核磁共振成像試驗(yàn)報(bào)告

1、核磁共振成像實(shí)驗(yàn)【目的要求】1 .學(xué)習(xí)和了解核磁共振原理和核磁共振成像原理；2 .掌握MRIjx核磁共振成像儀的結(jié)構(gòu)、原理、調(diào)試和操作過程；【儀器用具】MRIjx核磁共振成像儀、計(jì)算機(jī)、樣品（油）【原理】磁共振成像（MRI）是利用射頻電磁波（脈沖序列）對置于靜磁場B0中的含有自旋不為零的原子核（1H）的物質(zhì)進(jìn)行激發(fā)，發(fā)生核磁共振，用感應(yīng)線圈檢測技術(shù)獲得物質(zhì)的組織馳豫信息和氫質(zhì)子密度信息（采集共振信號），用梯度磁場進(jìn)行空間定位、通過圖像重建，形成磁共振圖像的方法和技術(shù)。具體的講，核磁共振是利用核磁共振現(xiàn)象獲取分子結(jié)構(gòu)、樣品內(nèi)部結(jié)構(gòu)信息的技術(shù)。當(dāng)具有自旋的原子核的磁矩處于靜止外磁場中時(shí)會(huì)產(chǎn)生進(jìn)動(dòng)和

2、能級分裂。在交變磁場作用下，自旋的原子核會(huì)吸收特定頻率的無線電射頻電磁波，從較低的能級躍遷到較高能級。在停止射頻脈沖后，原子核按特定頻率發(fā)出射電信號，并將吸收的能量釋放出來，被物體外的接受器收錄，經(jīng)電子計(jì)算機(jī)處理獲得圖像，這就是做核磁共振成像過程。MRI的特點(diǎn)：具有較高的物質(zhì)組織對比度和組織分辨力，對軟組織分辨率極佳，能清晰地顯示軟組織、軟骨結(jié)構(gòu)，解剖結(jié)構(gòu)和醫(yī)學(xué)上的病變形態(tài)，顯示清楚、逼真。多方位成像，能對被檢查部位進(jìn)行橫斷面、冠狀面、矢狀面以及任何斜面成像。多參數(shù)成像，獲取Ti加權(quán)成像（TiWI）:T2加權(quán)成像（T2W2）、質(zhì)子密度加權(quán)成像（PDW1）,在影像上取得物質(zhì)的組織之間、組織與變化

3、之間Ti、T2和PD的信號對比，在醫(yī)學(xué)上對顯示解剖結(jié)構(gòu)和病變敏感。能進(jìn)行形態(tài)學(xué)、功能、組織化學(xué)和生物化學(xué)方面的研究。以射頻脈沖作為成像的能量源，不使用電離輻射，對人體安全、無創(chuàng)。一、核磁共振原理產(chǎn)生核磁共振信號必須滿足三個(gè)基本條件：（1）能夠產(chǎn)生共振躍遷的原子核；（2）恒定的靜磁場（外磁場、主磁場）Bo；（3）產(chǎn)生一定頻率電磁波的交變磁場，射頻磁場（RF）;即：“核”：共振躍遷的原子核；“磁”：主磁場Bo和射頻磁場RF;“共振”：當(dāng)射頻磁場的頻率與原子核進(jìn)動(dòng)的頻率一致時(shí)原子核吸收能量，發(fā)生能級間的共振躍遷。1.原子核的自旋和磁矩原子核由質(zhì)子和中子組成，原子核有自旋運(yùn)動(dòng)，可以粗略的理解為原子核繞

4、自身的軸向高速旋轉(zhuǎn)的運(yùn)動(dòng)，對應(yīng)有確定的自旋角動(dòng)量，反映了原子核的內(nèi)稟特性。自旋的大小與原子核中的核子數(shù)及其分布有關(guān)，質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)均為偶數(shù)的原子核，自旋量子數(shù)I=0,質(zhì)量數(shù)為奇數(shù)的原子核，自旋量子數(shù)為半整數(shù)，質(zhì)量數(shù)為偶數(shù)，質(zhì)子數(shù)為奇數(shù)的原子核，自旋量子數(shù)為整數(shù)。原子核自旋角動(dòng)量的具體數(shù)值由原子核的自旋量子數(shù)I決定，Ii=，I（I+1尸。原子核具有電荷分布，自旋時(shí)形成循環(huán)電流，產(chǎn)生磁場，形成磁矩，磁矩的方向與自旋角動(dòng)量方向一致，大小P是角動(dòng)量，尸是磁旋比，等于核的磁矩和角動(dòng)量的比值，是各種原子核的特征常數(shù)當(dāng)原子核處于外磁場中時(shí)，若原子核磁矩與外加磁場方向不同，則原子核的磁矩會(huì)繞外磁場方向旋轉(zhuǎn)，與

5、陀螺的運(yùn)動(dòng)相似，稱為進(jìn)動(dòng)。進(jìn)動(dòng)的快慢（頻率）遵循拉莫爾公式：00=2仙0=七0,在確定的外磁場B0情況下，原子核的進(jìn)動(dòng)頻率是一定的。氫原子核在不同磁場中的進(jìn)動(dòng)頻率是不同的，如主磁場Bo為1.0T時(shí)，氫原子核的進(jìn)動(dòng)頻率為42.6MHz。原子核磁矩的進(jìn)動(dòng)氫原子核（質(zhì)子）在外磁場中的取向不同原子核的磁矩在外磁場中的取向是量子化的，自旋量子數(shù)為I的原子核在外磁場作用下只可能有2I+1個(gè)取向，每一個(gè)取向都可以用一個(gè)自旋磁量子數(shù)m來表示，m與I之間的關(guān)系是：m=I,I-1,I-2-10原子核的磁矩在外磁場中的每一種取向都代表了核在該磁場中的一種能量狀態(tài)，能級能量為E=m跖o/I。在天然同位素中，以氫原子核

6、1H（質(zhì)子）的丫值最大（42.6MHZ/T）,因此檢測靈敏度最高，所以目前核磁共振首選質(zhì)子（1H）。1H（質(zhì)子）的自旋量子數(shù)I=1/2,自旋磁量子數(shù)m=±1/2,即氫原子核在外磁場中只有兩種取向，代表了兩種不同的能級。當(dāng)m=-1/2時(shí)，磁矩與外磁場順向排列，E=-Bo,能量較低，m=1/2時(shí)，磁矩與外磁場逆向排列，E=Bo,能量較高，能量差為：AE=2NBo。因?yàn)镹=¥"I,Bo=2Mo/L刈=42兀，能級差為AE=2Ihvo01H的I=1/2,所以1H的兩個(gè)能級差為EE=hvo。原子核的磁矩處于靜止外磁場中產(chǎn)生能級分裂當(dāng)再加一個(gè)高頻磁場（射頻）并使射頻的輻射能等

7、于1H的能級差時(shí)，即E射=h歲射=&E=h%,處于低能級的1H核吸收AE的能量躍遷到高能級上，發(fā)生1H的核磁共振現(xiàn)象。因此，1H發(fā)生核磁共振的條件是必須使射頻的頻率等于1H的進(jìn)動(dòng)頻率，v射=v0=o2二而要使v射=v0,可以采用兩種方法。一種是固定磁場強(qiáng)度B0,逐漸改變電磁波的輻射頻率V射，進(jìn)行掃描，當(dāng)使V射=¥0時(shí)，V射與B0匹配，發(fā)生核磁共振;另一種方法是固定輻射波的輻射頻率V射，然后從低到高逐漸改變磁場強(qiáng)度B。，即改變V0,當(dāng)風(fēng)與戈射匹配時(shí)，"射=Y0,也會(huì)發(fā)生核磁共振。這種方法稱為掃場。一般儀器都采用掃場的方法。2 .施加射頻脈沖后（氫）質(zhì)子狀態(tài)在外磁場的作

8、用下，1H核傾向于與外磁場取順向的排列，所以處于低能態(tài)的核數(shù)目比處于高能態(tài)的核數(shù)目多，出現(xiàn)與主磁場B。方向一致的凈宏觀磁矩（或稱為宏觀磁化矢量）Mo但由于兩個(gè)能級之間能差很小，前者比后者只占微弱的優(yōu)勢。在低能態(tài)與高能態(tài)之間核的數(shù)目會(huì)達(dá)到動(dòng)態(tài)平衡，稱為“熱平衡”狀態(tài)。射頻脈沖作用質(zhì)子磁矩后的進(jìn)動(dòng)路徑及到達(dá)的位置熱平衡狀態(tài)中的氫質(zhì)子，被施以頻率與質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率一致的射頻脈沖時(shí)，將破壞原來的熱平衡狀態(tài)，將誘發(fā)兩種能態(tài)間的質(zhì)子產(chǎn)生能態(tài)躍遷，被激勵(lì)的質(zhì)子從低能態(tài)躍遷到高能態(tài)，出現(xiàn)核磁共振。受到射頻脈沖激勵(lì)的質(zhì)子群偏離原來的平衡狀態(tài)而發(fā)生變化，具變化程度取決于所施加射頻脈沖的強(qiáng)度和時(shí)間。施加的射頻脈沖越強(qiáng)，

9、持續(xù)時(shí)間越長，在射頻脈沖停止時(shí)，M離開其平衡狀態(tài)B。越遠(yuǎn)。在MRI技術(shù)中使用較多的是90°、1800射頻脈沖。施加90°脈沖時(shí)，宏觀磁化矢量M以螺旋運(yùn)動(dòng)的形式離開其原來的平衡狀態(tài)，脈沖停止時(shí)，M垂直于主磁場B。如用以B。為Z軸方向的直角座標(biāo)系表示M,則宏觀磁化矢量M平行于XY平面，而縱向磁化矢量Mz=0,橫向磁化矢量Mxy最大。施加180°脈沖后，14施加90°脈沖后橫向磁化矢量達(dá)到最大施加180°脈沖后的橫向磁化分量為0M與B。平行，但方向相反，橫向磁化矢量Mxy為零?？傊?，施加90。、180?；蚱渌嵌鹊纳漕l脈沖后，氫質(zhì)子因接受了額外能量，

10、其磁化矢量偏離了靜磁場方向而轉(zhuǎn)動(dòng)90°、180°或其他角度，部分處于低能級的氫質(zhì)子因吸收能量而躍遷到高能態(tài)，這一接收射頻場電磁能的過程就稱為磁共振的激勵(lì)過程。在激勵(lì)過程中氫質(zhì)子吸收了額外的電磁能，由低能態(tài)升入高能態(tài)，從而進(jìn)入了磁共振的預(yù)備狀態(tài)。3 .射頻脈沖停止后（氫）質(zhì)子狀態(tài)脈沖停止后，宏觀磁化矢量又自發(fā)地回復(fù)到平衡狀態(tài)，這個(gè)過程稱之為核磁弛豫”。當(dāng)90脈沖停止后，M仍圍繞B。軸旋轉(zhuǎn)，M末端螺旋上升逐漸靠向B0O90度脈沖停止后宏觀磁化矢量的變化在脈沖結(jié)束白一瞬間，M在XY平面上分量Mxy達(dá)最大值，在Z軸上分量Mz為零。當(dāng)恢復(fù)到平衡時(shí)，縱向分量Mz重新出現(xiàn)，而橫向分量Mx

11、y消失。由于在弛豫過程中磁化矢量M強(qiáng)度并不恒定，縱、橫向部分必須分開討論。弛豫過程用2個(gè)時(shí)間值描述，即縱向弛豫時(shí)間（Ti）和橫向弛豫時(shí)間（T2）o（1）縱向弛豫時(shí)間（Ti）90°脈沖停止后，縱向磁化矢量要逐漸恢復(fù)到平衡狀態(tài)，測量時(shí)間距射頻脈沖終止的時(shí)間越長，所測得縱向磁化矢量信號幅度就越大。弛豫過程表現(xiàn)為一種指數(shù)曲線，Ti值規(guī)定為Mz達(dá)到最終平衡狀態(tài)63%的時(shí)間。時(shí)間縱向弛豫時(shí)間Ti時(shí)間橫向弛豫時(shí)間T2由于質(zhì)子從射頻波吸收能量，處于高能態(tài)的質(zhì)子數(shù)目增加，Ti弛豫是質(zhì)子群通過釋放已吸收的能量，以恢復(fù)原來高低能態(tài)平衡的過程，Ti弛豫也稱為自旋一品格弛豫。2.橫向弛豫時(shí)間（T290。脈沖的

12、一個(gè)作用是激勵(lì)質(zhì)子群使之在同一方位，同步旋進(jìn)（相位一致），這時(shí)橫向磁化矢量Mxy值最大，但射頻脈沖停止后，質(zhì)子同步旋進(jìn)很快變?yōu)楫惒?，旋轉(zhuǎn)方位也由同而異，相位由聚合一致變?yōu)閱适Ь酆隙鳟?，磁化矢量相互抵消，Mxy很快由大變小，最后趨向于零，稱之為去相位。橫向磁化矢量衰減也表現(xiàn)為一種指數(shù)曲線，T2值規(guī)定為橫向磁化矢量衰減到其原來值37%所用的時(shí)間。橫向磁化矢量由大變小直至消失的原因是：樣品組織中有水分子，水分子的熱運(yùn)動(dòng)持續(xù)產(chǎn)生磁場的小波動(dòng)，周圍磁環(huán)境的任何波動(dòng)可造成質(zhì)子共振頻率的改變，使質(zhì)子振動(dòng)稍快或稍慢，使質(zhì)子群由相位一致變?yōu)榛ギ?，即質(zhì)子熱運(yùn)動(dòng)的作用使質(zhì)子間的旋進(jìn)方位和頻率互異，但無能量交換縱向

13、弛豫。這種弛豫也稱為自旋-自旋弛豫。二、核磁共振成像原理1 .磁共振信號在弛豫過程中通過測定橫向磁化矢量MXY可得知樣品組織的磁共振信號。橫向磁化矢量Mxy垂直并圍繞主磁場B0以Larmor頻率旋進(jìn)，按法拉第定律，磁矢量Mxy的變化使環(huán)繞在被測物體周圍的接收線圈產(chǎn)生感應(yīng)電動(dòng)勢，這個(gè)可以放大的感應(yīng)電流即MR（核磁共振）信號。90°脈沖后，由于受Ti、T2的影響，磁共振信號以指數(shù)曲線形式衰減，稱為自由感應(yīng)衰減。自由感應(yīng)衰減信號傅立葉變換磁共振信號的測量只能在垂直于主磁場的XY平面進(jìn)行。由于脈沖發(fā)射和接收樣品組織原子核的共振信號不在同一時(shí)間，而射頻脈沖和樣品組織發(fā)生的共振信號的頻率又是一致

14、的，因此可用一個(gè)線圈兼作發(fā)射和接收。由于Mxy指向或背向接收線圈，MR信號或正或負(fù)，橫向磁化矢量轉(zhuǎn)動(dòng)，在接收線圈中出現(xiàn)周期性電流振蕩，這些振蕩為正弦波并逐漸阻尼（阻尼指信號幅度隨時(shí)間減弱），幅度的變化可用信號演變來表示。由于質(zhì)子和質(zhì)子的相互作用，自由感應(yīng)衰減的時(shí)間為T2,質(zhì)子和質(zhì)子間的相互作用以及磁場不均勻性的影響，自由感應(yīng)衰減的時(shí)間為T2',T2'顯著短于T20在一個(gè)磁環(huán)境中，所有質(zhì)子并非確切地有同樣的共振頻率。在一個(gè)窄頻率帶，自由感應(yīng)衰減信號代表疊加到一起的正弦振蕩，用數(shù)學(xué)方法（傅里葉變換）可把這一振幅隨時(shí)間而變化的函數(shù)變成振幅按頻率分布而變化的函數(shù)，后者即MR波譜，振幅隨

15、時(shí)間而降低的正弦信號經(jīng)傅里葉變換后用窄細(xì)的鐘形波為代表。由于振幅演變的起始值取決于橫向磁矩，而該磁矩又取決于特定組織體素中受激勵(lì)原子核的數(shù)目，因此波峰高度（信號強(qiáng)度）代表質(zhì)子密度N（1H）,如質(zhì)子群為純水且主磁場又很均勻，則質(zhì)子群共振頻率只有1個(gè)，鐘形波為一直線。如由于質(zhì)子群的自旋-自旋作用及磁場不均勻性的影響，在頻率域坐標(biāo)上就不是一直線，而表現(xiàn)為一鐘形波，其寬度與T2'成反比，即鐘形波越寬，T2'越短，而鐘形波最寬處為其共振頻率。2 .梯度磁場前面所討論的是處在均勻恒定磁場B0中的樣品，在射頻脈沖的作用下產(chǎn)生核磁共振，此時(shí)接收到的信號來自整個(gè)樣品，并沒有把它們按空間分布區(qū)分開

16、來，無法用來成像。為了實(shí)現(xiàn)核磁共振成像，必須把收集到的信號進(jìn)行空間定位。定位方法常用的主要有3種：投影重建法、二維傅里葉變換法（2DFT）和三維傅里葉變換法（3DFT）。以下主要介紹2DFT法。MRI掃描用的主磁體均勻度越高，影像質(zhì)量則越好。根據(jù)拉莫爾方程，在均勻的強(qiáng)磁場中，樣品內(nèi)質(zhì)子群旋進(jìn)頻率由場強(qiáng)決定且是一致的，如在主磁場中再附加一個(gè)線性梯度磁場，由于被檢物體各部位質(zhì)子群的旋進(jìn)頻率可因磁感應(yīng)強(qiáng)度的不同而有所區(qū)別，這樣就可對被檢體某一部位行MR成像。因此，MRI空間定位靠的是梯度磁場，MRI的梯度磁場有3種：選層梯度場Gz、頻率編碼梯度場Gx、相位編碼梯度場Gy。這些梯度場的產(chǎn)生是通過3對（

17、X、Y、Z）梯度線圈通以電流產(chǎn)生的，可通過人為地分別控制它的通斷實(shí)現(xiàn)成像所需要的梯度場。（1）選層梯度場Gz以橫軸位（Z）斷層為例，于主磁場B0再附加一個(gè)梯度磁場Gz,磁感應(yīng)強(qiáng)度為Bz,則總的磁感應(yīng)強(qiáng)度為Bo+Bz,即沿Z軸方向自左到右磁感應(yīng)強(qiáng)度不同，根據(jù)拉莫爾定律，被檢者質(zhì)子群在縱軸平面上（垂直于Z軸）被分割成一個(gè)個(gè)橫向斷面，且質(zhì)子群有相同的旋進(jìn)頻率，如以這個(gè)頻率的90°脈沖激勵(lì)，就可在物體縱軸上選出橫軸層面。（2）頻率編碼梯度場Gx以橫軸位斷層為例，在啟動(dòng)Gx選出被激勵(lì)的橫軸層面后，在采集信號的同時(shí)啟動(dòng)Gx梯度磁場，由于物體X軸的各質(zhì)子群相對位置不同，其對應(yīng)的磁場Gx也不同，磁感

18、應(yīng)強(qiáng)度較大處的體素共振頻率比磁感應(yīng)強(qiáng)度較弱處的體素要高一些，從而達(dá)到了按部位在X軸上進(jìn)行頻率編碼的目的。這時(shí)被激勵(lì)平面發(fā)出的為一混合信號，用數(shù)學(xué)方法（傅里葉變換）區(qū)分出這一混合信號在頻率編碼梯度上不同的頻率位置，則可在X軸上分出不同頻率質(zhì)子群的位置。4頻率編碼原理相位編碼原理(3),相位編碼梯度場Gy在施加90°脈沖Gz梯度磁場后，人體相應(yīng)的XY平面上質(zhì)子群發(fā)生共振。如果在采集信號以前啟動(dòng)Gy梯度，到采集信號時(shí)停止。由于Gy梯度的作用，磁感應(yīng)強(qiáng)度較大處的體素與磁感應(yīng)強(qiáng)度較小處的體素相比，前者磁化矢量轉(zhuǎn)動(dòng)得快，后者轉(zhuǎn)動(dòng)得慢，從而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改變?nèi)Q于體素在垂直方

19、向上的位置。當(dāng)Gy停止時(shí)，所有體素又以相同的速率轉(zhuǎn)動(dòng)，但Gy誘發(fā)的相位偏移依然存在，所以每一橫排發(fā)出的信號之間相位不一致，通過以上Gx和Gy兩路梯度的編碼，一幅二維MRI影像由不同的頻率和相位組合成的每個(gè)體素在矩陣中有其獨(dú)特的位置，計(jì)算每個(gè)體素的灰度值就可形成一幅影像。(4)斷層厚度與梯度磁感應(yīng)強(qiáng)度的關(guān)系MRI用的射頻脈沖其頻率并非很寬。因此MRI完全一致，它有一個(gè)頻率范圍稱作射頻帶寬。射頻脈沖越短，其帶常用的短激勵(lì)脈沖可選擇斷層面的厚度，斷層面的厚度與帶寬成正比。而增加梯度場的磁感應(yīng)強(qiáng)度可減薄斷層的厚度。但MRI的層厚是有一定限制的，一般為320mm。M做象的產(chǎn)生3,脈沖序列與參數(shù)MRI是用

20、磁共振信號來成像的，如果獲取的信號大、噪音小，那么影像質(zhì)量也好。為了得到高質(zhì)量的影像，在MRI系統(tǒng)中常通過使用不同的脈沖序列，來獲得滿足要求的影像。目前常用3個(gè)掃描序列：自旋回波序列（SE）、反轉(zhuǎn)回復(fù)序列（IR）、梯度回波脈沖序列（GRE）。各個(gè)掃描序列的影像信號強(qiáng)度均與氫質(zhì)子密度成正比，由于自旋回波序列克服了靜磁場不均勻性帶來的弊端，能顯示典型的T2加權(quán)像，而T2信息是病理學(xué)最早最敏感的指標(biāo)，所以SE序列在MR掃描中占了主宰地位。180。WDI90。梯度場強(qiáng)度與射頻帶寬決定層厚自旋回波時(shí)間序列1）.自旋回波序列（SE）先發(fā)射1個(gè)90°射頻脈沖，900為現(xiàn)今MR掃描最基本、最常用的脈

21、沖序列脈沖停止后，開始出現(xiàn)磁共振信號，間隔Ti時(shí)間后，再發(fā)射1個(gè)180°脈沖至測量回波的時(shí)間稱作回波時(shí)間，用TE表示（TE=2T1）,180°脈沖至下一個(gè)90°脈沖之間的時(shí)間為T重復(fù)這一過程，2個(gè)90°脈沖之間的時(shí)間稱為重復(fù)時(shí)間，用TR表示。第1個(gè)900射頻脈沖使縱向磁化矢量M轉(zhuǎn)到XY平面，由于磁場的不均勻性，構(gòu)成Mxy值的質(zhì)子群經(jīng)受著或強(qiáng)或弱的磁波動(dòng)，某些質(zhì)子以較高頻率旋進(jìn)，900脈沖后同步旋進(jìn)的質(zhì)子群很快變?yōu)楫惒?，相位由一致變?yōu)榉稚?，即失相位，Mxy即橫向磁化矢量強(qiáng)度由大變小，最終到零。加入180。脈沖后，使得相位離散的質(zhì)子群繞X軸旋轉(zhuǎn)180。，此時(shí)

22、旋進(jìn)快、慢不同的質(zhì)子又以其原速度反向聚攏，使離散的相位趨于一致，Mxy由零又逐漸恢復(fù)到接近90脈沖后的強(qiáng)度，TE達(dá)到最大值，如圖所示。180度相位重聚脈沖對自旋的作用180°脈沖前后Mxy的變化可用隊(duì)列操練的例子來說明。當(dāng)班長對排得很整齊的一橫列士兵發(fā)出跑步命令后，每個(gè)士兵各以自己不同的速度向前跑，班長喊立定時(shí)，各士兵所處位置不同，如班長再喊向后轉(zhuǎn)”（相當(dāng)于180°脈沖），跑步走;時(shí)，各個(gè)士兵又以自己原來的速度奔向起跑線，當(dāng)班長以與第1次同樣間隔的時(shí)間第2次喊立定時(shí)，士兵們肯定都處于原來的起跑線位置，只是方向相反。自旋回波脈沖序列中的影像亮度、回波幅度不僅與受檢組織的特殊參

23、數(shù)即Ti、T2和質(zhì)子密度有關(guān)，而且與操作者選擇的參數(shù)TR、TE有關(guān)。MRI較CT可獲得更多的信息。物體不同組織不論它們是正常的還是異常的，有它們的各自的Ti、T2以及質(zhì)子密度值，這是MRI區(qū)分正常與異常以及診斷疾病的基礎(chǔ)。為了評判被檢組織的各種參數(shù)，在操作中可通過調(diào)節(jié)重復(fù)時(shí)間TR、回波時(shí)間TE以突出某個(gè)組織特征的影像，這種影像被稱作加權(quán)像。把分別反映組織Ti、T2和質(zhì)子密度N(1H)特性的影像，相應(yīng)稱作Ti加權(quán)像、Ti加權(quán)像和N(1H)加權(quán)像。(D質(zhì)子密度N(iH)加權(quán)像(PDWi):如選用比受檢組織Ti顯著長的TR(i5002500ms),那么磁化的質(zhì)子群在下i個(gè)周期的90°脈沖到

24、來時(shí)已全部得到恢復(fù)，這時(shí)回波信號幅度與組織Ti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(i520ms),則回波信號幅度與質(zhì)子密度(即受檢組織氫原子數(shù)量)有關(guān)，這種影像被稱為質(zhì)子密度加權(quán)像。由于多數(shù)生物組織質(zhì)子數(shù)量相差不大。信號強(qiáng)度主要由T2決定。(2) T2加權(quán)像(T2W2):如選擇比受檢組織Ti顯著長的TR(i5002500ms),又選用與生物組織T2相似的時(shí)間為TE(90i20ms),則兩個(gè)不同組織的T2信號強(qiáng)度差別明顯，TE越長，這種差別越眺?；夭℉D組織Ti的與回波幅度的關(guān)系反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列時(shí)序圖(3) Ti加權(quán)像(TiWI):因各種生物組織的縱向弛豫時(shí)間約50

25、0ms左右，如把重復(fù)時(shí)間TR定為500ms,則在下i個(gè)周期90°脈沖到來時(shí)，長Ti的組織能量丟失少，縱向磁化矢量(Mz)恢復(fù)的幅度低，吸收的能量就少，其磁共振信號的幅度低，回波的幅度也低。相反短Ti組織能量大部分丟失，Mz接近完全恢復(fù)，幅度高。下i個(gè)90。脈沖時(shí)將吸收大部分能量，磁共振信號高，回波幅度也高，信號強(qiáng)，如圖5-23所示。在T2W2的討論中我們知道，TE越長，T2對信號的影響越大。如T2對回波信號的影響可以忽略，對信號的影響主要是質(zhì)子密度和Ti,此時(shí)因選用的是短TR(500ms左右)，回波信號反映的主要是組織不同的Ti信號強(qiáng)度的差別，即Ti加權(quán)像。2)反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列(IR

26、)該脈沖序列有利于測量Ti,并幾乎從掃描中刪除了T2的作用，它可顯示精細(xì)的解剖結(jié)構(gòu)，如腦的灰白質(zhì)。掃描時(shí)，先給一i80°脈沖，隨后以與組織Ti相似的間隔(500ms)再名&一90°脈沖。180°脈沖使磁化矢量M由正Z軸轉(zhuǎn)到負(fù)Z軸，因磁化矢量完全為縱向，無橫向成分，不發(fā)出信號。在180°脈沖激勵(lì)后，磁矢量以組織Ti弛豫速度沿正Z軸增長，500ms時(shí)磁矢量在Z軸增長的數(shù)量直接與組織Ti有關(guān)，但不能直接測量。為測量橫向成分，需施加90°脈沖，該脈沖使磁矢量倒向XY平面，隨后出現(xiàn)FID的強(qiáng)度與180°脈沖后組織的Ti弛豫時(shí)間有關(guān)。FI

27、D信號雖可直接測量，但因90°脈沖的強(qiáng)能量爆發(fā)后難于測量再發(fā)出的信號，可在90°脈沖后迅速（如間隔10ms）再施加1個(gè)180°脈沖，如同標(biāo)準(zhǔn)的自旋回波序列那樣出現(xiàn)FID的早期回波（20ms時(shí)）。在掃描中以這種回波方式問接測量FID,有一定程度輕度T2作用的介入。使用兩個(gè)不同TR值的IR序列可測量T1值。3）梯度回波脈沖序列（GRE）成像速度慢，檢查時(shí)間長是MRI最主要的缺點(diǎn)，梯度回波脈沖序列既保持了影像較好的信噪比，又顯著地縮短了檢查時(shí)間。在梯度回波脈沖序列中，采用小于90°的射頻脈沖激勵(lì)，在橫向部分有相當(dāng)大的磁化矢量，而縱向磁化矢量Mz的變動(dòng)相對較小。

28、如30°脈沖可使50%的磁矢量傾倒到橫向平面，而保留87%的縱向磁矢量，見圖5-25。30度射頻脈沖時(shí)的磁化矢量及縱向磁化矢量信號幅度分為縱、橫向兩部分，僅數(shù)十毫秒，Mz即可恢復(fù)到平衡狀態(tài)。因此，與傳統(tǒng)的自旋回波序列相比，重復(fù)時(shí)間TR可明顯縮短。自旋回波序列90°脈沖后磁矢量M在XY平面最強(qiáng)，隨后由于磁場不均勻及質(zhì)子間的相互作用，相位很快分散，MR信號消失，施加180°脈沖后分散的相位再回歸（相位一致）：出現(xiàn)MR信號（回波）。而梯度回波脈沖序列中，施加梯度磁場后造成質(zhì)子群自旋頻率的互異，很快喪失相位的一致，MR信號消失。如再施加一個(gè)強(qiáng)度一樣、時(shí)間相同、方向相反的梯

29、度磁場，可使分散的相位重聚，原已消失的MR信號又復(fù)出現(xiàn)，在回波達(dá)到最高值時(shí)記錄其信號。這種用一個(gè)方向相反的梯度磁場代替180°脈沖產(chǎn)生回波的小角度激勵(lì)成像方法，稱梯度的回波序列。三、MRIjx20臺式磁共振成像儀硬件概述時(shí)顆功般*梯度線國''r二_1.抨k1譜儀系統(tǒng)L領(lǐng)率源IiT數(shù)模轉(zhuǎn)換|*梯度i功放ijf輸入輸出口lI1舊模數(shù)轉(zhuǎn)撰hi_毅放大丁IRFJI.關(guān)一射頻言峭：葉境外向前置放大MRIjx臺式磁共振成像儀硬件結(jié)構(gòu)框圖磁共振成像儀的工作原理可簡單地描述如下：在計(jì)算機(jī)的（脈沖序列）控制下，DDS直接數(shù)字頻率合成源）產(chǎn)生滿足共振條件的射頻信號，在波形調(diào)制信號的控制下

30、調(diào)制成所需要的形狀（方波或SINCM形），并送到射頻功放系統(tǒng)進(jìn)行功率放大后經(jīng)發(fā)射頻線圈發(fā)射并激發(fā)樣品產(chǎn)生核磁共振。在信號采集期間，射頻線圈將對此核磁共振信號感應(yīng)得到核磁共振信號，此信號為一自由感應(yīng)衰減信號（FID）信號，此FID信號經(jīng)前置放大后在二級放大板中與DD貨生的一等幅的射頻信號進(jìn)行混頻后放大最后送入ADC（模數(shù)轉(zhuǎn)換卡）進(jìn)行數(shù)據(jù)采集與模數(shù)轉(zhuǎn)換，采集的數(shù)據(jù)送入計(jì)算機(jī)進(jìn)行相應(yīng)處理就可得到核磁共振信號的譜線。在二維磁共振成像序列中，還需要從脈沖序列發(fā)生器中發(fā)出三路梯度控制信號，分別經(jīng)梯度功放后經(jīng)由梯度線圈產(chǎn)生3個(gè)維度上的梯度磁場，起到對磁共振信號進(jìn)行空間定位的作用，通過計(jì)算機(jī)處理獲取的數(shù)據(jù)從而

31、得到樣品的2D（二維）圖像。MRIjx20臺式磁共振成像儀雖然成像空間小，只能做試管樣品，但其具有臨床醫(yī)用核磁共振成像系統(tǒng)的基本功能，硬件結(jié)構(gòu)和軟件系統(tǒng)與醫(yī)用設(shè)備本質(zhì)相同，是一臺微型化的核磁共振成像設(shè)備。【實(shí)驗(yàn)步驟】一、系統(tǒng)開關(guān)機(jī)使用NMIjx臺式核磁共振成像儀時(shí)，開機(jī)”和關(guān)機(jī)”均必須嚴(yán)格按以下順序操作：1）開機(jī)：啟動(dòng)計(jì)算機(jī)；在計(jì)算機(jī)桌面上啟動(dòng)應(yīng)用程序“核磁共振成像技術(shù)試驗(yàn)儀”；開啟射頻單元電源；開啟射頻單元后部的恒溫系統(tǒng)電源；打開梯度放大器機(jī)箱電源開關(guān)。2）關(guān)機(jī)：關(guān)閉梯度放大器機(jī)箱電源開關(guān)；關(guān)閉射頻單元電源；退出應(yīng)用程序“核磁共振成像技術(shù)試驗(yàn)儀”；關(guān)閉計(jì)算機(jī)。二、自旋回波成像：1）開機(jī)：啟動(dòng)

32、計(jì)算機(jī)；在計(jì)算機(jī)桌面上啟動(dòng)應(yīng)用程序“核磁共振成像技術(shù)試驗(yàn)儀”；將裝有10mm高大豆油的樣品管小心放置入磁體柜上方樣品孔內(nèi)；開啟射頻單元電源；開啟射頻單元后部的恒溫系統(tǒng)電源；打開梯度放大器機(jī)箱電源開關(guān)。2 .運(yùn)行“核磁共振成像技術(shù)試驗(yàn)儀”軟件，進(jìn)入到軟件操作界面；3 .將裝有10mm高大豆油的樣品管小心放置入磁體柜上方樣品孔內(nèi)；4 .點(diǎn)擊操作界面菜單欄中“MRIjx”，會(huì)出現(xiàn)原來已保存的圖形，點(diǎn)擊菜單欄中“New”，在出現(xiàn)的對話框中選擇“軟脈沖Fid（S-SPID）”，單擊“OK”；5 .設(shè)置中心頻率：1）選菜單欄中“ZG（累加）”選項(xiàng)；2）累加停止后，點(diǎn)擊“FFT”（快速傅立葉變換），在對話框

33、中S1參數(shù)選擇：8192,點(diǎn)擊“OK”；3）出現(xiàn)FFT變換的共振曲線圖形后，點(diǎn)擊左邊菜單欄中“一維處理”，在對話框中點(diǎn)擊選項(xiàng)，移動(dòng)到曲線峰值左右附近分別單擊，選擇一定峰值寬度；4）點(diǎn)擊左邊菜單欄中“設(shè)置中心頻率”選項(xiàng)，移動(dòng)鼠標(biāo)到曲線峰值中心頻率處單擊，在對話框“下次采樣時(shí)，確定該點(diǎn)為譜圖的中心嗎？中單擊“OK”；5）再次選菜單欄中“ZG（累加）”選項(xiàng)，重復(fù)2）、3）、4）步驟3-4次，完成設(shè)置中心頻率的操作；6 .確定900軟脈沖和1800軟脈沖對應(yīng)的寬度值（RFAmP1）:1）點(diǎn)擊菜單欄中“采樣”，在下拉菜單欄中，點(diǎn)擊“顯示模數(shù)據(jù)”此時(shí)參數(shù)設(shè)置為；參數(shù)參數(shù)值參數(shù)參數(shù)值RFAmP1(%)1.0DFW(KHz)30SP1(1200SF1(MHz)23D3(100O1(KHz)320.464D0(1000RG2TD1024NS4SW(KHz)100DS102）點(diǎn)擊菜單欄中“GS（單次采樣）；3）手動(dòng)修改RFAmP1（%）,設(shè)置Pi值從1逐漸增大，可觀察到信號波形峰值先會(huì)逐漸增大，然后信號波形峰值會(huì)逐漸減小的現(xiàn)象，