磁共振成像的原理

1、、磁共振成像基本原理1 磁共振現(xiàn)象微觀領(lǐng)域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋產(chǎn)生小磁矩，類似于小磁棒。質(zhì)子數(shù)或中子數(shù)至少有一個為奇教的大量原子核可在靜磁場中體現(xiàn)出宏觀磁化來，其磁化矢量與靜磁場同向。而每單個原子核在靜磁場中做著不停的進(jìn)動運(yùn)動（一方面不斷自旋，同時以靜磁場為軸做圓周運(yùn)動），進(jìn)動頻率（precession frequency）（即質(zhì)子每秒進(jìn)動的次數(shù)）為 （00 /Bo， 7為原子核的旋磁比（對于每一種原 子核，7是一個常數(shù)且各不相同，如氫質(zhì)子7值為42. 5MHZ/T），Bo為靜磁場的場強(qiáng)大小。人體含有占比重70%以上的水，又由于氫質(zhì)子磁矩不為零，這些水中的氫質(zhì)子是磁共振信號的主要

2、來源，其余信號來自 脂肪、 蛋白質(zhì)和其他化合物中的氫質(zhì)子。對靜磁場中的質(zhì)子群沿著垂直于靜磁場的方向施加某一特定頻率的電磁波一一其頻率在聲波范圍內(nèi)， 故稱為射頻（radio frequency，RF）-原來的宏觀磁化就會以射頻場為 軸發(fā)生偏轉(zhuǎn)（章動），其偏轉(zhuǎn)角度取決于射頻場的施加時間、射頻強(qiáng)度和射頻波形。當(dāng)然，一個關(guān)鍵條件 是：射頻的頻率必須與靜磁場中的質(zhì)子的進(jìn)動頻率一致。宏觀磁化發(fā)生章動的實質(zhì)是質(zhì)子群中一部分質(zhì)子 吸收了射頻的能量，使自己從低能級躍遷到了高能級。這種現(xiàn)象即稱為原子核的磁共振現(xiàn)象。如果將此時 的宏觀磁化進(jìn)行二維分解，會發(fā)現(xiàn)射頻激勵的效果是使沿靜磁場方向的磁化矢量（縱向磁化）減小，

3、而垂 直于靜磁場方向的磁化（橫向磁化）增 大了。RF脈沖有使進(jìn)動的質(zhì)子同步化的效應(yīng)，質(zhì)子同一時間指向 同一方向，處于所謂 同相”其磁化矢量在該方向上疊加起來，即橫向磁化增大。使質(zhì)子進(jìn)動角度增大至90。的RF脈沖稱為90。脈沖，此時縱向磁化矢量消失，只有橫向磁化矢量。同樣還有其他角度的 RF脈沖。質(zhì)子的進(jìn)動角度受 RF脈沖強(qiáng)度和脈沖持續(xù)時間影響，強(qiáng)度越強(qiáng)、持續(xù)時間越長，質(zhì)子的進(jìn)動角度越大，且強(qiáng)RF脈沖比弱RF脈沖引起履子進(jìn)動角度改變得要快。2 弛豫及弛豫時間短暫的射頻激勵（一般為幾十微秒）以后，宏觀磁化要恢復(fù)到原始的靜態(tài)。從激 勵態(tài)恢復(fù)到靜態(tài)要經(jīng)歷一個與激勵過程相反的兩個分過程，一個是橫向磁化逐

4、漸減小的過程（即為橫向弛豫過程，T2過程）（圖6-1 ）;另一個是縱向磁化逐漸增大的過程（縱向弛豫過程，T1過程）（圖6-2 ）。縱向弛豫過程的本質(zhì)是激勵過程吸收了射頻能量的那些質(zhì)子釋放能量返回到基態(tài)的過程。能量釋放的有效程度與質(zhì)子所在分子大小有關(guān)，分子過大或很小，能量釋放將越慢，弛豫需要的時間就越長。如水中的質(zhì)子，0. 5T場強(qiáng)下弛豫時間4000毫秒；分子結(jié)構(gòu)處于中等大小，能量釋放就很快，T1就短，如脂肪內(nèi)的質(zhì)子，0.5T場強(qiáng)下弛豫時間僅為 260毫秒左右。橫向弛豫過程的本質(zhì)是激勵過程使質(zhì)子進(jìn)動相位的一致性 逐漸散相（即逐漸失去相位一致性）的過程，其散相的有效程度與質(zhì)子所處的周圍分子結(jié)構(gòu)的均

5、勻性有關(guān)，分子結(jié)構(gòu)越均勻，散相效果越差，橫向磁化減小的越慢，需要的橫向弛豫時間仃2 ）就越長；反之，分子結(jié)構(gòu)越不均勻，散相效果越妤，橫向磁化減小越快，T2就越短。3自由感應(yīng)衰減磁共振成像設(shè)備中，接收信號用的線圈和發(fā)射用的線圈可以是同一線圈，也可以是方向相互正交的兩個線圈，線圈平面與主磁場Bo平行，其工作頻率都需要盡量接近Larmor頻率。線圈發(fā)射RF脈沖對組織進(jìn)行激勵，在停止發(fā)射RF脈沖后進(jìn)行接收。RF脈沖停止后組織出現(xiàn)弛豫過程，磁化矢量只受主磁場Bo的作用時，這部分質(zhì)子的進(jìn)動即自由進(jìn)動，因與主磁場方向一致，所以無法測量，而橫向磁化矢量垂直并圍繞主磁場方向旋進(jìn)，按電磁感應(yīng)定律（即法拉第定律），

6、橫向磁化矢量的變化，能使位于被檢體周圍的接收線圈產(chǎn)生隨時間變化的感應(yīng)電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個感應(yīng)電流經(jīng) 放大即為MR信號。由于弛豫過程橫向磁化矢量的幅度按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應(yīng)電流為隨時間周期性不斷衰減的振蕩電流，因而它是自由進(jìn)動感應(yīng)產(chǎn)生的，被稱為自由感應(yīng)衰減（free induction decay，F(xiàn)ID）。90。脈沖后，由于受縱向弛豫 仃1）和橫向弛豫仃2）的影響，磁 共振信號以指數(shù)曲線形式衰減，如圖6-3所示，其幅度隨時間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛豫速率（I/T2）J *圖6-3自由感應(yīng)哀減信號及其產(chǎn)生4空間定位磁共振信號的三維空間定位是利用施加三個相互垂直的可控的

7、線性梯度磁場來實現(xiàn)的。根據(jù)定位作用的不同，三個梯度場分別稱為選層梯度場 （Gs）、頻率編碼 梯度場（Gf）和相位編碼梯度場（G。）; 三者在使用時是等效的，可以互換，而且可以使用兩個梯度場的線性組合來實現(xiàn)某一定位功能，從而實現(xiàn)磁共振的任意截面斷層成像。（1）選層：沿靜磁場方向疊加一線性梯度場Gs可以選擇發(fā)生磁共振現(xiàn)象的人體斷層層 面，RF的頻帶寬度與梯度場強(qiáng)度共同決定層厚（圖 6-4）。層厚與RF帶寬呈正相關(guān)，與梯度強(qiáng) 度呈負(fù)相關(guān)；層厚大小圖6-4射頻帶寬與選層梯度場共同決定層厚（2）頻率編碼：沿選定層面內(nèi)的 X方向疊加一線性梯度場 Gf，可使沿X向質(zhì)子所處磁場線性變化，從 而共振頻率線性變化

8、，將采集信號經(jīng)傅立葉變換后即可得到信號頻率與X方向位置的線性一一對應(yīng)關(guān)系，如圖6-5所示。相位編碼：沿選定層面內(nèi)的 Y方向施加一線性梯度場 G。(時間很短，在選層梯度之 后，讀岀梯變換后，可以得到 Y向度之前)，則沿Y方向的質(zhì)子在進(jìn)動相位上呈現(xiàn)線性關(guān)系，將采集信號經(jīng)傅立葉位置與相位的一一對應(yīng)關(guān)系，如圖6-6所示。WWVWWSB6-6相位集碼實際的序列中還有一些梯度場不起空間定位作用，主要有相位平衡梯度、快速散相梯度、重聚相梯度等。5 成像方法磁共振成像方法指的是將人體組織所發(fā)岀的微弱的磁共振信號如何重建成一幅二維斷面 圖像的方法，主要有點成像法、線成像法、面威。紜法，缽薇成繚法等。(1) 點成

9、像法：對每個組織體素信號逐一進(jìn)行測量成像的方法，主要包括敏感點法和場聚焦法。(2) 線成像法：一次采集一條掃描線數(shù)據(jù)的方法，主要包括敏感線成像法、線掃描以及多線掃描成像 法、化學(xué)位移成像法等。(3) 面成像法：同時采集整個斷面數(shù)據(jù)的成像方法，主要包括投影重建法、備種平面成像法以及傅立 葉變換成像法等。(4) 體積成像法：在面成像法的基礎(chǔ)上發(fā)展起來的，不使用選層梯度進(jìn)行面的選擇，而是施加二維的集和成像方法。 磁共振的成相位編碼梯度和一維的頻率編碼梯度同時對組織進(jìn)行整個三維體積的數(shù)據(jù)采并控制梯度場來選取一個點、像方法很多，但選擇 RF脈沖的帶寬和形狀，使之能激發(fā)一個已知的頻帶,一條線、一個層面，甚

10、至選取整個成像體積來獲得信號，是各種成像方法的共同點。任何一種成像法的實現(xiàn)，均與機(jī)器的軟硬件設(shè)計緊密相關(guān)。二、磁共振成像脈沖序列一幅灰度磁共振圖像的實質(zhì)有兩個：每個像素與人體組織體素之間的一一對應(yīng)關(guān)系，即對獲取到的MR信號進(jìn)行空間定位；是每個像素的灰度值的確定，即盡量使正常組織和病變組織在圖像上體現(xiàn)出 較大的明暗差別(對比度)來。磁共振脈沖序列(pulse sequence)就是為了解決第二個問題的。根據(jù)病變組織和正常組織之間的多個參數(shù)(密度、T1、T2、含氧量、擴(kuò)散系數(shù)、彈性、溫度、流動效應(yīng)等)的不同，研發(fā)出不同的脈沖序列，通過不同的灰度更好地顯示出病變組織和正常組織之間的對比。所謂脈沖序列

11、就 是通過對射頻脈沖的幅度、寬度、波形、軟硬以及時間間隔、施加順序、周期等和梯度磁場的方向、梯度 大小、空間定位作用的協(xié)調(diào)控制與配合施加的總稱，目的是獲取符合診斷要求的圖像來。目前的脈沖序列名目繁多，各個公司推出的序列名稱總計大概有100多種，出現(xiàn)了許多同質(zhì)不同名的序列，如同為快速自旋回波序列，可稱為 TES( turbo SE)、FSE( fast SE)、 RISE( rapid imaging SE)。按照 MR 信號的 類型脈沖序列可劃分為三大家族：自由感應(yīng)衰減(free induction decay， FID)序列家族、自旋回波(spinecho，SE)序列家族、梯度回波(gra-

12、dient echo，GE)序列家族。自由感應(yīng)衰減序列家族利用FID信號來進(jìn)行重建圖像。晟早期的磁共振序列就是這一家族的部分飽和(partial saturation，PS)脈沖序列，又稱為飽和恢復(fù)(saturation recovery， SR)脈沖序列，其序列形式如圖6-7所示。實際上它是TR時間極長(35倍T1時間)而TE極短(為0)的SE序列，因此圖像反映的是完全的質(zhì)子密度像，與CT圖像反映的組織參數(shù)相同。圖6-7部分飽和恢復(fù)序列（FID）自旋回波序列家族中的 SE序列是目前臨床中最基礎(chǔ)、最常用的序列，其序列形式如圖6-8所示。該序列可以通過采用相應(yīng)的 TR時間和TE時間來獲取不同的組

13、織參數(shù)加權(quán)像，使得正常組織和病變 組織（或兩種組織）之間的不同參數(shù)的差別體現(xiàn)在圖像對比度上，比如人腦內(nèi)的腦白質(zhì)和腦灰質(zhì)，二者的密度參數(shù)很接近，因此反映密度參數(shù)的CT圖像上二者 灰度很接近，不能很好地分辨。但二者的T1和T2參數(shù)差別較大，因此通過配合改變TR和TE時間，可以獲得腦部的T1加權(quán)像或T2加權(quán)像，在這些圖像上，灰質(zhì)和白質(zhì)將有著較大的對比。一般，較長的TR和較長的TE，獲得T2加權(quán)像（T2WI）;較短的TR9CP9trrf nML/lx%180P丨*1和較短的TE，獲得Tl加權(quán)像（TIWI）;較長的TR和較短的TE，獲得質(zhì)子密度加權(quán)像（PdWI）；這一序列 中較常用的序列還有多層自旋回波

14、序列（multi-slice SE）和多次回波序列（multi-echo SE）。（激發(fā)）fTH圖6-8基本自旋回波（SE序列）梯度回波序列家族中最基本的序列就是梯度回波脈沖序列，其序列形式如圖6-9所示。它利用翻轉(zhuǎn)的梯度獲取信號，相比 SE序列縮短了獲取信號的時間，開創(chuàng)了快速磁共振成像的先河。該家族序列通過 對射頻翻轉(zhuǎn)角（a）、TR和TE三個參數(shù)的配合控制，可以在較短的時間內(nèi)分別獲取反映組織Pd、Tl、T2和T2”參數(shù)差別的圖像來。因此該序列家族得到了越來越廣泛的使用。圖6 9梯度回波（GRE）系列快速磁共振成像序列是磁共振發(fā)展的一個熱點，也是磁共振的生命所在。不管其如倆快速，具體實現(xiàn)的時候

15、可能是兩種或三種的結(jié)合再結(jié)合減少傅立葉并行采集技術(shù)來達(dá)到縮短掃描時間的目的的?？焖俅殴舱癯上裥蛄惺侵缚梢杂幂^短的時間獲取或重建出磁共振圖像的序列?？s短磁共振的掃描時間對磁共振的飛 速發(fā)展和廣泛使用具有極其重要的意義： 功能磁共振的開展直接取決于快速磁共振成像序列； 對一些運(yùn)動器官或組織的成像也依賴于快速序列; 對于流體比如血管、心臟的造影也是基于快速成像序列的基礎(chǔ)上的；提高磁共振的臨床使用效率也得益于快速成像序列。磁共振快速序列的發(fā)展基本上經(jīng)歷了三個階段：第一階段，使用快速自旋回波序列(fast spin echo . FSE)使成像時間從原始的10分鐘級縮短到了分鐘級；第二階段，梯度回波序列(gradient