磁共振成像基本原理-2010-8-27培訓(xùn)

AURORA磁共振項(xiàng)目培訓(xùn)磁共振成像基本原理MRI設(shè)備MRI基本原理及相關(guān)概念MRI發(fā)展史1磁共振成像的基本硬件組成2磁共振現(xiàn)象的基本原理3磁共振成像原理4影響MR信號(hào)強(qiáng)度的因素5一、MRI發(fā)展歷史磁共振成像概述

一種生物磁自旋成像技術(shù)，利用原子核（氫核）自旋運(yùn)動(dòng)的特點(diǎn)，在外加磁場(chǎng)內(nèi)，經(jīng)射頻脈沖激后產(chǎn)生信號(hào)，用探測(cè)器（接收線圈）檢測(cè)并輸入計(jì)算機(jī)，經(jīng)過(guò)處理轉(zhuǎn)換在屏幕上顯示圖像。英文簡(jiǎn)稱MRI(magneticresonanceimaging)MRI發(fā)展歷史1930年代，物理學(xué)家伊西多?拉比發(fā)現(xiàn)在磁場(chǎng)中的原子核會(huì)沿磁場(chǎng)方向呈正向或反向有序平行排列，而施加無(wú)線電波之后，原子核的自旋方向發(fā)生翻轉(zhuǎn)。1946年兩位美國(guó)科學(xué)家布洛赫和珀塞爾發(fā)現(xiàn)，將具有奇數(shù)個(gè)核子（包括質(zhì)子和中子）的原子核置于磁場(chǎng)中，再施加以特定頻率的射頻場(chǎng)，就會(huì)發(fā)生原子核吸收射頻場(chǎng)能量的現(xiàn)象，這就是人們最初對(duì)磁共振現(xiàn)象的認(rèn)識(shí)。1946年，美國(guó)哈佛大學(xué)的珀塞爾和斯坦福大學(xué)的布洛赫宣布，他們發(fā)現(xiàn)了磁共振NMR。兩人因此獲得了1952年諾貝爾獎(jiǎng)。MRI發(fā)展歷史1973年Lauterbur研究出MRI所需要的空間定位方法，也就是利用梯度場(chǎng)。他的研究結(jié)果是獲得水的模型的圖像。在以后的10年中，人們進(jìn)行了大量的研究工作來(lái)制造磁共振掃描機(jī)，并產(chǎn)生出人體各部位的高質(zhì)量圖像，先后通過(guò)MR掃描，獲得手、胸、頭和腹部的圖像。1980年商品化MRI裝置問(wèn)世。二、磁共振成像的基本硬件組成主磁體梯度系統(tǒng)射頻系統(tǒng)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)屏蔽系統(tǒng)其他輔助系統(tǒng)主磁體主磁體是MRI儀最基本的構(gòu)件，是產(chǎn)生磁場(chǎng)的裝置，主要作用是產(chǎn)生穩(wěn)定均勻的靜磁場(chǎng)使組織產(chǎn)生磁化。根據(jù)磁場(chǎng)產(chǎn)生的方式可將主磁體分為永磁型和電磁型，根據(jù)導(dǎo)線材料不同又可將電磁型主磁體分為常導(dǎo)磁體和超導(dǎo)磁體。 （一）常導(dǎo)型磁體 （二）永磁型磁體 （三）超導(dǎo)型磁體主磁體主磁體最重要的技術(shù)指標(biāo)包括場(chǎng)強(qiáng)、磁場(chǎng)均勻度、磁場(chǎng)穩(wěn)定性、磁體的有效孔徑、邊緣場(chǎng)空間范圍及主磁體長(zhǎng)度。

場(chǎng)強(qiáng)：描述主磁體產(chǎn)生的靜磁場(chǎng)的強(qiáng)度和方向，采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）作單位，特斯拉是目前磁場(chǎng)強(qiáng)度的法定單位。規(guī)定距離5安培電流通過(guò)的直導(dǎo)線1cm處檢測(cè)到的磁場(chǎng)強(qiáng)度被定義為1高斯。特斯拉與高斯的換算關(guān)系為：1T=10000G。

低場(chǎng)機(jī)：磁場(chǎng)強(qiáng)度0.5T以下

中場(chǎng)機(jī)：磁場(chǎng)強(qiáng)度0.5T到1.0T

高場(chǎng)機(jī)：磁場(chǎng)強(qiáng)度1.0T到2.0之間

超高場(chǎng)機(jī)：磁場(chǎng)強(qiáng)度大于2.0T

主磁體磁場(chǎng)均勻度：指在一定的容積范圍內(nèi)磁場(chǎng)強(qiáng)度的均一性，也即單位面積內(nèi)通過(guò)磁力線數(shù)目的一致性。作為MRI設(shè)備的一個(gè)很重要的指標(biāo)，在很大程度上決定著MRI設(shè)備的圖像質(zhì)量好壞。1、高均勻度的場(chǎng)強(qiáng)有助于提高圖像信噪比；2、場(chǎng)強(qiáng)均勻是保證MR信號(hào)空間定位準(zhǔn)確性的前提；3、場(chǎng)強(qiáng)均勻可減少偽影（特別是磁化率偽影）；4、高度均勻度磁場(chǎng)有利于進(jìn)行大視野掃描，尤其肩關(guān)節(jié)等偏中心部位的MRI；5、只有高度均勻度磁場(chǎng)才能充分利用脂肪飽和技術(shù)進(jìn)行脂肪抑制掃描；6、高度均勻度磁場(chǎng)才能有效區(qū)分MRS的不同代謝產(chǎn)物。主磁體如何提高磁場(chǎng)均勻度？

主動(dòng)勻場(chǎng)（activeshimming）又稱為有源勻場(chǎng)，是指利用勻場(chǎng)線圈通以電流，產(chǎn)生小磁場(chǎng)，并通過(guò)適當(dāng)調(diào)整勻場(chǎng)線圈陣列中各線圈的電流強(qiáng)度，使其周圍的局部磁場(chǎng)發(fā)生變化來(lái)調(diào)節(jié)改善靜磁場(chǎng)的不均勻性，以提高靜磁場(chǎng)整體均勻性的過(guò)程。 被動(dòng)勻場(chǎng)（passiveshiming）是指在磁體孔洞內(nèi)壁上貼補(bǔ)一定形狀和尺寸、專用小鐵片（又稱為勻場(chǎng)片），用以提高磁場(chǎng)均勻性的方法。這種方法在勻場(chǎng)過(guò)程中使用的是無(wú)源器件，因而也稱為無(wú)源勻場(chǎng)。

主磁體磁場(chǎng)穩(wěn)定性：受各種客觀因素影響，磁場(chǎng)的均勻性和/或磁場(chǎng)強(qiáng)度值會(huì)發(fā)生變化，這就是磁場(chǎng)漂移。磁場(chǎng)穩(wěn)定性就是定量評(píng)價(jià)、衡量這種漂移變化的技術(shù)指標(biāo)。穩(wěn)定性下降，意味著單位時(shí)間內(nèi)磁場(chǎng)的變化率增高，如果在一次磁共振掃描檢查時(shí)間段內(nèi)，磁場(chǎng)強(qiáng)度值和/或磁場(chǎng)均勻性發(fā)生了漂移，就會(huì)影響到圖像質(zhì)量。時(shí)間穩(wěn)定性：磁體所建立的靜磁場(chǎng)B0隨時(shí)間而變化的程度。熱穩(wěn)定性：磁場(chǎng)強(qiáng)度值隨溫度變化而漂移的程度。主磁體磁體有效孔徑是指梯度線圈、勻場(chǎng)線圈、射頻體線圈、襯墊、內(nèi)護(hù)板、隔音腔、和外殼等部件均在磁體檢查孔道內(nèi)安裝完畢后，所剩余柱形空間的有效內(nèi)徑?？讖酱笮∠拗浦粰z查者的體型尺寸大小，延伸到磁體外部的磁場(chǎng)的范圍亦與孔徑大小及磁場(chǎng)強(qiáng)度有關(guān)。

以足夠容納受檢者人體或受檢部位為宜幽閉恐懼癥磁場(chǎng)均勻性的破壞和失衡主磁體邊緣場(chǎng)：磁體產(chǎn)生的靜磁場(chǎng)向空間各個(gè)方向散布，發(fā)散到磁體周圍的空間中，稱為邊緣場(chǎng)。它的強(qiáng)弱與空間位置有關(guān)，隨著空間點(diǎn)與磁體距離的增大，邊緣場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)逐漸降低。邊緣場(chǎng)會(huì)對(duì)候診的受檢者、工作人員、路過(guò)附近的人員、分布在磁體周圍空間的電子設(shè)備造成可能的傷害和損壞。因此需要采取措施抑制、屏蔽磁體的邊緣場(chǎng)，縮小邊緣場(chǎng)的空間范圍，保證周圍環(huán)境的安全。無(wú)源屏蔽法——給磁體披上非常厚的軟鐵 特種硅鋼材料包繞覆蓋磁屏蔽法，將邊緣場(chǎng)空間范圍強(qiáng)制壓縮在磁屏蔽空間之內(nèi)有源屏蔽法——使用一組或者幾組有源線圈，仔細(xì)計(jì)算和測(cè)量邊緣場(chǎng)的分布后，設(shè)計(jì)成與邊緣場(chǎng)大小相等、方向相反的電磁場(chǎng)分布，從而抵消和反射磁體引起的向外發(fā)散的磁力線，以此達(dá)到縮小邊緣場(chǎng)空間范圍的目的。梯度系統(tǒng)梯度系統(tǒng)是指與梯度磁場(chǎng)相關(guān)的電路單元和相關(guān)系統(tǒng)，由梯度線圈、梯度控制器、數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC）、梯度放大器（梯度電源）和梯度冷卻系統(tǒng)等部分組成。梯度系統(tǒng)主要作用包括：（1）對(duì)MRI信號(hào)進(jìn)行空間編碼，以確定成像層面的位置和厚度；（2）產(chǎn)生MR回波（梯度回波）；（3）施加擴(kuò)散加權(quán)梯度場(chǎng)；（4）進(jìn)行流動(dòng)補(bǔ)償；（5）進(jìn)行流動(dòng)液體的流速相位編碼。梯度系統(tǒng)梯度線圈與梯度磁場(chǎng)的組成 梯度線圈繞在主磁體和勻場(chǎng)補(bǔ)償線圈內(nèi)，它由三組線圈組成，梯度場(chǎng)的方向按三個(gè)基本軸線X、Y、Z軸方向設(shè)計(jì)。Z向梯度線圈（Gz）：產(chǎn)生Z向梯度磁場(chǎng)。X向和Y向梯度線圈（Gx和Gy）：產(chǎn)生與Z向梯度場(chǎng)正交垂直的X向、Y向梯度磁場(chǎng)，形成與Z軸方向垂直的XY平面。梯度放大器：在梯度控制器的計(jì)算機(jī)控制下隨時(shí)開關(guān)，精確調(diào)節(jié)供應(yīng)給梯度線圈的電源，以便獲得精確的梯度磁場(chǎng)。 三個(gè)相互正交（X、Y、Z方向）的梯度磁場(chǎng)作為圖像重建的空間定位和層面選擇的依據(jù)，三個(gè)場(chǎng)中的任何一個(gè)均可提供層面選擇梯度、相位編碼梯度、頻率編碼梯度三項(xiàng)作用之一，而這三個(gè)方向的梯度場(chǎng)的聯(lián)合使用可獲得任意斜面的MR圖像。梯度系統(tǒng)梯度磁場(chǎng)性能指標(biāo)有效容積梯度場(chǎng)線性梯度場(chǎng)強(qiáng)度梯度場(chǎng)切換率和梯度上升時(shí)間梯度系統(tǒng)有效容積是指梯度線圈所包容的、其梯度場(chǎng)能夠滿足一定線性要求的空間區(qū)域，又叫均勻容積，也可稱為有效作用范圍。只有有效容積這一區(qū)域能夠穩(wěn)定用于MR成像，它一般位于磁體中心，并與主磁場(chǎng)的有效容積同心，因此該參數(shù)通常以磁體中心為原點(diǎn)，以X、Y、Z三軸方向的數(shù)值來(lái)表示梯度場(chǎng)的有效作用范圍。梯度線圈通常采用鞍形線圈設(shè)計(jì)，其有效容積僅能達(dá)到總?cè)莘e的60%左右，因此如何提高梯度線圈均勻容積范圍及其工作效率是梯度線圈設(shè)計(jì)中追求的目標(biāo)。因?yàn)樘荻染€圈的均勻容積越大，則其在Ｘ、Ｙ、Ｚ三軸方向上不失真成像區(qū)的視野范圍（FieldOfView，F(xiàn)OV）相應(yīng)地就越大。

梯度系統(tǒng)梯度場(chǎng)線性是衡量梯度場(chǎng)動(dòng)態(tài)地、依次平穩(wěn)遞增性能的指標(biāo)。線性越好，表明梯度場(chǎng)越精確，空間定位、選層、翻轉(zhuǎn)激發(fā)也就越精確，圖像的質(zhì)量就越好。一般來(lái)說(shuō)，梯度場(chǎng)的非線性不能超過(guò)2%。梯度系統(tǒng)梯度場(chǎng)強(qiáng)度是指梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度能夠達(dá)到的最大值，一般采用單位長(zhǎng)度內(nèi)梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度的最大差別來(lái)表示，即使用每米長(zhǎng)度內(nèi)梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度差別的毫特斯拉量（mT/M）來(lái)表示，如下公式：梯度場(chǎng)強(qiáng)（mT/M）＝梯度場(chǎng)兩端的磁場(chǎng)強(qiáng)度差值/梯度場(chǎng)的有效作用長(zhǎng)度 在線圈確定時(shí)，梯度場(chǎng)強(qiáng)度由梯度電流強(qiáng)度所決定，而梯度電流強(qiáng)度又受梯度放大器的最高輸出功率限制。改變梯度場(chǎng)強(qiáng)和射頻脈沖的帶寬，就可選擇層面厚度。梯度場(chǎng)強(qiáng)度越高，就可以選擇越薄的掃描層厚，體素就越小，影像的空間分辨率就越高。

梯度系統(tǒng)梯度場(chǎng)切換率是指單位時(shí)間及單位長(zhǎng)度內(nèi)的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度變化量，常用每秒每米長(zhǎng)度內(nèi)梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度變化的毫特斯拉量（mT/m/s）來(lái)表示。梯度上升時(shí)間也稱梯度爬升時(shí)間，是指梯度線圈通電接通電流后梯度磁場(chǎng)達(dá)到預(yù)設(shè)值所需時(shí)間。 梯度場(chǎng)切換率（mT/m/s）＝梯度磁場(chǎng)預(yù)定強(qiáng)度/t

切換率越高表明梯度磁場(chǎng)變化越快，爬升越快，所需梯度上升時(shí)間越短，這樣就可以進(jìn)一步提高掃描時(shí)間。梯度系統(tǒng)

梯度系統(tǒng)作為MRI設(shè)備的核心和關(guān)鍵部件，其性能高低直接決定著MRI設(shè)備的掃描速度（時(shí)間分辨率）、最小掃描層厚（空間分辨率）、XYZ三軸有效掃描范圍、影像的幾何保真度。同時(shí)，它的性能還同掃描脈沖序列中梯度脈沖波形的設(shè)計(jì)有關(guān)，即一些復(fù)雜序列還要依賴梯度系統(tǒng)來(lái)實(shí)現(xiàn)。MRI設(shè)備對(duì)梯度系統(tǒng)的要求就是梯度場(chǎng)強(qiáng)高、梯度上升速度快、梯度切換率高、梯度線性度、梯度輸出波形的準(zhǔn)確度高及其可重復(fù)性好、梯度效率和利用率高。

射頻系統(tǒng)組成：主要由射頻脈沖發(fā)射單元和射頻脈沖接收單元兩部分組成，其中包括射頻發(fā)射器、射頻功率放大器、射頻發(fā)射線圈、射頻接收線圈、以及低噪聲射頻信號(hào)放大器等關(guān)鍵部件。作用：負(fù)責(zé)實(shí)施射頻（RadioFrequency，RF）激勵(lì)并接收和處理射頻信號(hào)，即MR信號(hào)。射頻系統(tǒng)射頻線圈——既是激勵(lì)源，又是探測(cè)器。按功能分類發(fā)射/接收兩用線圈、接收線圈按適用范圍分類全容積線圈、部分容積線圈、表面線圈、 體腔內(nèi)線圈、相控陣線圈按極化方式分類線（性）極化、圓（形）極化按主磁場(chǎng)方向分類螺線管線圈、鞍形線圈按繞組形式分類亥姆霍茲線圈、螺線管線圈、四線結(jié)構(gòu)線圈、

STR（管狀諧振器）線圈、鳥籠式線圈射頻系統(tǒng)均勻發(fā)射射頻脈沖，提高成像質(zhì)量。采用高功率射頻放大器供能，射頻脈沖強(qiáng)度增大，射頻持續(xù)時(shí)間縮短，加快采集速度。接收線圈盡可能接近檢查部位，信號(hào)增強(qiáng)，線圈內(nèi)體積減小，噪聲降低，信噪比提高。利用相控陣線圈可明顯提高M(jìn)R圖像的信噪比，有助于改善薄層掃描、高分辨掃描及低場(chǎng)機(jī)的圖像質(zhì)量。相控陣線圈與平行采集技術(shù)相配合，可以進(jìn)一步提高M(jìn)RI的信號(hào)采集速度。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)控制著MRI儀的脈沖激發(fā)、信號(hào)采集以及實(shí)現(xiàn)圖像處理、顯示、傳輸、存儲(chǔ)等功能。屏蔽系統(tǒng)干擾磁屏蔽

磁屏蔽不僅可防止外部鐵磁性物質(zhì)對(duì)磁體內(nèi)部磁場(chǎng)均勻性的影響，還能大大削減磁體外部雜散磁場(chǎng)的空間分布范圍。有源屏蔽：外線圈通以反向電流無(wú)源屏蔽：鐵磁性屏蔽體其他輔助系統(tǒng)檢查床液氦及水冷卻系統(tǒng)空調(diào)系統(tǒng)膠片處理系統(tǒng)三、磁共振現(xiàn)象的基本原理磁共振成像的物質(zhì)基礎(chǔ)進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)原子結(jié)構(gòu)：

原子由原子核和繞核運(yùn)動(dòng)的電子組成，原子核由質(zhì)子和中子組成。電子帶負(fù)電荷，質(zhì)子帶正電荷，中子不帶電。質(zhì)子和中子如果不成對(duì)，將使質(zhì)子在旋轉(zhuǎn)中產(chǎn)生角動(dòng)量，磁共振就是要利用這個(gè)角動(dòng)量的物理特性來(lái)實(shí)現(xiàn)激發(fā)、信號(hào)采集和成像的。

磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)自旋：質(zhì)子以一定的頻率繞軸高速旋轉(zhuǎn)。高速旋轉(zhuǎn)帶正電荷的質(zhì)子電流環(huán)路核磁并非所有原子核的自旋運(yùn)動(dòng)都能產(chǎn)生核磁根據(jù)原子核內(nèi)中子和質(zhì)子的數(shù)目不同，不同的原子核產(chǎn)生不同的核磁效應(yīng)。非磁性原子核：質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)均為偶數(shù)磁性原子核：中子數(shù)和質(zhì)子數(shù)至少一個(gè)為奇數(shù)磁共振現(xiàn)象的物質(zhì)基礎(chǔ)用于人體磁共振成像的原子核為質(zhì)（H1），選擇（H1）的理由有：（H1）是人體中最多的原子核，約占人體中總原子核數(shù)的2/3以上；（H1）的磁化率在人體磁性原子核中是最高的。進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比一、進(jìn)入主磁場(chǎng)前質(zhì)子核磁狀態(tài)

人體的質(zhì)子不計(jì)其數(shù)，產(chǎn)生無(wú)數(shù)個(gè)小磁場(chǎng)，盡管每個(gè)質(zhì)子均能產(chǎn)生一個(gè)小磁場(chǎng)，這種小磁場(chǎng)的排列是隨機(jī)無(wú)序（即雜亂無(wú)章）的，使每個(gè)質(zhì)子產(chǎn)生的磁化矢量相互抵消。因此，人體自然狀態(tài)下并無(wú)磁性，即沒有宏觀磁化矢量的產(chǎn)生。進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比二、進(jìn)入主磁場(chǎng)后質(zhì)子核磁狀態(tài)進(jìn)入主磁場(chǎng)后，人體內(nèi)的質(zhì)子產(chǎn)生的小磁場(chǎng)不再是雜亂無(wú)章，呈有規(guī)律排列。一種是與主磁場(chǎng)方向平行且方向相同，另一種是與主磁場(chǎng)平行但方向相反，處于平行同向的質(zhì)子略多于處于平行反向的質(zhì)子。從量子物理學(xué)的角度來(lái)說(shuō)，這兩種核磁狀態(tài)代表質(zhì)子的能量差別。平行同向的質(zhì)子處于低能級(jí)，因此受主磁場(chǎng)的束縛，其磁化矢量的方向與主磁場(chǎng)的方向一致；平行反向的質(zhì)子處于高能級(jí)，因此能夠?qū)怪鞔艌?chǎng)的作用，其磁化矢量盡管與主磁場(chǎng)平行但方向相反。由于處于低能級(jí)的質(zhì)子略多于處于高能級(jí)的質(zhì)子，因此進(jìn)入主磁場(chǎng)后，人體內(nèi)產(chǎn)生了一個(gè)與主磁場(chǎng)方向一致的宏觀縱向磁化矢量。進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比圖a為進(jìn)入主磁場(chǎng)前，盡管每個(gè)質(zhì)子自旋都產(chǎn)生一個(gè)小磁場(chǎng)，但排列雜亂無(wú)章，磁化矢量相互抵消，因此沒有宏觀磁化矢量產(chǎn)生。圖b示進(jìn)入主磁場(chǎng)后，質(zhì)子自旋產(chǎn)生的小磁場(chǎng)與主磁場(chǎng)平行排列，平行同向者略多于平行反向者，最后產(chǎn)生一個(gè)與主磁場(chǎng)方向一致的宏觀縱向磁化矢量。

進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比三、進(jìn)動(dòng)和進(jìn)動(dòng)頻率進(jìn)入主磁場(chǎng)后，無(wú)論是處于高能級(jí)還是處于低能級(jí)的質(zhì)子，其磁化矢量并非完全與主磁場(chǎng)方向平行，而總是與主磁場(chǎng)有一定的角度。質(zhì)子除了自旋運(yùn)動(dòng)外，還繞著主磁場(chǎng)軸進(jìn)行旋轉(zhuǎn)擺動(dòng)，我們把質(zhì)子的這種旋轉(zhuǎn)擺動(dòng)稱為進(jìn)動(dòng)。進(jìn)動(dòng)是磁性原子核自旋產(chǎn)生的小磁場(chǎng)與主磁場(chǎng)相互作用的結(jié)果。進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比進(jìn)動(dòng)頻率也稱Larmor頻率，其計(jì)算公式為：

ω＝γ·B

式中ω為L(zhǎng)armor頻率，γ為磁旋比（γ對(duì)于某一種磁性原子核來(lái)說(shuō)是個(gè)常數(shù)，質(zhì)子的γ約為42.5mHz/T），B為主磁場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)，單位為特斯拉（T）。從式中可以看出，質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)成正比。進(jìn)動(dòng)頻率明顯低于自旋頻率，但對(duì)于磁共振成像的來(lái)說(shuō)，進(jìn)動(dòng)頻率比自旋頻率重要。質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)成正比。進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比

由于進(jìn)動(dòng)的存在，質(zhì)子自旋產(chǎn)生小磁場(chǎng)可以分解成兩個(gè)部分：（1）方向恒定的縱向磁化分矢量（沿主磁場(chǎng)方向）；（2）以主磁場(chǎng)方向即Z軸為軸心，在X、Y平面旋轉(zhuǎn)的橫向磁化分矢量?？v向磁化分矢量產(chǎn)生一個(gè)與主磁場(chǎng)同向的宏觀縱向磁化矢量。橫向磁化分矢量相互抵消，因而沒有宏觀橫向磁化矢量產(chǎn)生。進(jìn)入主磁場(chǎng)前后質(zhì)子核磁狀態(tài)對(duì)比磁共振現(xiàn)象磁共振現(xiàn)象：給處于主磁場(chǎng)中的人體組織一個(gè)射頻脈沖，射頻脈沖的頻率與質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率相同，射頻脈沖的能量將傳遞給處于低能級(jí)的質(zhì)子，處于低能級(jí)的質(zhì)子獲得能量后將躍遷到高能級(jí)。從微觀角度來(lái)說(shuō)，磁共振現(xiàn)象是低能級(jí)的質(zhì)子獲得能量躍遷到高能級(jí)。從宏觀的角度來(lái)說(shuō)，磁共振現(xiàn)象的結(jié)果是使宏觀縱向磁化矢量發(fā)生偏轉(zhuǎn)。偏轉(zhuǎn)的角度與射頻脈沖的能量有關(guān)，能量越大偏轉(zhuǎn)角度越大；而射頻脈沖能量的大小與脈沖強(qiáng)度及持續(xù)時(shí)間有關(guān)共振：能量從一個(gè)振動(dòng)著的物體傳遞到另一個(gè)物體，后者以與前者相同的頻率振動(dòng)。共振的條件是相同的頻率，實(shí)質(zhì)是能量的傳遞。磁共振現(xiàn)象90°射頻脈沖

當(dāng)射頻脈沖的能量正好使宏觀縱向磁化矢量偏轉(zhuǎn)90°，即完全偏轉(zhuǎn)到X、Y平面，我們稱這種脈沖為90°脈沖，其產(chǎn)生的橫向宏觀磁化矢量在各種角度的射頻脈沖中是最大的。磁共振現(xiàn)象從微觀上講，90°脈沖的效應(yīng)可以分解成兩個(gè)部分來(lái)理解：（1）90°脈沖使處于低能級(jí)多出處于高能級(jí)的那部分質(zhì)子，有一半獲得能量進(jìn)入高能級(jí)狀態(tài)，這就使處于低能級(jí)和高能級(jí)的質(zhì)子數(shù)目完全相同，兩個(gè)方向的縱向磁化分矢量相互抵消，因此宏觀縱向磁化矢量等于零。（2）90°脈沖前，質(zhì)子的橫向磁化分矢量相位不同，90°脈沖可使質(zhì)子的橫向磁化分矢量處于同一相位，因而產(chǎn)生了一個(gè)最大旋轉(zhuǎn)宏觀橫向磁化矢量。磁共振現(xiàn)象四、磁共振成像原理核磁馳豫磁共振加權(quán)成像磁共振信號(hào)的空間定位K空間的基本概念核磁馳豫

核磁弛豫：

90°脈沖關(guān)閉后，組織的宏觀磁化矢量逐漸恢復(fù)到平衡狀態(tài)的過(guò)程。 核磁弛豫又可分解成兩個(gè)相對(duì)獨(dú)立的部分：（1）橫向磁化矢量逐漸減小直至消失，稱為橫向弛豫；（2）縱向磁化矢量逐漸恢復(fù)直至最大（平衡狀態(tài)），稱為縱向弛豫。核磁馳豫90°脈沖關(guān)閉后，處于同相位的質(zhì)子發(fā)生了相位的離散（失相位），其橫向磁化分矢量逐漸相互抵消，因此宏觀橫向磁化矢量衰減直至到零。致使質(zhì)子失相位的原因有兩個(gè)：（1）質(zhì)子周圍磁環(huán)境隨機(jī)波動(dòng)（2）主磁場(chǎng)的不均勻核磁馳豫核磁馳豫90°脈沖關(guān)閉后，宏觀橫向磁化矢量將呈指數(shù)式衰減，我們把宏觀橫向磁化矢量的這種衰減稱為自由感應(yīng)衰減（freeinductiondecay，F(xiàn)ID），也稱T2*弛豫。核磁馳豫自由感應(yīng)衰減（FID）和T2弛豫的差別受橫向弛豫和主磁場(chǎng)不均勻的雙重影響，橫向磁化矢量很快衰減，稱為FID；剔除主磁場(chǎng)不均勻造成的質(zhì)子失相位，得到的橫向磁化矢量衰減為真正的橫向弛豫，即T2弛豫；同一組織的T2弛豫要遠(yuǎn)遠(yuǎn)慢于FID；T2值：橫向磁化矢量衰減到最大值的37%所用的時(shí)間；不同組織由于質(zhì)子受周圍微觀磁環(huán)境影響不同，T2值不同，即T2弛豫速度不一樣；不同的場(chǎng)強(qiáng)下，T2值也會(huì)發(fā)生變化。核磁馳豫

縱向弛豫

射頻脈沖關(guān)閉后，在主磁場(chǎng)的作用下，宏觀縱向磁化矢量將逐漸恢復(fù)到平衡狀態(tài)，這一過(guò)程稱為縱向弛豫，即T1弛豫。T1值：宏觀縱向磁化矢量恢復(fù)到最大值的63%所用的時(shí)間。不同的組織由于質(zhì)子周圍的分子自由運(yùn)動(dòng)頻率不同，其縱向弛豫速度存在差別，即T1值不同。人體組織的T1值受主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)的影響較大，一般隨場(chǎng)強(qiáng)的增高，組織的T1值延長(zhǎng)。磁共振加權(quán)成像加權(quán)突出重點(diǎn)一般的成像過(guò)程中，組織的各方面特性（例如：質(zhì)子密度、T1值、T2值）均對(duì)MR信號(hào)有貢獻(xiàn)，幾乎不可能得到僅純粹反映組織一個(gè)特性的MR圖像，我們可以利用成像參數(shù)的調(diào)整，使圖像主要反映組織某方面特性，而盡量抑制組織其他特性對(duì)MR信號(hào)的影響，這就是“加權(quán)”。磁共振加權(quán)成像T1加權(quán)成像（T1WI）：重點(diǎn)突出組織縱向弛豫差別；T2加權(quán)成像（T2WI）：重點(diǎn)突出組織橫向弛豫差別；質(zhì)子密度圖像（PD）：主要反映組織質(zhì)子含量差別。

質(zhì)子密度加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)

以甲、乙兩種組織為例，甲組織質(zhì)子含量高于乙質(zhì)子：（1）進(jìn)入主磁場(chǎng)后，甲組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織；（2）90°脈沖后甲組織產(chǎn)生的旋轉(zhuǎn)宏觀橫向磁化矢量就大于乙組織；（3）馬上檢測(cè)MR信號(hào)，甲組織產(chǎn)生的MR信號(hào)將高于乙組織。

質(zhì)子密度越高，MR信號(hào)強(qiáng)度越大，這就是質(zhì)子密度加權(quán)成像。T2加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)假設(shè)甲、乙兩種組織質(zhì)子密度相同，但甲組織的橫向弛豫比乙組織慢（即甲組織的T2值長(zhǎng)于乙組織）：（1）進(jìn)入主磁場(chǎng)后由于質(zhì)子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量大小相同（圖a）；（2）90°脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同（圖b）：（3）由于甲組織橫向弛豫比乙組織慢，到一定時(shí)刻，甲組織衰減掉的宏觀橫向磁化矢量少于乙組織，其殘留的宏觀橫向磁化矢量將大于乙組織（圖c）；（4）這時(shí)檢測(cè)MR信號(hào)，甲組織的MR信號(hào)強(qiáng)度將高于乙組織（圖d），這樣就實(shí)現(xiàn)了T2WI。在T2WI上，組織的T2值越大，其MR信號(hào)強(qiáng)度越大。T1加權(quán)成像的實(shí)現(xiàn)假設(shè)甲、乙兩種組織質(zhì)子密度相同，但甲組織的縱向弛豫比乙組織快（即甲組織的T1值短于乙組織）：（1）進(jìn)入主磁場(chǎng)后由于質(zhì)子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的縱向磁化矢量大小相同；（2）90°脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同；（3）射頻脈沖關(guān)閉后，甲乙兩種組織將發(fā)生縱向弛豫，由于甲組織的縱向弛豫比乙組織快，過(guò)一定時(shí)間以后，甲組織已經(jīng)恢復(fù)的宏觀縱向磁化矢量將大于乙組織；（4）由于接收線圈不能檢測(cè)到這種縱向磁化矢量的差別，必須使用第二個(gè)90°脈