1、第 2 节 核磁共振原理一、原子与原子核自然界中的任何物质都是由分子或原子组成的，分子是由原子组成的，如水分子，是由 2 个氢原子与 1 个氧原子组成。原子由原子核与核外电子组成，核外电子数不同的原子具有不同的化学与物理性质，分属于不同的化学元素，化学元素周期表反映了核外电子的排布规律。原子核由质子和中子组成，质子有电荷，质子数等于核外电子数。对于一种化学元素，原子核中的质子数是一定的，但中子数有不同。同一化学元素中子数不同的原子属于不同的核素，不同的核素其物理性质是不同的。比如氢元素有 3 种核素：、 、，它们的原子核的组成分别是质子、质子和中子、质子和中子，它们的共同点是原子核内都有一个质
2、子核外有一个电子，因此都属于氢元素。对于某一种化学元素，不同核素在自然界，的含量是有很大差别的。比如与分别为 99.895与 0.015，3是一种不稳定的核素，只有在特定的条件下才能生成，并且很快便会衰变。原子核除了它的构成不同，其中质子带有电荷以外，还有一部分核具有磁性，核磁共振就是研究这部分具有磁性的原子核。 图 5-1 核磁可看作小磁棒 哪些原子核具有磁性呢？氢原子核中只有一个质子，质子有沿自身轴旋转（自旋）的固有本性，质子距原子核中心有一定距离。因此质子自旋就相当于正电荷在环形线圈中流动，在其周围会形成一个小磁场，此即核磁，如图 5-1 所示。不仅质子自旋可产生磁场，中子的自旋也可产生
3、磁场，后者似乎难以理解，推测这种现象是中子内有几个正、负电荷相互补偿，因此中子自旋也相当于电荷在线圈中流动。如原子核含有的质子和中子数均为偶数，则其自旋所产生的磁场相互抵消，为非磁性。原子核含有奇数（不成对）的质子或中子，其自旋可产生磁场，也就是说凡是质子数或中子数，或者二者都为奇数的原子核都有磁性，如图 5-2 所示。生物组织中含有H、C、F、23N、311 P 等元素，有磁性的元素约百余种。但在现今中研究和使用得最多的为，这有两个原因，一是为磁化最高的原子核，二是因为它占活体组织原子数量的/，形成 的原子大部分位于生物组织的水和脂肪中。因只有一个质子，故的影像也称为质子像，文献中未特别注明
4、者，均指的是生物组织的像。 图 5-2 质子数或中子数为奇数的原子核带有磁性二、拉莫尔进动含有奇数质子或中子的原子核（以为代表）自旋在其周围产生磁场，如同一个小磁体有南北极。磁场用磁矩（）来表示，磁矩有其大小、方位和方向，如图 5-3 所示。 图 5-3 磁矩有大小,方向和方位无外加磁场时，质子群中的各个质子任意方向自旋，其磁矩相互抵消，因而单位体积内生物组织的宏观磁矩，如图 5-4 所示。如将生物组织置于一个大的外加磁场中（又称主磁场，用矢量表示），则质子磁矩方向发生变化，结果是较多的质子磁矩指向与主磁场 B相同的方向，而较少的质子磁矩与 B方向相反，而与 B方向相反的质子具有较高的位能 。
5、 常温 图 5-4 自由质子的磁矩 下， 顺主磁场排列的质子数目较逆主磁场排列的质子稍多，因此，出现与主磁场 B方向一致的净宏观磁矩(或称为宏观磁化矢量），如图 5-5 所示。此时，氢原子核在绕着自身轴旋转的同时，又沿主磁场方向作圆周运动,将质子磁矩的这种运动称之为进动，如图 5-6 所示。 图 5-5 净磁矩与主磁场同相在主磁场中，宏观磁矩象单个质子磁矩那样作旋进运动，磁矩进动的频率符合拉莫尔（Larmor）方程：0/式中：f - 进动的频率B0 -主磁场强度r - 旋磁比（对于每一种原子核是恒定的常数）换句话说，在主磁场0s 一定的情况下，其原子核的旋进频率是一定的，氢原子核在 图 5-6
6、 质子磁矩的进动 不同磁场中的共振频率是不同的，如主磁场为 1.0 时，氢原子核的旋进频率为42.6。沿主磁场旋进着的质子就好像在重力作用下旋进着的陀螺，如图 5-7所示。兆赫（Mega Hertz, MHz）是波动频率单位之一。波动频率的基本单位是 赫兹，采千进位制；1 兆赫相当于 1000 千赫（KHz） ，也就是 106 赫兹。值得注意的是，兆赫只是一定义上的名词，在量度单位上作 100 万解。频率划分在国际电信联盟定义的无线电频率划分当中：特低频（ULF）：330 千赫（KHz ）低频（LF ）：30300 千赫（KHz）中频（MF ）：3003000 千赫（KHz）高频（HF）：33
7、0 兆赫（MHz）甚高频（VHF）：30300 兆赫（MHz）特高频（UHF）：3003000 兆赫（MHz ）超高频（SHF）：330 秭赫（GHz）极高频（EHF）：30300 秭赫（GHz）2 原理编辑电(电压或电流), 有直流和交流之分。在通信应用中,用作信号传输的一般都是交流电。呈正弦变化的交流电信号,随着时间的变化,其幅度时正、时负以一定的能量和速度向前传播。通常,我们把上述正弦波幅度在 1 秒钟内的重复变化次数称为信号的“频率”,用 f 表示;而把信号波形变化一次所需的时间称作“ 周期 ”,用 T 表示 ,以秒为单位。波行进一个周期所经过的距离称为“波长”,用 表示,以米为单位。
8、 f （频率） 、T（周期）和（波长）存在如下关系:f=1/Tc=f其中,c 是电磁波 的传播速度 ,等于 3x108 米/秒。频率的单位是赫兹,简称赫,以符号 Hz 表示。赫兹(HHertz)是德国著名的物理学家,1887 年,是他通过实验证实了电磁波的存在。后人为了纪念他,把“赫兹”定为频率的单位。常用的频率单位还有千赫(KHz)、兆赫(MHz)、吉赫(GHz)等。三、施加射频脉冲后(氢)质子状态 图 5-7 旋进的质子与旋进的陀螺的比较当生物组织被置于一个大的静磁场中后， 其生物组织内的氢质子顺主磁场方向的处于低能态，而逆主磁场方向者为高能态。 在低能态与高能态之间根据静磁场场强大小与当
9、时的温度，势必要达到动态平衡，称为“热平衡”状态。这种热平衡状态中的氢质子，被施以频率与质子群的旋进频率一致的射频脉冲时，将破坏原来的热平衡状态，从微观上讲， 将诱发两种能态间的质子产生能态跃迁，被激励的质子从低能态跃迁到高能态，出现核磁共振 。从宏观上讲，受到射频脉冲激励的质子群偏离原来的平衡状态而发生变化，其变化程达的位置度取决于所施加射频脉冲的强度和时间。施加的射频脉冲越强，持续时间越长，在射频脉冲停止时，离开其平衡状态越远。在技术中使用较多的是 90、180射频脉冲。施加 90脉冲时，宏观磁化矢量以螺旋运动的形式离开其原来的平衡状态，脉冲停止时，垂直于主磁场,如图 5-8 所示。 图
10、5-8 射频脉冲作用质子磁矩后的进动路径及到达的位置 图 5-9 90脉冲后横向磁化矢量达到最大如用以为轴方向的直角座标系表示，则宏观磁化矢量平行于平面，而纵向磁化矢量，横向磁化矢量 Mxy 最大，如图 5-9 所示。这时质子群几乎以同样的相位旋进。施加 180脉冲后，与平行，但方向相反，横向磁化矢量为零，如图 5-10 所示。 图 5-10 180脉冲后的横向磁化分量为 0总之，施加 90、 180或其他角度的射频脉冲后，人体组织内受检部位的氢质子因接受了额外能量，其磁化矢量偏离了静磁场方向而转动 90、180或其他角度，部分处于低能级的氢质子因吸收能量而跃迁到高能态，这一接收射频场电磁能的
11、过程就称为磁共振的激励过程。在激励过程中氢质子吸收了额外的磁能，由低能态升入高能态，从而进入了磁共振的预备状态。第一节 脉冲序列的基本概念和分类一、脉冲序列的基本概念在第一章第十节已经介绍过，影响磁共振信号强度的因素是多种多样的，如组织的质子密度、 T1 值、T2 值、化学位移、液体流动、水分子扩散运动等都将影响其信号强度，如果所有的影响因素掺杂在一起，我们通过图像的信号强度分析很难确定到底是何种因素造成的信号强度改变，这显然对于诊断非常不利。我们可以调整成像参数，来确定何种因素对于组织的信号强度及图像的对比起决定性作用。实际上我们可以调整的成像参数主要是射频脉冲、梯度场及信号采集时刻。射频脉
12、冲的调整包括带宽（频率范围） 、幅度（强度） 、何时施加及持续时间等；梯度场的调整包括梯度场施加方向、梯度场场强、何时施加及持续时间等。我们把射频脉冲、梯度场和信号采集时刻等相关各参数的设置及其在时序上的排列称为 MRI 的脉冲序列（ pulse sequence） 。由于 MR 成像可调整的参数很多，对某一参数进行不同的调整将得到不同成像效果，这就使得 MR 成像脉冲序列变得非常复杂，同时也设计出种类繁多的各种成像脉冲序列，可供用户根据不同的需要进行选择。而对于用户来说，也需要深刻理解各种成像序列，特别是常用脉冲序列，才能在临床应用中合理选择脉冲序列，并正确调整成像参数。二、脉冲序列的基本构
13、建一般的脉冲序列由五个部分构成，即射频脉冲、层面选择梯度场、相位编码梯度场、频率编码梯度场及 MR 信号。在 MRI 射频脉冲结构示意图中，这五部分一般以从上往下的顺序排列，每一部分在时序上的先后和作用时间一般是从左到右排列的。我们以 SE 序列为例来介绍脉冲序列的基本构建（图 27） 。图 27 所示为 SE 序列的基本构建。其他脉冲序列的基本构建也有上述五个部分组成，只是所给的参数及其在时序上的排列有所变化而已。在本章后面各节讲述 MRI 脉冲序列时，为了简便起见，在序列结构示意图中并不一定把上述五个基本构建全部标出。上述脉冲序列的基本构建还可以简化成两个部分，即自旋准备和信号产生（图 2
14、8） 。所谓的自旋准备就是利用梯度场匹配进行的射频脉冲激发，在需要成像的区域产生宏观横向磁化矢量的过程，也可在这个阶段对某些组织信号进行选择性抑制。而信号产生是指生成 MR 信号（可以是 FID、自旋回波或梯度回波）并对信号进行空间编码的过程。信号产生后由接受线圈采集，经过傅里叶转换即可重建出 MR 图像。射频脉冲层面选择梯度相位编码梯度频率编码梯度MR 信号TETR90 180 90FID回波图 27 SE 脉冲序列的基本构建示意图 第一行是射频脉冲， SE 序列的射频脉冲由多次重复的 90脉冲和后随的 180脉冲构成。第二行是层面选择梯度场，在 90脉冲和 180脉冲时施加。第三行是相位编
15、码梯度场，在 90脉冲后 180脉冲前施加。第四行是频率编码梯度场，必须在回波产生的过程中施加。第五行是MR 信号， SE 序列中 90脉冲后将产生一个最大的宏观横向磁化矢量，由于主磁场的不均匀和组织的 T2弛豫的双重作用，宏观横向磁化矢量呈指数式衰减，表现为 MR 信号很快减弱，这种信号变化方式即自由感应衰减（ FID） 。由于 180脉冲的聚相位作用，在 TE 时刻将产生一个自旋回波，回波是从无到有，从小到大，到最大强度后又逐渐变小直到零的 MR 信号。图 28 MRI 脉冲序列结构示意图 一般的 MRI 脉冲序列都由自旋准备和回波产生两个部分组成三、 MRI 脉冲序列的分类MRI 脉冲序
16、列的分类方法有多种，可按脉冲序列的用途分为通用序列和专用序列。按成像的速度可把脉冲序列分为普通序列和快速成像序列。目前最常用的是按采集信号类型进行的分类方法：（ 1） FID 类序列，指采集的 MR 信号是 FID 信号，如部分饱和序列等；（ 2）自旋回波类序列，指采集到的 MR 信号是利用 180复相脉冲产生的自旋回波，包括常规的自旋回波序列，快速自旋回波序列等；（ 3）梯度回波类序列，指采集到的 MRI 信号是利用读出梯度场切换产生的梯度回波。包括常规梯度回波序列、扰相梯度回波序列、稳态进动成像序列等；（ 4）杂合序列，指采集到的 MRI 信号有两种以上的回波，通常是自旋回波和梯度回波，如
17、快速自旋梯度回波序列和平面回波成像序列等。四、射频脉冲停止后（氢）质子状态脉冲停止后，宏观磁化矢量又自发地回复到平衡状态，这个过程称之为“核磁弛豫”。当 90 脉冲停止后，仍围绕轴旋转，末端螺旋上升逐渐靠向，如图 5-11 所示 。图 5-11 90脉冲停止后宏观磁化矢量的变化 组织预饱和激发脉冲FID自旋回波梯度回波MR 图像傅里叶转换自旋准备回波产生脉冲序列数据处理图 5-11 90 度脉冲停止后宏观磁化矢量的变化在脉冲结束的一瞬间，在平面上分量达最大值，在轴上分量为零。当恢复到平衡时，纵向分量重新出现，而横向分量消失。由于在弛豫过程中磁化矢量强度并不恒定，纵、横向部分必须分开讨论。弛豫过
18、程用 2 个时间值描述，即纵向弛豫时间()和横向弛豫时间()。纵向弛豫时间（）90脉冲停止后，纵向磁化矢量要逐渐恢复到平衡状态，测量时间距射频脉冲终止的时间越长，所测得磁化矢量信号幅度就越大。弛豫过程表现为一种指数曲线，值规定为达到最终平衡状态的时间，如图 5-12 示。图 5-12 纵向弛豫时间 T1进一步的物理意义的理解，只有从微观的角度分析。由于质子从射频波吸收能量，处于高能态的质子数目增加，弛豫是质子群通过释放已 吸收的能量，以恢复原来高低能态平衡的过程， 弛豫也称为自旋晶格弛豫。横向弛豫时间（）90脉冲的一个作用是激励质子群使之在同一方位，同步旋进（相位一致），这时横向磁化矢 图 5
19、-13 90 度脉冲停止后宏观磁化矢量的变化 量值最大，但射频脉冲停止后，质子同步旋进很快变为异步，旋转方位也由同而异，相位由聚合一致变为丧失聚合而各异，磁化矢量相互抵消，很快由大变小,最后趋向于零，称之为去相位。横向磁化矢量衰减也表现为一种指数曲线，值规定为横向磁化矢量衰减到其原来值所用的时间，如图 5-13 所示。横向磁化矢量由大变小直至消失的原因是：组织中水分子的热运动持续产生磁场的小波动,周围磁环境的任何波动可造成质子共振频率的改变，使质子振动稍快或稍慢，使质子群由相位一致变为互异，即质子热运动的作用使质子间的旋进方位和频率互异，但无能量交换纵向弛豫。这种弛豫也称为自旋-自旋弛豫。第
20、3 节 核磁共振成像原理一、磁共振信号 在弛豫过程中通过测定横向磁化矢量 可得知生物组织的磁共振信号。横向磁化矢量垂直并围绕 主磁场以 Larmor 频率旋进，按法拉第定律，磁矢量的变化使环绕在人体周围的接收线圈产生感应电动势，这个可以放大的感应电流即信号。90脉冲后，由于受、的影响，磁共振信号以指数曲线形式衰减，称为自由感应衰减（ free induction decay，），如图 5-14。图 5-14 自由感应衰减信号磁共振信号的测量只能在垂直于主磁场的平面进行。由于脉冲发射和接收生物组织原子核的共振信号不在同一时间，而射频脉冲和生物组织发生的共振信号的频率又是一致的，因此,可用一个线圈
21、兼作发射和接收。由于指向或背向接收线圈，信号或正或负，横向磁化矢量转动，在接收线圈中出现周期性电流振荡，这些振荡为正弦波并逐渐阻尼（阻尼指信号幅度随时间减弱），幅度的变化可用信号演变来表示。由于质子和质子的相互作用（spin-spin），自由感应衰减的时间为，质子和质子间的相互作用以及磁场不均匀性的影响，自由感应衰减的时间为2，显著短于。在一个磁环境中，所有质子并非确切地有同样的共振频率。在一个窄频率带，自由感应衰减信号代表叠加到一起的正弦振荡，用数学方法（傅里叶变换）可把这一振幅随时间而变化的函数变成振幅按频率分布而变化的函数，后者即波谱，见图 5-15。 图 5-15 傅立叶变换振幅随时间
22、而降低的正弦信号经傅里叶变换后用窄细的钟形波为代表。由于振幅演变的起始值取决于横向磁矩，而该磁矩又取决于特定组织体素（voxel）中受激励原子核的数目，因此波峰高度（信号强度）代表质子密度（），如质子群为纯水且主磁场又很均匀，则质子群共振频率只有个，钟形波为一直线。如由于质子群的自旋自旋作用及磁场不均匀性的影响，在频率域座标上就不是一直线，而表现为一钟形波，其宽度与成反比，即钟形波越宽，越短，而钟形波最宽处为其共振频率。二、梯度磁场前面我们所讨论的是处在均匀恒定磁场中的样品，在射频脉冲的作用下产生核磁共振，此时接收到的信号来自整个样品，并没有把它们按空间分布区分开来，无法用来成像。为了实现核磁
23、共振成像，必须把收集到的信号进行空间定位。定位方法常用的主要有 3 种：投影重建法、二维傅里叶变换法（）和三维傅里叶变换法（）。以下主要介绍法。扫描用的主磁体均匀度越高，影像质量则越好。如前述，根据拉莫尔方程，在均匀的强磁场中，生物体内质子群旋进频率由场强决定且是一致的，如在主磁场中再附加一个线性梯度磁场，由于被检物体各部位质子群的旋进频率可因磁感应强度的不同而有所区别，这样就可对被检体某一部位行成像。因此，空间定位靠的是梯度磁场，的梯度磁场有 3 种：选层梯度场、频率编码梯度场、相位编码梯度场。这些梯度场的产生是通过 3 对（X、Y、Z）梯度线圈通以电流产生的，可通过人为地分别控制它的通断实
24、现成像所需要的梯度场。选层梯度场以横轴位（）断层为例，于主磁场再附加一个梯度磁场，磁感应强度为，则总的磁感应强度为，即沿轴方向自左到右磁感应强度不同，根据拉莫尔定律，被检者质子群在纵轴平面上（垂直于轴）被分割成一个个横向断面，图 5-16 选层原理且质子群有相同的旋进频率，如以这个频率的 90脉冲激励，就可在人体纵轴上选出横轴层面，如图 5-16。频率编码梯度场以横轴位断层为例，在启动选出被激励的横轴层面后，在采集信号的同时启动梯度磁场，由于人体轴的各质子群相对位置不同，其对应的磁场也不同，磁感应强度较大处的体素共振频率比磁感应强度较弱处的体素要高一些，从而达到了按部位在轴上进行频率编码的目的
25、。这时被激励平面发出的为一混合信号，用数学方法（傅里叶变换）区分出这一混合信号在频率编码梯度上不同的频率位置，则可在轴上分出不同频率质子群的位置，如图5-17 所示。相位编码梯度场在施加 90脉冲梯度磁场后，人体相应的平面上质子群发生共振。如果在采集信号以前启动梯度，到采集信号时停止。由于梯度的作用，磁感应强度较大处的体素与磁感应强度较小处的体素相比，前者磁化矢量转动得快，后者转动得慢，从而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改变取决于体素 在垂直方向上的位置。当停止时，所有体素又以相同的速率转动，图 5-17 频率编码原理但诱发的相位偏移依然存在，所以每一横排发出的信号之间相位不一致，如图
26、5-18 所示。 图 5-18 相位编码原理通过以上和两路梯度的编码，一幅二维影像由不同的频率和相位组合成的每个体素在矩阵中有其独特的位置，计算每个体素的灰度值就可形成一幅影像。如图 5-19 所示。断层厚度与梯度磁感应强度的关系用的射频脉冲其频率并非越宽。因此完全一致，它有一个频率范围称作射频带宽。射频脉冲越短，其带常用的 短激励脉冲可选择断层面的厚度，断层面的厚度与带宽成正比。而增加梯度场的磁感应强度 可减薄断层的厚度，如图 5-20 所示。但的层厚是有一定限制的，一般为20 。 图 5-19 MR 影象的产生三、脉冲序列与参数是用磁共振信号来成像的，如果获取的信号大、噪音小，那么影像质量
27、也好。为了得到高质量的影像，在系统中常通过使用不同的脉冲序列，来获得满足临床诊断要求的影像。目前临床上常用 3 个扫描序列：自旋回波序列（）、反转回复序列（）、梯度回波脉冲序列（）。各个扫描序列的影像信号强度均与氢质子密度成正比，由于自旋回波序列克服了静磁场不均匀性带来的弊端，能显示典型的加权像，而信息是病理学最早 图 5-20 梯度场强度与射频带宽决定层厚 最敏感的指标，所以序列在扫描中占了主宰地位，以下详细介绍 序列的扫描过程。自旋回波序列（）为现今扫描最基本、最常用的脉冲序列，其序列图见图 5-21。先发射 1 个 90射频脉冲，90脉冲停止后，开始出现磁共振信号，间 隔i时间后，再发射
28、 1 个 180脉冲至测量回波的时间称作回波时间，用表示（ 2Ti），180脉冲至下一个 90脉冲之间的时间为，重复这一过程，2 个 90脉冲 之间的时间称为重复时间，用表示。 第 1 个 90射频脉冲使纵向磁化矢量转到平面，由于磁场的不均匀性，构成值的质子群经受着或强或弱的磁波动，某些质子以较高频率旋进，90脉冲后同步旋进的质子群很快变为异步，相位由一致变为分散，即失相位，即横向磁化矢量强度由大变小，最终到零。加入 180脉冲后，使得相位离散的质子群绕轴旋转 180，此时旋进快、慢不同的质子又以其原速度反向聚拢，使离散的相位趋于一致，由零又逐渐恢复到接近 90 脉冲后的强度，达到最大值，如图
29、 5-22 所示。180脉冲前后的变化可用队 图 5-21 自旋回波时间序列列操练的例子来说明。当班长对排得很整齐的一横列士兵发出跑步命令后，每个士兵各以自 己不同的速度向前跑，班长喊立定时，各士兵所处位置不同，如班长再喊“向后转”（相当于 180脉冲），“跑步走”时，各个士兵又以自己原来的速度奔向起跑线，当班长以与第 1 次同样间隔的时间第 2 次喊立定时，士兵们肯定都处于原来的起跑线位置，只是方向相反。图 5-22 180 度相位重聚脉冲对自旋的作用自旋回波脉冲序列中的影像亮度、回波幅度不仅与受检组织的特殊参数即、和质子密度有关，而且与操作者选择的参数、有关。较可获得更多的信息。人体不同组
30、织不论它们是正常的还是异常的，有它们的各自的、以及质子密度值，这是区分正常与异常以及诊断疾病的基础。为了评判被检组织的各种参数 ，在操作中可通过调节重复时间、回波时间以突出某个组织特征的影像，这种影像 被称作加权像（weighted image, ）。把分别反映组织 T1、T2 和质子密度（）特性的影像，相应称作 T加权像、T加权像和 N（H）加权像。（1）质子密度 N（H）加权像 如选用比受检组织 T1 显著长的TR（15002500ms），那么磁化的质子群在下 1 个周期的 90脉冲到来时已全部得到恢复，这时回波信号幅度与组织无关，而与组织的质子密度和有关。再选用比受检组织明显短的（152
31、0），则回波信号幅度与质子密度（即受检组织氢原子数量）有关，这种影像被称为质子密度加权像。由于多数生物组织质子数量相差不大。信号强度主 要由决定，有些文献中也将质子密度加权像称作轻度加权像。（）加权像（） 如选择比受检组织 T1 显著长的（15002500），又选用与生物组织相似的时间为（90120ms） ，则两个不同组织的信号强度差别明显，越长，这种差别越明显。（）加权像（） 因各种生物组织的纵向弛豫时间约500左右，如把重复时间定为 500，则在下 1 个周期 90脉冲到来时，长1 的组织能量丢失少，纵向磁化矢量（）恢复的幅度低，吸收的能量就少，其磁共振信号的幅度低，图 5-23 组织 T
32、1 的与回波幅度的关系回波的幅度也低。相反短组织能量大部分丢失，接近完全恢复，幅度高。下 1 个 90脉冲时将吸收大部分能量，磁共振信号高，回波幅度也高，信号强，如图 5- 23 所示。在的讨论中我们知道，越长，对信号的影响越大。如对回波信号的影响可以忽略，对信号的影响主要是质子密度和，此时因选用的是短 （500左右），回波信号反映的主要是组织不同的信号强度的差别，即加权像。图 5-24 反转恢复序列时序图反转恢复脉冲序列（）该脉冲序列有利于测量，并几乎从扫描中删除了的作用，它可显示精细的解剖结构，如脑的灰白质。扫描时，先给一 180脉冲，随后以与组织相似的间隔 （500）再给一 90脉冲，见
33、图 5-24。180脉冲使磁化矢量由正轴转到负轴，因磁化矢量完全为纵向，无横向成分，不发出信号。在 180脉冲激励后，磁矢量以组织弛豫速度沿正轴增长，500时磁矢量在轴增长的数量直接与组织有关，但不能直接测量。为测量横向成分，需施加 90脉冲，该脉冲使磁矢量倒向平面，随后出现的强度与 180脉冲后组织的弛豫时间有关。信号虽可直接测量，但因 90脉冲的强能量爆发后难于测量再发出的信号，可在 90脉冲后迅速（如间隔 10）再施加 1 个 180脉冲，如同标准的自旋回波序列那样出现的早期回波（20 时）。在扫描中以这种回波方式间接测量，有一定程度轻度 T2 作用的介入。使用两个不同值的序列可测量值。
34、梯度回波脉冲序列（）成像速度慢，检查时间长是最主要的缺点，梯度回波脉冲序列既保持了影像较好的信噪比，又显著地缩短了检查时间。在梯度回波脉冲序列中，采用小于 90的射频脉冲激励，在横向部分有相当大的磁化矢量，而纵向磁化矢量的变动相对较小。如 30脉冲 可使 50的磁矢量倾倒到横向平面，而保留 87的纵向磁矢量，见图 5-25。图 5-25 30 度射频脉冲时的磁化矢量及纵向磁化矢量信号幅度分为纵、横向两部分，仅数十毫秒，即可恢复到平衡状态。因此，与传统的自旋回波序列相比，重复时间可明显缩短。自旋回波序列90脉冲后磁矢量在平面最强，随后由于磁场不均匀及质子间的相互作用，相位很快分散，信号消失，施加
35、 180脉冲后分散的相位再回归（相位一致），出现 信号（回波）。而梯度回波脉冲序列中，施加梯度磁场后造成质子群自旋频率的互异，很快 丧失相位的一致，信号消失。如再施加一个强度一样、时间相同、方向相反的梯度 磁场，可使分散的相位重聚，原已消失的信号又复出现，在回波达到最高值时记录其信 号。这种用一个方向相反的梯度磁场代替 180脉冲产生回波的小角度激励成像方法，称梯度的回波序列。第 4 节 MRI 设备的主要物理部件和使用磁体、梯度场线圈和射频线圈是成像设备的重要物理部件。它们的主要技术性能参数是磁感应强度、磁场均匀度、磁场稳定性、边缘场的空间范围、梯度场的磁感应强度和线性度、射频线圈的灵敏度等
36、。成像系统的主要用户功能是数据采集、影像显示和影像分析等。磁共振成像设备有以下基本组成部分：产生磁场的磁体和磁体电源；梯度场线圈和梯度场电源；射频发射/接收机；系统控制和数据处理计算机；成像操作和影像分析工作台；活动检查床。这些部分之间通过控制线和数据线及接口电路联接起来组成完整的设备。这里着重讨论对磁共振成像和影像质量有决定性作用的物理部件，介绍它们的工作原理、特性和技术指标。这些物理部件包括产生磁场的磁体、产生梯度场的梯度场线圈、用于射频发射和信号接收的射频线圈。另外，成像设备必须有为用户提供的软件程序。用户通过操作系统的终端利用这些程序，根据需要进行影像采集、影像显示和影像分析。一、磁体
37、1.磁体的性能参数产生磁场的磁体是成像系统的核心。磁场的主要技术指标是磁感应强度、磁场均匀度、磁场的时间稳定性和边缘场的空间范围等，它们对影像质量有重要影响。(1)磁场磁感应强度 所用的磁场磁感应强度从 0.02T 到 4T，范围相当宽。因为生物组织中含有大量质子，而且，质子的旋磁比大，所以，即使磁感 应强度很低的磁场也能实现质子磁共振成像。但是，磁感应强度越高，组织的磁化程度越大，产生的磁共振信号越强。在一定范围内，磁感应强度越高，影像的信噪比越大，因信噪比近似与磁感应强度成线性关系。磁共振频谱分析和化学位移成像要求的频谱分辨率很高，只能用磁感应强度很高的系统进行。高磁场也有不利因素，主要是
38、在高磁场条件下，射频频率高，人体对射频能量的吸收增加，射频对人体的穿透能力减小，同时因水和脂肪之间不同的化学位移引起的伪影的影响也不可忽略。磁共振成像用的磁体有永久磁体、常导磁体和超导磁体 3 种。目前，大多数成像系统采用超导磁体，磁感应强度低的工作在 0.3T，高的工作在2.0T，甚至 4.0T 或更高。()磁场的均匀度 磁共振成像需要均匀度很高的磁场。非均匀磁场引起一个体素内质子共振频率范围加宽。在成像区域范围内的磁场均匀度是决定影像的空间分辨率和信噪比的基本因素。磁场均匀度还决定系统最小可用的梯度场强度。磁场均匀度的定义是：成像范围内两点之间磁感应强度的最大偏差 与标称磁感应强度之比，一
39、般要求为百万分之几。根据拉莫尔方程，磁场均匀度也可等价地用两点之间的最大频率差 与中心频率之比定义。例如，如果 1.0T 的磁场在 40直径球体范围内测量的最高和最低频率分别为42.580426 兆赫和 42.579824 兆赫，那么，该磁场的均匀度为 602 /42.58 14106141 000000(14ppm)。磁场均匀度由磁体本身的设计和具体的外部环境决定。磁场均匀度与磁体类型有关。一般要 求磁体的成像区域越大，所能达到的磁场均匀度越低。兼有化学位移频谱分析和成像功能的系统，要求能鉴别不同原子位置上极小的频率偏移，即能够分辨非常靠近的空间谱线，需要的磁场均匀度更高。()磁场稳定性 磁
40、场稳定性是衡量磁场磁感应强度随时间而漂移的程度的指标。在成像序列周期内磁感应强度的漂移对重复测量的回波信号的相位有影响，并引起影像失真和信噪比降低。磁场稳定性与磁体类型和设计质量有关。需要磁体电源的常导磁体，磁场稳定性取决于电源的稳定性。永久磁体的稳定性主要受环境温度变化的影响，因为温度变化会引起磁体几何参数的改变。超导磁体不存在上述问题，在 3 种磁体中稳定性最好。1.0T 的超导磁体的稳定性在 0.1ppm/h 以上。铁磁性物体或金属物体在磁体周围的边缘场中移动会对磁体内部的磁感应强度产生扰动，从而破坏磁场的稳定性，破坏的程度同这些物体的质量大小及它们离磁体的远近有关，要根据边缘场延伸的范
41、围大小对这些物体允许接近磁体的距离加以限制。()边缘场的空间范围 边缘场指延伸到磁体外部的磁场。边缘场延伸的空间范围与磁场磁感应强度和磁体孔径大小有关。边缘场有可能对在它范围内的电子仪器产生干扰，这些电子仪器也通过边缘场对内部磁场的均匀度产生破坏作用。减小边缘场的途径是采用有源或无源屏蔽措施。有源屏蔽是在磁体线圈中加一组线圈，用它产生的磁场抵消掉磁体线圈产生的外部磁场。无源屏蔽是在磁体周围用铁磁性材料建一个围墙，限制外部磁场的延伸。即使采取了屏蔽措施， 图 5-26 无限长螺线管内的磁场仍然要限制移动的金属物体与磁体接近的距离。2.常导（电阻）磁体(1)常导磁体线圈 电流从中流过的普通导体周围
42、存在磁场，电流的强度、电流流通路径的几何特性决定所建立的磁场的强度、方向和空间均匀度。从理论上说，将载流导体沿圆筒表面绕成无限长螺线管，图 5-27 球体内部的磁场螺线管内就建立起高度均匀的磁场，如图 5-26 所示。将载流导体紧密安排在一个球形表面上形成均匀分布的电流密度，球形表面内部的磁场也是高度均匀的，如图 5-27 所示。因为磁体实际只能采用有限的几何尺寸，而且，必须有供人体进出的进出口，所以，实际磁体线圈只能采用与理想结构近似的形式。无限长螺线管的近似结构是有限长度的螺线管，它靠圆柱对称的几何形状建立螺线管内部的均匀磁场。实际上，均匀磁场只能建立在螺线管中一个长度有限的区域。增加螺线
43、管两端导线的匝数可以扩大这个均匀区域的范围。也可以在螺线两端与它同轴地各附设一个半径稍大的薄线圈， 图 5-28 补正线圈示意图利用这两个辅助线圈电流的磁场抵消螺线管两端磁场随轴向位置的变化，如图5-28 所示。球形磁体线圈的最简陋的近似形式是霍尔姆兹（Helmboltz）线圈。这是一对半 径相等的同轴线圈，轴向距离等于线圈半径，两个线圈的导线沿相同方向流过相等的恒定电流。这种线圈只能在线圈对中心一个小体积范围建立均匀磁场。 图 5-29 球型分布的磁体线圈扩大均匀磁场范围的途径是增加线 圈对数目。 双线圈对结构将 4 个线圈同轴地安排在一个球形表面内，中心 2 个线圈的半径 比两边 2 个线
44、圈的半径大。场强为 1.5T 的四线圈结构，在 35cm 直径球体内的磁场均 匀度可达 100ppm，再增加 1 对线圈可以在更大范围获得均匀度更高的磁场。一个由 6 个线圈组成的磁体线圈的结构如图 5-29 所示。()常导磁体的匀场线圈 制造磁体线圈的几何误差往往使产生的磁场达不到要求的均匀度。如有限长螺线管建立的磁场，其均匀性受非圆柱对称因素的影响。线圈绕线的加工误差和线圈在几何上的不同轴性，均有损于螺线管的圆柱对称性。消除磁场非均匀性的方法称为匀场。匀场通常利用附加的磁场校正线圈，通过机械或电气调节建立与磁场的非均匀分量相反的磁场，以将它们完全抵消掉。匀场线圈安装在磁体线圈内部或者外部。
45、有一种匀场线圈是与磁场线圈串联的，两者的相对位置可以调节，这种匀场线圈也叫平衡线圈。有一种匀场线圈是与磁场线圈分开单独驱动的，位置固定，这种匀场线圈也叫补偿线圈。平衡线圈能够修正场的轴向非均匀性。补偿线圈是正交的鞍型线圈，既可修正轴向非均匀性，也能修正横向非均匀性。除了利用专门附设的线圈匀场外，匀场还可利用其他方法。例如，通过给梯度线圈引入电流以补偿磁场的非均匀性。()常导磁体的特性 制造常导磁体的铜或铝导线有一定电阻，所以，常导磁体也称为电阻磁体，磁体线圈中的电流需要驱动电源来维持，电源输出的功率与场强的平方成正比。常导磁体导线的过大的功率损耗使它被限于用在磁感应强度低于 2.0T 的场合。
46、另外，为了消除线圈电阻上的功率消耗产生的热量，以避免磁体升温对磁场稳定性的影响，常导磁体需要给磁体线圈散热或冷却的机构。电阻磁体激磁后要经过 20min 到几个小时的时间磁场才能维持稳定。为了减少每个工作日投入使用前的等待时间需要采取某些措施，这使常导磁体的运行和维护颇不方便。直径 80cm 的螺线管磁体，如果周围环境没有铁磁性材料，未经匀场可达到50cm 直径球体范围内 120ppm 的均匀度和 40cm 直径球体范围内 30ppm 的均匀度。采用匀场措施后，在直径 20cm 的球体范围内的磁场均匀度可优于 10ppm。磁体温度变化在成像期间可以控制在.，这个温度变化引起的磁场变化相当于 4
47、00ppm 的非均匀性。常导磁体的优点是造价低。但是，工作磁场强度比较低，磁场均匀度差，限制了常导磁体的推广应用。3.超导磁体超导磁体的磁场线圈和匀场线圈的设计原理与电阻磁体的基本相同。不过，超导磁体的线圈是用超导体导线绕制的。因超导体的超导电性在接近绝对零度的低温条件下才能表现出来，所以，超导线圈周围需要液氦为它提供低温环境。(1)超导性和超导材料 所谓超导性是指在低温下某些导体完全没有电阻，导电性超过常温下的优良导体。只有某些金属具有这种特殊的导电性。材料出现超导性的最高温度叫临界温度。已知的超导材料的临界温度非常低，最高的为 20。超导性是在临界温度以下，电子被冷冻到这样一种状态，它们组成电子对而不再是自由电子。所有电子对的运动速度低于金属中的声速。因这样的速度电子和晶格之间没有动量和能量传递，所以，电子对在晶格中的运动不受任何阻力，这就是说，材料的电阻完全丧失。在超导状态，微弱的外部磁场只能穿透超导体表面一个薄层，这个表层的厚度叫穿透深度，小于 106cm。超导体内部的磁化率等于零，这是由于磁场与电子对相互作用，在超导体表面产生电流。这种表面电流起屏蔽外磁场的作用。这导致超导体中存在超导和常导两
