第五章 核磁共振成像（二）

第五节 磁共振信号与加权图像

自由感应衰减信号 (FID)

自旋回波信号 (SE)

梯度回波信号（ GrE ）

一般不用 FID 信号来重建图像，原因是： 1 ，信号的较大幅度部分

被掩盖在 900 射频之内；2 ，线圈发射和接受通路之间来不及切换；

较为常用的也是最早用以进行磁共振图像重建的信号，只是需要多施加一次 1800RF 脉冲，

回波时间较长

较新的可大大缩短磁共振扫描时间的用以重建图像的信号，又称场回

波

可获取的三种磁共振信号

一、自由感应衰减信号

自由进动：是指射频场作用停止后磁化强度矢量 M的进动。

自由衰减信号（ free induction decay signal, FIR ）指的是在探测线圈中感应出的自由进动，又叫自由进动衰减。 FID 是 NMR 的信号源。自由感应衰减 (FID):

信号随着时间而消失（类似于阻尼震荡信号），但频率不变。

M 的 z 分量被 B0 所淹没，因此， FID 只能在 xoy 面上检测。

xyM 的形成可以看作是由原先相位均匀分布的核磁矩向某一方向集中而使矢量加强的结果。

当外施交变磁场经过时间 t 后，磁化矢量 M 处于 。此时在 x-y 平面上有分量 1B t sinxyM M

xyM 在固定坐标系中以 的角速度绕 z 轴在 x-y 平面内旋转。

0

FID 信号（电压）为

为真空磁导。FID 信号正比于磁化强度矢量的横向分量 。FID 信号确实反映了宏观磁化强度矢量 M 的变化。

0 0( ) xyv t S QM 0

xyM

若在 x-y 平面内置一检测线圈，则 将以每秒 的频率切割线圈，从而产生电势。这就是检测到的 FID 信号。

xyM 0 / 2

二、自旋回波信号

900 射频结束瞬间，磁化翻转到横向，开始横向弛豫，即

散相

静止磁场中，宏观磁化与场强方向一致，纵向宏观磁化

最大

施加 900 射频脉冲，纵向磁化翻转到横向，

横向磁化最大

施加 1800 射频脉冲，质子进动反向 ,

相位开始重聚

经过与散相相同的时间后 , 相位重聚完全 , 横向磁化再

次达到最大值

此时的线圈感应信号即为自旋回

波信号

自旋回波信号的产生过程

基本 SE 序列的序列结构

重复时间回波时间

三、梯度回波 (GRE) 信号

梯度回波序列缩短扫描时间分析图

使用 α 脉冲而非 900 脉冲 ,使 纵向磁化弛豫加快 ,极大

减少 TR 时间

使用翻转梯度产生回波而非 180°脉冲 , 从而允许

最短的 TE 时间 ,给缩短 TR带来

空间梯度回波

(Gradient Echo)

梯度回波产生过程

质子在反向梯度下加速散相

反向梯度

正向梯度( 又称重聚

梯度 )

梯度翻转 ,进动反向

相位重聚过程

相位重聚完成 ,横向磁化达到最大 , 此时感应的信号即为梯度回

波信号

序列参数对图像权重的影响

T1-90° 脉冲和 180°

脉冲的间隔时间

T2- 自旋 - 自旋相互作用的时间常数

TE- 回波时间TR- 序列重复时间

Text

TR对 T1

权重的影响

TR越长 ,T1

权重越小TR越短 ,T1

权重越大

TE对 T2权重的影响

TE越长 ,T2

权重越大TE越短 ,T2

权重越小

长 TR, 长 TE, T2 加权像

序列 : FSE4000/130 10mmT

FOV: 250mm TR: 4000ms TE: 130ms 层面 : 横断面 NSA: 2 采集矩阵 : 256*192 计算矩阵 : 256*256

短 TR, 短 TE,T1 加权像

序列 : SE350/16 10mmT FOV: 250mm TR: 350ms TE: 16ms 层面 : 横断面 NSA: 2 采集矩阵： 256*192 计算矩阵： 256*256

四、 NMR 信号强度及其影响因素

1

组织中的浓度MRI 只限于氢核成像。磁共振图像又称质子图。 NMR 信号强度与每个体素中磁性核的量（即它在组织中的浓度成）正比。

2

磁场的均匀性

3

磁场的均匀性

第六节 磁共振图像重建

基本概念：

像素：组成灰度数字图像的基本单元。

体素：像素对应人体内的位置。

像素灰度信息：对应体素的检测信息的强度。

不同成像手段进行位置对应的手段不

同

对磁共振而言 , 实现像素与体素对应的手段是施加三个维度上的梯度磁场。

不同成像手段的检测信息不同

一、傅立叶变换

一维傅里叶变换： ( ) ( ) ,iwtF f t e dt

利用傅里叶变换可对不同函数的频率进行分解。

在 MRI 中，为了对一定共振频率范围内的质子都进行激发，必须使用时域内的矩形脉冲作为激励的能量。

1( ) ( )

2i tf t F e d

傅里叶反变换：

MRI 中常用的傅立叶变换

越短，它覆盖的频率范围就越宽。

1. 矩形脉冲

矩形脉冲宽度无限窄

2.δ 脉冲

傅立叶变换的波形分析法

傅立叶变换的作用

复杂的时间域信号 简单的频率域信号傅立叶变换傅立叶变换

Amplitude

二、梯度场的模型

梯度斜率越大，系统性能越好

1. 梯度磁场的产生

拉莫尔方程（ Larmor equation ）：0 0B

改变磁场 就可改变共振频率 。00B

0B B

B 又叫梯度磁场，是指沿直角坐标系某坐标方向呈线性变化的磁场。

空间定位：在主磁场 上叠加一个变化的小磁场 ，从而使成像层面上各处的磁场得以改变。

0B B

在 Z 方向叠加的强度随 Z 变化的磁场，叫Z 方向梯度场；

在 X 方向叠加的强度随 X 变化的磁场，叫X 方向梯度场 ;

在 Y 方向叠加的强度随 X 变化的磁场，叫Y 方向梯度场 ;

N

S

B0

B0

ZB0+B(z)

0

N

S

B0B0

X

B0+B(x)

0

N

S

B0B0

Y

B0+B(Y)

0

三个基本梯度场

人体的三面

示意图

横断面

冠状面

矢状面

空间的三维水平磁场水平磁场 垂直磁场垂直磁场

B 0

（ Z）

B0(Z)

一般常导和超导磁体产生水平磁场，水平

方向（人体长轴）为 Z方向

一般永磁体产生垂直磁场，垂直方向为 Z方向，人体长轴一般

定义为 X 方向

Y

ZX

Z

XY

2. 梯度场与主磁场的叠加

梯度场 的大小和方向均可改变。B

主磁场 是匀强磁场，其大小和方向是固定不变的。0B0B B

中心的场强总为零，与 叠加后，磁体中心的场强不变。0B

3. 梯度场及其作用

体素定位： MRI 成像时，体素发出的 NMR 信号的强度被转变为图像中像素的亮度。

为了得到任意层面的空间信息， MRI 系统在 x, y,

z

三个坐标方向均使用梯度磁场 (Gx , Gy , Gz 梯度 ) ， 分别用相互垂直的三个梯度线圈产生。

4. 三个梯度场的使用

1.选择扫描层面：一般由层面选择梯度来完成。2. 用其余两个梯度定位：在二维傅里叶成像中，即为频率编码和相位编码，解码后即得检测点的平面坐标。3.对所确定的空间点的坐标所对应的空间体素发出 NMR 信号进行检测便得到了所需的图像对比度。

MRI 空间坐标的建立是由三维梯度磁场来实现的。

将来自每个体素的 NMR 信号与来自其他体素的信号分离的方法：层面选择

空间编码空间坐标

三、磁共振图像重建

1.层面选择 MRI 的层面选择是通过三维梯度的不同组合来实现的。

任意斜面成像，其层面的确定要两个或三个梯度的共同作用。

层面的选择采用的是选择性激励的原理：

选择性激励（ selective excitation ）：指用一个有限频宽（窄带）的射频脉冲仅对共振频率在该频带范围的质子进行共振激发的技术。

Gz 或 GyGy 或 GzGx矢状面Gz 或 GxGx 或 GzGy冠状面

Gy 或 GxGx 或 GyGz横轴面层面方向 频率编码梯度相位编码梯度层面选择梯度

在 Z 方向叠加梯度场可以选择层面， RF 的频带宽度与梯度强度共同决定层厚。

选层梯度 Gs

层厚与梯度强度成反相关

层厚与射频频宽成正相关

以横轴位成像为例—选Gz 作为选层梯度

0( )z zB zG

选层过程

层面内所有质子的共振频率均相同（称为自选面），垂直于 z轴的所有层面的共振频率均不同

在 z 向施加梯度后，沿 z 轴各层面上质子的进动频率为：

用窄带脉冲进行激发，实现每次只激发一层。在进行选择性激励时多用 sinc函数，在非选择性激励时常使用很窄的方波

1 2 3

2. 相位补偿脉冲

在选层梯度脉冲后施加一相反的梯度脉冲，称为 180° 相位重聚焦梯度（ rephasing gradient ）。

这样补偿信号幅度由于层面内质子群进动 的相位发散导致的信号幅度的降低。

相位重聚梯度脉冲又叫相位补偿脉冲，持续时间约 1s ，目的导致层面内质子的相位相干。

3.层面内信号的定位

对MRI 线圈内得到的复合共振信号（由成像层面内所有质子同时发出）加以分辨。

平面定位梯度：相位编码梯度

频率编码梯度相位编码梯度：在 y 方向上提供了体素的识别信息。

频率编码梯度：在 x 方向上提供了体素的识别信息。

设 Gx 和 Gy 分别为频率编码和相位编码梯度，同时设 Gx 和Gy 分别位于图像矩阵的行和列方向。 nx 和 ny 分别为矩阵的列数和行数。

相位编码

相位编码（ phase encoding ）：利用相位编码梯度磁场造成质子有规律的进动相位差，用此相位差来标定体素空间位置的方法。相位编码梯度工作于脉冲状态，有多少个数据采集周期，该梯度就接通多少次。在 Gy 作用期间，体素所发出的 RF 信号并不利用。因此，相位编码梯度又叫准备梯度。相位编码用来识别行与行之间体素的位置。

1. v1 ， v2 和 v3 分别表示相位编码方向上三个相邻的体素。

2. 开始有相同的相位，并以相同的频率进动。3. 相位编码梯度 Gy 开启。

•该方向上磁化强度矢量将以不同频率进动，公式：

0( )y yB yG 越大，质子进动越快。

编码过程

0( )y y y y yt B yG t y•相位编码梯度持续时间 ty 后，该方向上体素的进动相位 为：

产生的相位差 为： y y yyG t y

4. 在 t=ty 时刻，相位编码梯度关断。此时进动频率逐渐恢复至原频率，但进动相位差被保留。这就是相位编码的所谓“相位记忆（ phase memory ）”功能。

图示：

加入相位编码梯度 (Gp), 沿 Y 方向的质子在进动相位上呈现线性关系 ,

将采集信号经傅立叶变换后 , 可以得到 Y 向位置与相位的一一对应关系。

施加 GP, 质子沿Y 向所受磁场线性 , 进动频率线性 , 相位线性

Gp 结束后 ,Y 向磁场均匀 , 质子进动频率一致 , 但线性相位保留下来 ,并与 Y 向位

置一一对应

Gp 施加之前 ,质子沿 Y 向进

动频率相位均相同

频率编码：利用梯度磁场造成相关方向上个磁化矢量进动频率的不同，并以此为根据来标记体素的空间位置。

0( )x B xGx

与 y 轴平行的各列体素的进动频率 为：x

频率编码

频率编码梯度 (Gro) 使沿 X 向质子所处磁场线性变化 , 从而共振频率线性变化 , 将采集信号经傅立叶变换后即可得到频率与 X 方向位置的线性一一对应关系。

成像层面的X 向位置

采集信号经傅立叶变换后的频谱

二者一一对应

梯度回波脉冲序列

RF:

Gs:

Gp:

Gro:

SIG:

相位编码梯度 ,需要反复施加 128 次 ,且幅度线性

变化

四、小结

※MRI 线圈中接收到的信号是受激层面内个体素所产生的 NMR 信号的总和。※在二维成像技术中，由于相位编码梯度和频率编码梯度共同作用，各相邻体素产生的信号在频率和相位上均存在细微的差别。※这种差别表现在相位编码方向上就是进动相位的不同，表现在频率编码方向上就是进动频率的不同。※通过二维傅里叶变换，就可使以频率和相位表示的差别转换为体素空间位置的差别。

第七节 磁共振成像法简述

MRI 是一种低灵敏度、高噪声的成像技术

新的成像方法层出不穷新的成像方法层出不穷旧的成像方法日趋完善旧的成像方法日趋完善

一、成像法及其分类

根据信号的获取形 式， MRI 成像法可以分为： 点成像、线成像、面成像、体成像

1.点成像法— 对每个体素的 NMR 信号逐一地进行测量的成像方法

• 主要有敏感点法。

2. 线成像法— 一次采集一条扫描线数据的成像方法•主要有：多敏感点成像法、线扫描以及多线扫描成像法。•优缺点：点线法比较简单，但信噪比 (SNR) 较低，成像时间长，基本被淘汰。

3. 面成像法— 一次性获得整个平面信息的成像方法•主要有自旋回波平面成像等。•优缺点（回波成像）：成像时间最短，信噪比高。

4. 三维体积成像法— 在三维成像中不使用选层梯度，其选层空间定位由第二个相位编码梯度来完成

•该相位编码梯度的步数决定图像重建时成像容积内可划分的层面数。•优缺点：信噪比高，但耗时。

二、磁共振图像的品质因素

衡量图像的衡量图像的 33个重要指标个重要指标

信噪比对比度

分辨率

（一）对比度

在 MRI 中，图像对比度是组织体素的 NMR 信号不同而形成的。

组织对比度： 1

1 1

1 1

A B

A B

T

T TC

T T

磁共振成像的目的，就是通过图像处理的方法，准确无误地产生可见的图像对比度。

（二）信噪比

信噪比（ SNR或S/N， signal to noise ratio ）是信号幅度与噪声幅度的比值。信噪比是衡量图像质量最重要的指标。任何增加信号强度或减小噪声水平的措施，均可使 SNR提高， SNR的提高，即可加快扫描速度，又能提高图像的空间分辨率。MRI 是一种灵敏度极低的技术。尽可能提高 SNR ，是所有 MRI设备制造商所追逐的目标之一。内部噪声源：人体和电路元件。

所谓空间分辨率，指的是图像的锐利度，是图像区别细微结构的组织边界的能力，它主要由单个组织体素的大小决定。

单个体素中包含的所有组织经过平均后产生混合的 NR 信号。这种混合作用受体素大小的影响。混合作用的存在减弱了微小结构的对比度和可见性，大大限制了分辨相邻解剖结构和发现微小病灶的能力。

在 MRI 扫描过程中，通常用改变 FOV 、扫描矩阵和层厚三个因素中的一个或两个的办法来调节图像的细节。

分辨率提高将导致信噪比降低。因此，体素不是越小越好。

（三）空间分 辨率

三、磁共振成像的 性能

（一）磁共振成像的优点（一）磁共振成像的优点

♣1. 多参数成像，可提供丰富的诊断信息。♣2.高对比度成像，可得出详尽的解剖学图谱。♣3.任意方位断层，使医学界从三维空间上观察人体成为现实。♣4.人体能量代谢研究，有可能直接观察细胞活动的生化蓝图。♣5. 不使用造影剂，可观察心脏和血管结构。♣6.无电离辐射，一定条件下可进行介入MRI治疗。♣7.无骨伪影干扰，后颅凹病变清晰可辨。

T1 ContrastTE = 14 msTR = 400 ms

T2 ContrastTE = 100 msTR = 1500 ms

Proton DensityTE = 14 msTR = 1500 ms

MRI 多参数成像

（（二）磁共振成像的缺点

定量诊断困难

禁忌症多

图像易受多种伪影影响

对钙化灶和骨皮质灶不够敏感

成像速度慢 , 不适合运动性器官和危重病人的检查