磁共振基本原理
第一章
主要讲述电荷、电流、电磁、磁感应方面的基本概念。这里将介绍余下章节中将提到的大量的词汇。你可以快速复习这些概念，但是要注意关键定义和一些重要的概念，因为这些概念有可能在考试中出现。同时也包括一些对向量和复数关系的解释。如果你有工程师的背景就请略过这些章节，否则请多花些时间研究2D、3D向量，振幅和相位、矢量和复数方面的知识。矢量在MRI中有极其重要的作用，因此现在多花些时间学习是值得的。
静电学研究的是静止的电荷，在MRI中几乎没有太大意义。我们以此作为开场白主要是因为电学和磁学之间有密切的关系。静电学与静磁场非常相似。最小的电荷存在于质子(正)和电子(负)中，集中在很小的一团或以量子形式存在。虽然质子比电子重1840倍，但是他们有同样幅度的电荷。电荷的单位是库仑，是6.24*1018个电子的总和,这是一个非常大的数量。一道闪电包含10到50个库仑。一个电子或质子的电荷为±1.6*10-19库仑。
与一个粒子所拥有的分离的电荷不同，电场是连续的。关键的概念是相同的电荷相互排斥，不同的电荷相互吸引。同时，你应该知道电场强度与电荷呈线形变化，和电荷的距离的平方成反比。换句话说，如果总的电荷数增加，电场的强度也会增加，与电荷的距离越远，电场强度越弱。
将相同的电荷拉近，或将不同的电荷分开都需要能量。当出现这种情况时，粒子就有做功的势能。就象拉开或压缩一个弹簧一样。这种做功的势能叫电动力（emf）。当一个电荷被移动，并做功时，势能可以转化成动能。每单位电荷的势能称电势能，它是电荷相对于电场的位置的函数（1/d2）。
电荷位于周边，它尽量要处于一个舒服的位置，但这也不是一件容易做到的事。它不断地运动、做功。运动的电荷越多，每个电荷做功越多，总功越大。运动的电荷叫做电流。电流的测量单位为安培（A）。第一个电流图描绘的是电池产生直流电（DC）。电厂里的发电机产生的是变化的电压，也称为交流电（AC）。
在通常情况下，电子在电流中的运动并不是没有阻力的。它们遇到各种类型的阻力。电路中阻碍电流流动的特点叫做阻抗。共有三种类型的阻抗，即电阻、电感、电容。如果电流的做功产生热量，阻抗就叫电阻；如果能量能产生磁场，阻抗即电感；如果能形成电场即电容。这三种阻抗在MRI中均有不同的作用，后面的章节将详细讨论。电流在电路中流动会做功，在单位时间内电流的总做功量称为功率。
磁学是物质的基本特性，就象电荷与质量一样。物质的磁性特点很大一部分是由电子的结构和运动决定的。非磁性的物质有非常小的排列方向紊乱的、结构紊乱的磁区，它们相互抵消。永磁体有大量的几乎排列方向一致磁区。排列越一致，磁场越强。
*备注：现在被称为土耳其的国家曾经认为天然磁体有磁性是很神秘的。几千年前，土耳其被称为Magnesia，这就是磁性这一词的由来。
当一种物质放在磁场中变的有磁性的程度被称为磁敏感性。真空的磁敏感性定义为0。如内
磁场与外磁场的方向一致，我们称之为正的磁敏感性，这种物质可以聚拢磁力线。如果内磁场的方向与外磁场的方向相反，这种物质具有负的磁力线，它会排斥外磁力线或方向与之方向相反，降低局部磁场。组织边缘磁敏感性的不同是MRI伪影的常见原因。（第11章）。
磁敏感性：Mi／B?
内磁场与外磁场的比值
广义来说，所有物质的磁敏感性可以分为三大类：轻微的负性、轻微的正性、明显的正性（没有明显的负性）。反磁性物质无论放在任何磁场，都与之方向相反。碳和氢都是反磁性物质，而氧分子具有轻度的顺磁性。因此水和大多数器官的分子都是轻度的反磁性的，大约在-10-4到-10-6大小。钆的超顺磁性是其作为最常见的MRI造影剂的基础。一种物质的磁性特点由其电子决定。另一方面，MRI（NMR）就是利用原子核的顺磁性特点。
电荷具有最小、最确切的单位，或为正或为负。磁学没有最小单位。每一个小磁区都表示为南北双极。（任何一个发现独立磁极的人都会获得诺贝尔奖）。磁场的北极定义为磁力线的起点，磁场的南极为磁力线的回归处。与电荷相似，同种磁极相互排斥，不同磁极相互吸引。
如果电线中有电流流动，将电线弯曲成环状，每一段电线产生的磁场在环的内部相加导致磁场明显增加。越接近环的中心部，磁场的增加越慢，环的外部，磁场的外部场强降低迅速。将电线环绕多次，在环的内部，每一个环的场强都会叠加，这就是电磁场的成因。另外一种理解内部、外部长期的方法是：画一个曲线，使其两端相互接近，形成一个环，环的内部相互接近，环的外部相互分离。
在正常情况下，一个单一的电线环没有电流流动，就象没有电流的电灯泡。就象运动的电场产生磁场，运动的磁场也产生电场。电场的定义为单位电荷的电场。如果电荷运动形成闭和电路，就会有电流形成，此时就象通电的灯泡。运动的磁场可以在电线中诱导出电流。电流也会产生自己的非常微弱的磁场。这种诱导出的磁场的方向与最初运动的磁场方向相反。如果不是这样，诱导的磁场会与诱导的电流相加，使诱导磁场强度增加，就会增加…
这里将介绍Faraday定律数学公式。关键概念包括1）变化的磁场可以诱导电场。2）负值表示no free lunch效应。诱导的势能使产生磁场的电场与原先变化的磁场方向相反。你也可以将它看成惯量，本质上不希望有变化。
电磁辐射（电波、光、紫外线等）可以发生在任何有震动的磁场或震动的电场的区域。震动的磁场可以诱导出震动的电场，电场的方向与磁场的方向成90度，一般是90度的失相位。也就是说，最大的电场出现于磁场变化最快时其振幅经过0时。与只相似，当电场的振幅经过0点时，变化的电场诱导的磁场最大。磁场和电场继续以直角来回震动，这种震动的电磁场在和电场及磁场垂直的方向上以光速传播。
现在我们要讨论矢量这一概念。矢量用于描述⑴运动，⑵力量，⑶场（单位电荷、质量、极向的大小）矢量具有方向（角度）和幅度（大小）。有许多描述方向的方法，一种方法是采用方向角度和幅度的极性坐标，另一种方法是采用矩形（或称为Cartesian）坐标将矢量分为两个或三个相互垂直的矢量。例如，一量沿着偏离东方127度（偏离北方37度）方向的列车
以每小时50米的速度前进，实际上它是以每小时30米的速度向西移动，同时亦以每小时40米的速度向北移动。
*矢量由方向和幅度组成
*矢量可以分成数个垂直成分。
这些概念非常重要，因为⑴磁共振信号是由有幅度和相位的旋转的矢量组成，⑵磁共振信号的空间编码是采用将三个垂直方向上的梯度，即X、Y、Z三个方向的矢量结合而得到的。
复数是另外一种描述矢量的坐标系统。注意这一表格与上面表格相似。i值相当于-1的平方根，在数学上具有非常重要的意义，但是你并没有必要去理解。你所要了解的是复数可以分成两个相互垂直的成分。通过转换，X轴相当于实部，Y轴相当于虚部。相位和角度不变地用于表示振幅和幅度（虽然在这两个或更多概念中有一些微小的差别）。
*实部和虚部是矢量的两个成分X、Y轴的另一种称呼。实部（X轴）是与矢量相位一致的成分，虚部（Y轴）是与矢量相位偏移90度的方向。
到目前为止，我们讨论的都是2维矢量。在MRI中，我们要经常要用到3D矢量。我们经常用X、Y、Z三方向的矩形坐标描述矢量。极性坐标采用的是幅度和两个旋转的角度作为坐标，这两个角度被称为α和θ。在MR成像中，你必须要将一个三维的磁矩分为两种成分，一个为纵向或称为Z向，另一个为横向位于位于XY平面。X、Y方向又可以分成X、Y或相位一致、相位相反，及实部、虚部。后面将会讨论到Z轴成分可以被激励，但MR信号只能在XY平面采集到。
如果你已经对矢量的概念比较了解，那么你可以跳过矢量的确定及如何增加矢量直接学习第一章最后一段。如果你对相位角度、直角成分和矢量增加还不是很了解，请你反复学习本段及后面几段。这些概念了解的越深，后面的磁共振原理就越好理解。磁共振成像的每一个问题都与小磁矩的振幅和相位有关。因此一定要多花些时间学习下面几段内容。
在以下的章节中我们会讨论到，单一的体素的信号是该体素内上亿个质子的信号总和。这里我化了一个小盒子代表一个体素，里面有大量的磁矩，我们假设所有这些磁矩用盒子表面的5个2维磁矩代表。这5个磁矩如何形成最终的信号呢？正如我们早些提到的那样，磁矩可以使用极性或矩形坐标，当将磁矩结合起来，就非常容易描述矩形坐标，作用于X轴成分的磁矩与作用于Y轴方向的磁矩之间无关。将两个或更多个磁矩结合起来，只需要分别处理X、Y轴即可。任何一组磁矩的总效应相当于在X、Y、Z三个轴向的总和。当各个磁矩都指向同一个方向时，就会产生最大的效应。
*象素：是一个图像成分，即图像上的一点。
体素：是单位体积象素，即是三维的象素。
在这一例子中，所有的磁矩都不同程度地指向上方，但有不同程度的左偏或右偏。也就是说，它们都有正的Y轴成分，但是X轴成分有正有负。如果X轴成分具有Gaussian分布，平均值为0，X轴成分的总和是θ。注意总的方向仍然是向上，但是幅度会降低25到15。
在最后一个例子中，磁矩是完全分散的，总的X轴成分为0，总的Y轴成分为5。通过这些你会很容易明白如何将一个盒子（体素）内的所有磁矩完全、均匀分散开，使各方向上总的效
果为0。
沿着一个环旋转的磁矩可以被描述成为一个正弦波形。旋转的越快，频率越高，磁矩越大、越高，正弦波的幅度也越大。这里显示的是三个有轻微差别的正弦波。三个波形有同样的振幅，最上面的一组表示的是两个波形具有同样的频率，但是相位相差90度，一个图形比另一个超前90度。确切地说，前面的波形是余弦波，后面的是正弦波。下面的一组显示的是一组正弦波比另一组的震动频率快两倍。两组正弦波在开始处处于相位一致状态，但很快就失去了相位的一致性。当快的正弦波震动两次时，这两组正弦波又回到相位一致。
*振幅：在单位震动周期内，偏离零点的最大绝对值。
大小：它是一个定量的数值，是相似的量比较的基础。
相位：两个磁矩的角度，磁矩的相位或信号总是被定义为方向或信号的参考值。
在讲述到旋磁比这一概念时，我们将会用到本章讲述的内容。我认为你必须对这些概念非常熟悉。我想也许你永远也不必去了解磁极、Gauss、Tesla是如何定义的，但是你必须知道这些都是与电学相对应的磁学的测量值。这两个概念非常重要，你必须铭记在心。
第三章硬件
磁体的类型
--永磁型磁体
--常导型磁体
--超导型磁体MRI
--匀场
--屏蔽
磁场梯度
--垂直方向
--梯度场强度
--梯度场变化率
--脉冲波形
--涡流
--屏蔽
射频系统
--合成器
--发射单元
--接收单元
--线圈类型
--屏蔽
计算机系统
--控制
--数据处理
以上复习了核磁共振的基本概念，下面介绍获得磁共振图像的基本硬件。我们讨论的第一个题目是三种磁体。事实上广义地来讲，只有两种，永磁型和电磁型，其中电磁型有分为常导型和超导型。
永磁型磁体的磁场强度一般不超过0.3T。它们的设计多样，图中所示的设计由于具有严紧的边框结构，可以获得较均匀的磁场。另一种较开放的设计使用C型臂。由几层铁磁陶砖拼接而成
孔径表面由精确设计的铁板构成，帮助修正磁场的形状。另有一些螺丝可以调整铁板的位置，进一步修正磁场。臂起着结构支撑、限制杂散磁场、增大磁场强度的作用。磁体中所使用的铁将使磁体变的非常重。
空芯常导型电磁体
常导型磁体是由多组线圈构成的大型电磁体。可以是空芯或铁芯。普通的空芯磁体由4个线圈组成。为修正磁场形状，通常外侧的线圈比内侧的线圈稍小。磁场强度方向可以是从头到脚或从前到后。前后方向的结构具有更多的开放性，病人进出方便，减少幽闭恐惧症的发生。?空芯是目前最轻的磁体，但为达到一定的磁磁场强度度所耗能量也最多。杂散磁场也最大，是0.2T以下的磁
铁芯常导型电磁体
铁芯磁体是沉重的永磁型磁体和轻便的开放式空芯电磁体的交叉。铁芯或铁臂可以增加磁场强度、限制杂散磁场的范围。不管是铁芯或空芯的常导型磁体都消耗大量能量，产生大量的热，需要水
超导型电磁体
所有的高磁场强度扫描系统使用的都是超导型电磁体。FDA批准的医用扫描系统磁场强度最高已达到2T，在一些纯研究单位，全身扫描系统的磁场强度高达4T。和常导型电磁体相似，超导型电磁体也是由多组线圈通电产生磁场。线圈由铌钛合金制成，当温度下降到9.5°K时，失去电阻。线圈周围充满沸点为4.2°K的液氦，液氦层外是沸点为77°K的液氮层*，用来隔绝液氦层。少量电能用来产生电流（和磁场），一旦达到需要的磁磁场强度度，电源自动切断，电流可以保持很长时间。
*重新压缩后送回磁体。
磁体的匀场
被动匀场-被动匀场磁体系统有一套装有小铁片的多个托盘，用来修正磁场形状，达到一定的磁场均匀度。这些匀场片放置的位置非常重要。测量磁场的均匀度，计算机计算匀场片放置的位置，匀场托盘被拉出，匀场片被放入托盘中，托盘重新插入磁体，反复进行此过程。优点：一旦完成匀场，维持匀场将不耗费电能。
主动匀场-主动匀场磁体系统在磁体孔径中置有30个独立的线圈，分别调整各个线圈中的微弱电流，可以修正磁场形状。电流的调整在计算机的控制下即可完成，匀场十分简便。但缺点在于制作困难，价格昂贵。
*匀场-通过使用金属片（匀场片）或电磁体（匀场线圈）来提高磁场均匀度的过程。
被动屏蔽磁体
超导型磁共振扫描仪的最大问题之一是杂散磁场的范围。任何使用磁的物体（信用卡、起搏器）或快速移动的电荷（计算机屏幕、CT扫描仪）都会受到杂散磁场的影响。在第一章讨论过，铁磁材料可以吸引并集中磁力线。在扫描仪外包一层铁壳，就可能减少杂散磁场的范围。当然，这又会给超导系统带来其他问题——磁体的重量。同时，扭曲磁体内部的磁场，使匀场过程更加复杂。*杂散磁场-在MRI扫描仪外周，对磁共振成像不起作用的磁场。
主动屏蔽磁体
在磁场产生线圈外再加上第二层电流方向与第一层线圈电流方向相反的超导线圈，可大大减少杂散磁场。磁场大小为两层线圈磁场强度之和。由于主磁场靠近中心，产生占主导地位的磁场。然而，要产生1.5T的磁场，主磁场要达到2.5T,其中心磁场一部分被第二磁场（1.0T）抵消；在磁体外部，第二层线圈占主导地位，可以大大减少主线圈产生的磁场。
磁场梯度
单个线圈
在磁共振系统中，为实现成像体素的空间定位，需要暂时改变磁场强度的大小。我们所需要的是产生一种线性变化，即当偏离磁场中心，一侧为正向变化，一侧为负向变化，（而磁场中心的磁场强度永远不发生变化）电流通过单个线圈产生的磁场在线圈中心达到峰值，移出后又非线性下降，显然达不到要求。
磁场梯度
两个反向线圈
在距第一个线圈一个直径处，放置另一个反向电流线圈。在两个线圈的中点，磁场完全抵消。两个磁场作用的结果是在两个线圈之间产生线性磁场变化。一旦到两个线圈之外，磁场迅速下降。这种线性磁场变化（又称梯度）并非仅存在于两线圈的中心连线上，而是在保持在中心体积一半的范围。（线性梯度磁场的中心体积具有很好的磁场均匀度，有时又被称为敏感区或甜蜜点）这个简单的设计是不是很棒？
三个垂直梯度
一台超导型全身磁共振扫描仪孔径一般为1米。孔内设有圆筒形装置，用来装匀场片或匀场线圈，在它的内侧还有一层筒形装置来支持X、Y、Z梯度系统。这里显示了三个梯度系统的大致形态。仅一套线圈通电时，可在一个方向产生梯度场（因此，又叫梯度线圈）；如果两或三个线圈都通电时，梯度场矢量相加，成为一个梯度，但含有每个轴梯度场的成分。
净梯度=√ˉˉˉˉˉˉˉˉˉˉˉ
G X 2+G
Y
2+G
Z
2
梯度场性能
评价不同的梯度系统性能，主要有两个指标：梯度场磁场强度和梯度场变化率。梯度场磁场强度是指梯度场能够达到的最大值，表示为mT/m或G/cm。一般，梯度场越大，代表更小的FOV和更薄的层厚。更重要的指标是梯度变化率，反映了到达最大磁场强度的速度。在传统的成像程序中，梯度场变化时无事可做，因此，梯度场达到某一预定值的速度越快，成像时间越短。（可缩短重复时间和回波时间）
脉冲波形
了解成像序列图，必须先熟悉基本脉冲波形。一个脉冲描述了一个梯度通道随时间的变化。（共有三个梯度通道，X、Y、Z—一个代表一套梯度线圈）换言之，反映了梯度场场强随时间变化的函数。梯度可正可负，取决于线圈内电流的方向。电流的峰值决定梯度的峰值。高梯度场需要高的电流。高梯度场变化率（短的上升时间）需要高电压。梯度场打开，单个梯度脉冲波形开始；梯度场关闭，波形结束。每个波形可有任意个叶，可为正负。图中所示为双叶脉冲。
涡流
一提到涡流，许多MRI序列设计员都感到头痛。就象热水瓶一样，MRI扫描仪中，冷冻剂需与周围环境隔离。MRI系统中使用真空层隔离，又称热屏蔽。热屏蔽是中空铁壳，其内层和梯度场非常接近。梯度场变化的磁场在近旁金属内产生感应电动势，一旦形成闭合回路，即产生和梯度场方向对抗的电流。此感应电流称为涡流。
*涡流-变化的磁场在其周围导体内产生感应电流，随之产生的磁场与源磁场方向相反。热屏蔽壳、电线、RF线圈、匀场线圈、甚至病人都有可能成为导体。
克服涡流
有三种方法可以克服涡流。第一种是试图消除可能回路，阻止涡流流入。但热屏蔽壳无法消除，因此不可能做到。第二种方法以被各MRI厂家广泛采用，即接受涡流存在并会降低梯度场这一现实，计算可能产生的涡流大小，然后对梯度电流进行补偿的方法。此法可克服大部分涡流的影响，但不是全部。最后一种更好但稍困难的措施是在外层建立屏蔽梯度磁场，附加的梯度场在外周抵消了其他导体处主梯度场的磁场变化，因此，克服了涡流的产生。
射频系统
在射频子系统中，有许多组件，统称射频链。首先要学会调节：
中心频率：将病人放在磁体中会影响主磁场强度。必须找到新的共振频率，类似于将收音机频率调到想收听的频道。
发射增益：将扫描层面所有的质子激发旋转90°或180°所必须的能量。大人需要的能量多，孩子需要的能量少。
接收增益：信号进入接受器的多少取决于很多因素，尤其和所选的序列有关。如果接收增益过高，会引起信号剪辑（接受器过载）；如果过低，又会引起信噪比过低。调节接收增益和调节接收衰减意义一样，增加接受增益意味着降低接收衰减。
容积射频线圈
所选用的射频线圈是影响图像质量的重要硬件组成部分。MRI的早期，只有两种线圈：体部线圈和头部线圈。现在，已有了各种适合于全身不同部位的各种特殊线圈。射频线圈可按敏感区的形状（体线圈或表面线圈）、线圈的极性（线性或正交）、独立接收通道的数目（相控阵线圈）分类。图示为容积线圈的一种，鞍形线圈。
另一种容积线圈的设计象只鸟笼，称为鸟笼线圈。容积线圈的设计目的是建立内部射频场相对均匀的敏感容积，保证射频脉冲发出后，敏感容积内所有质子得到相同程度的激发，成像后相似的
组织才能得到相似的信号强度。
要使用容积线圈，解剖部位必须适合线圈的大小。体部线圈和头线圈是两种最常见的容积线圈。其他还包括容积膝关节线圈、小肢体线圈、颈部线圈。容积线圈通常是既能发射又能接收的双向线圈。但至少有一个厂家仅用体部线圈做为发射线圈，而其他线圈均仅做为接收线圈。
表面线圈
表面线圈是一种直接放置在成像解剖部位表面的射频线圈。最常见的是扁平形（如腰椎线圈和TMJ 线圈）和半鞍形（如一些膝或肩关节）。大部分，但不是全部，表面线圈是刚性的。将铜线缠绕在气球上，插入患者的直肠或阴道，可得到前列腺或子宫的更清晰的图像。厂商开始开发集合了两种线圈特点的新产品，如颈部容积线圈，两侧有翼和/或可动的顶盖，均匀度比一般的表面线圈有所提高，但较头部、体部线圈仍低。
表面线圈从不用做发射线圈，因为任一质子的翻转角都是射频脉冲的强度、时间以及质子和射频源之间距离的函数。表面线圈仅用做接收线圈。它们使附近的解剖结构具有很高的信噪比，但图像强度均匀度较差。根据拇指定律，表面线圈的可用深度（敏感容积）可达距线圈一个直径处。
线性射频线圈
由于设计简单，采集信号方便，早期的MRI都使用线性射频线圈。但发射、接收射频信号的效率并不高。几乎所有的表面线圈都是线性线圈。用线性线圈去测量旋转的磁化矢量，就象用一只眼观察物体一样，不可能得到深度信息。如图所示，仅用一个通道观察到的B和D矢量是相同的，A 和E矢量是相同的。重要的概念：用一只眼睛观察不到所有的信息。
*线性线圈：只对单一轴向上变化的磁场敏感的射频线圈。
正交射频线圈
又称圆形极化射频线圈，至少有一对相互垂直的线圈。如图所示，当一个线圈（或通道）获取的信号为最大值时，另一个线圈（或通道）获取的信号为最小值。分别标绘出两个线圈采集到的信号，是两个相差90°的正弦波。在两条曲线上各取一个周期分别在X、Y轴上标出位置，可得到一个圆形，因此又叫圆形极化线圈。正交线圈的优点是结合了两个轴向上的信息，得到√2倍的信噪比。（详见第10章）现今使用的大部分容积线圈都是正交线圈。
*正交射频线圈：对两个轴向上变化的磁场敏感的射频。又叫圆形极化线圈。
*真实通道：记录与参考信号同相位NMR信号的射频线圈接收器通道。
*想象通道：记录与参考信号相位差为90°的NMR信号的射频线圈接收器通道。
相控阵线圈
小的表面线圈提供较高的信噪比，但均匀度差，覆盖范围小；大线圈均匀度和覆盖范围略有提高，但信噪比降低。（关于信噪比的问题详见10-2）相控阵线圈很好地解决了两者间的矛盾。从两个以上的线圈（通常为4个）采集到的信号用于产生一幅图像。最常用的相控阵线圈是CTL 线圈，另外还有腹部、盆腔的相控阵线圈。相控阵线圈提高了覆盖范围、信噪比，但要增加多个接收通道（放大器、A/D转换器、计算机内存等等）和强大的后处理功能来合成一幅图像。尽管相控阵线圈较表面线圈提高了均匀度，但我们仍要注意到：图中，盆腔相控阵线圈的敏感容积如图所示，意最中心的区域，四个线圈在此处的敏感度都很低，而此处正是前列腺的位置。
射频屏蔽—Faraday笼子
各种商业扫描机所使用的中心频率在电磁波中都属于无线电波范围。因此，可能会有外来的无线电波发生装置发出和被激励质子相同频率的射频信号。磁体中的天线将同样收集这些射频信号，在图像中表现为噪音。磁体外的罩壳可以屏蔽外部射频信号。中心频率若不超过21MHZ（0.5T核磁扫描机），可从孔径处拉一张接地铜网即可屏蔽外来射频信号。中心频率超过21M HZ，则需将磁体放置在完全屏蔽的房间（又称Faraday笼子）内。这个房间其实是一块接地的无缝金属板。外部的射频脉冲经罩壳壁导入地下。在罩壳空腔内布置电线是允许的,但要特别小心,因为即使是一根空调管,如果安装不适当,也会使屏蔽无效。
计算机系统
计算机方面,我们要求更快速的处理器,更多的RAM(随机内存)和最大的硬盘空间。由于有繁重的研发任务，MRI技术远跟不上计算机硬件技术的发展。你可以花不到$4000买一台PowerMac或Pentium 高效终端处理器，性能远超出你的扫描计算机。
许多公司的操作平台使用多任务UNIX操作系统。扫描计算机尽最大能力运行硬件，使用实时操作系统（RTOS）。一旦扫描开始，任何方法无法干扰。时间上必须精确到毫秒。专职阵列处理器重建图像。（专职阵列处理器一般有64到128MB）。它不具有许多普通计算机所具有的许多功能，但它们的处理速度的确很快。
典型的磁共振坐标系
许多MRI扫描机通用的坐标系是：Z轴为主磁场方向。所有的超导型全身扫描机，Z轴方向都是头足方向。永磁型的低场磁共振机的Z轴为前后方向。
第四章
现在事情变得很有趣。我们可以说一个质子吸收能量并产生NMR信号。但是你知道信号是如
何产生的吗？
关键概念：通过使用线性梯度，可以产生共振频率的明显变化。
推论A：频率的变化与距磁场中心的距离成直接的比例。
推论B：如果频率的变化非常短暂，以至不能产生相位的变化，这也与距磁场中心的距离成
直接的比例。
磁场梯度的应用引起场强沿着偏离磁场中心的方向上呈线性变化。一侧的质子处于较高的磁
场中，进动的频率较快，另一侧处于较低的磁场，进动的频率较慢。当选择性地激励身体内
部一个特定层面时，射频脉冲的频率应该和该层的质子的共振频率（ω
θ+?F）一致。在任何
一层面两边的质子的频率都不相同，不能吸收RF能量。这里显示的是一个沿着Z轴方向上的
梯度，它用于获得轴位图像。沿着Y轴方向上的梯度主要用于获得冠状位图像，沿着X轴方
向上的梯度主要用于获得矢状位图像。恰当的应用2或3个梯度可以产生斜位图像。
*ωθ=γ . B θ
梯度的单位是mT ／m
γ的单位是MHz ／T 或KHz ／Mt ，因此
γGz 简化为KHz ／m 或Hz ／cm
*因此，梯度单位亦可称为Hz ／cm 。
在频率方向上只应用RF 脉冲，将导致层面选择没有厚度。为了选择一适当厚度的层面，RF 脉冲的频率必须有一定的带宽。射频脉冲的带宽实际上就是频率的组成范围。射频脉冲的范围一般为±BW ／２，层厚是RF 脉冲的带宽和梯度的倾斜度的函数，增加层厚的一种方法是增加带宽。降低带宽会降低层厚。
*带宽（BW ）：RF 脉冲（或采样的窗）的频率的范围或厚度。
层厚＝BW / 梯度
带宽的单位是Hz ；梯度的单位是Hz/cm ，因此cm ＝Hz ／(Hz ／cm) (Sanity check)
正如上面所说，层厚是所应用的RF 脉冲带宽和梯度的倾斜度的函数。另外一种降低层厚的方法是增加梯度的陡度。这也正是大家所期望的（薄层、高分辨率），当然这种方法也有不利因素，梯度场需要消耗较多的能量。当梯度变化时，选择同样层厚的频率范围也不相同。 *提问：使用较窄的带宽的RF 脉冲得到较薄层厚扫描所伴随的不利因素是什么？
来自于RF 发射器的信号是共振频率加或减去选层所必须的带宽的一半。层厚和带宽是由RF 包络的时间的形状决定的。一个理想的带宽应该是所选择的带宽内的每一个频率的强度都相同，在带宽范围外立即降低为0。这种方型剖面大概采用无穷个周期和波形的正弦波来表示。脉冲的带宽定义为正弦波的一个周期所用的时间定义为1。较窄的带宽需要较长的周期，这就意味着薄层扫描的代价是较长的RF 脉冲。
*Sinc （x ）=
如果RF 脉冲是由无限周期的正弦波组成，就会形成一个极佳的方型选层剖面。当然这是不可能的。如果RF 脉冲的包络是由震动的正弦波形成的少量的周期组成，这些图表描绘的是选层剖面和频率反应。如果中心频率的自旋方向偏转了90度，则选层剖面的两边亦会有一定角度的翻转（通常小于90度）。这些选层剖面显示的震动完全类似小矩阵成像时见到的Gibb 伪影或称为截断伪影。注意当RF 周期增加，震动的次数就会增加，震动的幅度下降（在伪影一章中会详细描述）。
*FWHM ：即半高全宽。选层剖面的宽度测量通过选择最大值，将其分为两半，在此最大值的一半处测量宽度。
对脉冲的长度和选层剖面的关系的描述采用两个周期的正弦波。在没有相互影响或交语的情况下，相邻两个层面的最小距离是多少哪呢？假设每个选层剖面都通过翻转角为10度的一点，可以产生负性交语。这样就会使5mm 的层厚有1mm 的间隔。如果使RF 脉冲的长度增加一倍，周期增加两倍，就会将5mm 层厚的层间隔挤为0.5mm 。这样做的代价是TE 和TR 时间增加。许多其他影响最小层间距的因素包括180度选层剖面、间隔式采样、重复时间。
Sin （x ） x
在理想的情况下，如果选定了一个层面，应用RF脉冲，所有的自旋磁矩都移到XY平面，而且都具有相位的一致性。继续设想，假如一个4秒的脉冲，带宽为500Hz，那么通过层面的频率为500Hz。当自旋的磁矩翻转到XY平面，然后它们在B
θ磁场的作用下以各自的Larmmor 频率自由进动，导致失相位。为了明确失相位的确切数量，我们可以认为RF脉冲的作用是在脉冲的中心即刻发生的。对一个4秒钟的脉冲而言，所有的自旋磁矩在2秒钟的时候发生翻转，在剩余2秒钟内出现失相位。在最下面的示意图中可以看出，在层厚的高频率一侧的自旋磁矩沿着顺时针方向发生180度失相位；在低频率一侧的自旋磁矩就会沿着逆时针方向发生180度失相位。这一层面所有的磁矩的相位的综合就会相互抵消，不能产生任何信号。
*250Hz ＝250圈／秒
＝250圈／1000毫秒
＝1圈／4毫秒
＝360○／4毫秒
＝180○／2毫秒
这种失相位与T2*效应相似处在于它具有确切性（并不是任意的），并且可以恢复。如果层面选择梯度发生翻转，原先旋转较快的磁矩就会速度变慢，反之亦然。2秒钟之后，所有的磁矩就会回聚到一起（形成一个回声，但它并不是用于采样或记录）。翻转的梯度并不一定要具有相似的幅度和持续时间。翻转梯度的振幅可以为原先的一半，但长度为2倍。与之相似，翻转梯度的振幅可以为原先的两倍，长度为原先的1/2。所有的磁矩都会恢复到相位一致。总之，一个有一定持续时间的RF脉冲的作用可以看作为在脉冲的中点处作用于自旋的磁矩。一旦在XY平面上具有磁矩的部分成分，由于它们的Larmmor频率不同，就会发生相位的不一致。失相位的量为频率范围（带宽）乘以梯度的持续时间。如果应用一个极性相反的梯度，梯度的大小和持续时间可以完全抵消失相位，就会发生相位恢复。梯度的断面并不一定要为矩形。只要它们的面积相同，方向相反，翻转梯度可以为任何形状。
*E.A.O.S.＝面积相同，方向相反。
在我们讨论频率编码和读出梯度之前，有必要花一些时间讲下Fourier转换（FT）。对大多数读者而言，FT可以说具有3M分类（神秘性mystical、不可思议性magical、数学性mathematics）。FT可以产生信号，任何信号均可，1D、2D、3D。FT将信号分解为各种不同频率、相位、和振幅的正弦波的总合。这就象将一个数字转化为质数形式（2100＝22 .31 .52 . 71）。一个单纯的正弦波的FT是一个矢量，它的幅度与正弦波的振幅成正比。
*时间域值：如果一个信号幅度的改变是时间的函数，我们就说它具有时间域值。
频率域值：如果一个信号幅度的改变是频率的函数，我们就说它具有频率域值。
*时间域和频率域的结合称为Fourier转换对。
现在要描述的是三个正弦波，一个为较低频率的正弦波，其振幅为高频正弦波的二倍。FT的总合即为每一个信号的FT的总合。FT均以矢量来表示。我实际作的是显示每一个频率的信号的振幅和大小。实际上FT形成复数，也就是另外一种对一个有大小和相位的矢量的描述方法。大多数MR图像都是具有量的图像，即每一个象素都是一个频率产生的信号的大小或强度。我们将在后面讨论相位图像。
*DFT：离散的或数字的Fourier转换。Fourier转换的数学处理的是连续的信号。DFT是Fourier 转换的数字媒介
*FFT：快速Fourier转换—在数字计算机上的DFT的一个有效的（快速的）方式
当执行完层面选择之后，如果没有任何梯度，所有被激励的质子以同样的频率自旋，接受的信号是幂衰减的（T2*）自由感应衰减。注意频率域的峰是一个曲线，不是一个先前描述的矢量形式。这是因为质子的震动频率大概都是相同的。要记住T2*衰减是指震动频率的微小差异，有一些是固定的，其他是任意的。T2*的值越短，频率的域就变得短而宽。
如果在X方向上应用一个梯度，质子就会以一定的频率自旋，其频率取决于它们在梯度场中的位置。接收信号是在每一个频率编码上的质子产生的信号的总合。在每一个频率编码上的信号的大小直接与被激励的质子数有关。体积越大，包含的质子数就越多，总的信号就越大。Fourier转换就是将总的信号分解成分开的频率成分。
*1) MRI信号必须在有读出梯度存在时才能获得。
2) Fourier转换用于判定每一个频率编码上的信号的大小。
正如层厚是梯度的大小和激励的带宽的函数一样，视野也是梯度场和接收带宽的函数，接收带宽又是由采样比例决定的。接收的硬件包括模数转换器，它以设计好的比例采集传入信号的振幅。这里展示的是两个余弦波，频率为1Hz、4Hz，以8Hz的频率采样。获得的数据可以清楚地表示每一个信号，虽然4Hz的信号只是每个周期采集2点。
*接收带宽＝采样比例
＝1／采样时间
＝1／停留时间
如果采样比例从8Hz降到2Hz，我们仍然可以得到一个余弦波（或正弦波），但速度并没有提高。同时采集1500Hz的正弦波和余弦波，采集结果就象一个-500Hz的正弦波和500Hz的余弦波。Nyquiat采样理论认为如果要充分采模拟信号，采样比例至少是要采集的信号的最高频率的2倍。当我们用2Hz的采样频率，一个1100Hz的信号就象-900Hz，-1200Hz的信号就象+800Hz，1000.1Hz的信号就象999.9Hz。换句话说，2000Hz的采样频率能够充分采集信号的频率范围是±1000Hz。超过这一范围的频率就会偏移或卷到该范围的对侧。我们将在后面的章节中讨论这种空间编码的影响。
*偏移频率是±BW／2
*cos(-x) = cos(x)
*sin(-x) = -sin(x)
现在总结一下，采样带宽用Hz表示。梯度的单位为Hz /cm。FOV由带宽除以梯度。采样带宽定义的FOV两边的频率范围。这里的例图的接收带宽为36Hz，梯度场为1.0KHz /cm，FOV为36cm。
（顺便提一句，这是我的心脏。你瞧我是多么全身心地投入工作。）
为了获得更小的视野，可以增大读出梯度或降低接收带宽。高分辨率的代价与薄层类似。记住接收带宽对应于采样频率。降低接收带宽意味着降低采样速度降低，因此采集同样的数据需要用更长的时间。可以选用更大的梯度场或多花写时间采集数据。较长的采样时间增加TE 值，增加T2衰减。
*小视野→大梯度
或
*小视野→较长的采样时间
FID没有位置信息。读出梯度可以沿着质子在梯度场的位置改变题目的进动频率。在层面聚焦梯度场应用之后，所有的磁矩都处于相位一致。如果不继续应用梯度场，由于T2*的作用，它们就开始出现失相位，梯度场越大，失相位就越快，信号丢失越快。引起明显失相位的梯度场不一定非常大，一个通过视野的16Hz的梯度场，使总的信号到达0的时间为30毫秒（假设T2*值为60毫秒）。
这些衰减曲线表示的梯度显示的是一个均匀采样的两侧的频率改变。时间范围显示1.6kHz的梯度场在大约2毫秒内信号的丢失为95%。一个梯度为4到32kHz典型的成像序列信号丢失的速度快3到20倍。在如此迅速的信号丢失情况下，我们要想尽各种方法增大信号。
读出梯度使所有的自旋质子快速地失相位。如果我们有意地将质子失相位，然后在数据采集期间将它们在回聚起来，就可以获得更多的信号。虽然磁场的梯度不能即刻改变振幅，但是为了简化讨论，这里显示读出梯度的波峰，它在零时刻时发生振幅变化。这些时钟的分针表示在任何给定时间内自旋质子的相位，时针表示相对于磁场中心的质子已经完全自旋的质子。对这些磁场中心的质子，时钟表仍显示为12点。对于那些处于高场的质子，时钟表的时间也提前，而那些位于低场的质子，时间稍拖后。在最初失相位时刻，也存在MR信号，但是没有采集。任何时候信号的幅度是所有质子的矢量的总和，代表分针的矢量总和。
*所有自旋质子的频率和相位都是相对于磁场中心的自旋质子而言。
与层面选择梯度的相位恢复类似，只要失相位能正确获得，读出梯度或频率编码梯度的失相位阶段也可以为任意大小或形状（这是由设计的科学家决定的），为了简化起见，将失相位梯度显示为前半部分读出梯度的翻转。通过翻转梯度的形状，原先运动滞后的质子（相对于中心的质子）现在在前面，反之亦然，使得所有的自旋质子发生相位回复，产生回波。获得峰值信号的时间称为回波时间（TE）。这种类型的回波有许多名称：梯度回波（GE）、梯度恢复回波（GRE）或场回波（FE）。
*GRE: Gradient Recalled Echo
GE: Gradient Echo
FE: Field Echo ( same as GRE)
我们下一个讨论的题目是相位编码，它是MR成像中了解的最少的一个题目。在我们讨论开始之前，我们先简短地回顾一下都熟悉的话题。现在的CT扫描仪的滑环都能围绕患者快速旋转，通过数学计算，在CT显示屏上形成图像。扫描器在初始观察角度发射出X线，并将其数字化。然后它又移动到一个新角度重复上述过程。观察角度变化得很平滑，这种平滑变化并不是必须的。只要计算机得到与观察角度相对应的数据的数字化的线，通过任意调整观察角度就会得到同样的结果。当所有的数据都采集完毕后，就会对所获得的数据进行正确的排序。
*提问：你能发现上述黑体字与MR成像的关系吗？
沿着第三轴的相位编码空间信息的步骤在大体上与CT类似。只有当一个层面被激发时，才能完成编码。这就将能量输入体内，就象X线那样。与旋转X线发射器和探测器不同，MR只是旋转被激发的质子。旋转的量是梯度的强度和持续时间的函数。第三部是观察旋转和失相位是如何影响MR信号。最后，上述过程被不等量的质子重复多次，就象形成CT图像必须要有不同的观察角度。在CT图像中，观察角度从可能值的一侧开始，平滑地移动到另一侧。与CT不同，我们不能将观察角度以选定的顺序（这是电子化的）移动。实际上这种人工选定的
观察角度移动顺序是我们将在后面章节中讨论的高级成像技术的关键。
警告！！！
本章的剩余部分将详细地讨论相位编码，如果你不能完全掌握这些内容，请不要担心。慢慢地、仔细地阅读。我们将从不同的角度描述相位编码。以往你能从一个角度了解全貌。
先前我们学习了在梯度场存在的情况下，一维数据如何被频率编码并获得MR 信号（FID 或回声）。现在我们暂时将其忽略不计，首先假设应用一个相位编码梯度激发一个层面并发生相位回聚，我们只采集一点。这一点的相位和振幅是被激发层面的所有质子矢量的总和。当没有附加梯度场时（振幅为零）信号最大。第一个观察窗使用了非常小的梯度，因此矢量的总和只有轻微的减少，第二个观察窗使用了稍大一点的梯度，失相位的量稍有增加，总和有些下降，在每一个观察窗中，相位编码梯度都稍有增加，两个相邻观察窗的相位编码梯度都稍有增加，变化的量是常数，等于最小相位编码观察窗的值。
*PE ：Phase Encoding
由于相位编码梯度的大小随着每一个观察窗线性增加，在任何给定的偏离中心点的相位增量也是线性变化的。换句话说，如果选定一个点，它与第一个观察窗有60度的相位改变，它与第二个观察窗就有120度的改变，与第三个观察窗就有180度改变，与第100个观察窗有6000度（16.67个完全相位周期）改变，等等。在距离磁场中心一半的距离，每个观察窗相位的改变也是一般大小。相位改变的比率与其在相位梯度轴上的位置有直接关系。
许多人认为正弦的频率就是信号升降幅度的速度。实际上，频率是信号完成一个周期的速度，或者说，由于一周等于360 度，频率就是每个相位角变化的比率。不同的是对于频率编码来说，所有的编码发生于同一时间，而相位编码是一个点一个点完成的。在这两个编码中，Fourier 转换用来决定每个频率的信号强度。
在前面我们知道频率编码方向上的FOV 等于采样带宽除以梯度大小。如果我们以20KHz 采样，梯度为1KHz / cm ，那么我们在梯度场方向上移动20cm ，频率就发生20KHz 的变化。左边的数学公式是另外一种观察方式。如果我们在所有自旋质子相位完全一致时开启梯度场，它们立刻就发生失相位。在第一个采样间隔后，相位的扩展会是什么样呢？答案是0.05圈 /cm ，这就意味着必须移动20cm 才能看到一个完整周期的相位变化。到这里我们知道FOV 是在一个采样间隔中，沿着梯度方向经历了一个完全周期的失相位的距离。
*例1 BW=20KHz
Gradient=1KHz / cm
FOV =
*例2 BW=20KHz= >Δt = .000050sec
Gradient = 1KHz / cm =
20KHz 1KHz /cm 1000cycle 1Sec.cm
Δphases = .00050sec 2 = .05 cycle /cm
FOV = = 20cm /cycle
*cycle 是一个无限的量。
现在让我们再仔细看一下采集频率编码数据的真实过程。为了简化过程，我们将忽略产生回声，而是频率编码FID 。我们假设在零时间开启梯度场。当层面选择相位回复开启后，所有的自旋质子立即处于相位一致。当梯度场没有开启时采集一个数据点（称为0点），现在打开梯度场使自旋质子失相位.05cycle/cm （一圈每20秒）。采集点1。梯度场仍然打开，自旋质子继续失相位.05cycle/cm ，失相位的总数是.1cycle/cm ，采集点2。重复上述过程采集n 个点。在点I 之前，累积的失相位等于i 2.05cycle/cm 。
频率方向上的逐步编码与相位方向编码似乎一样，实际上也是一样的。我将这两种编码第2步的图形均复制下来以便于比较。唯一的不同点是频率编码是在一个采集窗内一次完成，而相位编码是一次采集一点或一条线。频率编码和相位编码的方向互相垂直。
为了获得较小的FOV ，梯度场的范围要很大，而且要有很高的振幅，或者将相位编码梯度增大（TE 变长）。
任何人只要有过几天操作过MR 仪器的经验，都会遇见过在相位编码方向上发生相位卷褶或相位偏移。如何处理这种问题呢？唯一的解决办法是增加采样的FOV 。如果将视野及相位编码加倍，就可以获得较好的分辨率（扫描时间加倍）。大多数的MR 产品都具有“无相位卷褶”选项。有一些产品在加上此选项后，会自动将扫描时间加倍而其他参数不变。其他一些产品只有选择2 次采集时（2NEX 或2NSA ）才允许使用该选项，不影响扫描时间。注意：体部扫描选用2或4采集是为了降低呼吸伪影。当进行两次采集时选择“无相位卷褶”，系统将不会平均呼吸运动伪影。通常我们在一个FOV 内采集两次，获得n 个不同的图像，现在我们是在一次采集2倍FOV 获得2n 幅图像。在没有平均的情况下，没有必要加倍FOV 。有些生产厂家可以允许连续改变相位采集比率（PSR ）。即相位编码和频率编码的比率。这可以使你在相位编码方向上有效地轻微扩大FOV （也可以减小），而不必改变显示的FOV ，这样就可以将获得的FOV 减到预显示的解剖部位。
卷褶是相位编码方向上一个很重要的问题，但在频率编码方向上几乎没有。其原因何在？假设读出梯度是固定不变，如果采样比率增加，FOV 就会增加。如果将采样比率加倍，就会加倍FOV ，在同样多的采集时间内就会获得两倍的资料。如果FOV 加倍，发生卷褶的机会就会减少。即使如此，也要将多出的那一倍的资料去掉，使最终的图像没有相位卷褶出现。 例
目的：获得一个20cm 的FOV
方法：1，获得一个40cm 的FOV
2，将上、下两个方向各去掉10cm
3，显示中心的20cm 。
有些厂家采用将较高的频率数据过滤掉的方法。
1000cycle 1Sec.cm 1 .05cycle/cm
第五章图像序列
到此，我们已熟悉了质子激励、NMR信号产生、三个垂直方向的梯度磁场确定空间定位的基本概念。地基已打好，现在就要填入细节。MRI的最大魅力在于能提供良好的软组织对比度。对比度是T1、T2、质子密度（PD）和序列参数间相互作用的结果。有时，肿瘤或病灶与周围组织的T1、T2、质子密度几乎没有差别（例如脑膜瘤、小转移灶和周边的水肿），造影剂可以增加MRI图像的特异度和敏感度。尽管使用造影剂不属于图像序列，但我会在MRI“面包和黄油”技术中讲解。（注：这个章节在描述一些脉冲序列的信号强度时引用了一些公式，这些公式纯粹为了内容的完整，不必去记忆。只要记住图像参数如TR，TE，翻转角对组织对比度的影响。）
梯度回波序列（简化图）
这里的时序图表示三个方向轴上一种可能的组合，先加一个层面选择梯度，然后是相位编码梯度，最后加频率编码梯度，读出数据。指定层面选择通道为“逻辑上的Z轴”，相位编码通道为“逻辑上的Y轴”，频率编码通道为“逻辑上的X轴”。但这并不是指实际意义上的坐标轴。事实上，任何逻辑通道都可以是三个垂直梯度的任意组合。第一个相位编码梯度强度通常是最大的，第二个稍小，直至减为0，再负向逐渐增大。
*SS：层面选择
PE：相位编码
FE：频率编码
梯度回波序列（实际图）
前面的图在一个时刻只打开一个逻辑通道，这完全没有必要而且增加TE，浪费时间。在施加RF 脉冲或读取RF脉冲时，磁场要稳定，因此这时层面选择梯度和读出梯度都处于平台期。所有只影响质子相位的梯度，（层面选择相位重聚、相位编码和频率编码失相位）都可以同时施加。这样可大大缩短TE，减少T2*效应。
质子密度像
每个象素中的质子数（质子密度）会影响最大信号，从左图的公式可以得出，当TR无限长（达最长T1的5倍以上），激励角90°，回波时间为0时，梯度回波的信号最大。这些条件中，TR、激励角都可以满足，但TE不可能为0。但TE越短，图像的质子密度权重越大。梯度回波中，由于T2*作用明显，TE时间增加，得到的将是质子密度和T2*权重的综合图像。
*质子密度像（PD）：当图像的对比度主要和组织中水和脂肪的密度有关时，称为质子密度像。(The shorter the TE, the more PD weighting.)
T1权重
如果将TR缩短至平均T1时间，所有的质子沿Z轴方向的纵向弛豫达不到平衡状态（M Z=M0），图像的对比度将有很大的变化。这里，我们选择TR时间400毫秒。从T1恢复曲线得知，此时短T1组织纵向磁化向量将恢复63%；长T1组织纵向磁化向量仅恢复39%。假定质子密度相同，激励
角90°，忽略T2*效应，短T1组织的信号将是长T1组织信号的1.6倍。当然我们只能在TE非常短时才能忽略T2*效应。
*T1弛豫：M Z=M0?(1-e-t/T1)（假定90°激励角）
*信号=M XY=M Z?sinα? e-t/T2*
T2*权重
梯度回波对磁场不均匀引起的T2*失相位非常敏感。通常使用较短的TE或自旋回波可以避免。然而，当显示出血病变时，血液裂解产物导致的磁场不均匀使T2*权重像较T2像更能清楚的显示病灶。
自旋回波序列（SE）单回波
基础NMR部分已经讲过,应用一个180°RF脉冲,可以克服T2*衰减,产生自旋回波(SE)。这个180°脉冲由层面选择梯度线圈产生，通常和90°脉冲有相同的带宽。和90°脉冲相似，此脉冲的有效时间为脉冲的中点，此时，所有被激励质子的相位翻转。在SS层面施加的180°脉冲相位变化过程分为两部分，前部分导致质子失相位，后部分使相位重新会聚。PE梯度的第一叶和FE梯度的失相位叶和GRE序列相反。这是因为180°脉冲有效的翻转了相位。而FE梯度的绝对面积和GRE 序列完全相等，这样设计GRE序列的梯度回波和SE序列的自旋回波发生在同一时间。而SE序列由于消除了T2*效应，比TE相同的GRE序列有更高的信噪比。
T1加权像
在GRE序列中讲述的T1加权像的原理同样适用于SE序列。TR取感兴趣组织T1时间相近的水平，更长T1的组织被部分抑制，丢失部分信号。图中T1恢复曲线表示，如果TR取两种组织T1时间的中点，则两者的纵向磁化向量差别最大。显示灰白质时，TR时间选择850ms，尽管从480ms 到1250 ms之间灰白质的弛豫差别不到10%。TR时间的选择还和其他一些因子，如扫描层数和图像信噪比有关。但如何定义一幅优秀的T1加权像？如果需要灰白质有最大的对比度噪声比时TR 选为平均T1时间850ms。如果要将脂肪和其他组织信号分开时，TR时间为650ms。
*辅助记忆：有时我们会记不清灰白质哪个具有更长的T1时间。告诉你一个简单的方法。当你切下一片肉时，肥的部分是什么颜色？对，是白色。正因为白质中含有较多的脂肪，颜色发白，才称之为白质。因此，白质的T1时间和脂肪相近，短于灰质。
自旋回波序列多回波
自旋回波完成后，T2*效应和读出梯度都会使信号再次失相位。此时，再加上一个180°脉冲，克服T2*效应。采集第二次回波的信号，可以得到和第一幅对比度不同的图像。最简单的多回波序列是在TE/2后施加第二个180°脉冲，即TE2=2*TE。这个过程可重复多次直至T2效应使信号完全消失。实际上，多回波序列一般限制在两个回波以内。（后面我们将学到快速自旋回波序列，8-1页）
质子加权像和T2加权像
想得到质子加权像和T2加权像必须将TR取为最长T1组织T1时间的至少3倍，最好5倍，才能
去除T1效应。90°脉冲之后的NMR信号和质子密度（PD）成正比。但是空间编码（包括相位和频率）需要时间，T2和T2*效应会丢失一部分信号。自旋回波可去除T2*效应，缩短TE又可减少T2效应。根据系统的不同，TE一般为10-20ms。80-120ms的长TE可以得到T2加权像。TE 取两种组织T2平均值时，两种组织信号差别最大。但T2越长，图像信噪比越低。
多层扫描
TE为16 ms的T1加权像，TR为600ms。而激励一个层面、进行相位编码和读出数据的时间为25ms，到下一次激励还有575 ms。这个时间可用来激励和读出其他层面。
翻转恢复序列
MR的魅力就在于可以如此多的方法控制图像的对比度。翻转恢复（IR）图像就是其中一种。序列最开始施加180°脉冲使所有在+Z轴方向上的质子翻转180°至-Z轴方向。M Z沿+Z轴方向弛豫一定时间之后（称为TI时间），再施加经典脉冲序列，通常是SE序列，但也可以是GRE序列或EPI序列。
*IR：翻转恢复
TI：翻转时间
τ：希腊字母，常用来表示翻转时间
翻转恢复对比曲线
IR图像的组织对比度主要由恢复时间（TI）决定。在典型的T1加权像上，最短T1（最快恢复）的组织信号最亮。在IR图像中，TI少于150ms时，脂肪是黑的，而脑脊液是亮的。将TI设为T1恢复曲线中某种组织的0交叉点，可以完全的抑制这种组织产生的信号。（TI=0.69*T1
某组织）此时纵向磁化向量为0，没有可被激励的质子，因此不产生信号。由于大部分的MR信号显示的是每个象素信号的大小（和方向无关），我们完全可以用绝对值表示实际的象素信号对比（如下图）。可以看出，避开0交叉点，可以获得具有更大的变化范围的象素对比度。
IR、STIR、FLAIR
翻转恢复序列的目的有二：提高T1对比度或去除某组织的信号。由于质子弛豫的路程增加了一倍，有更多的时间来操纵T1的差别。取TI时间为脂肪0交叉点时间（150ms-180ms）的短TI序列（STIR）可以去除大部分脂肪信号。STIR序列中，脂肪组织的信号被抑制，而其他产生信号组织的可用纵向磁化向量也接近0，因此，图像信噪比较低。TI取2000左右，可去除CSF的信号，产生去除了液体信号的重T2加权像。FLAIR序列的缺点：必须用很长的TR来等待CSF的充分弛豫。使用交叉采层或使用快速自旋回波序列或平面回波序列可减少扫描时间。
*STIR：短TI翻转恢复序列
FLAIR：液体衰减翻转恢复序列
Gd造影剂
到现在，我们已学习了如何通过选择TE、TR或TI，得到T1、T2、PD加权像。设计思路是通过
质子密度或弛豫时间常数的不同，被动地鉴别不同的组织，但许多病变，如一些脑膜瘤和小的转移瘤，仍然无法鉴别。1984年，第一种MRI造影剂马根维显应用于人类，使异常血管床或血脑屏障破坏的颅内病灶得以强化显示。现今所有不同的Gd胆酸盐造影剂都和碘离子造影剂一样，可分布与细胞外间隙。
强化机制
碘造影剂通过直接吸收X线产生增强作用。MR造影剂的机制主要由于Gd的效应产生强化。大部分元素的电子都是成对的，磁矩相互抵消。而Gd+++有7个不成对电子，比任何其他元素都多。一个不成对电子的磁矩很大，是一个质子的657倍。弛豫率与磁矩的平方成正比，因此，Gd的7个不成对电子弛豫较一个单独的质子快106倍。Gd造影剂没有组织特异性。它们聚集在细胞外间隙，哪里有异常血管床，哪里就有造影剂。虽然同时可以降低T1、T2，但短T1的增强效果远超过T2的增强效果。
Gd对弛豫率的影响
第二章我们学到T2*的倒数是固定T2和随机T2的倒数之和。（弛豫时间常数的倒数是弛豫率）Gd造影剂对T1、T2弛豫率的影响也可以用它来表示。Gd造影剂的T1、T2弛豫率和造影剂浓度成线性变化，分别为4和5（mmol/L?sec）-1。浓度为0.1mmol/L时，白质的有效T1改变了24%，而T2仅改变不到5%。浓度为0.5mmol/L时,分别改变61%和18%。
Gd造影剂对信号强度的影响
Gd造影剂的T1效应是主要的，但信号到底能强化多少，什么时候T2效应变的显著？这些问题的答案都和TR、TE及Gd造影剂的浓度有关。这两幅图表示了SE序列，造影剂的对白质信号的相对增强效果，上下图中，TE分别为10、30msec,TR从100到600msec。TE越短，T2信号减弱越不明显；TR越短，T1信号强化越明显。但短TR会降低稳态使整体信号的信噪比降低（第十章），每次采集的层数减少，但由于每次采集的时间缩短，同样的时间可以完成多次采集。下图下部的虚线是T2序列的信号强度，TE/TR=80/3000。低浓度时，T2加权像信号的减低远没有T1加权像信号的增强明显，因此，Gd造影剂不是优秀的阴性造影剂。
增强图像示例
下面四幅图像分别是PD、T1、T2加权像和增强后的图像。未增强的图像显示了坏死、水肿、血液和钙化，但无法显示活动肿瘤的生长范围，而增强后的图像可以清楚的看到。
增强图像示例
三张未增强的图像都可以看到弥漫性水肿的异常信号，但只有在Gd造影剂增强的图像中才
能看得到肿瘤的边界。
第六章 K空间
ＦＭＲＩ脑功能磁共振成像的原理及应用进展 功能磁共振是在磁共振原理的基础上根据人脑功能区被信号激活时血红蛋白和脱氧血红蛋白两者之间比例发生改变，随之产生局部磁共振信号的改变而进行工作的。凭借其具有较高的空间、时间分辨率，无辐射损伤以及可在活体上重复进行检测等优点已广泛应用于脑功能的研究。 1 磁功能磁共振概述 磁共振功能成像(function magnetic resonance imaging，FMRI)是目前脑功能研究中的一个热点。20世纪90年代后，BOLD（blood oxygenation level dependent）磁共振功能成像已广泛应用于脑功能的研究。其优点是就有较高的空间、时间分辨率，无辐射损伤以及可以在活体上重复进行检测。理论上讲，凡以反映器官功能状态成像为目标的磁功能成像技术都应称之为功能磁共振成像。目前，临床上已较为普遍使用的功能成像技术有：各种弥散加权磁共振成像技术（diffusion-weighted imaging，DWI），各种灌注加权磁共振成像技术（perfusion weighted imaging，PWI），磁共振波谱和波谱成像技术（blood oxygenation level dependent，BOLD）。观察脑神经元活动和神经通路的成像技术时，这种成像技术应叫做脑功能磁共振成像（FMRI），它一般包括水平依赖成像；脑代谢测定技术成像；神经纤维示踪技术如弥散张量和磁化转移成像。 1.1 FMRI的基本原理：FMRI的方法很多，主要包括注射照影剂、灌注加权、弥散加权及血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent，BOLD）法，目前应用最广泛的方法为BOLD法：血红蛋白包括含氧血红蛋白和去氧血红蛋白[1]，两种血红蛋白对磁场有完全不同的影响，氧合血红蛋白是抗磁性物质，对质子弛豫没有影响，去氧血红蛋白是顺磁性物质，其铁离子有4个不成对电子，可产生横向磁化磁豫缩短效应（preferential T2 proton relaxation effect，PT2PRE）。因此，当去氧血红蛋白含量增加时，T2加权像信号减低。当神经元活动增强时，脑功能区皮质的血流显著增加，去氧血红蛋白的含量降低，削弱了PT2PRE，导致T2加权像信号增强，即T2加权像信号能反映局部神经元活动，这就是所谓血氧水平依赖BOLD[2]效应，它是FMRI基础[3]。 梯度回波成像（gradient recall echo，GRE）是FMRI的常规脉冲序列，它对磁化效应引起的T2效应非常敏感，梯度回波脉冲序列使用单次激发小翻转角射频脉冲和极性翻转的f编码梯度场，在采集信号过程中，由于梯度场引起的去相位就会完全被再聚集，而回波信号则取决于组织的T2。在信号采集过程中，GRE 与SE序列相似。都是通过多次反复采集回波信号完成全部的相位编码和数据采集。ＧRＥ扫描对流空现象，扩散现象以及对功能成像非常重要的Ｔ２效应等诸
磁共振成像的基本原理和概念 第一节磁共振成像仪的基本硬件 医用MRI仪通常由主磁体、梯度线圈、脉冲线圈、计算机系统及其他辅助设备等五部分构成。 一、主磁体 主磁体是MRI仪最基本的构件，是产生磁场的装置。根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型。永磁型主磁体实际上就是大块磁铁，磁场持续存在，目前绝大多数低场强开放式MRI仪采用永磁型主磁体。电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈，通电后即产生磁场，根据导线材料不同又可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料，需要持续通电，目前已经逐渐淘汰；超导磁体的线圈导线采用超导材料制成，置于液氦的超低温环境中，导线内的电阻抗几乎消失，一旦通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在，并产生稳定的磁场，目前中高场强的MRI仪均采用超导磁体。主磁体最重要的技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体的长度。 主磁场的场强可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）来表示，特斯拉是目前磁场强度的法定单位。距离5安培电流通过的直导线1cm处检测到的磁场强度被定义为1高斯。特斯拉与高斯的换算关系为：1 T = 10000 G。在过去的20年中，临床应用型MRI仪主磁体的场强已由0.2 T以下提高到1.5 T以上，1999年以来，3.0 T的超高场强MRI仪通过FDA 认证进入临床应用阶段。目前一般把0.5 T以下的MRI仪称为低场机，0.5 T到1.0 T之间的称为中场机，1.0 T到2.0之间的称为高场机（1.5 T为代表），大于2.0 T的称为超高场机（3.0 T为代表）。 高场强MRI仪的主要优势表现为：（1）主磁场场强高提高质子的磁化率，增加图像的信噪比；（2）在保证信噪比的前提下，可缩短MRI信号采集时间；（3）增加化学位移使磁共振频谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS）对代谢产物的分辨力得到提高；（4）增加化学位移使脂肪饱和技术更加容易实现；（5）磁敏感效应增强，从而增加血氧饱和度依赖（BOLD）效应，使脑功能成像的信号变化更为明显。 当然MRI仪场强增高也带来以下问题：（1）设备生产成本增加，价格提高。（2）噪音增加，虽然采用静音技术降低噪音，但是进一步增加了成本。（3）因为射频特殊吸收率（specific absorption ratio，SAR）与主磁场场强的平方成正比，高场强下射频脉冲的能量在人体内累积明显增大，SAR值问题在3.0 T的超高场强机上表现得尤为突出。（4）各种伪影增加，运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影等在3.0 T超高场机上更为明显。由于上述问题的存在，3.0 T的MRI仪在临床应用还有一定限制，尽管其在中枢神经系统具有优势，但是在体部应用还不太成熟，因此，目前以1.5 T的高场机最为成熟和实用。 MRI对主磁场均匀度的要求很高，原因在于：（1）高均匀度的场强有助于提高图像信噪比，（2）场强均匀是保证MR信号空间定位准确性的前提，（3）场强均匀可减少伪影（特别是磁化率伪影），（4）高度均匀度磁场有利于进行大视野扫描，尤其肩关节等偏中心部位的MRI检查，（5）只有高度均匀度磁场才能充分利用脂肪饱和技术进行脂肪抑制扫描，（6）高度均匀度磁场才能有效区分MRS的不同代谢产物。现代MRI仪的主动及被动匀场技术进步很快，使磁场均匀度有了很大提高。 为保证主磁场均匀度，以往MRI仪多采用2m以上的长磁体，近几年伴随磁体技术的进步，各厂家都推出磁体长度为1.4m～1.7m的高场强（1.5T）短磁体，使病人更为舒适，尤其适用于幽闭恐惧症的患者。 随介入MR的发展，开放式MRI仪也取得很大进步，其场强已从原来的0.2T左右上升到0.5T以上，目前开放式MRI仪的最高场强已达1.0T。图像质量明显提高，扫描速度更快，已经几乎可以做到实时成像，使MR“透视”成为现实。开放式MR扫描仪与DSA的一体
磁共振的原理 固体在恒定磁场和高频交变电磁场的共同作用下，在某一频率附近产生对高频电磁场的共振吸收现象。在恒定外磁场作用下固体发生磁化，固体中的元磁矩均要绕外磁场进动。由于存在阻尼，这种进动很快衰减掉。但若在垂直于外磁场的方向上加一高频电磁场，当其频率与进动频率一致时，就会从交变电磁场中吸收能量以维持其进动，固体对入射的高频电磁场能量在上述频率处产生一个共振吸收峰。若产生磁共振的磁矩是顺磁体中的原子（或离子）磁矩，则称为顺磁共振；若磁矩是原子核的自旋磁矩，则称为核磁共振。若磁矩为铁磁体中的电子自旋磁矩，则称为铁磁共振。核磁矩比电子磁矩约小3个数量级，故核磁共振的频率和灵敏度比顺磁共振低得多；同理，弱磁物质的磁共振灵敏度又比强磁物质低。从量子力学观点看，在外磁场作用下电子和原子核的磁矩是空间量子化的，相应地具有离散能级。当外加高频电磁场的能量子hv等于能级间距时，电子或原子核就从高频电磁场吸收能量，使之从低能级跃迁到高能级，从而在共振频率处形成吸收峰。 利用顺磁共振可研究分子结构及晶体中缺陷的电子结构等。核磁共振谱不仅与物质的化学元素有关，而且还受原子周围的化学环境的影响，故核磁共振已成为研究固体结构、化学键和相变过程的重要手段。核磁共振成像技术与超声和X射线成像技术一样已普遍应用于医疗检查。铁磁共振是研究铁磁体中的动态过程和测量磁性参量的重要方法。 磁共振基本原理
磁共振（回旋共振除外）其经典唯象描述是：原子、电子及核都具有角动量，其磁矩与相应的角动量之比称为磁旋比γ。磁矩M 在磁场B中受到转矩MBsinθ（θ为M与B间夹角）的作用。此转矩使磁矩绕磁场作进动运动，进动的角频率ω=γB，ωo称为拉莫尔频率。由于阻尼作用，这一进动运动会很快衰减掉，即M达到与B 平行，进动就停止。但是，若在磁场B的垂直方向再加一高频磁场b（ω）（角频率为ω），则b（ω）作用产生的转矩使M离开B，与阻尼的作用相反。如果高频磁场的角频率与磁矩进动的拉莫尔（角）频率相等ω =ωo，则b（ω）的作用最强，磁矩M的进动角（M与B角的夹角）也最大。这一现象即为磁共振。 磁共振也可用量子力学描述：恒定磁场B使磁自旋系统的基态能级劈裂，劈裂的能级称为塞曼能级（见塞曼效应），当自旋量子数S=1/2时，其裂距墹E=gμBB，g 为朗德因子， 为玻尔磁子，e和me为电子的电荷和质量。外加垂直于B的高频磁场b（ω）时，其光量子能量为啚ω。如果等于塞曼能级裂距，啚ω=gμBB=啚γB，即ω=γB（啚=h/2π，h为普朗克常数），则自旋系统将吸收这能量从低能级状态跃迁到高能级状态（激发态），这称为磁塞曼能级间的共振跃迁。量子描述的磁共振条件ω=γB，与唯象描述的结果相同医`学教育网搜集整理。
功能磁共振成像(fMRI) 功能磁共振成像技术简述 功能性磁共振成像（fMRI）是一种新兴的神经影像学方式，其原理是利用磁振造影来测量神经元活动所引发之血液动力的改变。由于fMRI的非侵入性、没有辐射暴露问题与其较为广泛的应用，从1990年代开始就在脑部功能定位领域占有一席之地。目前主要是运用在研究人及动物的脑或脊髓。 相关技术发展 自从1890年代开始，人们就知道血流与血氧的改变（两者合称为血液动力学）与神经元的活化有着密不可分的关系。神经细胞活化时会消耗氧气，而氧气要借由神经细胞附近的微血管以红血球中的血红素运送过来。因此，当脑神经活化时，其附近的血流会增加来补充消耗掉的氧气。从神经活化到引发血液动力学的改变，通常会有1-5秒的延迟，然后在4-5秒达到的高峰，再回到基线（通常伴随着些微的下冲）。这使得不仅神经活化区域的脑血流会改变，局部血液中的去氧与带氧血红素的浓度，以及脑血容积都会随之改变。 血氧浓度相依对比（Blood oxygen-level dependent, BOLD）首先由贝尔实验室小川诚二等人于1990年所提出[2]，小川博士与其同事很早就了解BOLD对于应用MRI于脑部功能性造影的重要性，但是第一个成功的fMRI研究则是由John W. Belliveau 与其同事于1991年透过静脉内造影剂（Gd）所提出。接着由邝健民等人于1992年发表在人身上的应用。同年，小川博士于4月底提出了他的结果且于7月发表于PNAS。在接下来的几年，小川博士发表了BOLD的生物物理学模型于生物物理学期刊。Bandettini博士也于1993年发表论文示范功能性活化地图的 量化测量。由于神经元本身并没有储存所需的葡萄糖与氧气，
磁共振成像是利用原子核在磁场内共振所产生信号经重建成像的一种成像技术。核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR）是一种核物理现象。早在1946年Block与Purcell就报道了这种现象并应用于波谱学。Lauterbur1973年发表了MR成像技术，使核磁共振不仅用于物理学和化学。也应用于临床医学领域。近年来，核磁共振成像技术发展十分迅速，已日臻成熟完善。检查范围基本上覆盖了全身各系统，并在世界范围内推广应用。为了准确反映其成像基础，避免与核素成像混淆，现改称为磁共振成像。参与MRI 成像的因素较多，信息量大而且不同于现有各种影像学成像，在诊断疾病中有很大优越性和应用潜力。 一、磁共振现象与MRI 含单数质子的原子核，例如人体内广泛存在的氢原子核，其质子有自旋运动，带正电，产生磁矩，有如一个小磁体。小磁体自旋轴的排列无一定规律。但如在均匀的强磁场中，则小磁体的自旋轴将按磁场磁力线的方向重新排列。在这种状态下，质子带正电荷，它们像地球一样在不停地绕轴旋转，并有自己的磁场. 正常情况下，质子处于杂乱无章的排列状态。当把它们放入一个强外磁场中，就会发生改变。它们仅在平行或反平行于外磁场两个方向上排列 用特定频率的射频脉冲（radionfrequency，RF）进行激发，作为小磁体的氢原子核吸收一定量的能而共振，即发生了磁共振现象。停止发射射频脉冲，则被激发的氢原子核把所吸收的能逐步释放出来，其相位和能级都恢复到激发前的状态。这一恢复过程称为弛豫过程（relaxationprocess），而恢复到原来平衡状态所需的时间则称之为弛豫时间（relaxationtime）。有两种弛豫时间，一种是自旋-晶格弛豫时间（spin-lattice relaxationtime）又称纵向弛豫时间（longitudinal relaxation time）反映自旋核把吸收的能传给周围晶格所需要的时间，也是90°射频脉冲质子由纵向磁化转到横向磁化之后再恢复到纵向磁化激发前状态所需时间，称T1。另一种是自旋-自旋弛豫时间（spin-spin relaxation time），又称横向弛豫时间（transverse relaxation time）反映横向磁化衰减、丧失的过程，也即是横向磁化所维持的时间，称T2。T2衰减是由共振质子之间相互磁化作用所引起，与T1不同，它引起相位的变化。 人体不同器官的正常组织与病理组织的T1是相对固定的，而且它们之间有一定的差别，T2也是如此。这种组织间弛豫时间上的差别，是MRI的成像基础。有如CT时，组织间吸收系数（CT值）差别是CT成像基础的道理。但MRI不像CT只有一个参数，即吸收系数，而是有T1、T2和自旋核密度（P）等几个参数，其中T1与T2尤为重要。因此，获得选定层面中各种组织的T1（或T2）值，就可获得该层面中包括各种组织影像的图像。 MRI的成像方法也与CT相似。有如把检查层面分成Nx，Ny，Nz……一定数量的小体积，即体素，用接收器收集信息，数字化后输入计算机处理，获得每个体素的T1值（或T2值），进行空间编码。用转换器将每个T值转为模拟灰度，而重建图像。 表1 人体正常与病变组织的T1值（ms） 肝 140～170 脑膜瘤 200～300 胰 180～200 肝癌 300～450 肾 300～340 肝血管瘤 340～370 胆汁 250～300 胰腺癌 275～400 血液 340～370 肾癌 400～450
磁共振波谱成像的基本原理、序列设计与临床应用 磁共振波谱(MR Spectroscopy， MRS)是医学影像学近年来发展的新的检查手段，作为一种无创伤性研究活体器官组织代谢、生化变化及化合物定量分析的方法，随着MRI、MRS装置不断改进，软件开发及临床研究的不断深入，人们通过MRS对各种疾病的生化代谢的认识将不断提高，为临床的诊断、鉴别、分期、治疗和预后提供更多有重要价值的信息。1H MRS可对神经元的丢失、神经胶质增生进行定量分析，31P磁共振波谱可对心肌梗塞能量代谢变化进行评价。MRS以分子水平了解人体生理上的变化，从而对疾病的早期诊断、预后及鉴别诊断、疗效追踪等方面，做出更明确的结论。本文从MRS波谱成像的基本原理和序列设计方面简要作一介绍。 一磁共振波谱的基本原理 在理想均匀的磁场中，同一种质子(如1H)理论上应具有相同的共振频率。事实上，当频率测量精度非常高时会发现，即使同一种核处在相同磁场中，它们的共振频率也不完全相同，而是在一个有限的频率范围内。这是由于原子核外的电子对原子核有磁屏蔽作用，它使作用于原子核的磁场强度小于外加磁场的强度，其屏蔽作用大小用屏蔽系数s来表示，被这种屏蔽作用削弱掉的磁场为sB，与外加磁场方向相反。外加磁场越强sB越大，原子核实际感受到的磁场强度与外加磁场强度之差越大。此外，s还与核的特性和化学环境有关。核的化学环境指核所在的分子结构，同一种核处在不同的分子中，甚至在同一分子的不同位置或不同的原子基团中，它周围的电子数和电子的分布将有所不同。因而，受到电子的磁屏蔽作用的程度不同，如图1所示。考虑到电子的磁屏蔽作用，决定共振频率的拉莫方程应表示为:w=gBeff=gB0(1-s) 由上式可知，在相同外加磁场作用下，样品中有不同化学环境的同一种核，由于它们受磁屏蔽的程度(s的大小)不同，它们将具有不同的共振频率。如在MRS中，水、NAA(N-乙酰天门冬氨酸)、Cr(肌酸)、Cho(胆碱)、脂肪的共振峰位置不同，这种现象就称为化学位移(Chemical Shift)。即因质子所处的化学环境不同，也就是核外电子云密度不同和所受屏蔽作用的不同，而引起相同质子在磁共振波谱中吸收信号位置的不同，如图2所示。实际上，研究某种样品物质的磁共振频谱时，常选用一种物质做参考基准，以它的共振频率作为频谱图横坐标的原点。并且，将不同种原子基团中的核的共振频率相对于坐标原点的频率之差作为该基团的化学位移。显然，这种用频率之差表示的化学位移的大小与磁场强度高低有关。在正常组织中，代谢物在物质中以特定的浓度存在，当组织发生病变时，代谢物浓度会发生改变。磁共振成像主要是对水和脂肪中的氢质子共振峰进行测量和脂肪中的氢质子共振峰进行测量，在1.5T场强下水和脂肪共振频率相差220Hz (化学位移)，但是在这两个峰之间还有多种浓度较低代谢物所形成的共振峰，如NAA、Cr、Cho等，这些代谢物的浓度与水和脂肪相比非常低。MRS需要通过匀场抑制水和脂肪的共振峰，才能使这些微弱的共振峰群得以显示。 下面是研究MRS谱线时常用到的参数: (1)共振峰的共振频率的中心—峰的位置V: 化学位移决定磁共振波谱中共振峰的位置。 (2)共振峰的分裂。 (3)共振峰下的面积和共振峰的高度: 在磁共振波谱中，吸收峰占有的面积与产生信号的质子数目成正比。在研究波谱时，共振峰下的面积比峰的高度更有价值，因为它不受磁场均匀度的影响，对噪音相对不敏感。 (4)半高宽: 半高宽是指吸收峰高度一半时吸收峰的宽度，它代表了波谱的分辨率。 原子核自旋磁矩之间的相互作用称为自旋自旋耦合。高分辨率磁共振频谱可以观察到自旋自旋耦合引起的共振谱线的裂分，裂分的数目和幅度是相互耦合的核的自旋和核的数目的指征。在一个氢核和一个氢核发生自旋耦合的情况下，由于一个氢核的磁矩有顺磁场和逆磁场两种可能的取向，因此它对受耦合作用的氢核可能产生两个不同的附加磁场的作用，这引起受耦合的氢核的共振由一个单峰分裂为二重峰。如此类推，在两个氢核和一个氢核发生耦合的情况下，共振谱由一个分裂为三个。 磁共振波谱仪不仅可以描绘频谱，还可以描绘频谱的积分曲线，积分曲线对应共振峰的面积。
? 一、磁共振成像基本原理 ??????? 1．磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩，类似于小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化来，其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动（一方面不断自旋，同时以静磁场为轴做圆周运动），进动频率(precession frequency)（即质子每秒进动的次数）为(00一/Bo，7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核，7是一个常数且各不相同，如氢质子7值为42. 5MHz/T)，Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水，又由于氢质子磁矩不为零，这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源，其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内，故称为射频(radio frequency，RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转（章动），其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然，一个关键条件是：射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量，使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解，会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量（纵向磁化）减小，而垂直于静磁场方向的磁化（横向磁化）增大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应，质子同一时间指向同一方向，处于所谓“同相”，其磁化矢量在该方向上叠加起来，即横向磁化增大。使质子进动角度增大至90。的RF脉冲称为90。脉冲，此时纵向磁化矢量消失，只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的R F脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响，强度越强、持续时间越长，质子的进动角度越大，且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 ??????? 2．弛豫及弛豫时间短暂的射频激励（一般为几十微秒）以后，宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程，一个是横向磁化逐渐减小的过程（即为横向弛豫过程，T2过程）（图6-1）；另一个是纵向磁化逐渐增大的过程（纵向弛豫过程，T1过程）（图6-2）。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放
一、磁共振成像基本原理 1．磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩，类似于小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化来，其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动（一方面不断自旋，同时以静磁场为轴做圆周运动），进动频率(precession frequency)（即质子每秒进动的次数）为(00一/Bo，7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核，7是一个常数且各不相同，如氢质子7值为42. 5MHz/T)，Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水，又由于氢质子磁矩不为零，这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源，其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内，故称为射频(radio frequency，RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转（章动），其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然，一个关键条件是：射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量，使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解，会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量（纵向磁化）减小，而垂直于静磁场方向的磁化（横向磁化）增大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应，质子同一时间指向同一方向，处于所谓“同相”，其磁化矢量在该方向上叠加起来，即横向磁化增大。使质子进动角度增大至9 0。的RF脉冲称为90。脉冲，此时纵向磁化矢量消失，只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的RF脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响，强度越强、持续时间越长，质子的进动角度越大，且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 2．弛豫及弛豫时间短暂的射频激励（一般为几十微秒）以后，宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程，一个是横向磁化逐渐减小的过程（即为横向弛豫过程，T2过程）（图6-1）；另一个是纵向磁化逐渐增大的过程（纵向弛豫过程，T1过程）（图6-2）。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放的有效
磁共振成像原理 K空间与图像重建方法 1．K空间填充技术一次RF激发是相同相位编码位置上的一排像 素的同时激发，这一排像素的不同空间位置是由频率编码梯度场的定位作用确 定的。因此，相位和频率的相对应就可明确某一信号的空间位置。所以，在计 算机中，按相位和频率两种坐标组成了另一种虚拟的空间位置排列矩阵，这个 位置不是实际的空间位置，只是计算机根据相位和频率不同而给予的暂时识别 定位，这就是“K空间”。K空间实际上是MR信号的定位空间。在K空间中， 相位编码是上下、左右对称的，从正值的最大逐渐变化到负值的最大，中心部 位是相位处于中心点的零位置，而不同层面中的多次激发产生的MR信号被错位记录到不同的K空间位置上。 由于一排排像素的数量在同一序列中总是恒定的，使频率变化范围也恒定，某 一排像素的频率编码起始频率低，则最末一个像素的终末频率也低。K空间中 心位置确定了最多数量的像素的信号，在傅里叶转换过程中的作用最大，处于 K空间周边位置的像素的作用要小很多。 在K空间采集中，频率和相位编码的位置一一对应，虽然图像信号采集的矩阵 为128×256或256×256，但K空间在计算机中为一个规整的正方形矩阵。如 前所述，处于K空间中心区域的各个数值对图像重建所起的作用要比周边区域 的更大，所以，在非常强调成像时间的脑弥散成像、灌注成像及心脏MRI成像时，为了节约时间，可以将周边区域的K空间全部作零处理，不花时间去采集，节约一半的时间，可能导致小于10％的图像信噪比损失。这种特殊的成像方法 就叫K空间零填充技术。 2．二维傅里叶图像重建法 二维傅里叶变换法是MRI特有且最常用的图像重建方法。二维傅里叶变换可分 为频率和相位两个部分，通过沿两个垂直方向的频率和相位编码，可得出该层 面每个体素的信息。不同频率和相位结合的每个体素在矩阵中有其独特的位置。计算每个体素的灰阶值就形成一幅MR图像。 【试题】 1.填充K空间周边区域的MR信号主要决定图像的（） A.图像的边缘
功能磁共振成像技术(functional mangetic resonance imaging, FMRI) 磁共振成像对软组织结构有非常好的对比和分辨率，可以不用外源性造影剂就能无损伤地对人脑中神经元活动增加的区域成像。 实验原理：基于血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent, BOLD）的对比原理。脱氧血红蛋白是顺磁性的，而氧合血红蛋白与组织类似，是反磁性的，并且脑中局部脱氧血红蛋白浓度的改变能够导致MRI图像强度的变化。 在神经元活动时，局部毛细血管和静脉中的脱氧血红蛋白浓度降低，从而导致T2*（NMR信号衰减时间常数）和T2（横向弛豫时间）增加。这种增强表现为T2*和T2加权的MR图像强度增强。 实验设计：当被试休息时或进行特定的作业或呈现于特定的刺激时，连续地获得T2*和T2加权像。用统计学方法对图像进行分析，确定有意义的脑区，这些区域在进行作业或者呈现刺激时与休息时的信号比较，有明显的变化。 应用范围：各种神经加工过程的研究，包括初级感觉和运动皮层的活动，以及认知功能（注意、语言、学习和记忆等）的研究。 基本原理： 1.MRI物理原理 通过梯度磁场获得图像。单次激发方法对一个切片成像大约需要30-100ms，对监视脑激活期间脑中连续的动态变化很理想。 2.BOLD的生物物理学原理 氧化的血是反磁性的，类似于脑组织。脱氧血红蛋白是顺磁性的，它的出现导致含有这些分子的区室和其他没有这些分子的区室时间很大的磁化率差异。 在脑中，血红蛋白位于血管内，它对水质子的影响依赖于质子相对于血管的位置，一条血管出现在一个特定的体素（voxe, 图像的单位体积成分）中，这个体素内的磁场就会不均一，动态的平均是水分子的弥散运动造成的，静态平均是在不同香味的自旋引起的，相位是由进动频率的差异产生的。 BLOD场的不均匀性对MR造成影响，有大血管和小血管引起的血管内和血管外效应。当血液占据体素体积的大部分时，导致TE内的血液信号和组织信号之间的不连贯，是体素信号降低，这是fMRI的类型2血液效应。当场强非常高的情况下（7T），基于BOLD fMRI的T2 才可能主要与毛细血管有关。 3.生理学原理 神经活动时脑血流量CBF大量增加，超过了氧利用率CMRO2 的小量增加，结果是兴奋的神经元活动发生时CMRO2 /CBF降低，导致R2*(=1/T2*)，因此，对T2*敏感的图像中信号强度增加。