醫(yī)學(xué)影像系統(tǒng)原理6課件

1、 醫(yī)學(xué)影像系統(tǒng)原理:磁共振圖像重建技術(shù)丁明躍華中科技大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程系“圖像信息處理與智能控制”教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室2022/9/3012 一、MRI脈沖序列二、層面選擇三、體元編碼與圖像重建四、功能磁共振成像 （ fMRI ）目錄 3GE 3T MRI Scanner開(kāi)放式磁共振成像系統(tǒng)4國(guó)產(chǎn)開(kāi)放式磁共振成像系統(tǒng)(0.3T)57FID與自旋回波信號(hào)自由感應(yīng)衰減（Free Induction Delay,FID）FID按T2*衰減，所以生存時(shí)間有限。磁場(chǎng)均勻性越低，其衰減速度越快，因此很難獲得良好的信號(hào)。在MRI中通常需要對(duì)FID信號(hào)進(jìn)行處理，使其重現(xiàn)，再采集信號(hào)。自旋回波（spin echo,

2、SE）就是MRI中一種常用的信號(hào)。FID信號(hào)波形8MRI脈沖序列所謂脈沖序列（pulse sequence)，就是具有一定帶寬、一定幅度的射頻脈沖與梯度脈沖的有機(jī)組合。MRI有名目繁多的掃描序列，下面給出脈沖序列的幾種分類(lèi)方法。、按檢測(cè)信號(hào)分類(lèi)、按用途分類(lèi)、根據(jù)掃描速度的快慢分類(lèi)。10按檢測(cè)信號(hào)分類(lèi)直接測(cè)定FID信號(hào)的序列測(cè)定自旋回波的序列（自旋回波序列）測(cè)定梯度回波的序列（梯度回波序列）11按用途和掃描速度分類(lèi)按用途分類(lèi)：可將MRI脈沖序列分為通用序列和專(zhuān)用序列兩大類(lèi)。 通用序列用于人體各組織的正常顯像；心臟電影成像序列、各種脂肪抑制序列以及偽影抑制序列等則是專(zhuān)用序列。按掃描速度分類(lèi)：MRI

3、脈沖序列又可分為快速成像序列和普通序列兩大類(lèi)。12部分飽和脈沖序列部分飽和（Partial saturation，PS）脈沖序列又叫飽和恢復(fù)（ saturation recovery，SR ）脈沖序列，簡(jiǎn)稱(chēng)為SR序列。SR序列的信號(hào)強(qiáng)度與序列重復(fù)時(shí)間（TR）密切相關(guān)。當(dāng)TR遠(yuǎn)大于T1時(shí)，在系統(tǒng)充分馳豫的條件下，TR信號(hào)的幅度達(dá)到最大，這時(shí)所需的掃描時(shí)間長(zhǎng)。當(dāng)TR遠(yuǎn)小于T1時(shí)，由于大部分質(zhì)子尚未馳豫，接踵而來(lái)的90度激勵(lì)脈沖將使系統(tǒng)陷入飽和而無(wú)信號(hào)輸出。如果在T1同一量級(jí)內(nèi)選取TR，掃描時(shí)間就不會(huì)延長(zhǎng)太多，原子系統(tǒng)的飽和也不至于太深。此時(shí)用該方案測(cè)量FID信號(hào)就是可行的，這就是部分飽和名稱(chēng)的由來(lái)

4、。14自旋回波脈沖序列自旋回波脈沖序列是目前臨床上磁共振成像中做基本、最常用的脈沖序列之一。 自旋回波是指以90度脈沖開(kāi)始，后續(xù)以180度相位重聚焦脈沖，以獲得有用信號(hào)的脈沖序列。15頻散與相散受激勵(lì)后的質(zhì)子群將經(jīng)受或強(qiáng)或弱的小磁場(chǎng)，使得一部分核以較快的頻率進(jìn)動(dòng)，另一部分以較慢的頻率進(jìn)動(dòng)。結(jié)果使進(jìn)動(dòng)快的質(zhì)子在前、進(jìn)動(dòng)慢的質(zhì)子在后。由于各核磁矩的相移值大小不一，就出現(xiàn)了散相，即質(zhì)子群的進(jìn)動(dòng)失去同步而分散在xoy面上，這就是所謂的“頻散導(dǎo)致相散”現(xiàn)象。上述相散過(guò)程就是橫向弛豫過(guò)程。核磁矩的相散表現(xiàn)為實(shí)際橫向弛豫時(shí)間短于本征弛豫時(shí)間T2，這種情況下，如果直接測(cè)量FID信號(hào)，留給采樣的時(shí)間是極其短暫的

5、。17當(dāng)在y軸方向再次施加180脈沖時(shí)，其結(jié)果就是轉(zhuǎn)動(dòng)快的質(zhì)子在后、轉(zhuǎn)動(dòng)慢的質(zhì)子反而在前。經(jīng)過(guò)一定的時(shí)延，正好可使上述相移為零，從而獲得相位重聚（相位相干）。將自旋系統(tǒng)在180脈沖作用下達(dá)到相位重聚的過(guò)程示于圖30-10和圖30-11中。圖30-10表示單一質(zhì)子在xoy面上的相位變化情況，而圖30-11描繪質(zhì)子群的相位會(huì)聚過(guò)程。1819202122自旋回波序列的時(shí)序及信號(hào)強(qiáng)度90度脈沖是SE序列的準(zhǔn)備脈沖（寬度約為1ms左右）。在它的作用下，宏觀磁化矢量迅速倒向XY面，而180度脈沖就是上面所說(shuō)的相位重聚脈沖，也叫復(fù)相脈沖。它的作用是改變XY平面內(nèi)所有質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)方向，使失相的質(zhì)子達(dá)到相位重聚。

6、質(zhì)子吸收180度脈沖的射頻能量后，將以自旋回波的形式放出能量。從90度脈沖到回波信號(hào)出現(xiàn)的時(shí)間為SE序列的回波時(shí)間。24散相重聚過(guò)程質(zhì)子群相位會(huì)聚后，M的橫向分量再次信號(hào)，此時(shí)接收線圈中又可再次檢測(cè)到FID信號(hào)即SE信號(hào)（稱(chēng)為自旋回波）。由于180脈沖可反復(fù)施加，就可得到一系列回波信號(hào)，如圖30-12所示。從圖中可以看出，多個(gè)180脈沖激發(fā)了多個(gè)自旋回波，但回波的幅度卻依次降低，這是本征T2作用的結(jié)果。自旋回波屬于一種能量守恒的散焦聚焦過(guò)程，也可稱(chēng)為散相重聚過(guò)程。25自旋回波序列族在實(shí)際應(yīng)用中，根據(jù)成像質(zhì)量和速度的不同要求，發(fā)展了許多以SE為基礎(chǔ)的掃描脈沖序列，形成了所謂的自旋回波序列族（sp

7、in echo sequence family）。例如，有單回波SE序列、雙回波SE序列和多回波SE序列；有單層面SE序列和多層面SE序列等。272829梯度回波脈沖序列梯度回波（GRE, gradient echo)又叫場(chǎng)回波（field echo），是指通過(guò)有關(guān)梯度場(chǎng)方向的翻轉(zhuǎn)而產(chǎn)生回波信號(hào)梯度回波與自旋回波的區(qū)別主要在于兩者產(chǎn)生回波的激勵(lì)方式不同； 此外，SE序列以一個(gè)90度脈沖進(jìn)行激勵(lì)，將磁化矢量激勵(lì)至XY面上進(jìn)行檢測(cè)，而GRE序列總是以一個(gè)小于90度的RF脈沖開(kāi)始，即采用的是小角度激勵(lì)。30在GRE序列中，激發(fā)脈沖一結(jié)束，便在讀出梯度（頻率編碼）方向上施加一個(gè)先負(fù)后正的梯度脈沖。梯度

8、脈沖的方向變化稱(chēng)為梯度翻轉(zhuǎn)（gradient reversal ），該梯度翻轉(zhuǎn)脈沖與主磁場(chǎng)B0疊加后的梯度場(chǎng)將經(jīng)歷一次從大到小又從小到大的變化過(guò)程，該方向上質(zhì)子群的進(jìn)動(dòng)頻率也隨之發(fā)生變化。這種由梯度脈沖產(chǎn)生的回波稱(chēng)為梯度回波。3132小角度激勵(lì)及其應(yīng)用受激的自旋系統(tǒng)馳豫到穩(wěn)定狀態(tài)需要一定的時(shí)間。如果連續(xù)在此之前實(shí)施下一次激勵(lì)，磁化矢量越來(lái)越小，自旋系統(tǒng)的質(zhì)子出現(xiàn)飽和，導(dǎo)致信號(hào)幅度變小甚至消失。為此，各種成像序列只好采用較長(zhǎng)的TR時(shí)間，但長(zhǎng)TR是限制成像速度的重要因素。如果采用小于90度的射頻脈沖進(jìn)行激發(fā)，既能得到所需的橫向磁化分量，且由于翻轉(zhuǎn)變小、磁化強(qiáng)度矢量的弛豫時(shí)間變短，可有效縮短掃描序列

9、的TR。小角度激勵(lì)首先GRE序列中采用，故它和GRE緊密聯(lián)系在一起。33擾相梯度和相位重聚梯度在SE序列中，由于滿(mǎn)足TR遠(yuǎn)大于T2的條件，下一個(gè)RF脈沖到來(lái)時(shí)橫向磁化矢量已基本恢復(fù)，該橫向磁化對(duì)繼之而來(lái)的回波信號(hào)幾乎沒(méi)有影響。但是在GRE序列中，由于TR遠(yuǎn)小于T2，在下一周期的脈沖中就有可能保留相當(dāng)?shù)臋M向磁化，造成圖像的帶狀偽影（banding artifact）出現(xiàn)。由此可見(jiàn)，在下一個(gè)RF出現(xiàn)之前，處理好GRE序列的剩余橫向磁化是很有必要的。通常用相位破壞和相位重聚兩種方法來(lái)減少剩余磁化的影響，兩者均需施加一定的梯度脈沖。34橫向 磁化或磁化矢量MXY的橫向分量M是由小磁矩的相位相干所形成的

10、。因此，只要破壞其他相干性，剩余MXY就會(huì)消失，但有用的縱向分量MZ依然存在。破壞M XY所使用的梯度又叫擾相梯度或相位梯度方向同時(shí)加入，使三個(gè)方向均出現(xiàn)同方向相位發(fā)散。這樣，下個(gè)RF激勵(lì)出現(xiàn)時(shí)就不會(huì)有相干信號(hào)存在。實(shí)施擾相的GRE序列可以在較短的TR下獲得更大權(quán)重的T1像，但會(huì)增加機(jī)器負(fù)擔(dān)并延長(zhǎng)TR。擾相的目的還可以通過(guò)施加一定的RF脈沖來(lái)達(dá)到。35另一種對(duì)橫向磁化進(jìn)行處理的方法叫相位重聚，其思路與擾相法正好相反。相位重聚不僅不消除質(zhì)子的相位狀態(tài)，反而在相位編碼和頻率編碼兩個(gè)方向施加適當(dāng)?shù)姆聪蛱荻让}沖。這一反向梯度叫做相位重聚梯度（ rephasing gradient）或相位補(bǔ)償梯度（co

11、mpensation gradient ）。由此看來(lái)，相位重聚梯度脈沖的作用就是促使“零相位”的出現(xiàn)。這種用梯度脈沖進(jìn)行相位重聚的方法仍然會(huì)加大梯度系統(tǒng)的負(fù)擔(dān)。3637梯度回波序列的評(píng)價(jià)GRE序列最顯著的特點(diǎn)是快速成像,是快速成像序列中較為成熟的一種.GRE序列的優(yōu)點(diǎn)主要體現(xiàn)在下述幾個(gè)方面:不用90度脈沖激發(fā)，使得縱向弛豫時(shí)間縮短，可以用短TR成像。用梯度的翻轉(zhuǎn)代替180度相位重聚脈沖。這不僅有利于使用短TR實(shí)施掃描，更重要的是它將有效地減少受檢者的射頻能量沉積。由于上述短TR的應(yīng)用，實(shí)現(xiàn)了快速的T2*掃描。38GRE序列的缺點(diǎn)有：不能獲取純T2圖象。對(duì)梯度系統(tǒng)的要求較高，掃描時(shí)整個(gè)梯度系統(tǒng)的

12、負(fù)擔(dān)加重，梯度切換時(shí)產(chǎn)生的噪聲也進(jìn)一步加大。SNR較低。如果應(yīng)用長(zhǎng)TE進(jìn)行掃描，則很容易導(dǎo)致磁敏感性偽影和化學(xué)位移偽影等多種偽影。其圖像質(zhì)量在很大程度上受磁場(chǎng)均勻性影響。39反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列反轉(zhuǎn)恢復(fù)（Inversion recovery, IR）脈沖序列是在180度RF脈沖的激勵(lì)下，先使成像層面的宏觀磁化強(qiáng)度矢量M翻轉(zhuǎn)至主磁場(chǎng)的反方向，并在其弛豫過(guò)程中施以90度重聚脈沖，從而檢測(cè)FID信號(hào)的脈沖序列。IR序列中，180度脈沖使平衡狀態(tài)下與B0同向的M0倒向-Z軸方向。180度脈沖一停止，縱向馳豫過(guò)程立刻開(kāi)始，當(dāng)TI足夠長(zhǎng)時(shí)，MZ（t）將經(jīng)歷一個(gè)從-M0到0，再?gòu)?到M0方向增長(zhǎng)的變化過(guò)程。IR

13、序列時(shí)，縱向磁化是從-M0開(kāi)始馳豫的。因此，MZ恢復(fù)所需的時(shí)間要比SR序列長(zhǎng)，即IR序列有更大的動(dòng)態(tài)檢測(cè)范圍（對(duì)組織T1的分辨力相應(yīng)增強(qiáng)），這也是選用180度脈沖進(jìn)行激發(fā)的原因。4041平面回波成像序列回波平面成像（echo plane imaging，EPI）是當(dāng)今最快速的成像方法，通?？梢栽?0ms之內(nèi)采集一幅完成的圖像，使每秒獲取的圖像達(dá)到20幅。它不僅能使運(yùn)動(dòng)器官“凍結(jié)”，顯示清晰的斷層圖像，而且不用門(mén)控就能實(shí)時(shí)地顯示心臟的動(dòng)態(tài)圖像。此外，通過(guò)在腦功能成像、擴(kuò)散成像和灌注成像等方面的應(yīng)用，EPI序列正在開(kāi)拓著更多的應(yīng)用領(lǐng)域。EPI是在梯度回波的基礎(chǔ)之上發(fā)展而來(lái)，是一種在一次激發(fā)后得到所

14、有空間信息的序列。42層面選擇在MRI的二維成像過(guò)程中，為了獲取某一層面的信號(hào)，必須去除該層面以外的影響因素。采用層面選擇梯度磁場(chǎng)和特定中心頻率脈沖共同作用，使某一選擇層面被激發(fā)而鄰近組織不被激發(fā)，從而實(shí)現(xiàn)選層。沿Z軸施加一個(gè)線性梯度磁場(chǎng)，沿梯度方向上不同位置的自旋磁場(chǎng)強(qiáng)度不同，因而可在不同的頻率上進(jìn)動(dòng)，但與Z軸垂直的每一個(gè)平面的自旋的進(jìn)動(dòng)頻率相同。當(dāng)使用一個(gè)單色頻率（僅含一個(gè)頻率）脈沖激發(fā)時(shí)，僅有進(jìn)動(dòng)頻率與射頻頻率相等的某一平面自旋能夠被激發(fā)產(chǎn)生核磁共振，其余平面不能產(chǎn)生共振。43由于單色射頻頻率相等的頻率，所以不能產(chǎn)生層面厚度。將單色頻率改用具有一定頻率帶寬的頻率，其所激發(fā)的層面厚度隨之增

15、加。改變射頻的中心頻率，則激發(fā)層面位置隨之改變。用同樣的方法可以實(shí)現(xiàn)在X軸及Y軸方向的選擇。由此可見(jiàn)，使用選層梯度及一定中心頻率的射頻脈沖可實(shí)現(xiàn)選層，改變射頻脈沖的中心頻率可實(shí)現(xiàn)不同層面的選擇，改變射頻帶寬可控制層面的厚度。在梯度磁場(chǎng)一定時(shí)，層面與射頻帶寬呈正比；在射頻帶寬一定時(shí)，選層方向磁場(chǎng)梯度與層厚呈反比。4445464748體元編碼與圖像重建MR信號(hào)是宏觀磁化矢量經(jīng)激發(fā)后在線圈內(nèi)感應(yīng)出的信號(hào)，是自旋系統(tǒng)信號(hào)的總和，無(wú)空間位置信息，不能形成圖像，必須對(duì)其進(jìn)行空間編碼及圖像重建方可得到MR圖像。MRI的空間編碼技術(shù)是采用梯度磁場(chǎng)，以達(dá)到選層和體素編碼的目的。采用梯度磁場(chǎng)來(lái)改變MRI系統(tǒng)成像空

16、間各點(diǎn)的磁場(chǎng)強(qiáng)度，以獲得成像所需空間分辨率的設(shè)想，是勞特伯于1973年提出的。49完成層面選擇后，如何使選定的層面變成一幅二維圖像呢？將所選擇的層面在相互垂直的兩個(gè)方向上（X、Y軸），分別將其分割為相同間距的若干行及相同間距的若干列，形成具有相同體積的若干小立方體，每個(gè)小立方體稱(chēng)為一個(gè)體素（voxel）。MR圖像是由眾多不同灰度值的矩形基本像單元組成，每個(gè)基本像單元稱(chēng)為一個(gè)像素（pixel）。構(gòu)成整幅圖像的像素的行數(shù)與列數(shù)的積稱(chēng)為圖像的顯示矩陣。產(chǎn)生圖像的K-空間原始數(shù)據(jù)的行數(shù)與列數(shù)的積稱(chēng)為采集矩陣。50MR圖像重建從每個(gè)體素的MR 信號(hào)中獲得與像素灰度值有關(guān)的數(shù)據(jù)并產(chǎn)生MR圖像，即所謂MR圖

17、像重建，是采用傅立葉變換(fourier transform, FT)圖像重建方法來(lái)實(shí)現(xiàn)的，包括一維、二維和三維傅立葉變換圖像重建法。所謂傅立葉變換就是將信號(hào)的時(shí)間強(qiáng)度函數(shù)關(guān)系，變換為頻率強(qiáng)度的函數(shù)關(guān)系51一維MR圖像重建成像一維傅立葉變換圖像重建法類(lèi)似于CT投影圖像重建法。先在X軸上對(duì)選定層面施加頻率編碼梯度磁場(chǎng)Gx，使從左到右的每列體素的自旋在不同的頻率上進(jìn)動(dòng)，而Y軸上每行體素的自旋進(jìn)動(dòng)頻率相同。此時(shí)施加寬帶頻率激發(fā)脈沖，被激發(fā)層面所產(chǎn)生的MR信號(hào)經(jīng)一維傅立葉變換便可得到每種頻率的信號(hào)強(qiáng)度，即每列體素的信號(hào)強(qiáng)度，也是每列體素信號(hào)強(qiáng)度的投影值。將頻率編碼梯度旋轉(zhuǎn)一個(gè)角度，進(jìn)行第二次編碼并獲得

18、投影值。如此反復(fù)便可獲得足夠的投影值，通過(guò)數(shù)學(xué)運(yùn)算獲得每個(gè)體素的信號(hào)強(qiáng)度，重建成一幅二維MR圖像。52二維MR圖像重建在一維傅立葉變化圖像重建過(guò)程中，僅使用了頻率編碼梯度磁場(chǎng)。實(shí)際上，還可以使用與之垂直的另一維編碼梯度，即所謂相位編碼梯度磁場(chǎng)Gy，相位編碼梯度使沿該梯度磁場(chǎng)方向的自旋在不同的相位上進(jìn)動(dòng)。對(duì)一個(gè)選定層面的體素進(jìn)行相位編碼和頻率編碼，這樣每個(gè)體素在產(chǎn)生MR信號(hào)時(shí)便具有二維空間信息，經(jīng)相位編碼梯度多次重復(fù)，即可獲得足夠的信號(hào)確定每一體素的空間位置和信號(hào)強(qiáng)度，重建成二維MR圖像。5354K-空間 K-空間(K-space)就是指空間頻率K所對(duì)應(yīng)的頻率空間，它是一個(gè)抽象的頻率空間?？臻g頻

19、率是指周期性波動(dòng)函數(shù)在空間一定方向上單位距離的波動(dòng)周期數(shù)，單位是周/m。K是一個(gè)空間矢量，通常又以三個(gè)相互垂直的分矢量Kx、Ky、Kz替代它。三個(gè)相互垂直的矢量Kx、Ky、Kz正好對(duì)應(yīng)于一個(gè)三維空間坐標(biāo)系，這個(gè)由Kx、Ky、Kz所決定的空間坐標(biāo)系以空間頻率為單位，其對(duì)應(yīng)的頻率空間即為K-空間?？梢?jiàn)，K-空間內(nèi)每一個(gè)點(diǎn)對(duì)應(yīng)一個(gè)具有三維空間頻率的波信號(hào)。如果空間頻率K僅有二維空間頻率，其對(duì)應(yīng)的K-空間為一個(gè)二維K-空間。55 二維K-空間內(nèi)每一個(gè)點(diǎn)對(duì)應(yīng)一個(gè)具有二維空間頻率的波信號(hào)，為一個(gè)二維K-空間內(nèi)幾個(gè)具有二維空間頻率的波信號(hào)。反之，任何一個(gè)具有三維或二維空間頻率的波信號(hào)都可以在K-空間內(nèi)找到一

20、個(gè)對(duì)應(yīng)的“存放位置”。所以，在MRI中K-空間又稱(chēng)為原始數(shù)據(jù)空間。56二維傅立葉變換所謂二維傅立葉變換就是將一個(gè)隨時(shí)間周期波動(dòng)的信號(hào)變換成一個(gè)具有二維空間頻率的信號(hào)，這樣才能將其置于K-空間的相應(yīng)位置，構(gòu)成原始數(shù)據(jù)空間。從K-空間的結(jié)構(gòu)可以看出，K-空間中心位置的數(shù)據(jù)點(diǎn)所代表的波信號(hào)的空間頻率低、幅度大、信號(hào)強(qiáng)；而K-空間邊緣部位的數(shù)據(jù)點(diǎn)所代表的波信號(hào)的空間頻率高、幅度小、信號(hào)弱。在MR成像中，K-空間的原始數(shù)據(jù)都是正弦波信號(hào)，正弦函數(shù)是奇函數(shù)，其函數(shù)值具有原點(diǎn)對(duì)稱(chēng)性。因此，一個(gè)二維K-空間一、三象限數(shù)據(jù)完全相同，二、四象限數(shù)據(jù)也完全相同。理論上講，一半K-空間數(shù)據(jù)即可表征一完整的K-空間數(shù)據(jù)

21、特征。利用K-空間的圖像重建利用K-空間進(jìn)行圖像重建的方法，在日常生活中隨處可見(jiàn)，如照相機(jī)透鏡的中心平面即是一個(gè)二維K-空間，它將人體反射的光“過(guò)濾”，使其按照不同的空間頻率排列在K-空間內(nèi)。中心部位是低頻光，邊緣部位是高頻光。K-空間中的每一列光波在透鏡后方的膠片上再相互疊加，產(chǎn)生影像。MRI二維傅立葉變換圖像重建就是借鑒這種方法。首先使每一個(gè)MR信號(hào)變成一個(gè)具有二維空間頻率的波信號(hào)，并置于K-空間的相應(yīng)位置，這就是2DFT；再將K-空間內(nèi)每個(gè)原始數(shù)據(jù)的所代表的波相互疊加產(chǎn)生MR圖像，這就是傅立葉逆變換。5758三維MR圖像重建通過(guò)MR圖像重建過(guò)程的理解，可以看出K-空間的每一個(gè)數(shù)據(jù)代表MR

22、圖像的一種“成份”，MR的每個(gè)像素信號(hào)，由K-空間內(nèi)所有數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的信號(hào)疊加產(chǎn)生，像素和K-空間數(shù)據(jù)點(diǎn)不是一一對(duì)應(yīng)關(guān)系。三維傅立葉變換圖像重建與二維傅立葉變換方法基本一致，只是在層面選擇方向改為相位編碼梯度，射頻激發(fā)范圍由二維的平面擴(kuò)展為一個(gè)容積，每個(gè)信號(hào)都具有三維空間頻率（Kx、Ky、Kz），被置于相應(yīng)三維K-空間內(nèi)，圖像重建與二維相同。三維傅立葉變換由于采用二維相位編碼機(jī)制，所以，成像時(shí)間長(zhǎng)，但信噪比相應(yīng)較高，可以達(dá)到較高的空間分辨力。所以，在高分辨力成像及MRA中較常用。59MR圖像與信號(hào)的關(guān)系通常MR圖像像素的亮度對(duì)應(yīng)于相應(yīng)體素產(chǎn)生MR信號(hào)的磁化矢量的幅度。這個(gè)磁化矢量的幅度，通常使用

23、一對(duì)相位差為90的一對(duì)線圈（又稱(chēng)正交檢測(cè)線圈）來(lái)檢測(cè)。如圖28-20，S1、S2為一對(duì)正交線圈，S1平面垂直于Y軸，S2平面垂直于X軸，橫向磁化Mxy在XY平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)時(shí)的任一時(shí)刻，雖然不能看到Mxy的大小及具體位置，但Mxy在X軸和Y軸的分矢量Mx和My，在按正交線圈S1和S2內(nèi)所產(chǎn)生的感應(yīng)電流的大小可推算出Mxy的大小及位置。如S1內(nèi)電流為Ix，S2內(nèi)的電流為Iy，則Mxy所產(chǎn)生的總電流為I（Ix2Iy2）1/2，Mxy與X軸的夾角為arctg Iy/Ix。Mx，My與Mxy三者的關(guān)系類(lèi)似于數(shù)學(xué)上一個(gè)復(fù)數(shù)的實(shí)部、虛部與模的關(guān)系。60由模信號(hào)產(chǎn)生的圖像稱(chēng)模圖像（modelus image）或幅度圖像（magnitude image）；由實(shí)部信號(hào)產(chǎn)生的圖像稱(chēng)實(shí)圖像（real image）；由虛部信號(hào)產(chǎn)生的信號(hào)稱(chēng)虛像（imaging image）。Mxy是一個(gè)矢量，其方向（相位）也是特征參數(shù)，即相位的變化實(shí)際上也