一、磁共振信號(hào)

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

　　磁共振信號(hào)的測(cè)量只能在垂直于主磁場(chǎng)的ＸＹ平面進(jìn)行。由于脈沖發(fā)射和接收生物組織原子核的共振信號(hào)不在同一時(shí)間，而射頻脈沖和生物組織發(fā)生的共振信號(hào)的頻率又是一致的，因此,可用一個(gè)線圈兼作發(fā)射和接收。

　　由于Ｍｘｙ指向或背向接收線圈，ＭＲ信號(hào)或正或負(fù)，橫向磁化矢量轉(zhuǎn)動(dòng)，在接收線圈中出現(xiàn)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(hào)幅度隨時(shí)間減弱），幅度的變化可用信號(hào)演變來表示。由于質(zhì)子和質(zhì)子的相互作用（spin-spin），自由感應(yīng)衰減的時(shí)間為Ｔ２，質(zhì)子和質(zhì)子間的相互作用以及磁場(chǎng)不均勻性的影響，自由感應(yīng)衰減的時(shí)間為Ｔ′2，Ｔ′２顯著短于Ｔ２。

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

　　振幅隨時(shí)間而降低的正弦信號(hào)經(jīng)傅里葉變換后用窄細(xì)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(lì)原子核的數(shù)目，因此波峰高度（信號(hào)強(qiáng)度）代表質(zhì)子密度Ｎ（Ｈ），如質(zhì)子群為純水且主磁場(chǎng)又很均勻，則質(zhì)子群共振頻率只有１個(gè)，鐘形波為一直線。如由于質(zhì)子群的自旋－自旋作用及磁場(chǎng)不均勻性的影響，在頻率域座標(biāo)上就不是一直線，而表現(xiàn)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(chǎng)

　　前面我們所討論的是處在均勻恒定磁場(chǎng)Ｂ０中的樣品，在射頻脈沖的作用下產(chǎn)生核磁共振，此時(shí)接收到的信號(hào)來自整個(gè)樣品，并沒有把它們按空間分布區(qū)分開來，無法用來成像。為了實(shí)現(xiàn)核磁共振成像，必須把收集到的信號(hào)進(jìn)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。

　?。停遥蓲呙栌玫闹鞔朋w均勻度越高，影像質(zhì)量則越好。如前述，根據(jù)拉莫爾方程，在均勻的強(qiáng)磁場(chǎng)中，生物體內(nèi)質(zhì)子群旋進(jìn)頻率由場(chǎng)強(qiáng)決定且是一致的，如在主磁場(chǎng)中再附加一個(gè)線性梯度磁場(chǎng)，由于被檢物體各部位質(zhì)子群的旋進(jìn)頻率可因磁感應(yīng)強(qiáng)度的不同而有所區(qū)別，這樣就可對(duì)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(chǎng)，ＭＲＩ的梯度磁場(chǎng)有3種：選層梯度場(chǎng)Ｇｚ、頻率編碼梯度場(chǎng)Ｇｘ、相位編碼梯度場(chǎng)Ｇｙ。這些梯度場(chǎng)的產(chǎn)生是通過3對(duì)（X、Y、Z）梯度線圈通以電流產(chǎn)生的，可通過人為地分別控制它的通斷實(shí)現(xiàn)成像所需要的梯度場(chǎng)。

　?。保x層梯度場(chǎng)Ｇｚ

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

　?。玻l率編碼梯度場(chǎng)Ｇｘ

　　以橫軸位斷層為例，在啟動(dòng)Ｇｚ選出被激勵(lì)的橫軸層面后，在采集信號(hào)的同時(shí)啟動(dòng)Ｇｘ梯度磁場(chǎng)，由于人體Ｘ軸的各質(zhì)子群相對(duì)位置不同，其對(duì)應(yīng)的磁場(chǎng)Ｇｘ也不同，磁感應(yīng)強(qiáng)度較大處的體素共振頻率比磁感應(yīng)強(qiáng)度較弱處的體素要高一些，從而達(dá)到了按部位在Ｘ軸上進(jìn)行頻率編碼的目的。這時(shí)被激勵(lì)平面發(fā)出的為一混合信號(hào)，用數(shù)學(xué)方法（傅里葉變換）區(qū)分出這一混合信號(hào)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(zhì)子群的位置，如圖5-17所示。

　?。常辔痪幋a梯度場(chǎng)Ｇｙ

　　在施加90°脈沖Ｇｚ梯度磁場(chǎng)后，人體相應(yīng)的ＸＹ平面上質(zhì)子群發(fā)生共振。如果在采集信號(hào)以前啟動(dòng)Ｇｙ梯度，到采集信號(hào)時(shí)停止。由于Ｇｙ梯度的作用，磁感應(yīng)強(qiáng)度較大處的體素與磁感應(yīng)強(qiáng)度較小處的體素相比，前者磁化矢量轉(zhuǎn)動(dòng)得快，后者轉(zhuǎn)動(dòng)得慢，從而使磁化矢量失去相位的一致性，其相位的改變?nèi)Q于體素 在垂直方向上的位置。當(dāng)Ｇｙ停止時(shí)，所有體素又以相同的速率轉(zhuǎn)動(dòng)，

　　但Ｇｙ誘發(fā)的相位偏移依然存在，所以每一橫排發(fā)出的信號(hào)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(gè)體素在矩陣中有其獨(dú)特的位置，計(jì)算每個(gè)體素的灰度值就可形成一幅影像。如圖5-19所示。

　?。矗?dāng)鄬雍穸扰c梯度磁感應(yīng)強(qiáng)度的關(guān)系

　?。停遥捎玫纳漕l脈沖其頻率并非越寬。因此ＭＲＩ完全一致，它有一個(gè)頻率范圍稱作射頻帶寬。射頻脈沖越短，其帶常用的 短激勵(lì)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(chǎng)的磁感應(yīng)強(qiáng)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(gè)體素在矩陣中有其獨(dú)特的位置，計(jì)算每個(gè)體素的灰度值就可形成一幅影像。如圖5-19所示。

　?。矗?dāng)鄬雍穸扰c梯度磁感應(yīng)強(qiáng)度的關(guān)系

　?。停遥捎玫纳漕l脈沖其頻率并非越寬。因此ＭＲＩ完全一致，它有一個(gè)頻率范圍稱作射頻帶寬。射頻脈沖越短，其帶常用的 短激勵(lì)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(chǎng)的磁感應(yīng)強(qiáng)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(shù)

　?。停遥墒怯么殴舱裥盘?hào)來成像的，如果獲取的信號(hào)大、噪音小，那么影像質(zhì)量也好。為了得到高質(zhì)量的影像，在ＭＲＩ系統(tǒng)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(gè)掃描序列：自旋回波序列（ＳＥ）、反轉(zhuǎn)回復(fù)序列（ＩＲ）、梯度回波脈沖序列（ＧＲＥ）。各個(gè)掃描序列的影像信號(hào)強(qiáng)度均與氫質(zhì)子密度成正比，由于自旋回波序列克服了靜磁場(chǎng)不均勻性帶來的弊端，能顯示典型的Ｔ２加權(quán)像，而Ｔ２信息是病理學(xué)最早最敏感的指標(biāo)，所以ＳＥ序列在ＭＲ掃描中占了主宰地位，以下詳細(xì)介紹ＳＥ 序列的掃描過程。

　?。保孕夭ㄐ蛄校ǎ樱牛?/P>

　　為現(xiàn)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(fā)射1個(gè)90°射頻脈沖，90°脈沖停止后，開始出現(xiàn)磁共振信號(hào)，間 隔Ｔi時(shí)間后，再發(fā)射1個(gè)180°脈沖至測(cè)量回波的時(shí)間稱作回波時(shí)間，用ＴＥ表示（ＴＥ ＝2Ti），180°脈沖至下一個(gè)90°脈沖之間的時(shí)間為Ｔ′，重復(fù)這一過程，2個(gè)90°脈沖 之間的時(shí)間稱為重復(fù)時(shí)間，用ＴＲ表示。

　　第1個(gè)90°射頻脈沖使縱向磁化矢量Ｍ轉(zhuǎn)到ＸＹ平面，由于磁場(chǎng)的不均勻性，構(gòu)成Ｍｘｙ值的質(zhì)子群經(jīng)受著或強(qiáng)或弱的磁波動(dòng)，某些質(zhì)子以較高頻率旋進(jìn)，90°脈沖后同步旋進(jìn)的質(zhì)子群很快變?yōu)楫惒剑辔挥梢恢伦優(yōu)榉稚?，即失相位，Ｍｘｙ即橫向磁化矢量強(qiáng)度由大變小，最終到零。加入180°脈沖后，使得相位離散的質(zhì)子群繞Ｘ軸旋轉(zhuǎn)180°，此時(shí)旋進(jìn)快、慢不同的質(zhì)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(fù)到接近90 °脈沖后的強(qiáng)度，ＴＥ達(dá)到最大值，如圖5-22所示。

　　180°脈沖前后Ｍｘｙ的變化可用隊(duì)

　　列操練的例子來說明。當(dāng)班長(zhǎng)對(duì)排得很整齊的一橫列士兵發(fā)出跑步命令后，每個(gè)士兵各以自 己不同的速度向前跑，班長(zhǎng)喊立定時(shí)，各士兵所處位置不同，如班長(zhǎng)再喊“向后轉(zhuǎn)”（相當(dāng)于180°脈沖），“跑步走”時(shí)，各個(gè)士兵又以自己原來的速度奔向起跑線，當(dāng)班長(zhǎng)以與第1 次同樣間隔的時(shí)間第2次喊立定時(shí)，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(shù)即Ｔ１、Ｔ２和質(zhì)子密度有關(guān)，而且與操作者選擇的參數(shù)ＴＲ、ＴＥ有關(guān)。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(zhì)子密度值，這是ＭＲＩ區(qū)分正常與異常以及診斷疾病的基礎(chǔ)。為了評(píng)判被檢組織的各種參數(shù) ，在操作中可通過調(diào)節(jié)重復(fù)時(shí)間ＴＲ、回波時(shí)間ＴＥ以突出某個(gè)組織特征的影像，這種影像 被稱作加權(quán)像（weighted image, ＷＩ）。把分別反映組織T1、T2和質(zhì)子密度Ｎ（Ｈ）特性的影像，相應(yīng)稱作T１加權(quán)像、T２加權(quán)像和N（H）加權(quán)像。

　　（1）質(zhì)子密度N（H）加權(quán)像 如選用比受檢組織T1顯著長(zhǎng)的TR（1500～2500ms），那么磁化的質(zhì)子群在下1個(gè)周期的90°脈沖到來時(shí)已全部得到恢復(fù)，這時(shí)回波信號(hào)幅度與組織Ｔ１無關(guān)，而與組織的質(zhì)子密度和Ｔ２有關(guān)。再選用比受檢組織Ｔ２明顯短的ＴＥ（15～20ｍｓ），則回波信號(hào)幅度與質(zhì)子密度（即受檢組織氫原子數(shù)量）有關(guān)，這種影像被稱為質(zhì)子密度加權(quán)像。由于多數(shù)生物組織質(zhì)子數(shù)量相差不大。信號(hào)強(qiáng)度主 要由Ｔ２決定，有些文獻(xiàn)中也將質(zhì)子密度加權(quán)像稱作輕度Ｔ２加權(quán)像。

　?。ǎ玻裕布訖?quán)像（Ｔ２ＷＩ） 如選擇比受檢組織T1顯著長(zhǎng)的ＴＲ（1500～2500ｍｓ），又選用與生物組織Ｔ２相似的時(shí)間為ＴＥ（90～120ms） ，則兩個(gè)不同組織的Ｔ２信號(hào)強(qiáng)度差別明顯，ＴＥ越長(zhǎng)，這種差別越明顯。

　?。ǎ常裕奔訖?quán)像（Ｔ１ＷＩ） 因各種生物組織的縱向弛豫時(shí)間約500ｍｓ左右，如把重復(fù)時(shí)間ＴＲ定為500ｍｓ，則在下1個(gè)周期90°脈沖到來時(shí)，長(zhǎng)Ｔ1的組織能量丟失少，縱向磁化矢量（Ｍｚ）恢復(fù)的幅度低，吸收的能量就少，其磁共振信號(hào)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(fù)，幅度高。下1個(gè)90°脈沖時(shí)將吸收大部分能量，磁共振信號(hào)高，回波幅度也高，信號(hào)強(qiáng)，如圖5- 23所示。

　　在Ｔ２ＷＩ的討論中我們知道，ＴＥ越長(zhǎng)，Ｔ２對(duì)信號(hào)的影響越大。如Ｔ２對(duì)回波信號(hào)的影響可以忽略，對(duì)信號(hào)的影響主要是質(zhì)子密度和Ｔ１，此時(shí)因選用的是短 ＴＲ（500ｍｓ左右），回波信號(hào)反映的主要是組織不同的Ｔ１信號(hào)強(qiáng)度的差別，即Ｔ１加權(quán)像。

　　２．反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列（ＩＲ）

　　該脈沖序列有利于測(cè)量Ｔ１，并幾乎從掃描中刪除了Ｔ２的作用，它可顯示精細(xì)的解剖結(jié)構(gòu)，如腦的灰白質(zhì)。掃描時(shí)，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(zhuǎn)到負(fù)Ｚ軸，因磁化矢量完全為縱向，無橫向成分，不發(fā)出信號(hào)。在180°脈沖激勵(lì)后，磁矢量以組織Ｔ１弛豫速度沿正Ｚ軸增長(zhǎng)，500ｍｓ時(shí)磁矢量在Ｚ軸增長(zhǎng)的數(shù)量直接與組織Ｔ１有關(guān)，但不能直接測(cè)量。為測(cè)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(xiàn)ＦＩＤ的強(qiáng)度與180°脈沖后組織的Ｔ１弛豫時(shí)間有關(guān)。

　?。疲桑男盘?hào)雖可直接測(cè)量，但因90°脈沖的強(qiáng)能量爆發(fā)后難于測(cè)量再發(fā)出的信號(hào)，可在 90°脈沖后迅速（如間隔10ｍｓ）再施加1個(gè)180°脈沖，如同標(biāo)準(zhǔn)的自旋回波序列那樣出現(xiàn)ＦＩＤ的早期回波（20 ｍｓ時(shí)）。在掃描中以這種回波方式間接測(cè)量ＦＩＤ，有一定程度輕度T2作用的介入。使用兩個(gè)不同ＴＲ值的ＩＲ序列可測(cè)量Ｔ１值。

　?。常荻然夭}沖序列（ＧＲＥ）

　　成像速度慢，檢查時(shí)間長(zhǎng)是ＭＲＩ最主要的缺點(diǎn)，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(shí)間。在梯度回波脈沖序列中，采用小于90°的射頻脈沖激勵(lì)，在橫向部分有相當(dāng)大的磁化矢量，而縱向磁化矢量Ｍｚ的變動(dòng)相對(duì)較小。如30°脈沖 可使50％的磁矢量?jī)A倒到橫向平面，而保留87％的縱向磁矢量，見圖5-25。

　　信號(hào)幅度分為縱、橫向兩部分，僅數(shù)十毫秒，Ｍｚ即可恢復(fù)到平衡狀態(tài)。因此，與傳統(tǒng)的自旋回波序列相比，重復(fù)時(shí)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(qiáng)，隨后由于磁場(chǎng)不均勻及質(zhì)子間的相互作用，相位很快分散，ＭＲ信號(hào)消失，施加180°脈沖后分散的相位再回歸（相位一致），出現(xiàn)ＭＲ 信號(hào)（回波）。而梯度回波脈沖序列中，施加梯度磁場(chǎng)后造成質(zhì)子群自旋頻率的互異，很快 喪失相位的一致，ＭＲ信號(hào)消失。如再施加一個(gè)強(qiáng)度一樣、時(shí)間相同、方向相反的梯度 磁場(chǎng)，可使分散的相位重聚，原已消失的ＭＲ信號(hào)又復(fù)出現(xiàn)，在回波達(dá)到最高值時(shí)記錄其信 號(hào)。這種用一個(gè)方向相反的梯度磁場(chǎng)代替180°脈沖產(chǎn)生回波的小角度激勵(lì)成像方法，稱梯度的回波序列。