【正文】 矢量產生共振 — NMR。 如圖：在射頻電磁波旋轉磁場的作用下，磁化強度矢量或宏觀磁矩矢量沿著如圖所示的曲線變化，從而改變了宏觀磁矩的大小和方向。 （ 1）弛豫過程（ relaxation process)：磁矩在射頻場結束后，在主磁場的作用下，進行“自由旋轉”，由于粒子之間的能量交換，所有磁矩將從不平衡態(tài)逐漸過渡到平衡態(tài)，這一過程稱為弛豫過程。滿足下式， T2稱為橫向弛豫時間，經過 T2， Mxy減少 63%。 2/m a xTtxyxy eMM??：和主磁場方向平行的磁化矢量由零逐漸恢復最大值的過程。主要反映局部的能量交換信息 。 縱向弛豫與縱向弛豫時間常數的關系 t=T1時 , Mz/M0=1e1=63% 縱向磁化對比（組織對比） 各種組織在縱向磁化完全恢復之前，已恢復的縱向磁化內產生的不同組織T1不同而形成縱向磁化不同的現象。 翻轉脈沖作用后，慢頻率自旋磁矩在遠位趕上快頻率自旋磁矩的過程 自旋回波信號 —— 隨著相位的重新 聚合， 產生的新的 MR信號 Hahn回波 —— 沿與激發(fā)脈沖垂直方向施加 180176?；夭ㄔ?Y 方向 與 FID同相位的 SE(Hahn回波） 與 FID反相的 SE(CPMG回波） 回波時間 TE 自旋回波信號幅度隨相位重聚達到峰值的時間。 不同時刻測得的信號各因素起的作用（權重）不一樣。稱為 ?加權。稱為 T1加權 通過 ?的測量可以判斷自旋核的密度，例如，人體氫核磁共振圖像反映不同組織含水量的多少， T1， T2的測量可能反應自旋核所處的化學環(huán)境的差異，如水以自由水還是結合水存在，或者氫核存在于特定的原子團中等。這就是層面選擇的原理。一般為 3~20mm。這稱為相位編碼。稱為頻率編碼。 頻率編碼基本特征 頻率編碼信號特征 頻率編碼信號特征 三 、磁共振成像系統(tǒng) 磁場系統(tǒng)： （ 1）靜磁場：是核心部鍵，要求磁場強度大， ~1T，且要求均勻度高，常用超導電磁體產生，維護費用高。 圖像重建系統(tǒng)：核心是計算機處理系統(tǒng)。 為下一次掃描做準備 t0~t6— 重復時間 TR，反映每個掃 描周期的長短 t0~t4— 回波時間 TE MRI圖像重建過程 MRI圖像重建過程 Frequency and Phase Are Key Parameter in MR Imaging ? ? ? = ?t The spatial information of the proton pools contributing MR signal is determined by the spatial frequency and phase of their magization. Gradient Magic Field Gradient coils generate spatially varying magic field so that spins at different location precess at frequencies unique to their location, allowing us to reconstruct 2D or 3D images. X gradient Y gradient Z gradient x y z x z z x y y A Simple Example of Spatial Encoding w/o encoding w/ encoding Constant Magic Field Varying Magic Field Spatial Decoding of the MR Signal Frequency Deposition 應用專用的圖像處理計算機（圖像處理器）中進行圖像重建 ? 2DFT成像方法中，圖像重建所進行的運算主要是快速傅里葉變換 (FFT， the fast Fourier transform). ? FFT包括行和列兩個方向，運算量極大． ? FFT的快慢，基本上決定著圖像重建的速度． 圖像重建 ? 每幅圖像對應兩個原始數據矩陣： 信號的實部矩陣 ， 信號的虛部矩陣 ． 實部和虛部矩陣送入傅里葉變換器 行和列兩個方向快速傅里葉變換 還原出帶有定位信息的實部和虛部圖像矩陣 圖像處理器對兩個矩陣的對應點取模 得出一個新矩陣（模矩陣，行和列數分別為 L和 C） 模矩陣中元素值大小正比于每個體素 NMR信號強度 以其作為亮度值得出所需的圖像 第三節(jié)：磁共振成像的質量控制 一、信噪比：正確信號與噪聲信號之比。 二、均勻度：主要由靜磁場 B0的均勻度決定，因為人體內的磁環(huán)境相差很小，靜磁場很小的不均勻度將掩蓋這種差異。 五、對比度。 優(yōu)點：多個參數成像，診斷信息豐富；無電離輻射，安全；組織分辨力強；容易觀察心臟和血管系統(tǒng)（不需造影劑）；掃描（切層）靈活。 在 MR中參數測量通過對 90176。 ? MRI信號強度取決于多參數，多因素對信號的貢獻可由 RF脈沖的大?。ㄐ螤?)、梯度脈沖的幅值及寬度、數據采集時間等控制。 檢測對象 —— 組織 T1特性 根據臨床需要進行選擇 TI 對脂肪信號實施壓制 時短 TI掃描 辨別腦灰質和 腦白質時 取長 TI 快速成像序列的參數 1. 回波鏈長度（ ETL,echo train length) 掃描層中每個 TR時間內用不同的相位編碼來采樣的回波數 （ ETS,echo train spacing ) 快速自旋回波序列回波鏈中相鄰兩個回波之間的時間間隔。影響圖像對比度。 T1加權像（短 TE、 TR) ? 短 T1組織吸收能量多顯示強信號，長 T1組織因飽和不能吸收太多能量，表現低信號 ? 組織間信號強度的變化使圖像的 T1對比度得到增強 ? 由于信號檢測總是在橫向進行，采用短TE可最大限度削減由于 T2弛豫造成的橫向信號損失，排除了 T2的作用 T2加權像（長 TE、 TR) ?長 TR時掃描周期內縱向磁化矢量已按 T1時間常數充分弛豫 ?采用長 TE，信號中 T1效應被進一步排除；可突出液體鄧橫向弛豫較慢的組織信號。在傅立葉變換磁共振成像方法中， K空間實際就是真實空間的傅立葉變換鏡像空間。例如，在任何序列里， K空間的中心行使用最小的編碼梯度，成像區(qū)域各質子相位發(fā)散程度最小，因而產生最大幅度的信號，相應地，較大幅度的編碼梯度產生較小的信號，但提供圖像的空間信息。 K空間的不同位置的數據對最終圖像的貢獻是不同的， K空間中心部分的數據主要貢獻圖像的信噪比和對比度信息， K空間的邊緣部分主要貢獻圖像的分辨能力方面的信息，起到勾邊的作用。 K空間 K空間必須填充到一定程度才能有足夠的信息得到有利用價