【正文】 間縮短，T1權重增加，信噪比降低，可允許掃描的層數(shù)減少，T2權重減少。在單次激發(fā)序列中，由于只有一個激發(fā)射頻脈沖，TR等于無窮大。在成像中選用不同的成像參數(shù)可以得到不同類型的圖像，這里我們介紹幾個主要的序列成像參數(shù)。完成一個層面的掃描和信號數(shù)據(jù)采集需要重復多個周期。一般脈沖序列的一個周期中包括射頻脈沖、梯度脈沖和MR信號采集。 脈沖序列的基本概念MR圖像的信號強度取決于射頻脈沖的發(fā)射方式、梯度磁場的引入方式和MR信號的讀取方式等。第2章 不同頻率和相位結(jié)合的每個體素在矩陣中有其獨特的位置。K空間排列的原始數(shù)據(jù)，整合了相位、頻率和強度的信息，傅利葉轉(zhuǎn)換技術就是可以將以上的K空間信息逐行、逐點地解析和填補到真正的空間位置上去，形成很多幅反映信號強弱的MRI圖像。 一個序列被分解在8或16次心跳中完成，總時間也在一次屏氣時間允許之內(nèi)，這樣，既解決心臟跳動偽影問題。但是，對心臟來說仍然太慢，一個心動周期不足一秒，運動偽影在所難免，且NEX只有一次時的圖像質(zhì)量不太理想。這種特殊的成像方法就叫K空間零填充技術。 在K空間采集中，頻率和相位編碼的位置一一對應，雖然圖像信號采集的矩陣為128256或256256，但K空間在計算機中為一個規(guī)整的正方形矩陣。在K空間上相位變化的對稱性的前提下，導致處于K空間頻率坐標的中心位置的中等頻率值的像素會最多，總的合計信號強度將最大。 在K空間中，相位編碼是上下、左右對稱的，從正值的最大逐漸變化到負值的最大，中心部位是相位處于中心點的零位置，而不同層面中的多次激發(fā)產(chǎn)生的MR信號被錯位記錄到不同的K空間位置上。所以，在計算機中，按相位和頻率兩種坐標組成了另一種虛擬的空間位置排列矩陣，這個位置不是實際的空間位置，只是計算機根據(jù)相位和頻率不同而給予的暫時識別定位，這就是“K空間”。 一次RF激發(fā)是相同相位編碼位置上的一排像素的同時激發(fā)，這一排像素的不同空間位置是由頻率編碼梯度場的定位作用確定的。 MR圖像重建理論 K空間填充技術這個定位過程是一個反復的過程，較CT的定位更復雜。層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時間先后排列和協(xié)同工作，可以達到對某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。使這一排上不同像素的質(zhì)子在弛豫過程中出現(xiàn)頻率不同，計算機可以識別此頻率的差異而確定不同質(zhì)子的位置。這樣，我們用梯度磁場使層面的Z軸上和上下的Y軸上均有不同。 層面分辨梯度是Z軸方向的話，我們可以在Y軸的上下方向上施加第二個梯度磁場，將上下空間位置的體素用不同相位狀態(tài)來分辨，我們稱這個梯度磁場為相位編碼梯度磁場。 以上僅對不同層面進行分辨，出現(xiàn)的回波信號僅僅為一個層面的總和。如果采用第一層對應梯度強度和頻率的RF激發(fā)，RF停止后出現(xiàn)的具有特定頻率的回波信號，將被計算機認為是第一層面質(zhì)子的信號，然后再采用第二層對應頻率的RF激發(fā)，如此重復，至最后一層，可以達到層面選擇的目的，所以MRI做任何斷面都不需移動病人，只是啟動不同的梯度場即可 MRI斷層平面信號的空間編碼要使某一段大塊的人體組織分層面顯示，就要進行層面定位，人為地分解組織器官成為許多具有一定層厚的斷面。 同時梯度磁場的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF頻率的轉(zhuǎn)換。 根據(jù)梯度磁場的變化來確定位置時，不需受檢病人的移動，這是與CT成像明顯不同。在相對均勻的主磁場基礎上施加梯度磁場，將使人體不同部位的氫質(zhì)子處于不同的磁場強度下，因而具有不同的拉莫爾（Lamor）頻率。 根據(jù)磁共振的拉莫爾（Lamor）定律，人體組織在不同的磁場強度下，其共振頻率就會不同，這就形成了根據(jù)梯度磁場的變化達到空間定位的理論和實際應用基礎。 利用梯度磁場（G）實現(xiàn)MRI的空間定位，共有三種梯度磁場：橫軸位（Gz）、矢狀位（Gx）和冠狀位（Gy）。 MRI的數(shù)據(jù)采集方法不同組織在受到同一個脈沖激發(fā)后產(chǎn)生的回波各不相同，相同的組織在受到不同的脈沖激發(fā)后的回波特點也不一樣，這是因為組織結(jié)構的不同導致的磁共振特性（主要指TT2值）不同所致，而不同的脈沖序列就是要充分發(fā)掘和顯示組織的內(nèi)在特性不同而設計的。 FID信號不僅提供幅值和頻率，它還提供幅值和頻率相關的相位的信息。因此，有必要將振幅隨時間變化的函數(shù)變成振幅隨頻率分布變化的函數(shù)。 自由感應衰減（FID）信號描述的是信號瞬間幅度與時間的對應關系。 90176。方向選進，按照電磁感應定律（即法拉第定律），橫向磁化矢量Mxy的變化，能使位于被檢體周圍的接收線圈產(chǎn)生隨時間變化的感應電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個感應電流經(jīng)放大即為MR信號。的作用時，這部分質(zhì)子的進動即自由進動因與主磁場方向一致，所以無法測量。線圈平面與主磁場B。 磁共振中的回波信號，實質(zhì)上是射頻信號，具有頻率和強度的特點。組織經(jīng)過B1激發(fā)后，吸收能量，磁矩發(fā)生偏離B0軸的改變，橫向（XY平面）上出現(xiàn)了磁矩，處于高能態(tài)中。各種形態(tài)特征組織具有不同的信號特點，將共同組成一幅亮度對比良好、信噪比較高、空間分辨率適中的MRI圖像。 MR信號是MRI機中使用的接收線圈探測到的電磁波，它具有一定的相位、頻率和強度。與T1值一樣的原因，我們將橫向磁矩減少至最大時的37%時所需要的時間為一個單位T2時間，也叫T2值。在RF作用下，縱向的磁矩發(fā)生了偏離，與中心軸有了夾角，橫向上則出現(xiàn)了分磁矩（Mxy），當B1終止后，橫向（XY平面）上的分磁矩（Mxy）又將逐漸減少，直至回復到RF作用前的零狀態(tài)，這個過程就叫橫向弛豫。 T1是反映組織縱向磁矩恢復快或慢的物理指標，人體各種組織因組成成份不同而具有不同的T1值。因此，我們?nèi)藶榈匕芽v向磁矩恢復到原來的63%時，所需要的時間為一個單位T1時間，也叫T1值。在外加的RF（B1）作用下，B0將發(fā)生偏離縱軸的改變，此時B0方向上的磁矩將減少，當B1終止后，縱軸（B0軸）上的分磁矩又將逐漸恢復，直至回復到RF作用前的狀態(tài)，這個過程就叫縱向弛豫，所需要的時間就是縱向弛豫時間。 縱向弛豫是一個從零狀態(tài)恢復到最大值的過程。磁共振成像時受檢臟器的每一個質(zhì)子都要經(jīng)過反復的RF激發(fā)和弛豫過程。弛豫過程是一個能量轉(zhuǎn)變的過程，需要一定的時間，磁矩的能量狀態(tài)隨時間延長而改變，磁矩的整個回復過程是較復雜的。 原子核在外加的RF（B1）作用下產(chǎn)生共振后，吸收了能量，磁矩旋進的角度變大，偏離B0軸的角度加大了，實際上處在了較高的能態(tài)中，在B1消失后將迅速恢復原狀，就象被拉緊的彈簧“放松”了。以上就是原子核（MRI中是質(zhì)子）的磁角動量在外加主磁場（B0）的條件下，受到另一外加磁場（B1）的作用而發(fā)生的共振現(xiàn)象，這就是磁共振物理現(xiàn)象。進動的磁矩，如果把三維的旋轉(zhuǎn)用透視法改為二維運動圖，就更清楚地看到它與單擺運動是極其相似的。 質(zhì)子在一定的磁場強度環(huán)境中，它的磁矩是以Lamor頻率作旋進運動的，進動頻率是由磁場強度決定的。隨時間的積累，能量不斷被吸收，最終導致物體的顛覆而失去共振狀態(tài)。當某一外力作用在某一物體上時，一般只是一次的作用而沒有共振的可能，當外力是反復作用的，而且有固定的頻率。 共振是一種自然界普遍存在的物理現(xiàn)象。定量診斷困難。圖像易受多種偽影影響；呈像速度慢；無氣體和骨偽影的干擾，后顱凹病變等清晰可見。不使用對比劑，可觀察心臟和血管結(jié)構；任意層面斷層，可以從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實；多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息；1978年英國第一臺頭部MRI設備投入臨床使用，1980年全身的MRI研制成功。1971年美國紐約州立大學的達曼迪恩教授在《科學》雜志上發(fā)表了題為“NMR信號可檢測疾病”和“癌組織中氫的T1 、T2時間延長”等論文。 磁共振成像（MRI）是利用射頻（RF）電磁波對置于磁場中的含有自旋不為零的原子核的物質(zhì)進行激發(fā)，發(fā)生核磁共振，用感應線圈采集磁共振信號，按一定數(shù)學方法進行處理而建立的一種數(shù)字圖像。1磁共振成像的起源及定義第1章 磁共振成像的物理學基礎 1946年美國教授同時發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn)象，發(fā)現(xiàn)在物理、化學、生物化學、醫(yī)學上具有重大意義。1946～1972年NMR主要用于有機化合物的分子結(jié)構分析，即磁共振波譜分析（MRS）。1973年美國人Lauterbur用反投影法完成了MRI的實驗室的模擬成像工作。高對比成像，可得出祥盡的解剖圖譜；人體能量代謝研究，有可能直接觀察細胞活動的生化藍圖；無電離輻射，一定條件下可進行介入MRI治療；對鈣化灶和骨皮質(zhì)癥不夠敏感；禁忌證多； 物質(zhì)是永恒運動著的，物體的運動在重力作用下將會有自身的運動頻率。如果這個頻率恰好與物體的自身運動頻率相同，物體將不斷地吸收外力，轉(zhuǎn)變?yōu)樽陨磉\動的能量，哪怕外力非常小。這個過程就是共振。 所以，進動是磁場中磁矩矢量的旋轉(zhuǎn)運動，而單擺運動是重力場中物體的運動，原理是相同的。當在B0作用下以某一恒定頻率進動的磁矩，在受到另一個磁場（B1）的重復作用時，當B1的頻率與Lamor頻率一致，方向與B0垂直，進動的磁矩將吸收能量，改變旋進角度（增大），旋進方向?qū)⑵xB0方向，B1強度越大，進動角度改變越快，但頻率不會改變。 原子核的磁矩的弛豫過程與之有許多相似之處，原子核發(fā)生磁共振而達到穩(wěn)定的高能態(tài)后，從外加的B1消失開始，到回復至發(fā)生磁共振前的磁矩狀態(tài)為止，整個變化過程就叫弛豫過程。但卻是磁共振成像的關鍵部分。弛豫有縱向弛豫和橫向弛豫之分。 磁矩是有空間方向性的，當人體進入B0環(huán)境中以后，數(shù)秒或數(shù)十秒鐘后將形成一個與B0方向一致的凈磁矩，我們稱其為M0，B0方向是一條空間的中心軸線，我們定義它為縱軸。由于要使縱向磁矩恢復到與激發(fā)前完，全一樣的時間很長，有時是一個無窮數(shù)?！癟”就是Time，T1值一般以秒或毫秒為表示單位。 橫向弛豫是一個從最大值恢復至零狀態(tài)的過程。所需要的時間為橫向弛豫時間。橫向弛豫與縱向弛豫是同時發(fā)生的。 根據(jù)這個信號的相位、頻率和強度的特征，結(jié)合它出現(xiàn)的時間先后秩序，可以用來進行計算機空間定位處理和信號強度數(shù)字化計算及表達，在MRI圖像上反映出不同組織的亮暗特征。MRI成像過程中，每個組織都將經(jīng)過磁共振物理現(xiàn)象的全過程。B1終止后，橫向上的磁矩將很快消失，恢復至激發(fā)前的零狀態(tài)，其中B1激發(fā)而吸收的能量將通過發(fā)射與激發(fā)RF頻率相同的電磁波來實現(xiàn)能量釋放，這個電磁波就是MR信號的來源，也叫回波，是MRI的基礎。 磁共振成像設備中，接收信號用的線圈可以是同一線圈，也可以是方向相同的兩個線圈。平行，其工作頻率需要盡量接近Larmor頻率，線圈發(fā)射RF脈沖對組織進行激勵，在停止發(fā)射RF脈沖后進行接收，RF脈沖停止作用后組織出現(xiàn)弛豫過程，磁化矢量只受主磁場B。而磁共振過程中受到射頻激勵而產(chǎn)生的橫向磁化矢量垂直，并圍繞主磁場B。由于弛豫過程中Mxy的幅度按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應電流為隨時間周期性不斷衰減的振蕩電流，因為它是自由進動感應產(chǎn)生的，所以稱之為自由感應衰減（FID）。RF脈沖后，由于受縱向弛豫時間T 1和橫向弛豫時間T2的影響，磁共振信號以指數(shù)曲線形式衰減，因此它是一種自由衰減信號，其幅度隨時間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛豫速率（1/T2）。 實際上各質(zhì)子群的FID過程并不相同，所疊加在一起的總信號也不會是一個簡單的指數(shù)衰減曲線?！案盗⑷~變換”就是將時間函數(shù)變換成頻率函數(shù)的方法。 一個自由感應衰減（FID）信號的產(chǎn)生，都是一個特定組織（受檢組織）在磁共振成像過程中產(chǎn)生且特有的?？偟膩碚f，組織在MRI上的亮暗差別隨回波信號不同而不同，F(xiàn)ID信號的表現(xiàn)特點要受到組織本身的質(zhì)子密度、T1值、T2值、運動狀態(tài)、磁敏感性等因素影響，成像時采用的不同脈沖組合序列及其相關的TR、TE值、翻轉(zhuǎn)角等都是為了顯示組織特性的。 梯度磁場是在主磁場基礎上外加的一種磁場，使成像時感興趣人體段塊受到的磁場強度出現(xiàn)微小的差別。 MRI的空間定位主要由梯度磁場來完成。用不同的RF激發(fā)，結(jié)果將選擇性地激發(fā)對應的質(zhì)子，不斷變化的梯度磁場與對應變化的RF發(fā)生放大器配合，將達到空間定位的目的。 梯度磁場性能是磁共振機性能的一個重要指標，它可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的磁共振成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應。 磁共振成像是多切面的斷層顯像。橫軸位（Gz）、失狀位（Gx）和冠狀位（Gy）的梯度磁場可作為層面選擇梯度場，根據(jù)要求做矢狀面、冠狀面還是橫斷面，只要通過電腦控制啟動某一軸上的梯度場即可。 一個層面中有128256或256256個像素，如何分辨？對一個層面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和頻率兩種編碼方法來實現(xiàn)定位。 一個128256矩陣可用128種不同相位來編碼，這時成像時間就與相位編碼數(shù)直接相關。但是，此時某一次ＲＦ激發(fā)后的回波仍是左右方向上一排像素（128或256個）的總和，這一排如何分？這一排像素要用頻率編碼的方法來區(qū)分，在一個RF激發(fā)停止后，立即在這一排像素所在方向上再施加另一梯度磁場，稱為頻率編碼梯度磁場。頻率編碼與成像總時間沒有直接關系，故頻率編碼上的矩陣點數(shù)一般都為256。由以上可知，一次RF激發(fā)是對某一層面中的某一排（一般256個）像素的同時激發(fā)，而且要間隔一個TR時間后再進行該層面下一排像素的第二次激發(fā)，時間就與TR、層數(shù)、像素數(shù)有關。 因此，相位和頻率的相對應就可明確某一信號的空間位置。K空間實際上是MR信號的定位空間。 由于一排排像素的數(shù)量在同一序列中總是恒定的，使頻率變化范圍也恒定，某一排像素的頻率編碼起始頻率低，則最末一個像素的終末頻率也低。所以，K空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素的信號，在傅利葉轉(zhuǎn)換過程中的作用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。 如前所述，處于K空間中心區(qū)域的各個數(shù)值對圖像重建所起的作用要比周邊區(qū)域的更大，所以，在非常強調(diào)成像時間的腦彌散成像、灌注成像及心臟MRI成像時，為了節(jié)約時間，可以將周邊區(qū)域的K空間全部作零處理，不化時間去采集，節(jié)約一半的時間，可能導致小于10%的圖像信噪比損失。K空間分段采集技術一般應用于心臟快速MRI成像，在FLASH或TurboFLASH等快速梯度成像時，一個序列?？稍?秒鐘左右的時間內(nèi)完成。這時，可采用K空間分段采集的方法，將K空間分成8或16段，采用心電圖門控觸發(fā)的方法，使一段K空間的信號采集固定于心動周期的某一個時段內(nèi)，達到心臟相對靜止的效果。 二維傅