磁共振成像的原理

        一、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(gè)為奇教的大量原子核可在靜磁場(chǎng)中體現(xiàn)出宏觀磁化 來，其磁化矢量與靜磁場(chǎng)同向。而每單個(gè)原子核在靜磁場(chǎng)中做著不停的進(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)（一方面不 斷自旋，同時(shí)以靜磁場(chǎng)為軸做圓周運(yùn)動(dòng)），進(jìn)動(dòng)頻率(precession frequency)（即質(zhì)子每秒進(jìn)動(dòng)的次數(shù)）為(00一/Bo，7為原子核的旋磁比(對(duì)于每一種原子核，7是一個(gè)常數(shù)且各不相同，如氫質(zhì)子7值為42. 5MHz/T)，Bo為靜磁場(chǎng)的場(chǎng)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(hào)的主要來源，其余信號(hào)來自脂肪、 蛋白質(zhì)和其他化合物中的氫質(zhì)子。 對(duì)靜磁場(chǎng)中的質(zhì)子群沿著垂直于靜磁場(chǎng)的方向施加某一特定頻率的電磁波——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(huì)以射頻場(chǎng)為軸發(fā)生偏轉(zhuǎn)（章動(dòng)），其偏轉(zhuǎn)角度取決于射頻場(chǎng)的施加時(shí)間、射頻強(qiáng)度和射頻波形。當(dāng)然，一個(gè)關(guān)鍵條件是：射頻的頻率必須與靜磁場(chǎng)中的質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率一致。宏觀磁化發(fā)生章動(dòng)的實(shí)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(jí)躍遷到了高能級(jí)。這種現(xiàn)象即稱為原子核的磁共振現(xiàn)象。如果將此時(shí)的宏觀磁化進(jìn)行二維分解，會(huì)發(fā)現(xiàn)射頻激勵(lì)的效果是使沿靜磁場(chǎng)方向的磁化矢量（縱向磁化）減小，而垂直于靜磁場(chǎng)方向的磁化（橫向磁化）增 大了。RF脈沖有使進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子同步化的效應(yīng)，質(zhì)子同一時(shí)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(dòng)角度增大至90。的RF脈沖稱為90。脈沖，此時(shí)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(dòng)角度受RF脈沖強(qiáng)度和脈沖持續(xù)時(shí)間影響，強(qiáng)度越強(qiáng)、持續(xù)時(shí)間越長(zhǎng)，質(zhì) 子的進(jìn)動(dòng)角度越大，且強(qiáng)RF脈沖比弱RF脈沖引起履子進(jìn)動(dòng)角度改變得要快。

        2．弛豫及弛豫時(shí)間短暫的射頻激勵(lì)（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(lì)態(tài)恢復(fù)到靜態(tài)要經(jīng)歷一個(gè)與激勵(lì)過程相反的兩個(gè)分過程，一個(gè)是橫向磁化逐漸減小的過程（即為橫向弛豫過程，T2過程）（圖6-1）；另一個(gè)是縱向磁化逐漸增大的過程 （縱向弛豫過程，T1過程）（圖6-2）?？v向弛豫過程的本質(zhì)是激勵(lì)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(shí)間就越長(zhǎng)。如水中的質(zhì)子，0. 5T場(chǎng)強(qiáng)下弛豫時(shí)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(chǎng)強(qiáng)下弛豫時(shí)間僅為260毫秒左右。橫向弛豫過程的本質(zhì)是激勵(lì)過程使質(zhì)子進(jìn)動(dòng)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(shí)間(T2)就越長(zhǎng)；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(hào)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(gè)線圈，線圈平面與主磁場(chǎng)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(duì)組織進(jìn)行激勵(lì)，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(chǎng)Bo的作用時(shí)，這部分質(zhì)子的 進(jìn)動(dòng)即自由進(jìn)動(dòng)，因與主磁場(chǎng)方向一致，所以無法測(cè)量，而橫向磁化矢量垂直并圍繞主磁場(chǎng) 方向旋進(jìn)，按電磁感應(yīng)定律（即法拉第定律），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(shí)間變化的感應(yīng)電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個(gè)感應(yīng)電流經(jīng)放大即為MR信號(hào)。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(shí)間周期性不斷衰減的振蕩電流，因而它是自由進(jìn)動(dòng)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(T1)和橫向弛豫(T2)的影響，磁 共振信號(hào)以指數(shù)曲線形式衰減，如圖6-3所示，其幅度隨時(shí)間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛 豫速率(l/T2)。

圖6-3 自由感應(yīng)哀減信號(hào)及其產(chǎn)生

        4．空間定位磁共振信號(hào)的三維空間定位是利用施加三個(gè)相互垂直的可控的線性梯度磁場(chǎng)來實(shí)現(xiàn)的。根據(jù)定位作用的不同，三個(gè)梯度場(chǎng)分別稱為選層梯度場(chǎng)(Gs)、頻率編碼 梯度場(chǎng)(Gf)和相位編碼梯度場(chǎng)(G。)；三者在使用時(shí)是等效的，可以互換，而且可以使用兩個(gè)梯度場(chǎng)的線性組合來實(shí)現(xiàn)某一定位功能，從而實(shí)現(xiàn)磁共振的任意截面斷層成像。 (1)選層：沿靜磁場(chǎng)方向疊加一線性梯度場(chǎng)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(chǎng)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)；

圖6-4射頻帶寬與選層梯度場(chǎng)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(chǎng)Gf，可使沿X向質(zhì)子所處磁場(chǎng)線性變化，從而共振頻率線性變化，將采集信號(hào)經(jīng)傅立葉變換后即可得到信號(hào)頻率與X方向位置的線性一一對(duì)應(yīng)關(guān)系，如圖6-5所示。

        (3)相位編碼：沿選定層面內(nèi)的Y方向施加一線性梯度場(chǎng)G。（時(shí)間很短，在選層梯度之 后，讀出梯度之前），則沿Y方向的質(zhì)子在進(jìn)動(dòng)相位上呈現(xiàn)線性關(guān)系，將采集信號(hào)經(jīng)傅立葉 變換后，可以得到Y(jié)向位置與相位的一一對(duì)應(yīng)關(guān)系，如圖6-6所示。

實(shí)際的序列中還有一些梯度場(chǎng)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)出的微弱的磁共振信號(hào)如何重建成一幅二維斷面圖像的方法，主要有點(diǎn)成像法、線成像法、面威。紜法，缽薇『成繚法等。

        (1)點(diǎn)成像法：對(duì)每個(gè)組織體素信號(hào)逐一進(jìn)行測(cè)量成像的方法，主要包括敏感點(diǎn)法和場(chǎng)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(shí)采集整個(gè)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 是施加二維的相位編碼梯度和一維的頻率編碼梯度同時(shí)對(duì)組織進(jìn)行整個(gè)三維體積的數(shù)據(jù)采 集和成像方法。 磁共振的成像方法很多，但選擇RF脈沖的帶寬和形狀，使之能激發(fā)一個(gè)已知的頻帶， 并控制梯度場(chǎng)來選取一個(gè)點(diǎn)、一條線、一個(gè)層面，甚至選取整個(gè)成像體積來獲得信號(hào)，是各種 成像方法的共同點(diǎn)。任何一種成像法的實(shí)現(xiàn)，均與機(jī)器的軟硬件設(shè)計(jì)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(shí)質(zhì)有兩個(gè)：①每個(gè)像素與人體組織體素之間的一一對(duì)應(yīng)關(guān)系， 即對(duì)獲取到的MR信號(hào)進(jìn)行空間定位；②是每個(gè)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(duì)比度）來。 磁共振脈沖序列(pulse sequence)就是為了解決第二個(gè)問題的。根據(jù)病變組織和正常組織之間的多個(gè)參數(shù)（密度、T1、T2、含氧量、擴(kuò)散系數(shù)、彈性、溫度、流動(dòng)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(duì)比。所謂脈沖序列就是通過對(duì)射頻脈沖的幅度、寬度、波形、軟硬以及時(shí)間間隔、施加順序、周期等和梯度磁場(chǎng)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(gè)公司推出的序列名稱總計(jì)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(hào)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，F(xiàn)ID)序列家族、自旋回波(spin echo，SE)序列家族、梯度回波(gra-dient echo，GE)序列家族。 自由感應(yīng)衰減序列家族利用FID信號(hào)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(shí)際上它是TR時(shí)間極長(zhǎng)（3～5倍T1時(shí)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序列是目前臨床中基礎(chǔ)、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(shí)間和TE時(shí)間來獲取不同的組織參數(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(duì)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(shí)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(duì)比。一般，較長(zhǎng)的TR和較長(zhǎng)的TE，獲得T2加權(quán)像(T2WI)；較短的TR和較短 的TE，獲得Tl加權(quán)像(TIWI)；較長(zhǎng)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序列( multi-slice SE)和多次回波序列(multi-echo SE)。

圖6-8基本自旋回波（SE序列）

        梯度回波序列家族中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(hào)，相比SE序列縮短了獲取信號(hào)的時(shí)間，開創(chuàng)了快速磁共振成像的先河。該家族序列通過對(duì)射頻翻轉(zhuǎn)角(a)、TR和TE三個(gè)參數(shù)的配合控制，可以在較短的時(shí)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(gè)熱點(diǎn)，也是磁共振的生命所在。不管其如倆快速，具體實(shí)現(xiàn)的時(shí)候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(shí)間的目的的?？焖俅殴舱癯上裥蛄惺侵缚梢杂幂^短的時(shí)間獲取或重建出磁共振圖像的序列?？s短磁共振的掃描時(shí)間對(duì)磁共振的飛速發(fā)展和廣泛使用具有極其重要的意義：
        ①功能磁共振的開展直接取決于快速磁共振成像序列；

        ②對(duì)一些運(yùn)動(dòng)器官或組織的成像也依賴于快速序列；

        ③對(duì)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； ④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(gè)階段：階段，使用快速自旋回波序列 (fast spin echo．FSE)使成像時(shí)間從原始的10分鐘級(jí)縮短到了分鐘級(jí)；第二階段，梯度回波序列( gradient echo，(;E)使成像時(shí)間從分鐘級(jí)縮短到了秒級(jí)；第三階段，回波平面序列(echoplanner imaging，EPI)將成像時(shí)間從秒級(jí)縮短到了幾十毫秒級(jí)；許多方法都利用了K空問的對(duì)稱性而減少了用以重建圖像所需要的數(shù)據(jù)量的技術(shù)，還有結(jié)合了不同的縮短成像時(shí)間的方法。 脈沖序列的控制參數(shù)主要有重復(fù)時(shí)間(TR)、回波時(shí)間(TE)、反轉(zhuǎn)時(shí)間(TI)、掃描矩陣、 計(jì)算矩陣、掃捕視野、層面厚度、層間距、翻轉(zhuǎn)角、信號(hào)平均次數(shù)、回波鏈長(zhǎng)度、回波間隔時(shí)問、 有效回波時(shí)間、回波時(shí)間等。