【技考10】專業知識-磁共振原理

   磁場對人體的磁化作用

   1.原子核自旋

   ①原子核結構：原子核位于原子中心，由帶正電荷的質子和不顯電性的中子組成。質子數量通常與核外電子書相等，以保持電中性。質子數和中子數可不等，質子和中子決定原子的質量。原子核決定原子的物理特性。電子在核外有軌道運動和自旋運動，軌道運動產生軌道角動量和軌道磁矩，自旋運動產生自旋角動量和自旋磁矩。分子的磁矩主要來自于自旋。

   ②原子核的自旋特性：原子核不是固定不變，而是不停繞自身軸旋轉。

   質子磁矩是矢量，具有方向和大小。

   質子的自旋是產生磁共振現象的基礎。

   只有質子數和中子數均為奇數或質子數和中子數的和為奇數額原子核，其總自旋不為零，才能產生磁共振現象。

   氫原子人體含量最多，且磁化率最高，目前生物組織MRI成像主要以氫原子成像。

氫原子核含一個質子，無中子，又稱氫質子。

   角動量是磁性強度的反應，角動量大，磁性就強。1個質子角動量約1.41×10²⁶Tesla，磁共振就是利用這個角動量的物理特性來進行激發、信號采集和成像的。

   2.原子核在外加磁場中的自旋變化

   在沒有磁場的情況下，自旋中的磁矩方向是雜亂無章的。

   ①質子自旋和角動量方向 根據電磁原理，質子自旋產生的角動量空間方向總是與其自旋的平面垂直。

   當人體處于強大外磁場Bo時，角動量方向將受到外磁場的影響，經一定時間達到相對穩定的狀態，此時角動量的總的凈值稱為磁矩，這個凈值是一個所有質子總的概念，不是指單個質子的角動量方向。磁矩方向總與外磁場方向一致。

   ②磁矩和進動 磁矩的重要特性：一是個總和的概念，磁矩方向與外磁場一致，并不代表只有質子角動量方向都與Bo一致，實際上約一半是與其相反的。第二磁矩是一個動態形成過程，人體置于磁場需要一定時間才能達到動態平衡。第三磁矩在磁場中是隨質子進動的不同而變化的，且進動具有特定頻率，稱為進動頻率。

   外加磁場的大小決定著磁矩與Bo軸的角度，外磁場越強，角度越小，磁矩值越大，MRI信號越強，圖像結果會更好。此外外磁場大小還決定了進動的頻率，外磁場越大，進動頻率越高。與Bo相對應的進動頻率也稱Larmor拉莫頻率，原子在1.0T磁場中的進動頻率稱為該原子的旋磁比，為一常數值。氫原子的磁旋比為42.58MHz。

3.弛豫

   ①弛豫 原子核在外加RF（射頻脈沖）作用下，發生磁共振而達到穩定的高能態，從外加的RF消失開始，到回復至發生磁共振前的磁矩狀態為止，整個變化過程即為弛豫過程。弛豫過程是一個能量轉變的過程，需要一定的時間。磁共振成像時，受檢臟器的每一個質子都要經過反復的RF激發和弛豫過程。弛豫分為縱向弛豫和橫向弛豫。

   ②縱向弛豫 縱向弛豫是一個從零狀態恢復到最大值的過程。由于要使縱向磁矩恢復到與激發前完全一樣的時間很長，有時是無窮數，故人為地將縱向磁矩恢復到原來的63%時，所需要的時間稱為T1時間或T1值，T1值一般以秒或毫秒為單位。T1是反映組織縱向弛豫快或慢的物理指標，人體各組織具有不同的T1值。

   ③橫向弛豫 橫向弛豫是從最大值恢復到零狀態的過程。我們將橫向磁矩減少到最大值的37%時所需要的時間稱為T2時間或T1值，縱向弛豫和橫向弛豫同時發生。

4.MR信號形成

   MR信號是MRI機中使用的接收線圈探測到的電磁波，具有一定的位相、頻率和強度。

   磁共振成像設備中，接受線圈可為同一線圈，也可為方向相同的兩個線圈。

   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?！案道锶~變換”就是將時間函數變換成頻率函數的方法。FID不僅提供幅值和頻率，還提供幅值和頻率相關的相位信息。

   1.梯度與梯度磁場

   利用梯度磁場G實現MRI的空間定位，共有三種梯度磁場：橫軸位Z、矢狀位X、冠狀位Y。

   MRI的空間定位主要由梯度磁場來完成。根據梯度磁場變化來確定位置時，不需受檢者的移動，這是與CT成像明顯的不同。

   梯度磁場性能是MRI機的一個重要指標，可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的MRI成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應，同時梯度磁場的爬升速度越快，越有利于不通過RF頻率的轉換。

   2.層面選擇

   MRI成像是多切面的斷層顯像，根據要求可做矢狀面、冠狀面、橫斷面成像，只要啟動相應的梯度場即可。MRI做任何斷面都不需要移動病人，只是啟動不同的梯度場即可。

   3.空間編碼

   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。

   4.K空間與圖像重建方法

   K空間填充技術：一次RF激發是相同相位編碼位置上的一排像素同時激發，這一排像素的不同空間位置由頻率編碼梯度場定位作用確定，因此相位和頻率的相對應就可明確某一信號的空間位置。在計算機中，按相位和頻率兩種坐標組成的一種虛擬空間位置排列矩陣，稱為“K空間”，K空間實際上是MR信號的定位空間，在K空間中，相位編碼是上下、左右對稱的，從正值的最大值逐漸變化到負值的最大，中心部位是相位處于中心的零位置。

   K空間中心位置確定了最多數量的像素信號，在傅里葉轉換中作用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。

   在非常強調成像時間的腦彌散成像、灌注成像機心臟MRI成像時，為節約時間，可將周邊區域的K空間全部作零處理，信噪比損失不會超過10%，這種成像方法稱K空間零填充技術。而K空間分段采集技術一般應用于心臟快速MRI成像。

   二維傅里葉圖像重建法：二維傅里葉變換法是MRI特有且常用的圖像重建方法。傅里葉變換就是將K空間的信息逐行、逐點地解析和填充到真正的空間位置上去，形成多幅反映信號強弱的MRI圖像。

   磁共振實質就是通過脈沖序列，獲得所需回波信號并將其重建為圖像的過程。

   影像組織磁共振信號強度的因素很多，如質子密度、T1、T2、化學位移、液體流動、水分子擴散運動等。

   射頻脈沖RF的調整主要包括帶寬即頻率范圍、幅度即強度、施加時間及持續時間。

   梯度場調整包括梯度場方向、場強、施加時間及持續時間。

   將射頻脈沖、梯度場和信號采集時間等相關參數的設置及其在時間上的排序稱為MRI的脈沖序列。

1.脈沖序列的表達和構成：任何脈沖序列都是RF、梯度磁場和信號采集的有序組合。

RF為具有一定寬度、幅度的電磁波，是磁共振信號的激勵源，因此在任何脈沖序列中至少有一個射頻脈沖。RF能量以射頻的形式被自選核吸收，又以射頻的形式被釋放，遵循頻率一致原則。射頻脈沖的帶寬即脈沖頻率大小的描述，射頻脈沖另一參數是激勵角或翻轉角，代表縱向磁化矢量接受射頻能量后向橫向平面翻轉的角度。

   梯度磁場主要在層面選擇、相位編碼、頻率編碼過程中起作用，而信號采集是脈沖序列的最終目的。

   脈沖序列的表達方式有兩種，即時序圖和流程表達式。時序圖是最直觀、最常用的脈沖序列表達方式。

2.脈沖序列的分類

   按檢測信號分類：可供磁共振系統使用的信號有三種即①隨時間呈振蕩衰減的FID信號即自由感應衰減信號②射頻方法采集的回波信號即自旋回波信號③梯度場切換方法采集的回波即梯度回波信號。因此根據采集信號的不同脈沖序列可分為①直接測定FID信號的序列②自旋回波序列SE③梯度回波序列GRE

   按用途分類分為通用序列和專用序列

   按掃描速度分為快速成像序列和普通序列。

3.脈沖序列的基本參數

①重復時間TR

   TR指的是脈沖序列執行一次需要的時間。TR主要決定圖像的T1對比，TR越大，T1權重越?。籘R越小，T1權重越大。TR越大，圖像的信噪比越高但掃描時間越長。

②回波時間TE

   TE指的是RF激勵脈沖中心點到回波信號中心點的時間間隔。TE主要決定圖像的T2對比，TR越大，T2權重越大，但信噪比下降；TR越小，T2權重越小。在SE和GRE序列中，TR和TE共同決定圖像的信噪比和對比度。

③反轉時間TI

   在反轉恢復脈沖序列IR中，-180°反轉脈沖到90°激勵脈沖之間的時間間隔稱為反轉時間TI。兩個-180°脈沖之間的時間間隔為TR，90°到180脈沖之間的時間間隔為TE。脂肪抑制選用短TI時間，自由水抑制選用長TI時間，為增加腦灰質白質T1對比時，則選用中等長度TI值。

④層厚

   二維成像中層面越薄，空間分辨率越高，因體素體積變小，信噪比越低。磁共振成像的層厚由梯度場場強和射頻脈沖帶寬共同控制，其他因素不變情況下，場強越強，RF帶寬越窄，層厚越薄。

⑤層間隔

   在掃描層面質子被激勵的同時，層面附近的質子往往也會受到激勵，造成信號的相互影響，稱為層間干擾或層間污染，因此在二維磁共振成像時需要設置一定的層間隔及層距，以減少層間污染。

⑥翻轉角

   也稱射頻激勵角，翻轉角度由RF激勵射頻的強度和作用時間共同決定，射頻強度越大，作用時間越長，翻轉角越大。

⑦激勵次數NEX

   又稱信號平均次數、信號采集次數，NEX增加有利于增加圖像信噪比，但采集時間同時增加，激勵次數增加一倍，在采集時間增加一倍的情況下，圖像信噪比增加倍。一般序列需要NEX兩次以上，但快速脈沖序列多需要1次或更少。

⑧矩陣

   分采集矩陣和顯示矩陣。對二維圖像而言，采集矩陣指的是行與列采集點的多少，對于磁共振圖像而言，矩陣指的是層面內頻率編碼與相位編碼的步數。頻率編碼不直接影響采集時間，而相位編碼直接影響采集時間，相位編碼步數越多，采集時間越長。采集矩陣與成像體素一一對應，在其他參數不變情況下，采集矩陣變大，成像體素變小，空間分辨率提高，但信噪比下降。

⑨視野FOV

   FOV指的是實施掃描的解剖區域，在矩陣不變情況下，視野越大，成像體素越大，空間分辨率越低，但信噪比越高。

⑩回波鏈長度ETL

   ETL是快速成像序列專用參數，指的是射頻脈沖激發后產生和采集的回波數目?；夭ㄦ溡脖环Q為快速成像序列的快速因子。回波鏈的存在將成比例減少TR重復次數，縮短掃描時間。

11有效回波時間TE_eff

   有效回波時間指的是K空間中心區域回波信號的TE，因為K空間中心區域的信號數據決定了圖像的對比度。在所有FSE序列中，回波時間均為有效回波時間。

12回波間隔時間ESP

   ESP指的是在FSE序列回波鏈中相鄰兩個回波中點之間的時間間隔。

   ESP縮短將有助于降低圖像邊緣模糊偽影，ESP的大小還影響著有效回波時間的長短，在ETL相等的前提下，ESP越小，有效回波時間越短。

4.圖像對比度與加權

   T1值和T1對比度：縱向弛豫時間T1是組織的固有屬性之一，組織的T1值越短，縱向弛豫速度越快，在下一次射頻激發時該組織的縱向磁化恢復程度越高，因此短T1組織在T1加權序列中表現為高信號，長T1組織在T1加權序列中表現為低信號。

   T2值與T2對比度：橫向弛豫時間T2也是組織的固有特性之一，橫向弛豫慢的組織即T2長的組織較之橫向弛豫慢的組織保持了更高的剩余橫向磁化，表現為圖像上的高信號。

   質子密度值與質子密度圖像對比度：氫質子密度決定弛豫過程中縱向磁化的最大值M_o，質子密度越大，其值越大。

   對某一成像組織來說，TR=3T1是保證產生質子密度對比度圖像的前提。質子密度圖像對比度不及T1和T2圖像對比度。

   圖像加權：一幅磁共振圖像往往受到T1、T2、質子密度、化學位移、液體流動、水分子擴散等綜合影響，通過調節TR、TE、TI或翻轉角等脈沖序列參數，以突出上述因素中的某一項，并以此為主產生圖像對比度，這樣獲取的圖像稱為加權像WI。常見的加權像有T1加權像、T2加權像、質子密度加權像及彌散加權像。

   T1加權像T1WI：圖像對比度主要來自組織T1差異，SE或FSE序列中采用短TR（≤650ms）和短TE（≤20ms）就可得到T1加權像。采用短TR目的是使短T1的脂肪等可以充分弛豫的組織表現為高信號，而腦脊液等長T1組織因不能充分弛豫而表現為低信號；短TE目的是使采集的信號更少地受到組織間T2值的影像。在IR序列中，T1對比主要受到TI的影響，在GRE序列中，翻轉角是除TR和TE外另一個影響圖像對比度的重要參數。

   T2加權像T2WI：主要反映組織間T2值差異。T2WI一般通過FSE回波獲得，采用長TR（≥2000ms）和長TE（≥80ms）的掃描參數。長TR的作用是使組織縱向弛豫充分恢復，使采集信號中T1效應被盡可能減??；長TE目的是增大組織T2的效應，以突出液體等長T2組織的信號。

   質子密度加權像PDWI：主要反映不同組織在氫質子含量上的差異。通常采用FSE回波獲取PDWI，選用長TR（≥2000ms）和短TE（≤20ms）掃描參數，盡可能減少組織T1和T2對圖像的影像。

5.自旋回波脈沖序列

   自旋回波SE：SE是MRI中最基本的脈沖序列，以90°激勵脈沖開始，再施以180°相位重聚脈沖而獲得回波信號。

   自旋回波最主要的優勢是所獲得圖像的權重最為確定，就是說通過TR和TE不同組合可獲得特定權重的圖像，如T1WI、T2WI、PDWI，其中T1權重隨著TR增加而下降，T2權重隨診TE增加而增加。

   與GRE序列相比，因為180°重聚脈沖的應用，磁場不均勻性和磁敏感性所造成的偽影減少，化學位移偽影也較GRE少。

   多層面成像是一種可顯著提高掃描效率的自旋回波掃描技術（其他序列也可應用多層面技術），該技術的背景是MRI射頻激發、層面選擇、頻率編碼、相位編碼等工作的時間遠小于TR。

   與單回波SE序列相比，多回波SE序列在TR相等即掃描時間相同的情況下可得到多幅圖像，且圖像權重不一。多回波SE序列的另一用處是利用多個回波信號的衰減關系可計算受檢組織的弛豫率即T1和T2值。

   快速自旋回波FSE：FSE仍以90°激勵脈沖開始，隨后應用一系列180°脈沖來產生多個回波信號。

   FSE與多回波SE區別在于：多回波SE序列每個回波信號在采集時相位編碼梯度是相同的，每個回波被置于不同的K空間中，生成多幅不同權重的圖像；而FSE序列多個回波具有不同的相位編碼梯度，回波信號被置于同一K空間中，重建出的是單一權重的圖像。

   FSE序列可以使掃描速度成倍提高，但其回波信號的采集時間是不同的，具有不同的TE值，因此在FSE中，TE通常被描述為有效TE。FSE序列的ETL越長，掃描速度越快，因此ETL又稱為FSE的快速因子。

   FSE序列優點：①成像速度快②對磁場不均勻性不敏感，磁敏感偽影少③運動偽影少

   FSE序列缺點：①T2加權脂肪信號高于SE序列的T2WI②較之SE，圖像對比不同程度降低③因采用多個180°脈沖，可引起體溫升高等不良反應④不利于引起磁場不均勻性病變（出血）的檢出⑤因回波信號幅度不同，導致圖像模糊。

   “高對高不糊”

   單次激發快速自旋回波序列SSFSE：SSFSE通常與半傅里葉采集技術相結合，達到亞秒級成像速度。該序列用于體部成像時，即便患者不能屏氣也能獲得無明顯呼吸運動偽影的圖像。

   SSFSE序列所得到的是權重較大的T2加權像，由于ETL太長，圖像模糊效應較明顯，對比度下降。

6.梯度回波脈沖序列GRE

   與SE不同的是,GRE是利用梯度場的切換產生的。

   組織宏觀橫向磁化矢量衰減到零的梯度場稱為離相位梯度場；組織宏觀橫向磁化矢量逐漸恢復到峰值的梯度場稱為聚相位梯度場。

   GRE序列的特點：①小角度激發，成像速度快 梯度回波中一般采用小角度脈沖激發，小角度脈沖稱為α脈沖，α角在10-90之間。②GRE序列反映的是組織T2^*弛豫信息而非T2弛豫信息 質子失相位有三個原因：組織真正的T2弛豫、主磁場不均勻性、離相位梯度場造成的磁場不均勻性。GRE序列中的聚相位梯度場只能剔除離相位梯度場造成的質子失相位，而不能剔除主磁場不均勻性造成的質子失相位，因而獲得的只能是T2^*弛豫信息③GRE序列固有的信噪比低④GRE序列增加了對磁場不均勻性的敏感性 這一特性缺點是容易產生磁敏感性偽影，尤其是在氣體與組織的界面上，優點在于容易檢出局部磁場不均勻性的病變，如出血⑤GRE序列中血流常呈現高信號，可實現對流動血液的成像。

   小角度激勵：具有以下優點①產生宏觀橫向磁化矢量的效率較高②脈沖的能量較小，SAR值降低③縱向弛豫所需時間明顯縮短，也因此GRE序列相對SE序列能夠加快成像速度。

   擾相梯度回波和穩態梯度回波：在SE序列中TR遠大于組織T2值，在下一射頻脈沖到來時，橫向磁化矢量已基本恢復，橫向磁化矢量的殘余量對回波信號幾無影響，但GRE序列中，TR會小于組織T2值，因橫向磁化矢量尚未完全恢復，上次射頻脈沖產生的橫向磁化矢量會對下一回波信號產生較大影響，出現帶狀偽影。因此在下一射頻脈沖激發之前應處理好殘余的橫向磁化矢量，根據圖像權重不同要求，用相位破壞和相位重聚兩種方法。相位破壞梯度又稱擾相梯度，相位重聚梯度又稱穩態梯度。

7.反轉恢復和快速反轉恢復序列

   用180°射頻脈沖對組織進行激發，使組織的宏觀縱向磁化矢量偏轉180°，即偏轉到與主磁場相反的方向上，該180°脈沖稱為反轉脈沖。

   具有180°反轉脈沖序列的特點：①組織縱向弛豫過程延長，即組織間縱向弛豫差別加大，即T1對比明顯高于90°脈沖②反轉恢復序列可選擇性地抑制特定T1值的組織信號，如臨床常用的脂肪抑制和自由水抑制。

   反轉恢復序列IR：IR實際上是在SE序列前施加了一個180°反轉脈沖，即在反轉脈沖之后再施加90°和180°脈沖，并采集回波信號。

   -180°反轉脈沖中點到90°脈沖中點的時間間隔為反轉時間TI，90°脈沖中點到回波中點的時間間隔為回波時間TE，相鄰兩個-180°反轉脈沖中點的時間間隔稱為重復時間TR。

   在IR序列中，獲得T1加權像時，圖像的T1對比主要由TI決定。

IR序列具有以下特點：①組織的T1對比優于SE序列②掃描時間很長，現已被快速反轉恢復序列FIR替代，該序列主要用于腦灰白質之間的T1對比。

   快速反轉恢復序列FIR：IR序列是一個-180°反轉脈沖之后跟一個SE序列，FIR序列就是一個-180°反轉脈沖之后跟一個FSE。

   FIR具有以下特點：①因回波鏈存在，成像速度明顯快于IR。在其他參數不變情況下，掃描時間縮短的倍數等于回波鏈的長度②因回波鏈存在，T2影響增大，因此FIR序列在獲得T1加權像時，效果不如IR，但由于FSE序列③TE為有效TE，圖像上出現于FSE類似的模糊效應④通過選擇不同的TI可選擇性抑制相應T1值的組織信號，抑制某種組織信號的TI值等于該組織T1值的69.3%。

   FIR序列的臨床應用：

   ①短反轉時間反轉恢復序列STIR STIR的重要臨床應用是脂肪抑制，另一應用的意義在于對高信號組織中是否含有脂肪成分的判斷。該序列對于脂肪的抑制不具有磁場強度的依賴性，適用于不同場強的MRI系統，且磁場不均勻性對脂肪抑制影響較小。該序列的缺點是一些與脂肪組織T1值相近的病變如亞急性缺血，其信號同樣也會在STIR序列中被抑制。

   ②液體抑制反轉恢復序列FLAIR：FLAIR序列也稱為黑水序列，能有效抑制腦脊液信號的成像技術。FLAIR實際上就是長TI的快速反轉恢復序列。

   ③快速反轉恢復T1WI序列：也有稱為T1FLAIR序列，該序列在臨床上主要用于腦實質的T1加權成像，大腦灰白質T1對比明顯優于SE或FSE的T1WI序列。序列的實質是快速反轉恢復，不同之處在于TI的選擇。

8.平面回波成像序列

   平面回波成像序列EPI是目前最快的MR信號采集方式。

   EPI技術：EPI是在梯度回波基礎上發展而來，采集到的MR信號也屬于梯度回波。EPI可理解為一次射頻脈沖激發后采集多個梯度回波。

   EPI分類：分類方法有兩種，一種按射頻激發次數分為單次激發EPI和多次激發EPI；

   一種按EPI準備脈沖類型，EPI本身只算是一種MR信號的采集方式，需要結合一定的準備脈沖才能成為真正的脈沖序列，準備脈沖有SE和GRE，因此就有GRE EPI序列和SE EPI序列、IR EPI序列，其中GRE EPI序列是最基本的EPI序列，結構也最簡單。

9.基于螺旋槳技術的FSE和FIR序列

   螺旋槳技術（GE）和刀鋒技術（西門子）是K空間放射狀填充技術與FSE或FIR序列結合的產物。

   螺旋槳技術是在基本序列為FSE或FIR基礎上，K空間的數據采用放射狀的填充方式。

   螺旋槳數據處理包括以下幾個步驟：①信號采集②相位校正③旋轉校正④平移校正⑤相關性加權⑥圖像重建。

   螺旋槳技術的特點：①K空間有大量信息重疊，圖像有較高信噪比②運動偽影不再沿相位編碼方向重建，而是沿著放射狀方向被拋射到FOV以外，運動偽影明顯減輕③因采用FSE和FIR序列，磁場不均勻性影響較小，不易產生磁敏感性偽影。

   臨床應用：①Propeller FSE T2WI成像 信噪比高，運動偽影明顯減輕，主要用于顱腦檢查②Propeller T2FLAIR相對于常規T2FLAIR序列，其優勢同樣在于高信噪比和更少的運動偽影③Blade T1FLAIR 減少T1加權圖像的運動偽影④Propeller DWI 擴散加權多采用SE EPI序列，該序列主要優勢是高速采集，缺點主要是對磁場不均勻性非常敏感，Propeller DWI可明顯減輕金屬偽影。

10.三維成像及其脈沖

   三維成像的概念：三維成像通常采用短TR快速掃描序列，采集數據沒有層間隔，采集后數據可以按照任意方向重建，不受數據采集時方向限制。

   三維成像的脈沖序列：3D序列中層面編碼的步數由成像容積在層面選擇方向上的像素來決定。臨床大范圍的3D成像一般采用梯度回波序列GRE。