磁共振成像儀的基本原理(共103頁)

1、第一節(jié) 磁共振成像儀的基本(jbn)硬件醫(yī)用MRI儀通常(tngchng)由主磁體、梯度線圈、脈沖線圈、計算機系統(tǒng)及其他輔助設備等五部分構成。一、主磁體(ct)主磁體是MRI儀最基本的構件，是產(chǎn)生磁場的裝置。根據(jù)磁場產(chǎn)生的方式可將主磁體分為永磁型和電磁型。永磁型主磁體實際上就是大塊磁鐵，磁場持續(xù)存在，目前絕大多數(shù)低場強開放式MRI儀采用永磁型主磁體。電磁型主磁體是利用導線繞成的線圈，通電后即產(chǎn)生磁場，根據(jù)導線材料不同又可將電磁型主磁體分為常導磁體和超導磁體。常導磁體的線圈導線采用普通導電性材料，需要持續(xù)通電，目前已經(jīng)逐漸淘汰；超導磁體的線圈導線采用超導材料制成，置于液氦的超低溫環(huán)境中，導線內(nèi)的

2、電阻抗幾乎消失，一旦通電后在無需繼續(xù)供電情況下導線內(nèi)的電流一直存在，并產(chǎn)生穩(wěn)定的磁場，目前中高場強的MRI儀均采用超導磁體。主磁體最重要的技術指標包括場強、磁場均勻度及主磁體的長度。主磁場的場強可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）來表示，特斯拉是目前磁場強度的法定單位。距離5安培電流通過的直導線1cm處檢測到的磁場強度被定義為1高斯。特斯拉與高斯的換算關系為：1 T = 10000 G。在過去的20年中，臨床應用型MRI儀主磁體的場強已由0.2 T以下提高到1.5 T以上，1999年以來，3.0 T的超高場強MRI儀通過FDA認證進入臨床應用階段。目前一般把0.5 T以下的M

3、RI儀稱為低場機，0.5 T到1.0 T之間的稱為中場機，1.0 T到2.0之間的稱為高場機（1.5 T為代表），大于2.0 T的稱為超高場機（3.0 T為代表）。高場強MRI儀的主要優(yōu)勢表現(xiàn)為：（1）主磁場場強高提高質子的磁化率，增加圖像的信噪比；（2）在保證信噪比的前提下，可縮短MRI信號采集時間；（3）增加化學位移使磁共振頻譜（magnetic resonance spectroscopy，MRS）對代謝產(chǎn)物的分辨力得到提高；（4）增加化學位移使脂肪飽和技術更加容易實現(xiàn)；（5）磁敏感效應增強，從而增加血氧飽和度依賴（BOLD）效應，使腦功能成像的信號變化更為明顯。當然MRI儀場強增高也帶

4、來以下問題：（1）設備生產(chǎn)成本增加，價格提高。（2）噪音增加，雖然采用靜音技術降低噪音，但是進一步增加了成本。（3）因為射頻特殊吸收率（specific absorption ratio，SAR）與主磁場場強的平方成正比，高場強下射頻脈沖的能量在人體內(nèi)累積明顯增大，SAR值問題在3.0 T的超高場強機上表現(xiàn)得尤為突出。（4）各種偽影增加，運動偽影、化學位移偽影及磁化率偽影等在3.0 T超高場機上更為明顯。由于上述問題的存在，3.0 T的MRI儀在臨床應用還有一定限制，盡管其在中樞神經(jīng)系統(tǒng)具有優(yōu)勢，但是在體部應用還不太成熟，因此，目前以1.5 T的高場機最為成熟和實用。MRI對主磁場均勻度的要求

5、很高，原因在于：（1）高均勻度的場強有助于提高圖像信噪比，（2）場強均勻是保證MR信號空間定位準確性的前提，（3）場強均勻可減少偽影（特別是磁化率偽影），（4）高度均勻度磁場有利于進行大視野掃描，尤其肩關節(jié)等偏中心部位的MRI檢查，（5）只有高度均勻度磁場才能充分利用脂肪(zhfng)飽和技術進行脂肪抑制掃描，（6）高度均勻度磁場才能有效區(qū)分MRS的不同代謝產(chǎn)物。現(xiàn)代MRI儀的主動及被動勻場技術進步很快，使磁場均勻度有了很大提高。為保證主磁場均勻度，以往(ywng)MRI儀多采用2m以上的長磁體，近幾年伴隨磁體技術的進步，各廠家都推出磁體長度為1.4m1.7m的高場強（1.5T）短磁體，使病人

6、更為舒適，尤其適用于幽閉恐懼癥的患者。隨介入MR的發(fā)展，開放式MRI儀也取得很大進步，其場強已從原來的0.2T左右上升到0.5T以上(yshng)，目前開放式MRI儀的最高場強已達1.0T。圖像質量明顯提高，掃描速度更快，已經(jīng)幾乎可以做到實時成像，使MR“透視”成為現(xiàn)實。開放式MR掃描儀與DSA的一體化設備使介入放射學邁進一個嶄新時代。二、梯度線圈梯度線圈是MRI儀最重要的硬件之一，主要作用有：（1）進行MRI信號的空間定位編碼；（2）產(chǎn)生MR回波（梯度回波）；（3）施加擴散加權梯度場；（4）進行流動補償；（5）進行流動液體的流速相位編碼。梯度線圈由X、Y、Z軸三個線圈構成（在MR成像技術中，

7、把主磁場方向定義為Z軸方向，與Z軸方向垂直的平面為XY平面）。梯度線圈是特殊繞制的線圈，以Z軸線圈為例，通電后線圈頭側部分產(chǎn)生的磁場與主磁場方向一致，因此磁場相互疊加，而線圈足側部分產(chǎn)生的磁場與主磁場方向相反，因此磁場相減，從而形成沿著主磁場長軸（或稱人體長軸），頭側高足側低的梯度場，梯度線圈的中心磁場強度保持不變。X、Y軸梯度場的產(chǎn)生機理與Z軸方向相同，只是方向不同而已。梯度線圈的主要性能指標包括梯度場強和切換率（slew rate）。梯度場強是指單位長度內(nèi)磁場強度的差別，通常用每米長度內(nèi)磁場強度差別的毫特斯拉量（mT/M）來表示。圖1為梯度場強示意圖，條狀虛線表示均勻的主磁場，斜線表示線性

8、梯度場；兩條線相交處為梯度場中點，該點梯度場強為零，不引起主磁場強度發(fā)生變化；虛線下方的斜線部分表示反向梯度場，造成主磁場強度呈線性降低；虛線上方的斜線部分為正向梯度場，造成主磁場強度呈線性增高。有效梯度場兩端的磁場強度差值除以梯度場施加方向上有效梯度場的范圍（長度）即表示梯度場強，即：梯度場強（mT/M）梯度場兩端的磁場強度差值/梯度場的長度有效梯度場長度梯度兩端磁場強度差值梯度場中點梯度場強t圖1 梯度(t d)場強示意圖 圖2 梯度場切換率示意圖切換率（slew rate）是指單位時間及單位長度內(nèi)的梯度磁場強度變化量，常用每秒每米長度內(nèi)磁場強度變化的毫特斯拉量（mT/M.S）來表示，切換

9、率越高表明梯度磁場變化越快，也即梯度線圈通電后梯度磁場達到預設值所需要(xyo)時間（爬升時間）越短。圖2為梯度場切換率示意圖。梯度場的變化可用梯形來表示，梯形中只有中間的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度場已經(jīng)達到預定值并持續(xù)存在，梯形的左腰表示梯度線圈通電后梯度場強逐漸增高、直至預定值，用t表示(biosh)梯度場增高到預定值所需的時間，則梯度場的切換率梯度場預定強度/t實際上就是梯形左腰的斜率。斜率越大，即切換率越高，梯度場爬升越快，所需的爬升時間越短。梯度線圈性能的提高對于MR超快速成像至關重要，可以說沒有梯度線圈的進步就不可能有超快速序列。SS-RARE、Turbo-GRE及EPI

10、等超快速序列以及水分子擴散加權成像對梯度場的場強及切換率都有很高的要求，高梯度場及高切換率不僅可以縮短回波間隙加快信號采集速度，還有利于提高圖像的SNR，因而近幾年快速或超快速成像技術的發(fā)展可以說是直接得益于梯度線圈性能的改進?，F(xiàn)代新型1.5T MRI儀的常規(guī)梯度線圈場強已達25mT/m以上，切換率達120mT/m.s以上。1.5T MRI儀最高配置的梯度線圈場強已達60mT/m，切換率超過200 mT/m.s。需要指出的是由于梯度磁場的劇烈變化會對人體造成一定的影響，特別是引起周圍神經(jīng)刺激，因此梯度磁場場強和切換率不是越高越好，是有一定限制的。三、脈沖線圈脈沖線圈也是MRI儀的關鍵部件，脈沖

11、線圈有發(fā)射線圈和接收線圈之分。發(fā)射線圈發(fā)射射頻脈沖（無線電波）激發(fā)人體內(nèi)的質子發(fā)生共振，就如同電臺的發(fā)射天線；接收線圈接收人體內(nèi)發(fā)出的MR信號（也是一種無線電波），就如同收音機的天線。有的線圈可同時作為發(fā)射線圈和接受線圈，如裝在掃描架內(nèi)的體線圈和頭顱正交線圈。大部分表面線圈只能作為接受線圈，而由體線圈來承擔發(fā)射線圈的功能。MR成像對脈沖(michng)線圈也有很高的要求，發(fā)射線圈應盡可能均勻地發(fā)射射頻脈沖，激發(fā)感興趣容積內(nèi)的質子。發(fā)射線圈所發(fā)射的射頻脈沖的能量與其強度和持續(xù)時間有關，現(xiàn)代新型的發(fā)射線圈由高功率射頻放大器供能，所發(fā)射的射頻脈沖強度增大，因而所需要的持續(xù)時間縮短，加快了MRI的采集

12、速度。與MR圖像信噪比密切相關的是接收線圈，接收線圈離檢查部位越近，所接收到的信號越強，線圈內(nèi)體積(tj)越小，所接收到的噪聲越低，因而各產(chǎn)家開發(fā)了多種適用于各檢查部位的專用表面線圈，如心臟線圈、肩關節(jié)線圈、直腸內(nèi)線圈、脊柱線圈等。近年來出現(xiàn)的表面相控陣線圈（phased array coils）是脈沖線圈技術的一大飛躍。一個相控陣線圈由多個子線圈單元（element）構成，同時需要有多個數(shù)據(jù)采集通道（channel）與之匹配。目前臨床上推出最新型的相控陣線圈的子單元和與之匹配的數(shù)據(jù)采集通道為8個以上。利用相控陣線圈可明顯提高MR圖像的信噪比，有助于改善薄層掃描、高分辨掃描及低場機的圖像質量。

13、利用相控陣線圈與平行采集技術相配合，可以進一步提高MRI的信號(xnho)采集速度。四、計算機系統(tǒng)計算機系統(tǒng)屬于MRI儀的大腦，控制著MRI儀的脈沖激發(fā)、信號采集、數(shù)據(jù)運算和圖像顯示等功能。五、其他輔助設備除了上述重要硬件設備外，MRI儀還需要一些輔助設施方能完成病人的MRI檢查，例如：檢查床、液氦及水冷卻系統(tǒng)、空調、膠片處理系統(tǒng)等。第二節(jié) 磁共振成像的物質基礎要想理解MRI基本原理，首先必須知道MRI的物質基礎是什么，也就是說我們看到的MR圖像是由什么物質產(chǎn)生的。一、原子的結構原子是由原子核及位于其周圍軌道中的電子構成的，電子帶有負電荷。原子核由中子和質子構成，中子不帶電荷，質子帶有正電荷。

14、二、自旋和核磁的概念任何原子核都有一個特性，就是總以一定的頻率繞著自己的軸進行高速旋轉，我們把原子核的這一特性稱為自旋（spin）。由于原子核帶有正電荷，原子核的自旋就形成電流環(huán)路，從而產(chǎn)生具有一定大小和方向的磁化矢量。我們把這種由帶有正電荷的原子核自旋產(chǎn)生的磁場稱為核磁。因此以前大家也把磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）稱為核磁共振成像（neuclear magnetic resonance imaging，NMRI）。三、磁性和非磁性原子核并非所有原子核的自旋運動均能產(chǎn)生核磁，根據(jù)原子核內(nèi)中子和質子的數(shù)目不同，不同的原子核產(chǎn)生不同的核磁效應。如果原子

15、核內(nèi)的質子數(shù)和中子數(shù)均為偶數(shù)，則這種原子核的自旋并不產(chǎn)生核磁，我們稱這種原子核為非磁性(cxng)原子核。反之，我們把自旋運動能夠產(chǎn)生核磁的原子核稱為磁性原子核。磁性原子核需要符合以下條件：（1）中子和質子均為奇數(shù)(j sh)；（2）中子為奇數(shù)，質子為偶數(shù)；（3）中子為偶數(shù)，質子為奇數(shù)。四、用于人體(rnt)磁共振成像的原子實際上人體內(nèi)有許多種磁性原子核，表1.所列的為人體內(nèi)常見的磁性原子核。表1 人體內(nèi)常見的磁性原子核磁性原子核平均摩爾濃度相對磁化率（與質子磁化率的比率）1H99.01.014N1.60.08331P0.350.06613C0.10.01623Na0.0780.09339K0

16、.0450.000517O0.0310.0292H0.0150.09619F0.00660.83用于人體磁共振成像的原子核為質子（1H），選擇1H的理由有：（1）1H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；（2）1H的磁化率在人體磁性原子核中是最高的。從附表1中可以看出，氫原子核（1H）在人體中的摩爾濃度最高，達到99，而處于第二位的是14N，摩爾濃度為1.6，約為1H的1/62，且14N的相對磁化率僅為0.083。表1還顯示1H的磁化率是最高的，以1H的相對磁化率為1，相對磁化率處于第二位的是19F，為0.83，但19F的摩爾濃度僅為0.0066，僅為1H的1/15 000。

17、1H是氫原子核，僅有一個質子而沒有中子，由于人體MR圖像一般采用1H作為成像對象，因此除非特殊說明，一般所指的MR圖像即為1H的共振圖像。第三節(jié) 進入主磁場前后人體內(nèi)質子核磁狀態(tài)的變化一、進入主磁場前人體內(nèi)質子的核磁狀態(tài)人體的質子不計其數(shù)，每毫升水中的質子數(shù)就達31022個。每個質子自旋均能產(chǎn)生1個小磁場，人體內(nèi)如此多的質子自旋將產(chǎn)生無數(shù)個小磁場，那么人體不就象塊大磁體了嗎？事實并非如此，盡管每個質子均能產(chǎn)生1個小磁場，這種小磁場的排列是隨機無序（即雜亂無章）的，使每個質子產(chǎn)生的磁化矢量相互抵消（圖3a），因此，人體自然狀態(tài)下并無磁性，即沒有宏觀磁化矢量的產(chǎn)生。MRI儀僅能探測到宏觀磁化矢量的

18、變化，而不可能區(qū)分每個質子微觀磁化矢量變化。那么如何產(chǎn)生宏觀磁化矢量呢？簡單的做法就是把人體放進一個大磁場（即主磁場）中。SN宏觀縱向磁化矢量 a b圖3 進入主磁場前后人體內(nèi)質子的核磁狀態(tài)(zhungti)變化圖a為進入主磁場前，盡管每個質子自旋都產(chǎn)生一個小磁場，但排列雜亂無章(z lun w zhng)，磁化矢量相互抵消，因此沒有宏觀磁化矢量產(chǎn)生。圖b示進入主磁場后，質子自旋產(chǎn)生的小磁場與主磁場平行排列，平行同向者略多于平行反向者，最后產(chǎn)生一個與主磁場方向一致的宏觀縱向磁化矢量。二、進入主磁場后人體內(nèi)質子(zhz)的核磁狀態(tài)圖3所示為進入主磁場前后人體內(nèi)質子核磁狀態(tài)的變化。進入主磁場后，人

19、體內(nèi)的質子產(chǎn)生的小磁場不再是雜亂無章，呈有規(guī)律排列（圖3b）。從圖中可以看出，進入主磁場后，質子產(chǎn)生的小磁場有兩種排列方式，一種是與主磁場方向平行且方向相同，另一種是與主磁場平行但方向相反，處于平行同向的質子略多于處于平行反向的質子。從量子物理學的角度來說，這兩種核磁狀態(tài)代表質子的能量差別。平行同向的質子處于低能級，因此受主磁場的束縛，其磁化矢量的方向與主磁場的方向一致；平行反向的質子處于高能級，因此能夠對抗主磁場的作用，其磁化矢量盡管與主磁場平行但方向相反。由于處于低能級的質子略多于處于高能級的質子，因此進入主磁場后，人體內(nèi)產(chǎn)生了一個與主磁場方向一致的宏觀縱向磁化矢量（圖3b）。三、進動和進

20、動頻率需要指出的是，進入主磁場后，無論是處于高能級還是處于低能級的質子，其磁化矢量并非完全與主磁場方向平行，而總是與主磁場有一定的角度。如圖4a所示，陀螺在自旋力（以虛線為軸）與地球引力的相互作用下，不僅存在旋轉運動，而且還出現(xiàn)繞著地球引力（以帶箭頭的黑實線為軸，箭頭表示地球引力方向）的旋轉擺動，這種旋轉擺動的頻率遠低于旋轉運動。如圖4b所示，處于主磁場的質子也是一樣，除了自旋運動外，還繞著主磁場軸（虛線，箭頭表示主磁場方向）進行旋轉擺動，我們把質子的這種旋轉擺動稱為進動（precession）。圖4a 陀螺旋進(xun jn)運動示意圖 圖4b 質子自旋及進動示意圖進動是磁性(cxng)原子

21、核自旋產(chǎn)生的小磁場與主磁場相互作用的結果，進動頻率明顯低于自旋頻率，但對于磁共振成像的來說，進動頻率比自旋頻率重要得多。進動頻率也稱Larmor頻率，其計算公式為：.B，式中為Larmor頻率(pnl)，為磁旋比（對于某一種磁性原子核來說是個常數(shù)，質子的約為42.5 mHz/T），B為主磁場的場強，單位為特斯拉（T）。從式中可以看出，質子的進動頻率與主磁場場強成正比。如圖5所示，由于進動的存在，質子自旋產(chǎn)生小磁場又可以分解成兩個部分，一部分為方向恒定的縱向磁化分矢量（條狀虛線箭頭），處于高能級者與主磁場方向相反，處于低能級者與主磁場的方向相同；另一部分為以主磁場方向（B0）即Z軸為軸心，在X、

22、Y平面旋轉的橫向磁化分矢量（圓點虛線箭頭）。就縱向磁化分矢量來說，由于處于低能級的質子略多于處于高能級者，最后會產(chǎn)生一個與主磁場同向的宏觀縱向磁化矢量。就橫向磁化分矢量來說，如圖6所示，我們沿Z軸方向看XY平面上的橫向磁化分矢量的分布，圓圈及其箭頭表示質子進動產(chǎn)生的橫向磁化分矢量是繞Z軸旋轉的，圓點虛線箭頭代表各質子的橫向磁化分矢量，由于每個旋轉的橫向磁化分矢量所處的的相位不同，磁化矢量相互抵消，因而沒有宏觀橫向磁化矢量產(chǎn)生。B0圖6 各質子旋轉的橫向磁化分矢量由于相位不同而相互抵消，沒有宏觀橫向磁化矢量產(chǎn)生圖5 處于低能級和高能級狀態(tài)下的質子由于進動產(chǎn)生縱向和旋轉的橫向磁化分矢量因此，人體進

23、入主磁場后被磁化了，但沒有宏觀橫向磁化矢量產(chǎn)生，僅產(chǎn)生了宏觀的縱向磁化矢量，某一組織（或體素）產(chǎn)生的宏觀矢量的大小與其含有的質子數(shù)有關，質子含量越高則產(chǎn)生宏觀縱向磁化矢量越大。我們可能認為MRI已經(jīng)可以區(qū)分質子含量不同的組織了。然而遺憾的是MRI儀的接收線圈并不能檢測到宏觀縱向磁化矢量，也就不能檢測到這種宏觀縱向磁化矢量的差別。那么接收線圈能夠檢測到怎樣的宏觀磁化矢量呢？接受線圈能夠檢測到的是旋轉(xunzhun)的宏觀橫向磁化矢量，因為旋轉的宏觀橫向磁化矢量可以切割接收線圈產(chǎn)生電信號。那么如何才能產(chǎn)生接收線圈能夠探測到的旋轉宏觀橫向磁化矢量呢？第四節(jié) 磁共振現(xiàn)象(xinxing)一、共振的概

24、念(ginin)和磁共振現(xiàn)象共振是廣泛存在于日常生活中的物理學現(xiàn)象，舉個例子，一個人手上拿著一個中號音叉，在鄰近的實驗臺上豎放著大號、中號、小號三個音叉，如果用一個錘子輕輕敲擊手中的音叉，就會發(fā)現(xiàn)實驗臺上的中號音叉振動并發(fā)聲，而大號和小號的音叉沒有反應，這就是典型的共振現(xiàn)象。物理學上，共振被定義為能量從一個振動著的物體傳遞到另一個物體，而后者以前者相同的頻率振動。從這個概念可以看出，共振的條件是相同的頻率，實質是能量的傳遞。如果我們給處于主磁場中的人體組織一個射頻脈沖，這個射頻脈沖的頻率與質子的進動頻率相同，射頻脈沖的能量將傳遞給處于低能級的質子，處于低能級的質子獲得能量后將躍遷到高能級，我們

25、把這種現(xiàn)象稱為磁共振現(xiàn)象。從微觀角度來說，磁共振現(xiàn)象是低能級的質子獲得能量躍遷到高能級。從宏觀的角度來說，磁共振現(xiàn)象的結果是使宏觀縱向磁化矢量發(fā)生偏轉，偏轉的角度與射頻脈沖的能量有關，能量越大偏轉角度越大。射頻脈沖能量的大小與脈沖強度及持續(xù)時間有關，當宏觀磁化矢量的偏轉角度確定時，射頻脈沖的強度越大，需要持續(xù)的時間越短。當射頻脈沖的能量正好使宏觀縱向磁化矢量偏轉90，即完全偏轉到X、Y平面，我們稱這種脈沖為90脈沖。如果射頻脈沖使宏觀磁化矢量偏轉的角度小于90，我們稱這種脈沖為小角度脈沖。如果射頻脈沖脈沖的能量足夠大，使宏觀磁化矢量偏轉180，即產(chǎn)生一個與主磁場方向相反的宏觀縱向磁化矢量，我們

26、把這種射頻脈沖稱為180脈沖。二、90射頻脈沖的微觀和宏觀效應如前一節(jié)所述，接收線圈僅能接收旋轉的宏觀橫向磁化矢量，因此在MR成像中必須有宏觀橫向磁化矢量的產(chǎn)生。在各種角度的射頻脈沖中，90射頻脈沖產(chǎn)生的橫向宏觀磁化矢量最大。90脈沖是MRI序列中最常用的射頻脈沖之一，讓我們來看看90脈沖激發(fā)后的微觀效應。ZYXZYX圖7所示為90脈沖的微觀效應。從微觀上講，90脈沖的效應可以分解成兩個部分來理解：（1）90脈沖使處于低能級多出處于高能級的那部分質子，有一半獲得能量進入高能級狀態(tài)，這就使處于低能級和高能級的質子數(shù)目完全相同，兩個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）9

27、0脈沖前，質子的橫向磁化分矢量相位不同，90脈沖可使質子的橫向磁化分矢量處于同一相位，因而產(chǎn)生了一個最大旋轉宏觀橫向磁化矢量。圖7 90脈沖激發(fā)前后微觀(wigun)和宏觀磁化矢量的變化X、Y、Z虛線(xxin)坐標分別代表X、Y、Z軸。左圖為90脈沖激發(fā)前，表示平衡(pnghng)狀態(tài)下，處于低能級的質子略多于處于高能級者（圖中標出多出6個），從而產(chǎn)生與主磁場同向的宏觀縱向磁化矢量（縱向空箭），但由于質子相位不同，沒有宏觀磁化矢量產(chǎn)生。右圖為90脈沖激發(fā)后，低能級超出高能級的質子有一半（3個）獲得能量越遷到高能級，此時處于高能級和低能級的質子數(shù)完全相同，宏觀縱向磁化矢量消失；同時由于90脈沖

28、的聚相位效應，產(chǎn)生了旋轉的宏觀橫向磁化矢量（橫向空箭）。90脈沖激發(fā)后所產(chǎn)生的橫向宏觀磁化矢量的大小與脈沖激發(fā)前（即平衡狀態(tài)下）的宏觀縱向磁化矢量的大小有關。宏觀縱向磁化矢量越大，90脈沖激發(fā)后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量越大，MR信號就越強；宏觀縱向磁化矢量越小，90脈沖激發(fā)后產(chǎn)生的旋轉宏觀橫向磁化矢量越小，MR信號就越弱。在本章第三節(jié)我們已經(jīng)提到，平衡狀態(tài)下宏觀縱向磁化矢量的大小與組織中的質子含量（即質子密度）有關，由于90脈沖能夠使宏觀縱向磁化矢量偏轉到X、Y平面，產(chǎn)生旋轉的宏觀橫向磁化矢量，這樣MRI就能區(qū)分質子密度不同的人體組織了。但是僅區(qū)分不同組織的質子含量差別，對于臨床診斷來說是遠遠不

29、夠的，所以我們一般不是在90脈沖后馬上采集MR信號，而是在90脈沖關閉后等待一定時間再進行信號采集。第五節(jié) 核磁弛豫在這一節(jié)中讓我們來看看90脈沖關閉后人體組織中的質子的核磁狀態(tài)又發(fā)生了什么變化。90脈沖關閉后，組織的宏觀磁化矢量逐漸又回到平衡狀態(tài)，我們把這個過程稱為核磁弛豫。核磁弛豫又可分解成兩個相對獨立的部分：（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直至最大值（平衡狀態(tài)），稱為縱向弛豫。一、自由感應衰減和橫向弛豫90脈沖關閉后，橫向磁化矢量將逐漸減小，最后將衰減到零。前面第四節(jié)我們已經(jīng)講到，90脈沖產(chǎn)生宏觀磁化矢量的原因是使質子小磁場的橫向磁化分矢量聚相

30、位。90脈沖關閉后，宏觀橫向磁化矢量衰減的原因與之相反，即處于同相位的質子發(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（圖8）。致使質子失相位的原因有兩個：（1）質子周圍磁環(huán)境隨機波動。每個質子都暴露在周圍無數(shù)個其他原子核和電子的磁環(huán)境中，而周圍這些帶電粒子一直處于熱運動狀態(tài)，這樣質子感受到的磁場就會有輕微波動，且這種波動是隨機的，由于質子周圍磁環(huán)境的這種隨機的輕微波動，各個質子所感受到的磁場就會有差別，也就造成了質子之間的進動頻率出現(xiàn)差別，其結果引起質子逐漸的失相位，宏觀橫向磁化矢量逐漸衰減；（2）主磁場的不均勻。盡管我們追求主磁場的絕對均勻，但

31、實際上這是不可能，主磁場總是一定程度的不均勻，這種不均勻性一般認為是較為恒定的，也就是說某處一直輕微偏高，而另一處則一直輕微偏低，主磁場的這種不均勻同樣會造成質子失相位，引起宏觀磁化矢量的衰減。 a b c圖8 橫向(hn xin)弛豫示意圖圖a示90脈沖使質子聚相位，產(chǎn)生宏觀(hnggun)橫向磁化矢量（水平空箭）；圖b圖c示90脈沖關閉(gunb)后，質子逐漸失相位，宏觀橫向磁化矢量逐漸衰減（水平空箭）100%50%37%20%t/t0甲T2t/乙T2時間（ms）Mxy100%50%37%20%t0t/T2時間（ms）Mxy由于受上述兩個方面磁場不均勻的影響，實際上90脈沖關閉后，宏觀橫向

32、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衰減（free induction decay，F(xiàn)ID），也稱T2*弛豫（圖9）。圖9 圖10圖9 組織自由感應衰減（FID）和T2弛豫的差別 縱坐標為橫向磁化矢量（Mxy）的大小（以表示），橫坐標為時間（以ms表示）。受橫向弛豫和主磁場不均勻的雙重影響，橫向磁化矢量很快衰減，稱為FID（圓點虛曲線）；剔除主磁場不均勻造成的質子失相位，得到的橫向磁化矢量衰減為真正的T2弛豫（實曲線）。從圖中可以看出，同一組織的T2弛豫要遠遠慢于FID。以該組織的T2弛豫曲線為準，以90脈沖后橫向磁化矢量達到最大值（100%）的時間點為t0，以

33、橫向磁化矢量衰減到最大值的37%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為該組織的T2值。圖10 不同(b tn)組織的T2弛豫差別(chbi) 縱坐標為橫向磁化(chu)矢量（Mxy）的大小（以表示），橫坐標為時間（以ms表示）。不同的組織由于結構不同，T2弛豫快慢不同。圖中細曲線為甲組織的T2弛豫曲線，粗曲線為乙組織的T2弛豫曲線。以90脈沖后橫向磁化矢量達到最大值（100%）的時間點為t0，以甲組織的橫向磁化矢量衰減到最大值的37%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為甲組織的T2值；以乙組織的橫向磁化矢量衰減到最大值的37%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為乙組織的T2值。由于甲組織T

34、2弛豫快，其T2值短于乙組織。剔除了主磁場不均勻的影響（利用180復相脈沖，詳見SE序列），質子周圍其他磁性原子核的隨機運動引起的宏觀橫向磁化矢量的衰減才是真正的橫向弛豫，即T2弛豫，也稱自旋自旋弛豫（spin-spin弛豫），我們用T2值來描述組織橫向弛豫的快慢（圖9）。90脈沖后，某組織宏觀橫向磁化矢量達到最大值，以90脈沖關閉后的零時刻為起點，以T2弛豫造成的橫向磁化矢量衰減到最大值的37%為終點，起點與終點之間的時間間隔即為該組織的T2值（圖9）。不同的組織由于質子周圍微觀磁環(huán)境不同，T2弛豫速度存在差別，即T2值存在差別（圖10，表2）。同時需要指出的是，即便是同一組織，在不同的主磁

35、場場強下，T2值也會發(fā)生改變，一般場強越高，組織的T2值越短。但組織的T2值受主磁場場強的影響不如T1值受后者的影響大。表2 1.5T場強下正常人體組織的T1、T2參考值組織名稱T1值T2值腦白質350 500 ms90 100 ms腦灰質400 600 ms100 120 ms腦脊液3000 4000 ms1200 2000 ms肝臟350 400 ms45 55 ms脾臟400 450 ms100 160 ms腎皮質350 420 ms80 100ms腎髓質450 650 ms120 150 ms骨骼肌500 600 ms70 90 ms皮下脂肪220 250 ms90 130 ms二、縱

36、向弛豫甲T1t/t0t/乙T1Mz100%50%25%時間（ms）63%如前所述，射頻脈沖給予低能級質子能量，后者獲能躍遷(yuqin)到高能級，結果根據(jù)射頻脈沖的能量大小，宏觀縱向磁化矢量發(fā)生不同的變化。如30的小角度激發(fā)，宏觀(hnggun)縱向磁化矢量縮??；90脈沖激發(fā)，宏觀(hnggun)縱向磁化矢量消失；180脈沖激發(fā)，則宏觀縱向磁化矢量方向反轉，變成與主磁場方向相反，但大小不變。無論是多少角度的激發(fā)，射頻脈沖關閉后，在主磁場的作用下，宏觀縱向磁化矢量將逐漸恢復到平衡狀態(tài)，我們把這一過程稱為縱向弛豫，即T1弛豫。圖11 不同組織的縱向弛豫 縱坐標為縱向磁化矢量（Mz）的大?。ㄒ员硎荆?/p>

37、，橫坐標為時間（以ms表示）。圖中細曲線為甲組織的縱向弛豫曲線，粗曲線為乙組織的縱向弛豫曲線。以90脈沖后橫向磁化矢量達到最大值（100%）的時間點為t0，以甲組織的縱向磁化矢量恢復到最大值的63%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為甲組織的T1值；以乙組織的縱向磁化矢量恢復到最大值的63%的時間點為t/，t0與t/的時間間隔為乙組織的T1值。由于甲組織縱向弛豫快，其T1值短于乙組織的T1值。以90脈沖為例，90脈沖使宏觀縱向磁化矢量消失，射頻脈沖關閉后，縱向磁化矢量將從零開始逐漸恢復直到與主磁場同向的最大值（即平衡狀態(tài)）（圖11）。我們用T1值來描述組織的縱向弛豫速度。以90脈沖關閉后某組

38、織的宏觀縱向磁化矢量為零，以此為起點，以宏觀縱向磁化矢量恢復到最大值的63為終點，起點和終點的時間間隔即該組織的T1值（圖11）。射頻脈沖的作用是使低能級的質子獲能躍遷到高能級，即發(fā)生核磁共振現(xiàn)象?？v向弛豫為其反過程，即獲能后處于高能級的質子釋放出能量回到低能級。高能級的質子釋放能量的速度與其周圍分子的自由運動頻率有關，周圍分子的自由運動頻率與質子的進動頻率越接近，能量的釋放越快，組織的縱向弛豫就越快。周圍分子的自由運動頻率明顯高于或低于質子的進動頻率，則這種能量釋放很慢，組織的縱向弛豫所需時間就很長。磁共振物理學中，常把質子周圍的分子稱為晶格，因此縱向弛豫也稱自旋-晶格弛豫。不同的組織由于質

39、子周圍的分子自由運動頻率不同，其縱向弛豫速度存在差別，即T1值不同（表2；圖11）。人體組織的T1值受主磁場場強的影響較大，一般隨場強的增高，組織的T1值延長。第六節(jié) 磁共振加權成像前面幾節(jié)我們(w men)已經(jīng)知道，不同的組織存在質子含量（質子密度）的差別、T1值差別及T2值的差別，這正是常規(guī)MRI能夠顯示正常解剖結構及病變的基礎。下面我們看看如果利用不同組織間的這些差別來顯示解剖和病變。一、“加權”的含義(hny)所謂加權即“突出重點”的意思，也即重點突出某方面特性。之所以要加權是因為在一般的成像過程中，組織(zzh)的各方面特性（例如：質子密度、T1值、T2值）均對MR信號有貢獻，幾乎不

40、可能得到僅純粹反映組織一個特性的MR圖像，我們可以利用成像參數(shù)的調整，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MR信號的影響，這就是“加權”。T1加權成像（T1-weighted imaging，T1WI）是指這種成像方法重點突出組織縱向弛豫差別，而盡量減少組織其他特性如橫向弛豫等對圖像的影響；T2加權成像（T2-weighted imaging，T2WI）重點突出組織的橫向弛豫差別；質子密度（proton density，PD）圖像則主要反映組織的質子含量差別。下面來看看加權成像是如何實現(xiàn)的，由于我們還沒有涉及到具體的序列，這里僅介紹MR加權成像的基本原理，具體的參數(shù)設置將在脈

41、沖序列一章中介紹。已如前述，MRI儀的接收線圈不易檢測到宏觀縱向磁化矢量，而只能檢測到旋轉的宏觀橫向磁化矢量。這里還要補充一點，在MR成像中，無論是什么序列，什么加權成像，在MR信號采集時刻，組織的宏觀橫向磁化矢量越大，MR信號就越強。二、質子密度加權成像質子密度圖主要反映不同組織間質子含量的差別。質子密度圖很容易實現(xiàn)，以甲、乙兩種組織為例，甲組織質子含量高于乙質子，進入主磁場后，質子含量高的甲組織產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量大于乙組織（圖12a）；90脈沖后甲組織產(chǎn)生的旋轉宏觀橫向磁化矢量就大于乙組織（圖12b），這時馬上檢測MR信號，甲組織產(chǎn)生的MR信號將高于乙組織（圖12c）。即質子密度越高，

42、MR信號強度越大，這就是質子密度加權成像。甲組織Mz乙組織Mz甲組織Mxy乙組織Mxy甲組織的信號乙組織的信號 a b c圖12 質子(zhz)密度加權成像示意圖 圖a示由于甲組織的質子含量高于乙組織，進入(jnr)主磁場所產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量（Mz）將大于乙組織；圖b示90脈沖后，甲組織產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量也大于乙組織；圖c示接收線圈探測(tnc)甲組織的MR信號大于乙組織。三、T2加權成像T2WI主要反映組織橫向弛豫的差別。以甲、乙兩種組織為例，假設這兩種組織質子密度相同，但甲組織的橫向弛豫比乙組織慢（即甲組織的T2值長于乙組織），進入主磁場后由于質子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的宏觀縱

43、向磁化矢量大小相同（圖13a），90脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小也相同（圖13b），我們不馬上檢測MR信號；甲乙兩種組織的質子將發(fā)生橫向弛豫，由于甲組織橫向弛豫比乙組織慢，到一定時刻，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13c），這時檢測MR信號，甲組織的MR信號強度將高于乙組織（圖13d），這樣就實現(xiàn)了T2WI。在T2WI上，組織的T2值越大，其MR信號強度越大。甲組織Mxy乙組織Mxy甲組織的信號乙組織的信號甲組織Mz乙組織Mz甲組織Mxy乙組織Mxya b c d圖13 T2加權成像示意圖 圖a示由于甲乙兩種組織的質子密度相同，進入主磁

44、場后產(chǎn)生的宏觀縱向磁化矢量（Mz）也相同；圖b示90脈沖激發(fā)后兩種組織產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量（Mxy）也相同，但此時不探測MR信號；圖c示經(jīng)過一定時間后，甲組織由于橫向弛豫速度比乙組織慢，殘留的橫向磁化矢量（Mxy）大于乙組織；圖d示此時接收線圈探測到甲組織的MR信號強度大于乙組織。甲組織Mxy乙組織Mxy甲組織的信號乙組織的信號甲組織Mz乙組織Mz甲組織Mz乙組織Mz a b c d圖14 T1加權成像示意圖 圖a示由于甲乙兩種組織的質子密度相同，進入主磁場后產(chǎn)生的宏觀縱向磁化(chu)矢量（Mz）也相同；90脈沖將使宏觀縱向磁化(chu)矢量變成零，90脈沖關閉后兩種組織發(fā)生縱向弛豫（即M

45、z從零開始逐漸恢復），由于甲組織T1值比乙組織短，到圖b所示的時刻，甲組織已經(jīng)恢復的宏觀(hnggun)縱向磁化矢量大于乙組織；圖c示施加第二個90脈沖后，甲乙兩組織的縱向磁化矢量偏轉到XY平面，甲組織產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量大于乙組織，此時立刻采集MR信號；圖d示接收線圈探測到甲組織的MR信號強度大于乙組織。四、T1加權成像T1WI主要反映組織縱向弛豫的差別。我們還是以甲、乙兩種組織為例，假設這兩種組織質子密度相同，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）。進入主磁場后由于質子密度一樣，甲乙兩種組織產(chǎn)生的縱向磁化矢量大小相同（圖14a），90脈沖后產(chǎn)生的宏觀橫向磁化矢量的大小

46、也相同，我們先不去理會這種橫向磁化矢量，也不馬上檢測MR信號。射頻脈沖關閉后，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，過一定時間以后，甲組織已經(jīng)恢復的宏觀縱向磁化矢量將大于乙組織（圖14b）。由于接收線圈不能檢測到這種縱向磁化矢量的差別，必須使用第二個90脈沖。第二個90脈沖后，甲、乙兩組織的宏觀縱向磁化矢量將發(fā)生偏轉，產(chǎn)生宏觀橫向磁化矢量，因為這時甲組織的縱向磁化矢量大于乙組織，其產(chǎn)生的橫向磁化矢量將大于乙組織（圖14c），這時馬上檢測MR信號，甲組織產(chǎn)生的MR信號將高于乙組織（圖14d），這樣就實現(xiàn)了T1WI。在T1WI上，組織的T1值越小，其MR信號強度越大。第七節(jié)

47、磁共振信號的空間定位在前面的章節(jié)我們已經(jīng)知道，對于二維MR成像來說，接收線圈采集的MR信號含有全層的信息，我們必須對MR信號進行空間定位編碼，讓采集到MR信號中帶有空間定位信息，通過數(shù)學轉換解碼，就可以將MR信號分配到各個像素中。MR信號的空間定位包括層面和層厚的選擇、頻率編碼、相位編碼。MR信號的空間定位編碼是由梯度場來完成的，我們將以頭顱橫斷面為例介紹MR信號的空間定位。一、層面的選擇和層厚的決定我們通過控制層面選擇梯度場和射頻脈沖來完成MR圖像層面和層厚的選擇。以1.5 T磁共振儀為例，在1.5 T的場強下，質子的進動頻率約為64MHZ。圖15所示為人頭正面像，我們將進行橫斷面掃描，要進

48、行層面的選擇，必須在上下方向（即Z軸方向）上施加一個梯度場，Z軸梯度線圈中點位置（G0）由于磁場強度仍為1.5 T，因而該水平質子的進動頻率保持在64MHZ。從G0向頭側磁場強度逐漸降低，因而質子進動頻率逐漸變慢，頭頂部組織內(nèi)質子的進動頻率最低；從G0向足側磁場強度逐漸增高，則質子進動頻率逐漸加快，下頜部最高。單位長度內(nèi)質子進動頻率差別的大小與施加的梯度場強度有關，施加梯度場強越大，單位長度內(nèi)質子進動頻率的差別越大。如果我們施加的梯度場造成質子進動頻率的差別為1MHZ/cm，而我們所用的射頻脈沖的頻率為63.5 64.5MHZ，那么被激發(fā)的層面的位置（層中心）就在Z軸梯度線圈中點（G0），層厚

49、為1cm，即層厚范圍包括了Z軸梯度線圈中點上下各0.5cm的范圍（圖15a）。射頻脈沖63.5-64.5 MHZG0射頻脈沖64.5-65.5 MHZG0 a b射頻脈沖63.5-64.5 MHZG0射頻脈沖 63.75-64.25 MHZG0 c d圖15 層面和層厚選擇(xunz)示意圖 圖中橫實線表示層中心位置；兩條虛橫線之間距離表示層厚。圖a示梯度場強造成(zo chn)的質子進動頻率差別1 MHZ/cm，射頻脈沖的頻率范圍為63.4-64.5 MHZ，則層中心在梯度場中點（G0），層厚1 cm；圖b示梯度(t d)場保持不變，射頻脈沖的頻率范圍為64.5-65.5 MHZ，則層厚保持

50、1 cm，層中心向足側移1 cm；圖c示梯度場保持不變，射頻脈沖的頻率范圍改為63.75-64.25 MHZ，則層中心位置不變，層厚變成0.5 cm；圖d示射頻脈沖的頻率范圍保持不變，梯度場強增加一倍，即造成的質子進動頻率差別為2 MHZ/cm，則層中心保持不變，層厚變成0.5 cm。我們對射頻脈沖的頻率及帶寬和Z軸梯度場作不同的調整，層面和層厚將發(fā)生如下變化：（1）梯度場不變，射頻脈沖的頻率改成64.5 65.5MHZ，則層厚保持不變，層面中心向足側移動1cm（圖15b）；（2）梯度場不變，射頻脈沖的頻率范圍（帶寬）變成63.75 64.25MHZ，則層面中心不變，層厚變薄為0.5cm（圖1

51、5c）；（3）射頻脈沖仍保持63.5 64.5MHZ，梯度場強增加使質子進動頻率差達到2MHZ/cm，則層面中心保持不變，層厚變薄為0.5cm（圖15d）。因此在檢查部位與層面選擇梯度線圈的相對位置保持不變的情況下，層面和層厚受梯度場和射頻脈沖影響的規(guī)律如下：（1）梯度場不變，射頻脈沖的頻率增加，則層面的位置向梯度場高的一側移動；（2）梯度場不變，射頻脈沖的帶寬加寬，層厚增厚；（3）射頻脈沖的帶寬不變，梯度場的場強增加，層厚變薄。二、頻率(pnl)編碼前面的層面選擇僅僅確定了被激發(fā)和采集的層面和層厚，可這時采集的MR信號包含有全層的信息，我們必須把采集的MR信號分配層面內(nèi)不同的空間位置上（即各

52、個像素中），才能顯示(xinsh)層面內(nèi)的不同結構。因此在完成了層面選擇后我們還必須進行層面內(nèi)的空間定位編碼。層面內(nèi)的空間定位編碼包括頻率編碼和相位編碼。我們先介紹頻率編碼。在介紹頻率編碼前，讓我們先復習一下太陽光的特性。無色的太陽光經(jīng)一塊(y kui)三棱鏡的折射后可以分解出紅、橙、黃、綠、青、蘭、紫等七種顏色的光線，這七種顏色的光線代表7種不同的頻率，紅色頻率最低，紫色頻率最高。其實三棱鏡之所以能從無色的太陽光中分辨出七種有色的光線，是因為無色的太陽光中本身就帶有這七種頻率的光線，只是各種頻率的光線混雜在一起無法分辨而已，而通過三棱鏡的折射則能分辨這七種不同頻率的光線。其實頻率編碼的原理與

53、此類似，傅里葉變換可以區(qū)分出不同頻率的MR信號，但首先必須讓來自不同位置的MR信號包含有不同的頻率，采集到混雜有不同頻率的MR信號后，通過傅里葉變換才能解碼出不同頻率的MR信號，而不同的頻率代表不同的位置。以頭顱的橫斷面為例，一般以前后方向為頻率編碼方向，我們在MR信號采集的時刻在前后方向上施加一個前高后低的梯度場（圖16a），這樣在前后方向上質子所感受到的磁場強度就不同，其進動頻率即存在差別，前部的質子進動頻率高，而后部的質子進動頻率低（圖16b）。這樣采集的MR信號中就包含有不同頻率的空間信息，經(jīng)傅里葉轉換后不同頻率的MR信號就被區(qū)分出來，分配到前后方向各自的位置上。右左后前G064 MH

54、Z64 MHZ64 MHZ65 MHZ65 MHZ65 MHZ63 MHZ63 MHZ63 MHZ前后G0 a b圖16 頻率(pnl)編碼示意圖 圖a示顱腦(l no)一橫斷面，施加了一前高后低的梯度場，G0代表梯度場中點；圖b僅以三行三列9個體素作為示意，中間一行由于(yuy)位于梯度場中點（G0），質子進動頻率保持64 MHZ，最前面一行由于磁場強度升高，質子進動頻率加快到65 MHZ，最后面一行由于磁場強度降低，質子進動頻率減慢為63 MHZ。MR信號采集后經(jīng)傅里葉轉換即可解碼出不同頻率的MR信號，而不同頻率代表前后方向上的不同位置。需要指出的是圖中為了說明的簡便起見，用63 MHZ、

55、64 MHZ、65 MHZ來代表頻率編碼方向上3個不同體素內(nèi)質子的進動頻率，實際上真正的頻率編碼時，體素間的質子進動頻率差別不可能有這么大。三、相位編碼在前后方向上施加了頻率編碼梯度場后，經(jīng)傅里葉轉換的MR信號僅完成了前后方向的空間信息編碼，而左右方向上的空間定位編碼并未能實現(xiàn)（圖17a）。我們必須對左右方向的空間信息進行相位編碼，才能完成層面內(nèi)的二維定位（圖17b）。和頻率編碼一樣，相位編碼也使用梯度場，但與頻率編碼梯度場不同的是：（1）梯度場施加方向不同，應該施加在頻率編碼的垂直方向上，還以顱腦橫斷面為例，如果頻率編碼梯度場施加在前后方向，則相位編碼梯度場施加在左右方向上（圖17b）。（2

56、）施加的時刻不同，頻率編碼必須在MR信號采集的同時施加，而相位編碼梯度場必須在信號采集前施加，在施加相位梯度場期間，相位編碼方向上（以左右方向為例）的質子將感受到不同強度的磁場（如左高右低），因而將出現(xiàn)左快右慢的進動頻率，由于進動頻率的不同，左右方向各個位置上的質子進動的相位將出現(xiàn)差別（圖17b）。這時關閉左右方向的相位編碼梯度場，左右方向的磁場強度的差別消失，各個位置的質子進動頻率也恢復一致，但前面曾施加過一段時間梯度場造成的質子進動的相位差別被保留下來（圖17c），這時采集到的MR信號中就帶有相位編碼信息，通過傅里葉轉換可區(qū)分出不同相位的MR信號，而不同的相位則代表左右方向上的不同位置。前

57、后64 MHZ64 MHZ64 MHZ右左G0前后右左63 MHZ64 MHZ65 MHZ前后右左64 MHZ64 MHZ64 MHZ a b c 圖17 相位(xingwi)編碼示意圖 仍以圖16的顱腦橫斷面為例，但僅以圖16中的進動頻率為64 MHZ的一行體素作為相位編碼的示意(shy)。圖a示在施加相位編碼梯度前，左右方向上各體素中質子的進動頻率均為64 MHZ，相位也一致（空箭所示）；圖b示在左右方向上施加一個左高右低的梯度場，位于相位編碼梯度場中點（G0）的體素內(nèi)的質子進動頻率仍為64 MHZ，而最左邊體素內(nèi)的質子進動頻率增加到65 MHZ，最右邊體素內(nèi)的質子進動頻率減低到63 MH

58、Z。這個梯度場施加一段時間后，左右方向上各體素內(nèi)的質子由于進動頻率不同出現(xiàn)相位差異（空箭所示）。圖c示在MR信號(xnho)采集前，把相位編碼梯度場關閉，左右方向上體素內(nèi)的質子進動頻率又回到64 MHZ，即左右方向的進動頻率差別消失，但由于相位編碼梯度場造成的左右方向上各體素內(nèi)質子的相位差別（空箭所示）被保留下來。MR信號被采集后經(jīng)傅里葉轉換，就可以解碼出左右方向上的相位差別。由于傅里葉轉換的特性，它區(qū)分不同頻率的MR信號能力很強，但區(qū)分MR信號相位差別的能力較差，只能區(qū)分相位相差180的MR信號。所以MR信號的相位編碼需要多次重復進行，如果是矩陣為256256的MR圖像需進行256次相位編碼

59、方能完成，也就是說需要用不同的相位編碼梯度場重復采集256個MR信號，不同的相位編碼梯度場得到的MR信號也稱相位編碼線，填充在K空間相位編碼方向上的不同位置上（圖18a），經(jīng)過傅里葉轉換，才能重建出空間分辨力合乎要求的圖像。K空間的基本概念和特點請參閱下一節(jié)。以剛才的左右方向為相位編碼的顱腦橫斷面為例，這256種不同的相位編碼梯度場一般情況下是先施加強度最大的梯度場，方向為一側高另一側低（如左高右低），保持梯度場方向不變，梯度場強度逐漸變小一直到零，然后改變梯度場方向（即改成左低右高），梯度場強度則從小開始，逐漸變大，其梯度場強度變化的步級與剛才左高右低時一樣（圖18b）。四、三維采集的空間編

60、碼三維MRI的空間定位與二維MRI有所不同。三維MRI的激發(fā)和采集不是針對層面，而是針對整個成像容積進行的。由于脈沖的激發(fā)和采集是針對整個容積范圍進行的，為了獲得薄層的圖像，必須在層面方向上進行空間定位編碼。三維采集技術的層面方向空間編碼也采用相位編碼，一個容積需要分為幾層，就必需進行幾個步級的相位編碼。如圖像的矩陣為128128，容積內(nèi)分為20層，則層面內(nèi)的相位編碼步級為128級，每一級又需要進行20個步級的層面方向的相位編碼，實際上總的相位編碼步級為2560（12820）。第八節(jié) K空間的基本概念K空間實際上是個數(shù)學概念，比較復雜。對于放射科醫(yī)師來說，只需要了解一些K空間的基本概念和重要特