什么是磁共振？核磁共振成像原理

　　一、磁共振信號

　　在弛豫過程中通過測定橫向磁化矢量Ｍｘｙ 可得知生物組織的磁共振信號。橫向磁化矢量Ｍｘｙ垂直并圍繞 主磁場Ｂ０以Larmor頻率旋進，按法拉第定律，磁矢量Ｍｘｙ的變化使環繞在人體周圍的接收線圈產生感應電動勢，這個可以放大的感應電流即ＭＲ信號。90°脈沖后，由于受Ｔ１、Ｔ２的影響，磁共振信號以指數曲線形式衰減，稱為自由感應衰減（ free induction decay，ＦＩＤ），如圖5-14。

　　磁共振信號的測量只能在垂直于主磁場的ＸＹ平面進行。由于脈沖發射和接收生物組織原子核的共振信號不在同一時間，而射頻脈沖和生物組織發生的共振信號的頻率又是一致的，因此,可用一個線圈兼作發射和接收。

　　由于Ｍｘｙ指向或背向接收線圈，ＭＲ信號或正或負，橫向磁化矢量轉動，在接收線圈中出現周期性電流振蕩，這些振蕩為正弦波并逐漸阻尼（阻尼指信號幅度隨時間減弱），幅度的變化可用信號演變來表示。由于質子和質子的相互作用（spin-spin），自由感應衰減的時間為Ｔ２，質子和質子間的相互作用以及磁場不均勻性的影響，自由感應衰減的時間為Ｔ′2，Ｔ′２顯著短于Ｔ２。

　　在一個磁環境中，所有質子并非確切地有同樣的共振頻率。在一個窄頻率帶，自由感應衰減信號代表疊加到一起的正弦振蕩，用數學方法（傅里葉變換）可把這一振幅隨時間而變化的函數變成振幅按頻率分布而變化的函數，后者即ＭＲ波譜，見圖5-15。

　　振幅隨時間而降低的正弦信號經傅里葉變換后用窄細的鐘形波為代表。由于振幅演變的起始值取決于橫向磁矩，而該磁矩又取決于特定組織體素（voxel）中受激勵原子核的數目，因此波峰高度（信號強度）代表質子密度Ｎ（Ｈ），如質子群為純水且主磁場又很均勻，則質子群共振頻率只有１個，鐘形波為一直線。如由于質子群的自旋－自旋作用及磁場不均勻性的影響，在頻率域座標上就不是一直線，而表現為一鐘形波，其寬度與Ｔ′２成反比，即鐘形波越寬，Ｔ′２越短，而鐘形波最寬處為其共振頻率。

　　二、梯度磁場

　　前面我們所討論的是處在均勻恒定磁場Ｂ０中的樣品，在射頻脈沖的作用下產生核磁共振，此時接收到的信號來自整個樣品，并沒有把它們按空間分布區分開來，無法用來成像。為了實現核磁共振成像，必須把收集到的信號進行空間定位。定位方法常用的主要有3種：投影重建法、二維傅里葉變換法（２ＤＦＴ）和三維傅里葉變換法（３ＤＦＴ）。以下主要介紹２ＤＦＴ法。

　　ＭＲＩ掃描用的主磁體均勻度越高，影像質量則越好。如前述，根據拉莫爾方程，在均勻的強磁場中，生物體內質子群旋進頻率由場強決定且是一致的，如在主磁場中再附加一個線性梯度磁場，由于被檢物體各部位質子群的旋進頻率可因磁感應強度的不同而有所區別，這樣就可對被檢體某一部位行ＭＲ成像。因此，ＭＲＩ空間定位靠的是梯度磁場，ＭＲＩ的梯度磁場有3種：選層梯度場Ｇｚ、頻率編碼梯度場Ｇｘ、相位編碼梯度場Ｇｙ。這些梯度場的產生是通過3對（X、Y、Z）梯度線圈通以電流產生的，可通過人為地分別控制它的通斷實現成像所需要的梯度場。

　　１．選層梯度場Ｇｚ

　　以橫軸位（Ｚ）斷層為例，于主磁場Ｂ０再附加一個梯度磁場Ｇｚ，磁感應強度為Ｂｚ，則總的磁感應強度為Ｂ０＋Ｂｚ，即沿Ｚ軸方向自左到右磁感應強度不同，根據拉莫爾定律，被檢者質子群在縱軸平面上（垂直于Ｚ軸）被分割成一個個橫向斷面，且質子群有相同的旋進頻率，如以這個頻率的90°脈沖激勵，就可在人體縱軸上選出橫軸層面，如圖5-16。

　　２．頻率編碼梯度場Ｇｘ

　　以橫軸位斷層為例，在啟動Ｇｚ選出被激勵的橫軸層面后，在采集信號的同時啟動Ｇｘ梯度磁場，由于人體Ｘ軸的各質子群相對位置不同，其對應的磁場Ｇｘ也不同，磁感應強度較大處的體素共振頻率比磁感應強度較弱處的體素要高一些，從而達到了按部位在Ｘ軸上進行頻率編碼的目的。這時被激勵平面發出的為一混合信號，用數學方法（傅里葉變換）區分出這一混合信號在頻率編碼梯度上不同的頻率位置，則可在Ｘ軸上分出不同頻率質子群的位置，如圖5-17所示。

　　３．相位編碼梯度場Ｇｙ

　　在施加90°脈沖Ｇｚ梯度磁場后，人體相應的ＸＹ平面上質子群發生共振。如果在采集信號以前啟動Ｇｙ梯度，到采集信號時停止。由于Ｇｙ梯度的作用，磁感應強度較大處的體素與磁感應強度較小處的體素相比，前者磁化矢量轉動得快，后者轉動得慢，從而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改變取決于體素 在垂直方向上的位置。當Ｇｙ停止時，所有體素又以相同的速率轉動，

　　但Ｇｙ誘發的相位偏移依然存在，所以每一橫排發出的信號之間相位不一致，如圖5-18所示。

　　通過以上Ｇｘ和Ｇｙ兩路梯度的編碼，一幅二維ＭＲＩ影像由不同的頻率和相位組合成的每個體素在矩陣中有其獨特的位置，計算每個體素的灰度值就可形成一幅影像。如圖5-19所示。

　　４．斷層厚度與梯度磁感應強度的關系

　　ＭＲＩ用的射頻脈沖其頻率并非越寬。因此ＭＲＩ完全一致，它有一個頻率范圍稱作射頻帶寬。射頻脈沖越短，其帶常用的 短激勵脈沖可選擇斷層面的厚度，斷層面的厚度與帶寬成正比。而增加梯度場的磁感應強度 可減薄斷層的厚度，如圖5-20所示。但ＭＲＩ的層厚是有一定限制的，一般為３～20ｍｍ 。

　　通過以上Ｇｘ和Ｇｙ兩路梯度的編碼，一幅二維ＭＲＩ影像由不同的頻率和相位組合成的每個體素在矩陣中有其獨特的位置，計算每個體素的灰度值就可形成一幅影像。如圖5-19所示。

　　４．斷層厚度與梯度磁感應強度的關系

　　ＭＲＩ用的射頻脈沖其頻率并非越寬。因此ＭＲＩ完全一致，它有一個頻率范圍稱作射頻帶寬。射頻脈沖越短，其帶常用的 短激勵脈沖可選擇斷層面的厚度，斷層面的厚度與帶寬成正比。而增加梯度場的磁感應強度 可減薄斷層的厚度，如圖5-20所示。但ＭＲＩ的層厚是有一定限制的，一般為３～20ｍｍ 。

　　三、脈沖序列與參數

　　ＭＲＩ是用磁共振信號來成像的，如果獲取的信號大、噪音小，那么影像質量也好。為了得到高質量的影像，在ＭＲＩ系統中常通過使用不同的脈沖序列，來獲得滿足臨床診斷要求的影像。目前臨床上常用3個掃描序列：自旋回波序列（ＳＥ）、反轉回復序列（ＩＲ）、梯度回波脈沖序列（ＧＲＥ）。各個掃描序列的影像信號強度均與氫質子密度成正比，由于自旋回波序列克服了靜磁場不均勻性帶來的弊端，能顯示典型的Ｔ２加權像，而Ｔ２信息是病理學最早最敏感的指標，所以ＳＥ序列在ＭＲ掃描中占了主宰地位，以下詳細介紹ＳＥ 序列的掃描過程。

　　１．自旋回波序列（ＳＥ）

　　為現今ＭＲ掃描最基本、最常用的脈沖序列，其序列圖見圖5-21。

　　先發射1個90°射頻脈沖，90°脈沖停止后，開始出現磁共振信號，間 隔Ｔi時間后，再發射1個180°脈沖至測量回波的時間稱作回波時間，用ＴＥ表示（ＴＥ ＝2Ti），180°脈沖至下一個90°脈沖之間的時間為Ｔ′，重復這一過程，2個90°脈沖 之間的時間稱為重復時間，用ＴＲ表示。

　　第1個90°射頻脈沖使縱向磁化矢量Ｍ轉到ＸＹ平面，由于磁場的不均勻性，構成Ｍｘｙ值的質子群經受著或強或弱的磁波動，某些質子以較高頻率旋進，90°脈沖后同步旋進的質子群很快變為異步，相位由一致變為分散，即失相位，Ｍｘｙ即橫向磁化矢量強度由大變小，最終到零。加入180°脈沖后，使得相位離散的質子群繞Ｘ軸旋轉180°，此時旋進快、慢不同的質子又以其原速度反向聚攏，使離散的相位趨于一致，Ｍｘｙ由零又逐漸恢復到接近90 °脈沖后的強度，ＴＥ達到最大值，如圖5-22所示。

　　180°脈沖前后Ｍｘｙ的變化可用隊

　　列操練的例子來說明。當班長對排得很整齊的一橫列士兵發出跑步命令后，每個士兵各以自 己不同的速度向前跑，班長喊立定時，各士兵所處位置不同，如班長再喊“向后轉”（相當于180°脈沖），“跑步走”時，各個士兵又以自己原來的速度奔向起跑線，當班長以與第1 次同樣間隔的時間第2次喊立定時，士兵們肯定都處于原來的起跑線位置，只是方向相反。

　　自旋回波脈沖序列中的影像亮度、回波幅度不僅與受檢組織的特殊參數即Ｔ１、Ｔ２和質子密度有關，而且與操作者選擇的參數ＴＲ、ＴＥ有關。ＭＲＩ較ＣＴ可獲得更多的信息。人體不同組織不論它們是正常的還是異常的，有它們的各自的Ｔ１、Ｔ２以及質子密度值，這是ＭＲＩ區分正常與異常以及診斷疾病的基礎。為了評判被檢組織的各種參數 ，在操作中可通過調節重復時間ＴＲ、回波時間ＴＥ以突出某個組織特征的影像，這種影像 被稱作加權像（weighted image, ＷＩ）。把分別反映組織T1、T2和質子密度Ｎ（Ｈ）特性的影像，相應稱作T１加權像、T２加權像和N（H）加權像。

　　（1）質子密度N（H）加權像 如選用比受檢組織T1顯著長的TR（1500～2500ms），那么磁化的質子群在下1個周期的90°脈沖到來時已全部得到恢復，這時回波信號幅度與組織Ｔ１無關，而與組織的質子密度和Ｔ２有關。再選用比受檢組織Ｔ２明顯短的ＴＥ（15～20ｍｓ），則回波信號幅度與質子密度（即受檢組織氫原子數量）有關，這種影像被稱為質子密度加權像。由于多數生物組織質子數量相差不大。信號強度主 要由Ｔ２決定，有些文獻中也將質子密度加權像稱作輕度Ｔ２加權像。

　　（２）Ｔ２加權像（Ｔ２ＷＩ） 如選擇比受檢組織T1顯著長的ＴＲ（1500～2500ｍｓ），又選用與生物組織Ｔ２相似的時間為ＴＥ（90～120ms） ，則兩個不同組織的Ｔ２信號強度差別明顯，ＴＥ越長，這種差別越明顯。

　　（３）Ｔ１加權像（Ｔ１ＷＩ） 因各種生物組織的縱向弛豫時間約500ｍｓ左右，如把重復時間ＴＲ定為500ｍｓ，則在下1個周期90°脈沖到來時，長Ｔ1的組織能量丟失少，縱向磁化矢量（Ｍｚ）恢復的幅度低，吸收的能量就少，其磁共振信號的幅度低， 回波的幅度也低。相反短Ｔ１組織能量大部分丟失，Ｍｚ接近完全恢復，幅度高。下1個90°脈沖時將吸收大部分能量，磁共振信號高，回波幅度也高，信號強，如圖5- 23所示。

　　在Ｔ２ＷＩ的討論中我們知道，ＴＥ越長，Ｔ２對信號的影響越大。如Ｔ２對回波信號的影響可以忽略，對信號的影響主要是質子密度和Ｔ１，此時因選用的是短 ＴＲ（500ｍｓ左右），回波信號反映的主要是組織不同的Ｔ１信號強度的差別，即Ｔ１加權像。

　　２．反轉恢復脈沖序列（ＩＲ）

　　該脈沖序列有利于測量Ｔ１，并幾乎從掃描中刪除了Ｔ２的作用，它可顯示精細的解剖結構，如腦的灰白質。掃描時，先給一180°脈沖，隨后以與組織Ｔ１相似的間隔 （500ｍｓ）再給一90°脈沖，見圖5-24。

　　180°脈沖使磁化矢量Ｍ由正Ｚ軸轉到負Ｚ軸，因磁化矢量完全為縱向，無橫向成分，不發出信號。在180°脈沖激勵后，磁矢量以組織Ｔ１弛豫速度沿正Ｚ軸增長，500ｍｓ時磁矢量在Ｚ軸增長的數量直接與組織Ｔ１有關，但不能直接測量。為測量橫向成分，需施加90°脈沖，該脈沖使磁矢量倒向ＸＹ平面，隨后出現ＦＩＤ的強度與180°脈沖后組織的Ｔ１弛豫時間有關。

　　ＦＩＤ信號雖可直接測量，但因90°脈沖的強能量爆發后難于測量再發出的信號，可在 90°脈沖后迅速（如間隔10ｍｓ）再施加1個180°脈沖，如同標準的自旋回波序列那樣出現ＦＩＤ的早期回波（20 ｍｓ時）。在掃描中以這種回波方式間接測量ＦＩＤ，有一定程度輕度T2作用的介入。使用兩個不同ＴＲ值的ＩＲ序列可測量Ｔ１值。

　　３．梯度回波脈沖序列（ＧＲＥ）

　　成像速度慢，檢查時間長是ＭＲＩ最主要的缺點，梯度回波脈沖序列既保持了影像較好的信噪比，又顯著地縮短了檢查時間。在梯度回波脈沖序列中，采用小于90°的射頻脈沖激勵，在橫向部分有相當大的磁化矢量，而縱向磁化矢量Ｍｚ的變動相對較小。如30°脈沖 可使50％的磁矢量傾倒到橫向平面，而保留87％的縱向磁矢量，見圖5-25。

　　信號幅度分為縱、橫向兩部分，僅數十毫秒，Ｍｚ即可恢復到平衡狀態。因此，與傳統的自旋回波序列相比，重復時間ＴＲ可明顯縮短。自旋回波序列90°脈沖后磁矢量Ｍ在ＸＹ平面最強，隨后由于磁場不均勻及質子間的相互作用，相位很快分散，ＭＲ信號消失，施加180°脈沖后分散的相位再回歸（相位一致），出現ＭＲ 信號（回波）。而梯度回波脈沖序列中，施加梯度磁場后造成質子群自旋頻率的互異，很快 喪失相位的一致，ＭＲ信號消失。如再施加一個強度一樣、時間相同、方向相反的梯度 磁場，可使分散的相位重聚，原已消失的ＭＲ信號又復出現，在回波達到最高值時記錄其信 號。這種用一個方向相反的梯度磁場代替180°脈沖產生回波的小角度激勵成像方法，稱梯度的回波序列。