàn)弛豫過程，一般情況下，在成像過程中處在相同層面(Z軸位置相同)但處在不同Y軸位置的體素所

44、接受的RF激發(fā)的頻率是一樣的，只是時(shí)間有先后，相位有差異，因此要進(jìn)行第二次激發(fā)時(shí)，必須等待第一次激發(fā)后的回波采集完成，這種相鄰時(shí)間內(nèi)重復(fù)使用脈沖序列的間隔時(shí)間就稱為脈沖重復(fù)時(shí)間(Time of Repetition, TR)。TR時(shí)間影響被RF激發(fā)后質(zhì)子的弛豫恢復(fù)情況，TR長、恢復(fù)好。故TR延長，信噪比提高，可允許掃描的層數(shù)增多，T2影響(加權(quán))增加，T1影響(加權(quán))減少，但檢查時(shí)間延長。TR時(shí)間縮短，檢查時(shí)間縮短，T1影響(加權(quán))增加，信噪比降低，可允許掃描的層數(shù)減少，T2影響(加權(quán))減少。磁共振成像就是要對每次RF激發(fā)后的回波進(jìn)行采集，通過對采集到的回波進(jìn)行時(shí)間、頻率、相位、強(qiáng)度等數(shù)據(jù)的分

45、析和計(jì)算而獲得磁共振圖像，每次RF激發(fā)到回波采集的間隔時(shí)間就叫回波時(shí)間(Time of Echo, TE)。在MRI成像時(shí)，回波時(shí)間與信號強(qiáng)度成反比，TE延長，信噪比降低，但T2權(quán)重增加。TE縮短，信噪比增加，T1權(quán)重增加，T2對比減少。1自旋脈沖回波序列1.1自旋回波脈沖序列（spin echo，SE）自旋回波序列簡稱SE序列，是目前磁共振成像最基本，最常用的脈沖序列。SE序列采用900和1800的組合脈沖形式對人體組織進(jìn)行激發(fā)。SE序列的過程是先發(fā)射一個(gè)900 RF脈沖，在第一個(gè)900脈沖后，間隔TE/2時(shí)間后再發(fā)射一個(gè)1800 RF脈沖，此后再經(jīng)過TE/2時(shí)間間隔就出現(xiàn)回波信號，即可測量

46、（接受）回波信號的強(qiáng)度，從900 RF脈沖到接受回波信號的時(shí)間稱回波時(shí)間，即TE時(shí)間，兩個(gè)900 RF脈沖之間的時(shí)間稱重復(fù)時(shí)間，即TR時(shí)間。在第一個(gè)900脈沖后，在B0作用下形成的Z軸上的M0被翻轉(zhuǎn)到XY平面上，RF終止后，Z軸上的磁距逐漸恢復(fù)，XY平面上的磁距逐漸消失，XY平面上的磁距衰減或消失就是自由誘導(dǎo)衰減(FID)，是T2*衰減，受到組織T2值和磁場不均勻等因素的綜合影響，造成的質(zhì)子群的進(jìn)動(dòng)頻率快和慢的差別，結(jié)果他們的相位分散，信號難以采集和成像。SE序列中，在900脈沖后的1800脈沖可使XY平面上的磁距翻轉(zhuǎn)1800，產(chǎn)生重聚焦的作用，可使相位離散的質(zhì)子群在XY平面相位重新趨向一致，

47、消除因磁場不均勻?qū)е碌腡2*衰減，而且重聚焦時(shí)達(dá)到的XY平面磁距峰值就較大，可被磁共振線圈測得，此時(shí)測得的信號強(qiáng)度值就是MRI圖像中的亮度值。1800脈沖通常在TE時(shí)間的一半發(fā)出，1800脈沖后橫向上的磁距又將重新匯聚增大，測量1800脈沖后再聚焦XY平面上的磁距值是SE序列形成MRI圖像亮暗灰度差別的最基本原理，使用1800脈沖對橫向磁距重聚焦是其特點(diǎn)。1.2 T1加權(quán)像T1加權(quán)成像時(shí)要選擇較短的TR 和TE值，一般TR為500毫秒(ms)左右，TE為20ms左右，能獲得較好的T1加權(quán)圖像，簡稱T1像，有時(shí)簡寫為T1WI。T1加權(quán)圖像就是反映組織T1值差異的MRI圖像，由于人體組織存在組成成

48、份和組織結(jié)構(gòu)的千差萬別，所以我們在磁共振成像時(shí)選擇適當(dāng)?shù)膮?shù)，將能反映某一層面上各種組織的T1差別，這時(shí)的MRI圖像就是T1加權(quán)圖像，要形成T1加權(quán)圖像，在成像時(shí)要對MRI機(jī)選擇和設(shè)定適當(dāng)?shù)某上駞?shù)，就象拍照片時(shí)要先選擇好光圈和快門速度一樣，但MRI機(jī)要設(shè)定的成像條件要復(fù)雜得多，主要是脈沖序列、脈沖重復(fù)時(shí)間(TR)及回波采集時(shí)間(TE)等。在SE序列中，900脈沖后各種組織的縱向Z軸上的磁距值逐漸恢復(fù)，如TR較短時(shí)，也就是相鄰兩次900脈沖之間的間隔較短，T1時(shí)間較長的組織的縱向磁距大部分尚未恢復(fù)， SE序列中1800脈沖是在TE時(shí)間的一半值激發(fā)的，再聚焦后出現(xiàn)的橫向磁距就小，所以測得的信號強(qiáng)

49、度值較小，因此，短TR和短TE的SE序列主要反映組織間兩次900脈沖后縱向Z軸上恢復(fù)的磁距大小，受T2值影響小，也就是形成T1加權(quán)圖像。當(dāng)TR時(shí)間較長時(shí)，各種組織的縱向Z軸上的復(fù)原均較完全，此時(shí)組織T1值不同對圖像的影響很小，就不是T1加權(quán)圖像了。所以，SE序列T1加權(quán)成像時(shí)要選擇較短的TR 和TE值，一般TR為500毫秒(ms)左右，TE為20ms左右，能獲得較好的T1加權(quán)圖像。1.3 T2加權(quán)像T1加權(quán)成像時(shí)要選擇長TR和長TE可獲得T2加權(quán)圖像，具體地說，TR為2500ms，TE為100ms左右時(shí)，主要反映組織T2值不同的MRI圖像稱為T2加權(quán)圖像，簡稱T2 像，有時(shí)簡寫為T2WI。T2

50、像的形成主要通過設(shè)定MRI成像參數(shù)來實(shí)現(xiàn)，選擇適當(dāng)?shù)某上裥蛄?、TR值和TE值就可。在 SE序列中，TR長短實(shí)際上是提供組織縱向磁距復(fù)原時(shí)間的長短，當(dāng)TR時(shí)間較長時(shí)，各種不同組織的縱向磁距均已基本恢復(fù)，T1對圖像形成的影響減少。在900脈沖后，組織因T2弛豫和磁場不均勻的影響，橫向磁距快速衰減和消失，但1800的脈沖重聚焦作用使橫向磁化又復(fù)出現(xiàn)，這樣可消除因磁場不均勻?qū)е碌南辔豢焖俑淖兊臋M向去磁化作用，但此時(shí)復(fù)原的橫向磁距不會(huì)與900脈沖激發(fā)后瞬時(shí)的量值一樣，原因就是真正的T2弛豫在發(fā)生作用。在TR足夠長時(shí)，我們可使用多個(gè)1800脈沖，對900脈沖后的橫向磁距反復(fù)再聚焦，形成多個(gè)回波信號，這時(shí)T

51、2值長的組織因橫向磁距仍然存在而出現(xiàn)回波信號，在 MRI圖像上出現(xiàn)了高信號，而T2時(shí)間短的組織在后面的1800脈沖激發(fā)時(shí)幾乎不再有回波信號，所以，在T2加權(quán)MRI圖像上，T2值長的組織呈高信號，T2值短的組織呈低信號1.4質(zhì)子密度加權(quán)像N（H）加權(quán)像一般采用較長TR和較短TE時(shí)可獲得質(zhì)子密度加權(quán)圖像，具體地說，TR為2500ms左右，TE為30ms左右時(shí)，SE序列成像可獲得較好的質(zhì)子密度加權(quán)圖像。質(zhì)子密度是反映單位組織中質(zhì)子含量的計(jì)量值，也就是說單位組織中的質(zhì)子含量多少。特別提醒的是質(zhì)子密度高的組織不一定重量大，如上述的脂肪組織，質(zhì)子密度很高，但重量是較輕的。質(zhì)子密度低的物質(zhì)可以是重量大的人體

52、骨組織，也可以是重量很輕的空氣。由于磁共振成像是一個(gè)對氫原子的激發(fā)和回波采集過程，組織的質(zhì)子密度與MRI圖像中的信號有直接的關(guān)系，所以質(zhì)子密度低的組織在MRI圖像中一般都為低信號的黑影。選用比受檢組織T1長的TR那么質(zhì)子群磁化在下一個(gè)周期的RF脈沖到來時(shí)已全部得到恢復(fù)，這時(shí)回波信號幅度與組織T1無關(guān)，而與組織的質(zhì)子密度和T2有關(guān)。再選用比受檢組織T2明顯短的TE，則回波信號幅度與質(zhì)子密度（即氫原子數(shù)量）有關(guān)，這種圖像稱為質(zhì)子密度加權(quán)像。在MRI成像中，沒有質(zhì)子則MR信號一定很低，但組織的質(zhì)子密度高不一定呈高信號，這是因?yàn)橛绊懶盘柛叩瓦€有T1、T2等其他因素。如果兩種組織質(zhì)子密度都很高，信號卻不

53、一定有差別，我們做MRI成像是要發(fā)現(xiàn)兩種組織的信號差別，而不是單純獲得信號，實(shí)際上各種軟組織的質(zhì)子密度差別大多不如其T1或T2值相差大，所以目前許多情況下醫(yī)生更重視T1或T2加權(quán)圖像。在SE序列中，TR短才能形成T1加權(quán)圖像，TR長就消除了T1值對圖像的影響，但TR長是形成T2加權(quán)圖像的一個(gè)條件，TR長還需要TE長，才能更好地顯示組織T2值的不同。如果此時(shí)TE太短，就不能反映T2值的不同，那么此時(shí)TR較長T1值影響不大，TE較短T2值影響也不大，這時(shí)的MR圖像上信號強(qiáng)度差別主要由組織間質(zhì)子密度不同所致，這就是質(zhì)子密度加權(quán)成像。在具體工作中，T2加權(quán)成像序列的第一個(gè)回波或第二個(gè)回波形成的圖像就是

54、質(zhì)子密度加權(quán)圖像，可以在T2加權(quán)成像序列中增加一個(gè)短TE的回波就可以了，無需為了質(zhì)子密度而專門做一個(gè)序列的成像。2反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列2.1反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列（inversion recocery，IR）的理論基礎(chǔ)反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列（inversion recovery，IR）包括一個(gè)180°反轉(zhuǎn)脈沖、一個(gè)90°激發(fā)脈沖與一個(gè)180°復(fù)相脈沖組成。反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列IR先使用一個(gè)1800脈沖激發(fā)M0，使質(zhì)子群的磁化矢量由順磁場取向的縱（Z）翻轉(zhuǎn)至負(fù)Z ，當(dāng)RF停止后M（磁化矢量）將逐漸恢復(fù)，組織間T1差別可以較使用900脈沖更好地顯現(xiàn)出來，因此IR序列主要是反映組織間T1值的不

55、同。在第一個(gè)1800脈沖之后，IR序列還使用一個(gè)900脈沖序列來對縱向磁距進(jìn)行900翻轉(zhuǎn)，1800脈沖與此900脈沖之間的時(shí)間間隔稱為TI(Inversion Time)反轉(zhuǎn)時(shí)間。900脈沖后就和SE序列一樣在TE時(shí)間的一半值再使用一個(gè)1800脈沖實(shí)現(xiàn)橫向磁距再聚焦和信號讀出。所以IR脈沖相當(dāng)于在SE脈沖序列前使用一個(gè)1800脈沖來先行翻轉(zhuǎn)激發(fā)。IR成像時(shí)，第一個(gè)1800脈沖后，經(jīng)過TI時(shí)間的弛豫，有些T1值較長的組織，縱向磁距尚處于負(fù)值，有些組織T1時(shí)間較短，縱向磁距可能已恢復(fù)至正的某一值，但無論縱向磁距恢復(fù)到正值或負(fù)值，900脈沖后在XY平面上的磁距值是其絕對值，因?yàn)橹挥写私^對值才與采集到

56、的信號強(qiáng)度和頻率有關(guān)，也就是說這兩種組織的信號強(qiáng)度值是一樣的，所以TI對圖像信號的形成非常重要。T1如果較長，大部分組織的縱向磁距已恢復(fù)至正值，這時(shí)T1值對圖像信號對比起決定性作用，形成T1加權(quán)像，但I(xiàn)R形成的T1加權(quán)像因T1的參與，費(fèi)時(shí)長，信噪比低，一般不常用。如果T1較短，可能不同組織恢復(fù)到正值和負(fù)值的絕對值相仿，900脈沖后的信號強(qiáng)度值就相差不大，也就是說組織T1值對圖像的影響很小，形成的圖像就是T2加權(quán)像。由于存在部分組織在TI時(shí)間里正好恢復(fù)至0值附近的情況，這部分組織的信號就會(huì)很弱，所以IR圖像的信噪比一般較低。IR脈沖序列的主要優(yōu)點(diǎn)是T1對比度效果好，SNR高；缺點(diǎn)是掃描時(shí)間長。I

57、R序列的成像參數(shù)包括反轉(zhuǎn)時(shí)間（time of inversion, TI）、TE、TR。TI為初始180°RF脈沖與90°RF脈沖之間的間隔。操作者在成像時(shí)可控制這三個(gè)脈沖間的延遲時(shí)間，從而決定圖像的加權(quán)特性。TI是IR序列圖像對比的主要決定因素，尤其是T1對比的決定因素。TI的作用類似于SE序列中的TR，而IR序列的TR對T1加權(quán)程度的作用相對要小，但TR必須足夠長，才能容許在下一個(gè)脈沖序列重復(fù)之前，使Mz的主要部分得以恢復(fù)。由于IR序列對分辨組織的T1值極為敏感，所以傳統(tǒng)IR序列一直采用長TR和短TE來產(chǎn)生T1WI。TE是產(chǎn)生T2加權(quán)的主要決定因素，近年來在IR SE序列中應(yīng)用長TE值也能獲得T2WI。盡管如此，IR序列主要還