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1、磁共振根本原理法共振成像的依据是与人体生理、牛.化有关的人体组织率度时核描共振的反映不同，饕理解这个问跑,就必须如道核磁共振和核整共振的特性.一、核磁共振与核磁共振吸收的宏观描述由力学中可知，发生共振的条件有二：一是必须满足疑而条件,二是要满足位相条件.原子核是自旋的，它绕某个轴旋转（颇像个陀娓）。旋转时，：嗷弱碳场和碳W,将自旋的原子核放在个均匀的南磁场中,受磁场作用,原子骏的自旋轴会被强制定向，或与磁场方向相同.政“J向相反,卑新式向的过程中,原子核的自旋轴将类似旋转陀螺般的发生进动.不同类的原子核有不同的进动性肪.这种性质就是应转比（非零自旋的核具有特定的旋转比）.用丫农，J1.进动的角
2、菽率3一方面同旋转比有关：另一方面同济磁场的感场强度B有关.其关系有拉莫尔（1.annor）公式（3又称拉莫尔频率）：W=yB（6-1）静磁场中的原子核自旋时膨成一定的微弱势能.当一个频率也为3的交变电/场作用到自旋的原子核时,自旋轴被强制领倒井带有较强的势能：当交变电磁场消除后.原子核的自旋轮将向原先的方向进动,并拜放其势能.这种现象就是核磁共振现象（换言之“I电横辅射的嗣频率和外磁场涡工小英尔公式E.如丁收也H,i时及上共版吸收），这一过程也称为池豫过程，择放置.信号就是核磁共抿信号.也被称为我减信号（FID）.显然，核磴共振信号是频率为3的交变信号，其幅度防进动过程的减小而衰减，图6T衣
3、示几种原子核的共振频率与隔场强度的关系.这线算率是在电假波谱的频带之内，这样的频率大大低于X线的频率.甚至低于可见光的频率.可见它是无能力破坏生物系统的分子的.在实际情况下，由于所研究的对象都是由大盘原子核组成的组合体,因此在转入讨论大以原子核在破场中的维体行为时，有必要引入一个反映系统思化程度的物理址来描述核系统的宏观特性及其运动规律，这个物理地叫睁磁化强度矢受，用Y表示，由大班原干核加成的系统，相当于一大堆小磁铁，在无外界磁场时,原子核磁地U的方向是随机的，系统的总磁矩矢量为如果在系统的Z轴方向外加一个演，除租场B,原子核世矩受到外磴场的作用，在自身转动的同时又以B,为轴进动，核i矩取平行
4、于BO的方向。按照波尔兹曼分布，在平衡状态卜.，处于不同能缴的原子核数目不相等，使得原子核戚雄不能完全互相抵消,从而有冷B（6-3）此时UJ以说系统被描化了，可见M是片度版子核系统被磁化程度的做，是表示单位体枳中全部潦子核俄拒的矢瞰和。系统的核是大成的，位和是随意的，所以位相的分布是均匀的.图6-2（a是把系统中所有相同进动位相的核的矢量和用一解头去示，并平移到坐标的0点，由于核进动位相分布服从统计规律，所以其各向进动的核的矢量和用相同长短的箭头衣示，这就构成上下两个即锥，图中M+表示处于低能级进动核数在BO方向的矢量和M衣示高能级核数在：加反方向的矢盘和.因低能级核数略多于高旎级.所以MM-
5、,MM-方向相反，所以系统出现平行于Bo的净磁化强度Mo,用黑笳头表示，见图6-2（b）.由于M+、M-的位相分布是均匀和对称的，它们在XY平面上的投影互相抵消，所以在垂直于Z轴方向上的分依，即横向分域MXy就等于0,也就是说系统在平衡态时的核磴化强度矢量：M。就等于飒向分段Mz。IN图6-2核系统检够矩矢fit和设固定坐标系统XYZ的Z釉和旋转坐标系统XYZ的Z轴重合，XY绕Z轴旋转，当在Z轴方向施加一个静磁场Bo.同时又引入一个旋转电破场,它的磁矢量B1.就在X轴上,角速度矢址3的方向沿着BO相反的方向.即3与BO方向相反.当B1.在XYZ坐标系统中以角速度3旋转,X”H坐标也以相同的角速
6、度3旋转，假设施转电磁场(图6-3)的国频率3等于核系统於化强度矢JItM的进动频率30,即此R寸静磴场BO马1/y完全相互抵消，只剩下在X，轴上的舱场B1.,又叫有效磁场。2-3.=Xf1.o(-4)此时XYZ坐标系统中的B1：就相当于是作用在M上的静诊场，所以M又绕着BI场进动，其进动的角速度Q=YB1.(Q为单位时间内M矢量在XYZ坐标系统中旋转的加度)，即0=?-肉，或8=*J,I，(6-5)式中表示在tp*ft11*w*n图6-3旄灯磁场的运动由上可见，只要在Bo的垂直方向施加一旋转峻场B1.,核磁化矢城Y与静感场Bo方向的偏转角就要不断增大，见图6Y（八）0增大的速度取决于B1.与
7、U),如果射翔脉冲的持续时间和覆度使M转动一个珀度0(角射频脓冲见图6-4(b)cM正好耨到XY平面上，那么称为司n/2脓冲，见图6-5(b).从XYZ坐标系统来看M的运动，这时M以。的角速慢绕石B1.进动的同时.又以3的角速度经Bo进动，其总的运动就呈现如图6-5（八）的锥形转动，由M的顶相划出一个球形的螺旋戏，这是一个吸收能豉的过程。-图6-5-f2好场冰冲二、也像过程与自出感应衰减信号核系统在平衡状态时，其磁化覆度矢量M在Bo方向的分量而在X丫平面上的横向分“；MXy6如果在Bo垂出方向施加一激发脓冲，Mu就要倡国平衡位置一个角度，因而处于不平衡状态：此时MZKMoJxyHO.当激发脓冲
8、停止作用后,M并不立即停止转动,而是逐渐向平衡态恢复.最后回到平衡位置,这一快坡过程称为弛像过程，这是一个择放他瓜的过程.dM,M,M0假i殳分htMz.Mxy向平衡位置恢复的速度与它们离开平衡位置的程度成正比，于是这两个分量的时间导致可写成(6-6)(6-7)(6-8)Q9)咽-也公式中的负号我示弛理过程是酸化强度矢量变化的反过程.解之得M.三Me(1.-e-)式中Xxy(BaX)为把豫过程开始时横向松化矢猿城MXy的最大值.T1.T2是因不同的物防特性而异的时间常数.它们也是磁共振成像的於要参数.从式(6-8)和式(6-9)可知，恢笈到平衡状态时招z、MXy是同时进行的两个过程，两个特征量
9、T1.、T2具有时间的最纲，称为弛做时间.由图6-6还可以看出，MzMxy)的快双限从指数规律，1 .效Jt时间在她除过程中,原子核的自旋不断地与周用环境1品格)进行代热交换.以到达能贵平衡.这个饱用!时间称为自旋-晶格苑黑时间，叫T1.因为这个过程是以微化矢St在Z轴上的纵向分仪迷渐快更为标志的,所以又称为纵向弛偿时间.T1.曲用时间与核段共振成像系统所采用的发射和接收频率，即拉莫尔频率有关，而拉莫尔频率与静俄场有关，因而T1.胞像时间与成像系统龄粗场B。的大小有关.实脸已证实组织中水的氧核在各种正常潜白中或是正常组织与异常组织之间.T1.都有很大的区别.都有一定的TI值范围.在效色过程中，
10、门旋的悦干核系统内部也在不断地进行着热交换，以到达能量平衡.这个地他时间称为自旋-F1.旋曲傩时间，即T2.在这个过程中,系统本身的能量不变。但由于原子核同时受外和静思场BO和网近核的磁并，影响，从而其进动领率稍有不同，且均匀地分布于XY平面上，矢里和等于零.这一过程是以垂直Z釉上的描化分址由大变小拼终为手为标志的，所以称为横向弛傕时何.由图66(b)可见.T2定义为水平磁化矢量MXy减少到其最大值(90度脉冲作用后的瞬时值)的37%时所“要的时间.在理想的均匀毡场中，所有核的进动频率都应是相同的，并一致地以外毡场为轴诳动，但是由于感场均匀性很玳做褥十分理想，加之祖织内磴核产生的局部磁场都会对
11、进动中的核产生影响，使各核底矩以稍不同的频率进动.这种共振频率的分放性导致各小破矩具有不同的进动相位，从而引起水平极化强度的衰减.一般来说.T2不曼施加到组织上的磁场强度的影响.一般消况下，B。空间不均匀性造成的MXyM小更明显，因而实际所观察到的是T2,即(6-10)77i7+2zb其中BO为BO的偏差Ift-可见MXy在Bo不均匀的情况下衰减得更快.以上分析说明，T1.和T2参数反映了H核与周围原子间的相互作用的程度大小，因而反映了物质的结内特性一,H核的分布和其周围的化学环境,这是磁共振成像揭示生物体生埋、生化改变的物理根底。2 .自由感度衰减信号FID只要能加于受检体的射领脉冲B1.,
12、存在时，核诊化矢量M困绕B1.；的进动角度便继续增大,M在义XY平面中将会产生一个分加YXy.当射颇脉冲关断以后由于核自加之间和核自旋与品格之间进行能I血交换.产生纵向饱豫和横向池球.使核自旋从射频脓冲吸收的能J1.t又放出来,从宏观上看，M继续围绕BO以3=Bo的领率进动,但它在XY平面上的投影MXy随时间越来越小，战后等于零，其运动轨迹见图6-7,当在X或丫格方向设有-接收战圈，这个畿圈可以是发送射频脉冲的同一线圈或单独的接收线图，由于MXy在线图轴战上游动,相当于城圈内磁场方向的变化，于是在我圈两端感应出一个很小的电动坍。这个电动势就是NMR信号,叫自由国应衰减信号(freeinduct
13、iondecaysigna1.).B1.6-7*/2肽冲的FID信号FID信号的强度按指数规律衰减,其衰减快慢由T1.,T2决定，同时还与所研咒区域的核自旋密度P有关.F1.D信号是磁共振成像系统的信号源.3 .BIoch方程和化学位移以上从核系统的1.arrnUr进动和地球过程说明了极共振原理，但是应该强调指出，极化强度矢价M在RF场作用卜发生自旋翻转和地像是同时进行的两个过程。只要M偏离Bo场方向就有她像过程存在，在检冽线圈中测得的破矢盘变化信号是该系统MR信号的宏观表现.而且RF场M一经开启,白旗翻转也就存在.为了全面说明核磁共振和弛像过程,下面给出B1.OCh方程的教学友达式.H1.o
14、Ch方程的微分形式为-M,/T1+yMyB0+M,B1(r)snrf-M,T1-ZMjB9-yM,B(t)ot(=-(M.Mu)T,rMtB1(t)sinut-MyB(t)s0ati(6-11)其中Mx.My,Mz分别为租化强度矢崎M在X、Y、Z轴上的投影，方程组说明了处F静世场Bo中受到RF鼓励的原子核系统具有的弛像过程的规律.Bo场作用产生1.annor进动，方程中的第：局部精确描述了这一特点。RF场作用使核系统产生共振吸收，同时产生弛像过程.式(6-11)全面描述了核系统的状态.除了核系统中的核密度，弛像时间TkT2外,影响MKfS号检测的因素还有化学位移、流体的流速等.所i/化学位移是
15、指在不同化学环境中的相同原了核在外展场作用下我现出楣有不同的共振痢率的现象。%分析原子核进动过程中，已证明对同一种原子核共振频率是一定的.如果固定电磁波发射频率,当调整到同一磁场赧度B时都应发生共振吸收，倒实际情况并非如此。当把某一化合物放人槌场中将发现.在信号检测分辨力十分高的情况下,不同种类化学犍上的原子会产生不同颇率的破共振信号.这是因为原子核不是孤立存在的，而是被核外带瞄性的电子层所包围.也就是说，某些原子核具有不同的电子环境，困绕希原子核旋转的电子不同程度地削弱了施M在自旋或进动者的原子核上的毡场强度(图6-8),假设固定外加毡场的大小，周阳电子公较常的现原子经受的局部磁场塞度Bo较
16、高，根据1.armOr公式，它的共振频率：较高：电子云较厚的氮原子的局部磁场强度B较弱，它的共振算率也较低。原子核的电子环境不同,核外的电子结构也不同.由此而产生的磁屏谶的强度也行所不同.用表示电子云对磁场强度减码的作用.当然也可以固定RF电磁波的炖率0.假设要满足1.armor关系,就要使外加磁场稍微增加一些,以克服电子云屏蔽的影响，才能到达共振,受核外电子云影响所产生的行效越场强度可用式(6-12)去示：B=B(1.-)(6式中a乂弥为加敲常效或化学位移常数.曲a位为10至10在外加辕场为2.37时.发原子因电子讦境不同所引起的化学移位均为儿自Mf1.i,界据Umx*公式,由广化学位移对共
17、振频率产生的影啊为-y1.-J)(6-13)习惯1.用百万分之一(Ppm)来我示d依.即3(ppm)=-10*式(6-M)说明化学位移是相对于某个标准物质进行测盘的，对质子来说，常用的标准物质是四甲基硅烷(CMS1.图6-8（ak（b）为经历不同点子环境的朦f核.（C）为跳共振波普：V。为不考虑Df茶影峋时的IW子核选动馍率V和V为麻子核在不同环境时的共抵领率化学位移是一个相对S1.没有方向性,常根据习惯选定一参考值作为零点.图69是甲辞的核磁共振波谱.因甲酹（C1I30II）的C3践和OH的质子所处的化学环境不同,它们在波谱上的位置就不同,两条分开的谱税分别代我OH和CiE其化学位移约为IP
18、pm,可以用计兑这一诺税所随差的面积的方法冽定核俄共振的信号覆底，它正比于原子核的密度。在图6-9中两条谐战下面的面积之比约为3:1,即相当于质子数目之比，在物质化学结构的分析方面,磁共振波谙学是重要的研究领域，其根本原理就是利用了共振核的化学位移挣性.从利用物质的化学位移产生破共振的意义上来说,也可以据此实现成像：但从正常磁共振信号的检测来说，化学位移也是w6mwww-CH,J210图6-9甲静的核磴共抵波逾利积分行废二、磁共振成像原理核磁共振原理是磁共振成像的根底.但要由MK信号构成一幅磁共振图像福要解决许多兔杂的技术问SS，比方采集俄共振信号的方法，人体断层面的选择，FID信号的处理和用
19、采集到的数据由建断层图像的方法等等。在X统一CT中，被照初体和堤个检测器之间的空间位置是一一对应的,通过检测X线在人体的吸收衰战.反映断层面的空间位置.但在MR成像中,是通过接收极共振系统发出的Fn）信号作为信号源.再通过适当的变换进行图像小建的.磁共振图像的成像流程如以下图所示：由核磁共振原理知道,原f核系统的核磁共振是在特定频率()的射腕脉冲作用下产生的.当射痂脉冲停止后核系统产生弛修，在与/磁场Bo垂直的方向上放置的线圈将接收到HD信号.无论在核的共振吸收阶段，还是在核的弛碟过程中，核的进动郎遵从1.annOr公式的规律即3。=Bo,当静破场Bo一定时，包含在Bo场中的同种核将以相同的频
20、率进动，按收到的FID信号将是频率为3。的衰M正弦振荡。可以利用一个90.脓冲和随后的180*,除冲获得这个F1.D信号.在一个被选的平面上，像点是由X、Y两个坐标卷示的.当加上RF射频脓冲后,从狡备阶段进人到进展阶段.梯度场开始作用.然后,分别加上两个梯度场(X轴方向的梯度场Gx.Y轴方向的梯度场Gy)中的一个,这样先加的场开始作用(如Gx),在Ix秒后切断Gx,再加Gy,于是在ty(检测阶段)时间内就收到了自他应衰减信号，此时，对样本施以翔率编码脓冲，就可得到与编码一一寸应的检测信号,即检测到的信号(两个方向的信号叠加)是空间位时的南数，为消除相放,让两相位差为90,这样在ty.期间采集的
21、数据按拉莫尔公式有3)dY6由图可见Xoy坐标系固定在受检体上，而XOY坐标系与梯度场同方向,XOY坐标系是在X”坐标系根底上旋转0角.因此根据坐标变换有X=Xcca-Ysin,y=Xnf1.+Ycoed因此.式(818)次示的方向的投影效饵可写为P(x,ff)=/(X-y8in9,Xsin6+YcdY,J(6-19)P(X,0)投影信号是检测到的MRI沿方向的分布.尽管由于梯度场的作用，P(X,1)与一定的共振频率相对应,但检测到的投影信号只是角和时间I的困数，为了求出投影信号与对应频率的关系.进行二维博里叶变换.其傅里叶变换我达式为F(e.9)-F(oMostf,Mmn0)=rP(z.)e
22、*-d*J-(6-20).在上式中.为了说明梯度场的变化对投影信号傅里叶变换的影响,引人了(,)坐标参数.(.)与口I和U的关系如图612所示.由式(6-18)可知，P(x,0)给出了物体自旋分布沿X方向的一维信息，但没有给出Y方向的自旋信息分布，因此从投影信号.P(X,)还不能复原出物体的质子分布(X,y)。为此，三要使梯度场艇转一系列角度,再羽赛如上过程,就可以得到一系列的P1.(X,B),P2(X.9)投影曲线。当获得的投影曲城足哪多时，通过时每条投影曲线的傅里叶变换F(c,0)再进行傅里叶反变换即可获得整个物体的质子分布NX.y).就得到了所需要的图像.对(620)式取得傅里叶反变换的
23、表达式为册1.M-dQ(e_2i)利用图6-12所示的型标变换将式(6-21)改写为极坐标形式有=w三,dwjd9格式(8-20)代入上式幽有“3)=扇门匚【匚PGMeXd4引1.daWe2”上式由直角坐标系转变为极坐标系时利刖了c+jjy=sX(因为X=Xcos,y=XsinYcos,r=cosO,rpsinO).因此ej(c+j)=ejnx.,式(6-22)说明，利用测得的投影信号P(X.D).悌度场每旋转一个角度Ax,通过如上的二维傅里叶反变换就得到一幅质子分布图像仃(X,y),这如同X线一CT成像中某一方向投影佶号的反投影形成的均匀涂抹图像.当梯度场旅转了足膨次的O后，每一次反投影的图
24、像i(X,y)或加起来(即对d取积分)就得到了所需求的f(X,y)图像，当然，这样形成的MR图像也存在希X战YT反投影重建图像中存在的伪像问MR的二维傅里叶变换成像法根本内容是：通过Z方向的RF冰冲鼓励选择层面,为了区分层面内各个像素，再利用层面XY方向加入的梯度场对X、Y方向像素诳行编码以绘得HD信号(或称投影信号)，经：维傅里叶反变换获得像素的质子密度，T1、T2独像时间的空间分布，进而杀建MR图像。设静磁场为BO沿轴方向分布，人体长粕与峥i场B。方向平行。欲选择的层面为横断面时,梯度俄场应取Z方向分布.当欲选择的层面为欠状断层时.层面选择梯度磁场应取GX分布：中选舞的层面为冠状断层时.层
25、面选择梯度磁场应取Gy分布.1 .相位码和演率一码MR数据采集是通过逐次改变X方向梯度场的扫描角度得到一组FID信号，再势伸圾叶反变换得到选择的层面内好个像素的质子密度分布而JR建图像。在二维傅电叶变换成像方法中是以相位编码和频率编码来实现这种旋转扫描的，所谓相位第码(phaseencoding),就是利用悌度磁场造成各个像素的体积元的质子进动相位不同.以相位叁标定各像素体积元的空间位置.当引起共振的射猱脉冲终止后，由于受鼓励的层面破场的不均匀性和相邻磁核产生的小磁矩的影响,以相同痂率共振的磁亚可能会有不同的进动方向,即相位差.利用某方向施加的梯度场对体素破化强吱的这种相位特点进行编码，实现各
26、体枳元的位巴识别，这就是相位编码的含义。现假设每个体素的碳化强度相同(矢出帼度相同),每个磁化矢量都以相同的频率进动.开始时各矢At相位相同(都朝上)因此.所有体素都产生相同的续信号.当加入y方向梯度磁场后,处于上部的体素比处于下部的体素经历更强的磁场，从而导致上部各磁化矢量比下部磁化矢般有更快的迸动频率，因此，备底化矢吊之间将产生相位差。由此而产生的相位变化与破场矢最在垂JI方向(y)上的位置有关。该梯度屈场作用时间很短。当关闭梯度场后，所有体素再次置于和同的外磁场中,粗化矢知又就构成了一幅：维图像。2 .K空间K空间为MR图形原始资料的填充储存空间格式，埴充后的资料经傅立叶转换，重建出VR
27、图像，以下图所示为典型的K空间比方矩阵为256*256的图像需要采集256条相位编码线来完成K空间的填充，每条相位编码线含有全层MR信息，K空间呈对称填充，但是K空间的数据点阵与图像的点阵不是一对应的。填充K空间中央区域的相位编码战决定图像的比照，填充K空间周边区域的相位编码战决定图像的解剖细节。如以下图所示：K空间的堪充形式有对称、循序增充和螺堤式堪充以及放射状埴充.3 核磁图像傅里叶*t由博里叶变换的性质和特点知：粉率不同的信号经傅里叶变换后,可由它们在频谱图中诣线的位置加以识别：而频率相同，相位不同的佶号的傅里叶变换可由它们的诣纹与坐标轴的儡传角度加以区别.傅里叶变换的这些特点刚好适应了
28、为MR信号采柒设计的各种编码方式的解码需要，图6-15描述了平面内A.B两点图像由二堆傅里叶变换方法得到的重建图像的主要过程,Z方向悌度场Gx选定该成像平面，X方向加入梯度1.场Gx认实现频率漏码,y方向加入梯度假场Gy实现相位娘码,y方向的相位编码为n次.图615（八）为Gy变化时采集到的时域F1.D信号谱,对每个Fn)信号进行博里叶变换将如到图(b)所示的领谱图.因为X方向只有物体A、B两点，所以各F1.I)使里叶变换的结果中都表现为3Rx、3Bx处的两条谐战。由于相位编码使各FID稍有不同，沿Gy方向得到的FID信号的笏率相同，但相位不同，因此变换的结果得到图(C)左侧的结果。对该结果再
29、进行傅里叶反变换就得到了图(C)才i侧的重述图像。由图可见，沿X方向进行的傅里叶变换识别出A、B在X方向的空间位置(y.By),从而决定了A、B点的位置坐标.这就是二维傅里叶变换成像的根本原理。二维傅里叶变换成像的典型脉冲序列为90-脓冲后跟随一个180”豚冲。脉冲序列、梯度检场和产生自旋回波的FID信号的时序如图6-16所示。扫描序列分类后描序列，或称脉冲序列.简尔说,是指为了产生磁共振图像数据.而施加的一系列射疑脉冲和梯度脉冲的时间顺序。临床上常用的序列大致分为两种:SE(自旋回波)、GRE(梯度回波)。并由这两个根本序列引出假设干变种。J4Qa八一WWtzr*三(M图6-15XY面内A,
30、B两点的二雉傀也叶变换实现MR眩理图有的扫描序列加有一个反转恢及预备脉冲：例如：ir一带反转恢复预爸脓冲的SEtir一带反转快笈预备脓冲的TSEtgir一带反转恢更预符脉冲的tgsehir一带反转恢亚预备脓冲的hasteepir一带反转恢复预备脉冲的叩i由磁共振殷理可知，接收雄圈悔测到的FID信号的强度与以下因案有关，即质子密度T1.弛像时间和T2也像时间，检测到FIR信号的强度变化反映了受激组织毡化强度矢舐M在弛摩过程中的变化规律。俄化强度矢量M的变化规律由卜式表示：M=KM1(T1.)(T2)(6-23)该表达式以z轴方向为层面选择方向，静破场BO与2轴向方向.K为常数，它取决于接收线圈的
31、灵敏吱和机器的电子电路，Mo为磴化矢法的初始值，即受检体进人磴共振扫描机之后，射频脉冲作用之前的平衡磁化矢量.1是T1.的函数，2是T2的函数，质子率度的信息包含在Y。中(单位体积内自旋质子越多X。触大),M。有时也写成N（三）.如将M在纵向电隙过程和横向弛独过程的变化分开来讨论-由B1.och方程描述的弛像过程可改写如下：其中城MX(O)和YXyax)分别表示地绘开始时(t=。)磁化矢僦在Z轴和X丫平面内的分M。B1.616:维傅里叶变换成像方法中层面选抒,相位惊码Gy,领率娠因GX及共、射嫉肽冲和同波侑RFSigna1.1.1.trt1 .反转铁复法反转核红法(inversionrecov
32、ery,IR)是以180RF脉冲做为鼓励脓冲,使选择层面的质子平衡磁化矢量期传180。，并在感化矢麻恢复期(效豫过程中)加入90检测脉冲,其后检测PID信号的一种脓冲序列.这种方法是茯得T1.加权图像的常用脓冲序列.2 .自旋回波法和局部饱和法自旋回波法(spinecho.SE)SE序列是临床MR成像中应用G普泗的脉冲序列之一.所谓自旋回波法是以9(TI砍冲鼓励平衡状态的磁化强度矢量翻转到XY平面.然后以180反转脉冲使近倒相180。,如果将90脉冲鼓励后所测到的F1.D信号的时间为TE,经过回波时间TE/2检测重新聚枳的磁化矢麻Mxy产生的HD伯号的方法.局部饱和法(partia1.satu
33、ration,PS)是利用90“鼓励脉冲使平衡破化攸倒并逐渐修现，经过一段时间后，再次加入90脉冲，检测蛇像过程的FID信号的方法。局部饱和法可因被检祖织蛇像特性的不同既可以检测T1.又可以检测T2,有时也称为反复FID法.3 .快速成像脉冲序列快速成像一直是MR成像研究人员致力的目标，它可以显著地缩短MR系统的成像时间,从而有利M少因运动性涔官和血流形成的运动伪像因成像时间斑，可实现在吸气和呼气状态下对上股成像，快速成像序列开展较快，种类也较多，成像时间还在进一步缩短，时至今11,MR对心脏、血流的成像已成为可能。临床常用的快速成像序列有.RARE(rapidacquisitionwithr
34、e1.axationenhancement)序列该序列与SE多回波序列有类似之处，ff1.90-180-180的自旋回波形式。不同之处在于RARE序列在单个9090即TR期间使用的多个180,脉冲分别与相位端码对应,而常规SB多【可波序列是90脉冲与相位编码对应.因此，RARE序列大大减少了数据采集的时间.悌度回波序列(gradientecho,GE)梯度回波序列是在SE根底上开展起来的。与常规SE序列不同的是：一、梯度回波序列使用的第一个脓冲小于90“，因此，接受此脓冲后，质子在纵向上的磁化矢埴仍保持较大值，极化矢量在纵向上修女到平衡位置所需的时间也明显较SE序列如J故可有效地缩短TR时间：
35、二、梯度回波序列不是使用180*脉冲使横向磁矩同相位化(聚焦),而是加上与层面选择梯僮反向的梯度实现上述目的产生回波信号：三、梯度回波序列可波时间TE明显缩短，减少了数据果集时间。悌度回波序列主要是F1.ASH序列和FISP序列.F1.ASH序列有时也称快速小角度需转脉冲序列，其脓冲形式及编码时序如图6-17所示，其特点是:梯度之前是否相位失同步及其失同步的快慢(T2)和质子接受补借梯衣后横向磁矩的同相位化程度.一,BNZi1.-Ant,1.n*J-WfV.B1.6-18F1.SP序列脓冲鼓励9梯收场的柞列时序假设TR很长,对FISP序列而言,因下一次脓冲到来时无横向磁矩,其效果类似于F1.A
36、SH序列中人工加入一个“干扰梯度”所造成的横向描地的相位失同步作用，此时的FISP序列根本等同于F1.ASH序列.假设TR缩短,以使T2衰及较少而保存有较多的同相位化横向横延时FISP序列的信号强区那么明髭高于F1.RSH序列,因此可以说，FISP序列对长T2侑的组织显示较FIASH好。同样，因FISP序列最大限度地考虑了组织的横向粗矩及其衰诚的情况，因此对T2值较长的加织显示较好F1.ASH技术采用的掰转角为10”至15,回波时间妁】0亳秒左右,所采取的重双时间TRUJ降低至20亳秒,在该段时间内完成层面选择、相位编码和数据采集三项工作.256X256图像所需时间约为5秒.(四)、核磁图像加
37、权MR图像中主要以T1.、T2和N（三）为参数进行成像，实际上是利刖脉冲序列中的各种参数如TR、TEsT1,调节MR信号的来集过程而成像,图像合成的根本想法是：在收集成像数据中,按照可调脉冲时间参数的组合形式计算出HR参数T1、T2或N(II).如局部嵬和法时所做的那样.只要能逐点计算出固有参数(T1.,T2,N（三）),就可斡由固有参数生成根本图博.这样得到的图像与脉冲序列可圜参数无关，因为图像每个点的亮度只代表该组织的11、2或N(H)值.设图像由一系列像素组成，对应时间Ta、Tb,TC和Td得到四幅图像(图6-19),图中第i,j像素殁标的信号强度为Sv=T,T1.t.N（三）t)e将上
38、式变换为InS1.nK-TjTu妗附其中K(TR,T2ij,N(I1.)ij).上式是斜率为一1/T2ij.的宜线，将n个数据点值代人上式计算该直统方程，就可以解出像素ij的T2IA.按照这种方法可以推尊出所有其他像素的T2ft,从而得到T2图像，同样也可以选用不同的TR值，获得两幅或更多的图像,推算出T1；图像和质子密度图像图6-19(b)为计算出的T2：图像和质子密度图津.根本图像除了具有研究意义外,在临床中也有实际意义.用这种方法可以得到质量较好的图像质Sb由于个别图像呼声和伪差的影响,由以上方法计算所犯的N(H),T1.和T2常常是不幡准确的.因此，行从6-19幅图像中获得凝始数据，用
39、指数最小平方回归(如上所述)，多点拟合迭代等数学方法计算N(H),T1.和T2图像。从统计学观点看，来用的图像越多,噪声越低。但实际上由于受检者匕口代时不可能保持静止不动,采用的图像越多,呼吸、心脏跳动和大血管的搏动的带洪的噪声也越多.经过计算得到的N（三）、力和T2的图像应和所采用的扫描方法没有关系.实际上却很难对不同MR成像系统所产生的T1.和T2值进行比拟，其中一个主要因素是外加磁场影响,磁场强度的不同会导致不同的计能结果，尤其是T1.地虎时间常常因外加慰场强度的增M而延长。利用各种脉冲序列得到的MR图像根本上是加权图像，来用脉冲序列所刈得的信号强度为(.重写式(6-23)：通过调节序列
40、中的脉冲间距,就能改变1和2的影响程如果较小的T1.改变能导致较大的1值改变,那么信号强度S的大小主要取决于祖织间T1.的差弁,这种图像称为T1.加权(T1.-weighted)图像：同样，当图像对组织间T2差异较般适时，称为，T2加权(T2-weighted)图像:如果图像对T1.和T2都不殷那，其比照度仅仅取决于组织间J贞子雷度的差异，这种图像称为自旋密度图像，Xtft=ff1.619从四幅回波图象通过逐点计立出T2图象物原干密收图象的炭理水意国（八）12图象（b）Mi子密度图象在脓冲序列中,由操作者改变的参数有T:TE和TR.通过对这些参数的选择,可以得到不同性垢的加权图像，如常用的反转
41、恢复（IR）序列可以通过T1.的选择实现T1.加权，T1.较迈时，不同T1.m如织纵向核发值差异较大，因此信号强强对组织TI的依赖性较嵬.在图像中T1的权重占主导地位，这就是加权的概念.对于IR序列.当TI较长时,信号强度又主要与质子密度有关.因此,得到的图像又变为质子密度图像了.（五）、扫描序列命名处么，Sie三ens常规命名：（加权，序列名初数FidFreeInductionDecay自由搜应裒减SeSpinechosequence自旋回波GreGradientEchoSequence梯度回波TseTurboSpineEcho快速自旋回波EpEchop1.anarImaging回波平面成像
42、HasteHa1.fFourierSing1.eshotTurboSpinecho半傅立叶单次激发快速自加回波TgscTurboGradientSpineEchoMedicMu1.ti-EchoDataimageCombination多回波数据图像组合PsifTiee-ReversedF1.SPsequence（F1.SP=fastimagewithSteadystateprecession）时序反批F1.SP序列（FISP=粒态迸动快速成像）SvsSing1.eVoxe1.Spectroscopy雅体素波诣TfiTurboF1.ASH快速F1.ASHCissConstructiveInterferenceSteadyState结构干预检态DessDua1.EchoSteadyState双回波稳态F
