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1、第三节核磁共振成像原理一、磁共振信号在弛豫过程中通过测定横向磁化矢量M可得知生物组织的磁共振信号。横向磁化矢量M 垂直并围绕主磁场B以Larmor频率旋进，按法拉第定律， 磁矢量M 的变化使环绕在人体周围的接收线圈产生感应电动势，这个可以放大 的感应电流即MR信号。90脉冲后，由于受T、T的影响，磁共振信号以指1 2数曲线形式衰减，称为自由感应衰减(free induetion decay,FID),如图 514。幡威讣、自由感宜衰觀图514自由感应衰减信号磁共振信号的测量只能在垂直于主磁场的XY平面进行。由于脉冲发射和 接收生物组织原子核的共振信号不在同一时间，而射频脉冲和生物组织发生的共
2、振信号的频率又是一致的，因此，可用一个线圈兼作发射和接收。由于M 指向或背向接收线圈，MR信号或正或负，横向磁化矢量转动，在 接收线圈中出现周期性电流振荡，这些振荡为正弦波并逐渐阻尼(阻尼指信号幅 度随时间减弱)，幅度的变化可用信号演变来表示。由于质子和质子的相互作用 (spin-spin)，自由感应衰减的时间为T?,质子和质子间的相互作用以及磁场 不均匀性的影响，自由感应衰减的时间为T ，Tz显著短于T。2 2 2在一个磁环境中，所有质子并非确切地有同样的共振频率。在一个窄频率带, 自由感应衰减信号代表叠加到一起的正弦振荡，用数学方法(傅里叶变换)可把 这一振幅随时间而变化的函数变成振幅按频
3、率分布而变化的函数，后者即MR波 谱，见图5-15。图5-15傅立叶变换振幅随时间而降低的正弦信号经傅里叶变换后用窄细的钟形波为代表。由 于振幅演变的起始值取决于横向磁矩，而该磁矩又取决于特定组织体素(voxel) 中受激励原子核的数目，因此波峰高度(信号强度)代表质子密度N(H)，如 质子群为纯水且主磁场又很均匀，则质子群共振频率只有1个，钟形波为一直线。 如由于质子群的自旋一自旋作用及磁场不均匀性的影响，在频率域座标上就不是 一直线，而表现为一钟形波，其宽度与T成反比，即钟形波越宽，T越短，2 2 而钟形波最宽处为其共振频率。二、梯度磁场前面我们所讨论的是处在均匀恒定磁场B中的样品，在射频
4、脉冲的作用下 产生核磁共振，此时接收到的信号来自整个样品，并没有把它们按空间分布区分 开来，无法用来成像。为了实现核磁共振成像，必须把收集到的信号进行空间定 位。定位方法常用的主要有3种：投影重建法、二维傅里叶变换法（2DFT） 和三维傅里叶变换法（3DFT）。以下主要介绍2DFT法。MRI扫描用的主磁体均匀度越高，影像质量则越好。如前述，根据拉莫尔 方程，在均匀的强磁场中，生物体内质子群旋进频率由场强决定且是一致的，如 在主磁场中再附加一个线性梯度磁场，由于被检物体各部位质子群的旋进频率可 因磁感应强度的不同而有所区别，这样就可对被检体某一部位行MR成像。因此， MRI空间定位靠的是梯度磁场
5、，MRI的梯度磁场有3种：选层梯度场G、频 z 率编码梯度场G、相位编码梯度场G。这些梯度场的产生是通过3对（X、Y、Z） 梯度线圈通以电流产生的，可通过人为地分别控制它的通断实现成像所需要的梯 度场。1 .选层梯度场G以横轴位（Z）断层为例，于主磁场B。再附加一个梯度磁场G，磁感应强 度为B，则总的磁感应强度为B +B，即沿Z轴方向自左到右磁感应强度不 同，根据拉莫尔定律，被检者质子群在纵轴平面上（垂直于Z轴）被分割成一个 个横向断面，IIfl.E-ltV图5-16选层原理且质子群有相同的旋进频率，如以这个频率的90脉冲激励，就可在人体 纵轴上选出横轴层面，如图5-16。2. 频率编码梯度场
6、G以横轴位断层为例，在启动G选出被激励的横轴层面后，在采集信号的同 时启动G*梯度磁场，由于人体X轴的各质子群相对位置不同，其对应的磁场G x也不同；磁感应强度较大处的体素共振频率比磁感应强度较弱处的体素要高一 些，从而达到了按部位在X轴上进行频率编码的目的。这时被激励平面发出的为 一混合信号，用数学方法（傅里叶变换）区分出这一混合信号在频率编码梯度上 不同的频率位置，则可在X轴上分出不同频率质子群的位置，如图5-17所示。3. 相位编码梯度场G在施加90。脉冲G梯度磁场后，人体相应的XY平面上质子群发生共振。z如果在采集信号以前启动G梯度，到采集信号时停止。由于G梯度的作用，磁 感应强度较大
7、处的体素与磁感应强度较小处的体素相比，前者磁化矢量转动得 快，后者转动得慢，从而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改变取决于体 素 在垂直方向上的位置。当G停止时，所有体素又以相同的速率转动，y图5-17频率编码原理但G诱发的相位偏移依然存在，所以每一横排发出的信号之间相位不一. y致，如图5-18所示。图5-18相位编码原理通过以上G和G两路梯度的编码，一幅二维MRI影像由不同的频率和 相位组合成的每个体素在矩阵中有其独特的位置，计算每个体素的灰度值就可形 成一幅影像。如图5-19所示。4断层厚度与梯度磁感应强度的关系MRI用的射频脉冲其频率并非越宽。因此MRI完全一致，它有一个频率 范围
8、称作射频带宽。射频脉冲越短，其带常用的短激励脉冲可选择断层面的厚 度，断层面的厚度与带宽成正比。而增加梯度场的磁感应强度可减薄断层的厚 度，如图5-20所示。但MRI的层厚是有一定限制的，一般为320mm。图5-19 MR影象的产生三、脉冲序列与参数 MRI是用磁共振信号来成像的，如果获取的信号 大、噪音小，那么影像质量也好。为了得到高质量的影像，在MRI系统中常通 过使用不同的脉冲序列，来获得满足临床诊断要求的影像。目前临床上常用3个 扫描序列：自旋回波序列（SE）、反转回复序列（IR）、梯度回波脉冲序列（G RE）。各个扫描序列的影像信号强度均与氢质子密度成正比，由于自旋回波序 列克服了静
9、磁场不均匀性带来的弊端，能显示典型的T加权像，而T信息是病2 2理学最早GWK图5-20梯度场强度与射频带宽决定层厚最敏感的指标，所以SE序列在MR扫描中占了主宰地位，以下详细介绍SE序 列的扫描过程。1 自旋回波序列（SE）为现今MR扫描最基本、最常用的脉冲序列，其序列图见图5-21。先发射1个90。射频脉冲，90脉冲停止后，开始出现磁共振信号，间 隔T i 时间后，再发射1个180脉冲至测量回波的时间称作回波时间，用TE表示（T E =2Ti）, 180脉冲至下一个90脉冲之间的时间为T,重复这一过程，2 个90脉冲之间的时间称为重复时间，用TR表示。第1个90。射频脉冲使纵向磁化矢量M转
10、到XY平面，由于磁场的不均匀性, 构成M*值的质子群经受着或强或弱的磁波动，某些质子以较高频率旋进，90 脉冲后同步旋进的质子群很快变为异步，相位由一致变为分散，即失相位，Mx y即横向磁化矢量强度由大变小，最终到零。加入180脉冲后，使得相位离散 的质子群绕X轴旋转180,此时旋进快、慢不同的质子又以其原速度反向聚拢, 使离散的相位趋于一致，M 由零又逐渐恢复到接近90。脉冲后的强度，TE 达到最大值，如图5-22所示。180脉冲前后Mxy的变化可用队ISO1图5-21自旋回波时间序列列操练的例子来说明。当班长对排得很整齐的一横列士兵发出跑步命令后，每个 士兵各以自己不同的速度向前跑，班长喊
11、立定时，各士兵所处位置不同，如班 长再喊“向后转”（相当于180脉冲），“跑步走”时，各个士兵又以自己原来 的速度奔向起跑线，当班长以与第1次同样间隔的时间第2次喊立定时，士兵们 肯定都处于原来的起跑线位置，只是方向相反。图5-22 180度相位重 聚脉冲对自旋的作用自旋回波脉冲序列中的影像亮度、回波幅度不仅与受检组织的特殊参数即 T、T和质子密度有关，而且与操作者选择的参数TR、TE有关MRI较 cF可获得更多的信息。人体不同组织不论它们是正常的还是异常的，有它们的 各自的T、T以及质子密度值，这是MRI区分正常与异常以及诊断疾病的基 础。为了评判被检组织的各种参数，在操作中可通过调节重复时
12、间TR、回波 时间TE以突出某个组织特征的影像，这种影像 被称作加权像(weighted image, WI)。把分别反映组织T、I?和质子密度N(H)特性的影像，相应称作J加 权像、T加权像和N (H)加权2像。(1)质子密度N (H)加权像如选用比受检组织T显著长的TR(15002500ms),那么磁化的质子群在下1个周期的90 脉冲到来时已全部得到恢复，这时回波信号幅度与组织T无关，而与组织的质 子密度和T有关。再选用比受检组织T明显短的TE(1520ms),则回波2 2信号幅度与质子密度(即受检组织氢原子数量)有关，这种影像被称为质子密度 加权像。由于多数生物组织质子数量相差不大。信号
13、强度主要由T决定，有些2文献中也将质子密度加权像称作轻度T加权像。(2)T加权像(T W2 2 2I)如选择比受检组织T显著长的TR (15002500ms),又选用与生物组织 T相似的时间为TE (90120ms)，则两个不同组织的T信号强度差别明显， 2 2TE越长，这种差别越明显。(3)T加权像(TWI) 因各种生物组织的纵向弛豫时间约500ms左右，如把重复时间TR定为500ms，则在下1个 周期90。脉冲到来时，长T的组织能量丢失少，纵向磁化矢量(M )恢复的幅 度低，吸收的能量就少，其磁共振信号的幅度低，Z图5-23组织T1的与回波幅度的关系回波的幅度也低。相反短T组织能量大部分丢
14、失，M接近完全恢复，幅 度高。下1个90。脉冲时将吸收大部分能量，磁共振信号高，回波幅度也高，信 号强，如图5- 23所示。在T WI的讨论中我们知道，TE越长，T对信号的影响越大。如T对 回波信号的影响可以忽略，对信号的影响主要是质子密度和T，此时因选用的 是短TR (500ms左右)，回波信号反映的主要是组织不同的T信号强度的差 1别，即T】加权像。jF 1IH1 !| d n11 1 1 1Ji图5-24反转恢复序列时序图2 .反转恢复脉冲序列（IR）该脉冲序列有利于测量T,并几乎从扫描中删除了 T 2的作用，它可显示精 细的解剖结构，如脑的灰白质。扫描时，先给一180脉冲：随后以与组织
15、T 相似的间隔（500ms ）再给一90。脉冲，见图5-24。180脉冲使磁化矢量M由正Z轴转到负Z轴，因磁化矢量完全为纵向，无 横向成分，不发出信号。在180脉冲激励后，磁矢量以组织T弛豫速度沿正Z 轴增长，500ms时磁矢量在Z轴增长的数量直接与组织T 有关，但不能直接测 量。为测量横向成分，需施加90。脉冲，该脉冲使磁矢量倒向XY平面，随后出 现FID的强度与180脉冲后组织的T弛豫时间有关。FID信号虽可直接测量，但因90 脉冲的强能量爆发后难于测量再发出的 信号，可在90脉冲后迅速（如间隔10ms ）再施加1个180脉冲，如同标准 的自旋回波序列那样出现FID的早期回波（20 ms时）。在扫描中以这种回波 方式间接测量F ID，有一定程度轻度T作用的介入。使用两个不同TR值的I2R序列可测量T值。3 梯度回波脉冲序列（GRE）成像速度慢，检查时间长是MRI最主要的缺点，梯度回波脉冲序列既保持 了影像较好的信噪比，又显著地缩短了检查时间。在梯度回波脉冲序列中，采用 小于90。的射频脉冲激励，在横向部分有相当大的磁化矢量，而纵向磁化矢量M z的变动相对
