医学影像系统原理之磁共振成像技术ppt课件

医学影像系统原理 : 磁共振成像技术 1 2 一、概论 二、磁共振成像基本原理 三、磁成像系统的构成 目录 3 GE 3T MRI Scanner Animation from 3D MRI 4 不同成像谱段 5 非电离电离 6 MRI X-Ray, CT Electromagnetic Radiation Energy 7 8 9 10 11 磁共振现象 磁共振成像的物理基础是 核磁 共振（ nuclear magnetic resonance， NMR）理论。 NMR是一种射频波与核系统在外磁场中相互作 用所表现出的共振特性 , 利用这一特性可以研 究物质的微观结构。 以不同的射频脉冲序列对生物组织进行激励， 并用线圈检测组织的弛豫和质子密度信息，显 示来自人体层面内每个组织体素射频信号强度 大小的像素阵列。 磁共振成像 磁共振成像（ magnetic resonance imaging， MRI）是利用生物体内磁性核（ 多数为氢核）在磁场中特性的表现而进行 成像的高新技术。 如今随着磁体、超导、低温、电子和计算 机等相关技术的发展，磁共振成像技术已 广泛应用于临床，成为现代医学影像领域 中不可缺少的诊断手段之一。 12 磁共振成像的作用与影响 MRI是上世纪八十年代才发展起来的影像诊 断技术。由于它彻底摆脱了电离辐射对人体的 损害，又有多参数、多方位、大视野、组织特 异性成像及对软组织有高分辨力等特点，它不 仅能提供人体的解剖图像，还可反映人体组织 的生理生化信息，因此，医学界普遍认为： MRI 是 20世纪医学诊断领域最重要的进展之一， 21 世纪它将仍以一个新兴学科的面貌在工程技术 学及医学诊断学两方面持续发展。 13 磁共振成像的历史 1946年，美国哈佛大学的 Purcell及斯坦 福大学的 Bloch各自发现 磁 共振现象，由 于这一现象在物理上、化学上具有重大的 意义， Purcell和 Bloch获 1952年诺贝尔物 理奖。 从发现 NMR到 1980年应用到医学领域的成 像技术，这中间经历了几代物理学家及医 学家长达数十年的努力。 14 磁共振成像的历史 15 磁共振成像命名 磁共振成像技术的命名比较混乱。曾使 用过的名称有：自旋成像法、自旋映像法、组 合层析摄影、 NMR断层、 NMR-CT、 FONAR（场聚 焦 磁 共振）和 核磁 共振成像（ NMRI）等。 1982 年以后为了突出这一技术不产生电离辐射，同 时又与放射性元素的核医学相区别，临床医生 建议把 “ 核磁 共振成像术 ” 简称为 “ 磁共振成 像（ MRI） ” 。 16 磁共振成像特点 :(一 )多参数成像 由于 MRI的信号是多种组织特征参数的可 变函数，它所反映的病理生理基础较 CT更广泛 ，具有更大的灵活性。 MRI的信号强度与组织的 弛豫时间、氢质子的密度、血液（或脑脊液） 流动、化学位移及磁化率有关，其中驰豫时间 ，即 T1和 T2时间对图像对比起了重要作用，它 是区分不同正常组织、正常与异常组织的主要 诊断基础。因此， MRI的多参数成像，为临床提 供更多的诊断信息。 17 多参数成像 T1加权图像的对比 :主要取决于不同组织的不同 T1时间常数。 T2加权图像的对比，主要依赖于不同组织的不同 T2时间常数。 质子密度 N(H)对比：质子密度图像的对比，主要来源于不同 组织的 T2时间常数不同。 T2*加权图像的对比，主要来源于组织磁化率的差异。 相位对比：以相位关系表示图像的对比关系，常用以显示流 体对比及流体与静态组织的对比。 弥散对比：弥散加权图像的对比，主要取决于细胞分子的热 运动速度。 磁化传递对比：磁化传递对比， 主要取决于大分子与小分子 的相对比率。 流动静止对比：流动增强效应与静态饱和之间的对比。 流速对比：流动速度对应于信号强度所产生的图像对比。 18 19 磁共振成像特点 :（二）多方位成像 自线性梯度磁场应用于 MRI系统后，就不 再用旋转样品或移动病人的方法来获得扫 描层面，而是用 Gx, Gy和 Gz三个梯度或者 三者的任意组合来确定层面，即实现了所 谓的选择性激励。因此， MRI可获得人体横 断面、冠状面、矢状面及任何方位断面的 图像，有利于病变的三维定位及解剖结构 的完整、连续显示，使医学界从三维空间 上观察人体成为现实。 20 21 磁共振成像特点 （三）大视野成像 MRI在冠状面、矢状面和斜面等方向可产生大视 野图像，对整体观察组织、器官的结构与病变的关系 具有明显的优势，对临床术前定位具有重要意义。 （四）组织特异性成像 通过使用特殊的脉冲序列特异性显示水、脂、软骨及 静态液和流体等组织。如水成像技术用于显示静态液 ；黑水技术可以区分结合水与自由水；脂肪激发可以 专门用于显示脂肪；水激发及脂肪抑制可用于关节软 骨的显示； TOF、 PC可用于流体的显示。亦可采用不 同的脉冲序列特异性的显示某种病理组织，监测病理 演变过程，如血肿不同期的演变过程等。 22 磁共振成像特点 : (三 )人体能量代谢研究 任何生物组织在发生结构变化之前，首先要经过复杂 的化学变化，然后才发生功能改变和组织学异常。但 是，以往的影像诊断方法一般只提供单一的解剖学资 料，没有组织特征和功能信息可利用。 MRI的出现填 补了上述两项空白，使疾病的诊断深入到分子生物学 和组织学水平。如 T1和 T2弛豫时间及其加权像本身就 反映质子群周围的化学环境，即生理和生化信息的空 间分布。又如，通过磁共振波谱（ MRS, magnetic resonance spectroscopy）的研究亦可洞察组织器官 的能量代谢情况，是目前唯一能对人体的组织代谢、 生化环境及化合物进行定量分析的无创伤性方法。 (四 )无电离辐射，即无创性检查 MRI系统的 激励 源为 短波或超短波段 的电磁 波，波长在 1m以上（小于 300MHz），无电 力辐射损伤。从成像所用的频率看，尽管 MRI系统的峰值功率可达千瓦数量级，但平 均功率仅为数瓦，完全低于推荐的非电离 辐射的安全标准。可见， MRI是一种安全的 检查方法，这是 MRI能够迅速发展并被人们 所接受的主要原因之一。 23 24 磁共振成像特点 :(五 )无骨伪影干扰 各种投射性成像技术往往因气体和骨骼的重 叠而形成伪影，给某些部位病变的诊断带来 困难。例如，行头颅 X射线 CT扫描时，就经常 在岩骨、枕骨粗隆等处出现条状伪影，影响 后颅凹的观察。 MRI无此类骨伪影。穹窿和颅 底的骨结构也不影响磁共振颅脑成像，从而 使后颅凹的肿瘤得以显示。 25 磁共振成像局限性 （一）成像速度慢 MRI系统成像速度的快慢一般是相对于同时 期 X射线 CT的成像速度而言的。成像速度慢是 MRI的主要缺点，使得该检查的适应症大为减 少。例如，它不适合于运动性器官、危重病 人、噪动、丧失自制能力等患者的检查。 开放式磁共振成像系统 26 国产开放式磁共振成像系统 (0.3T) 27 28 （二）对钙化灶和骨皮质病灶不够敏感 钙化灶在发现病变和定性诊断方面均有一 定作用，但磁共振图像上钙化通常却表现为 低信号。另外，由于骨质中氢质子（或水） 的含量较低，骨的信号同样比较弱，使得骨 皮质病变不能充分显影，对骨细节的观察也 就比较困难。例如，岩骨是以皮质骨为主的 结构，加上其中气化的乳突蜂窝，它在磁共 振图像上将表现为典型的低信号区。 （三）图像易受多种伪影影响 MRI的伪影主要来自设备、运动和金属异物 三个方面。常见的有化学位移伪影、卷褶伪 影、截断伪影、非自主性运动伪影、自主性 运动伪影、流动伪影、静电伪影、非铁磁性 金属伪影和铁磁性金属伪影等。 29 （四）禁忌症多 MRI系统的强磁场和射频场有可能使心脏起搏器 失灵，也容易使各种体内金属性植人物移位。在 激励电磁波作用下，体内的金属还会因为发热而 造成伤害。因此，植有心脏起搏器的病人、安装 假肢或人工髋关节的病人、疑有眼球异物的病人 以及动脉瘤银夹结扎术后的病人等都是严禁行 MRI检查的，装有假牙的病人不能进行颌面水平 的 MRI检查。放置宫内节育环的患者如在检查中 发现不适感应立刻停止检查。如受检部位在盆部 ，金属节育环造成的伪影也可能使检查失败。 30 31 磁共振成像的局限性 （五）定量诊断困难 对通常采用的质子密度、 T1和 T2加权像，其 权重值尚难精确测定。因此， MRI还不能像 X射线 CT那样在图像上进行定量诊断。 32 磁共振成像物理学原理 所谓磁共振成像（ Magnetic Resonance Imaging, MRI）就是利用生物体内特定原子 磁性核在磁场中所表现出的 磁 共振作用而产 生信号，经空间编码、重建而获得图像的一 种高新技术。其物理基础为 磁 共振理论，其 本质是一种能级间跃迁的量子效应。 Synopsis of MRI 1) Put subject in big magnetic field 2) Transmit radio waves into subject 2- 10 ms 3) Turn off radio wave transmitter 4) Receive radio waves re-transmitted by subject 5) Convert measured RF data to image 33 Many factors contribute to MR imaging Quantum properties of nuclear spins Radio frequency (RF) excitation properties Tissue relaxation properties Magnetic field strength and gradients Timing of gradients, RF pulses, and signal detection 34 What kinds of nuclei can be used for NMR? Nucleus needs to have 2 properties: p Spin p Charge Nuclei are made of protons and neutrons p Both have spin p Protons have charge Pairs of spins tend to cancel, so only atoms with an odd number of protons or neutrons have spin p Good MR nuclei are 1H, 13C, 19F, 23Na, 31P 35 36 Hydrogen atoms are best for MRI Biological tissues are predominantly 12C, 16O, 1H, and 14N Hydrogen atom is the only major species that is MR sensitive Hydrogen is the most abundant atom in the body The majority of hydrogen is in water (H2O) Essentially all MRI is hydrogen (proton) imaging 37 Nuclear Magnetic Resonance Visible Nuclei 38 Resonance frequencies of common nuclei Note: Resonance at 1.5T = Larmor frequency X 1.5 39 40 A Single Proton + + There is electric charge on the surface of the proton, thus creating a small current loop and generating magnetic moment m. The proton also has mass which generates an angular momentum J when it is spinning. Jm Thus proton “magnet” differs from the magnetic bar in that it also possesses angular momentum caused by spinning. 41 Magnetic Moment I B F L F = IBL B L W t = IBLW = IBA m = tmax / B = IA t = m B = m B sinq Force Torque 42 Angular Momentum J =mw=mvr m v r J 43 m = g J m is the magnetic moment g is called gyromagnetic ratio. It is a constant for a given nucleus. The magnetic moment and angular momentum are vectors lying along the spin axis. They satisfy the following equation: Magnetic Moment & Angular Moment 44 How do protons interact with a magnetic field? Moving (spinning) charged particle generates its own little magnetic field uSuch particles will tend to line up with external magnetic field lines (think of iron filings around a magnet) Spinning particles with mass have angular momentum uAngular momentum resists attempts to change the spin orientation (think of a gyroscope) 45 Ref: 46 47 48 Flash demo of spinning protons in Chapter 2 The energy difference between the two alignment states depends on the nucleus D E = g h Bo=h n h is Planck constant n = g/2p Bo g/2p is known as Larmor frequency g/2p = 42.57 MHz / Tesla for proton Lamor Precession 49 50 51 52 A Mechanical Analogy: A Swing set Person sitting on swing at rest is “aligned” with externally imposed force field (gravity) To get the person up high, you could simply supply enough force to overcome gravity and lift him (and the swing) up u Analogous to forcing M over by turning on a huge static B1. The other way is to push back and forth with a tiny force, synchronously with the natural oscillations of the swing. uAnalogous to using a tiny RF B1 over a period of time to slowly flip M over. g 53 54 If M is not parallel to B, then it precesses clockwise around the direction of B. “Normal” (fully relaxed) situation has M parallel to B, and therefore does not precess Precession This is like a gyroscope 55 56 Flash demo of proton like a gyroscope in Chapter 4 MRI uses a combination of Magnetic and Electromagnetic Fields NMR measures the net magnetization of atomic nuclei in the presence of magnetic fields Magnetization can be manipulated by changing the magnetic field environment (static, gradient, and RF fields) Static magnetic fields dont change ( 0.1 ppm / hr): The main field is static and (nearly) homogeneous RF (radio frequency) fields are electromagnetic fields that oscillate at radio frequencies (tens of millions of times per second) Gradient magnetic fields change gradually over space and can change quickly over time (thousands of times per second). 57 Radio Frequency Fields RF electromagnetic fields are used to manipulate the magnetization of specific types of atoms This is because some atomic nuclei are sensitive to magnetic fields and their magnetic properties are tuned to particular RF frequencies Externally applied RF waves can be transmitted into a subject to perturb those nuclei Perturbed nuclei will generate RF signals at the same frequency these can be detected coming out of the subject 58 The Effect of Irradiation to the Spin System Lower Higher 59 Spin System After Irradiation 60 Net magnetization is the macroscopic measure of many spins Bo M 61 Net magnetization Small B0 produces small net magnetization M Larger B0 produces larger net magnetization M, lined up with B0 Thermal motions try to randomize alignment of proton magnets At room temperature, the population ratio of anti- parallel versus parallel protons is roughly 1,000,000 to 1,000,006 per Tesla of B0. 62 63 当静态主磁场为 1.5T时，在一个体素 中，共有多少个剩余的质子？ 64 宏观磁化矢量 M 由此可见，平衡态时上旋态磁矩布居数较 下旋态多，两者的差即为剩余自旋，由剩 余自旋产生的磁化矢量又称为净磁化矢量 ，也称为宏观磁化矢量 M (macroscopic magnetization vector). 65 Quantum vs Classical Physics One can consider the quantum mechanical properties of individual nuclei, but to consider the bulk properties of a whole object it is more useful to use classical physics to consider net magnetization effects. 66 To measure magnetization we must perturb it We can only measure magnetization perpendicular to the B0 field Need to apply energy to tip protons out of alignment Amount of energy needed depends on nucleus and applied field strength (Larmor frequency) The amount of energy added (duration of the RF pulse at the resonant frequency) determines how far the net magnetization will be tipped away from the B0 axis. 67 磁共振条件 所有共振现象的产生，均具有特征性的条 件： 外力的频率与共振系统的固有频率 相同； 外力对系统作功，系统内能增加 ； 外力停止后，系统释放能量。 核磁共振（ magnetic resonance, MR）是 利用电磁波，确切的说是射频脉冲 (radio frequency pulse, RF pulse)对平衡态的 自旋系统作功，使其吸收能量，射频停止 后，系统释放能量。 68 射频脉冲辐射 既然射频脉冲属于电磁波，它就具有电磁波的特性 波粒二象性 。因此它同时是带有一定能量的光子，光子的能量与频率的关系 为： Er = hf （ 1） 其中 f为射频脉冲的频率， Er为其能量。如前所述，磁场对自 旋系统的量子化作用，使自旋系统产生低能态与高能态的能级差 E。若射频的能量 Er恰好等于该能级差 E，即 f=Larmor频率 ，则低能态自旋可吸收其能量跃迁至高能态。 由 Er = hf可知， 频率的改变，会导致射频能量的改变 。当 f等 于 Larmor频率时， 则 Er E，即自旋系统吸收射频能量，并 处于激发态；射频停止后，自旋系统将释放出能量并逐渐恢复至 平衡态，这便是量子物理学理论。 69 核磁共振的经典物理学理论 l 由于射频脉冲是电磁波，所以经典物理学则将其视 为一交变磁场。 在此先定义一个 MRI通用的坐标系，沿着主磁场方向 为 Z 轴或纵轴，垂直于主磁场方向的平面为 XY平面 或水平面，左右方向为 Y轴，前后方向方向为 X轴。 沿着 Z轴方向的宏观磁化称为纵向磁化 (longitudinal magnetization )， XY平面的磁化称 为横向磁化 (transverse magnetization)。 射频脉冲 B1作为一种电磁波，其空间效应相当于一 个垂直于 Z轴沿 XY平面绕 Z轴进动的磁场。 70 核磁共振的经典物理学理论 平衡态宏观磁化矢量 M0绕 Z轴以 Larmor频率自旋，若 B1 也以 Larmor频率垂直于 Z轴进动，则两者处于相对静止 状态。根据 Larmor定理， B1对 M0持续存在磁转矩，使其 绕 B1向 XY平面进动，从而形成横向磁化矢量 Mxy； B1使 M0 偏离 Z轴，偏离 Z轴的 M0在 B0的作用下沿 Z轴进动。 M0绕 Z 轴进动的同时绕动态的 B1 轴进动，使 M0顶端运动轨迹 为一个三维螺旋，这种运动方式又称为章动。射频脉冲 使宏观磁化偏离 Z轴的角度称为翻转角 (flip angle)。 垂直于 Z轴以 Larmor频率的射频脉冲对自旋系统作用， 宏观磁化变小，自旋系统吸收能量而处于激发态。当射 频脉冲停止后，自旋系统释放能量逐渐恢复至平衡态。 71 剩余磁场章动 72 弛豫现象 弛豫（ relaxation）是指自旋系统由激发态恢复至其 平衡态的过程，也就是纵向磁化的恢复和横向磁化的 衰减的过程。 纵向弛豫 (longitudinal relaxation)又称自旋 -晶格 弛豫或 T1弛豫，是指 90 射频脉冲停止后纵向磁化逐 渐恢复至平衡态的过程。 横向弛豫 (transverse ralaxation)又称自旋 -自旋弛 豫或 T2 弛豫。自旋系统的大量自旋磁矩彼此相处在对 方磁矩所产生的附加磁场中，由于分子的热运动导致 附加磁场的波动，使彼此的进动频率发生改变，这就 是自旋自旋作用。它导致自旋的相位相干性消失， 即产生所谓自旋自旋弛豫。 73 74 纵向弛豫时间 T1 纵向磁化的过程遵循以下公式： Mz M0（ 1 e-t/T1） (2) 式中 Mz为纵向磁化的即时值， M0为平衡态纵向磁化矢量， t为弛豫时间， T1为纵向弛豫时间常数。上式中，令 t T1 ，则 Mz/M0 63 100，或 Mz 0.63 M0。由此，定义 T1是指 纵向磁化矢量从最小值恢复至平衡态的 63%所经历的弛豫 时间 。其物理学意义相当于一个 “ 弛豫周期 ” ，每经过一 个 T1时间则纵向磁化恢复其剩余值的 63%。 T1 是不同组织 的弛豫特征值，反应不同组织的纵向弛豫率的快慢差别。 由于纵向弛豫是高能态自旋释放能量恢复低能态的过程， 所以高能态自旋必须通过有效的途径将能量传递至周围环 境（晶格）中去，故又称其为自旋 晶格弛豫。 75 横向弛豫时间 T2 在理想的均匀磁场中横向磁化的弛豫过程遵循以下 函数： Mxy=M0 cost -t/T2 (3) 式中 Mxy为横向磁化的即时值， M0为平衡态宏观磁化矢 量， t为弛豫时间， T2为横向弛豫时间常数。若只考虑 Mxy的幅值，令 t=T2， 则 Mxy/M0=37/100或 Mxy=0.37M0。 由此，定义 T2是射频脉冲停止后，横向磁化矢量衰减 至其最大值的 37%时所经历的时间 ，即为一个 T2时间。 76 T2也是不同组织的弛豫特征值，反应不同组织横向磁 化弛豫率的快慢差别，其物理意义与 T1相似，只是 T2 代 表横向磁化的 “ 衰减周期 ” ，每过一个 T2时间，横向磁 化减少至其剩余值的 37%，与放射性元素的半衰期意义相 近。 实际上，横向磁化的自然弛豫过程并不是在理想均 匀的磁场中，它经历着自旋自旋弛豫作用和外加磁场 不均匀性所形成的 T2 弛豫双重效应，两者作用的结果 称为有效 T2弛豫 T2*： 1/T2* = 1/T2+ 1/T2 （ 4） 其中 T2 代表为外加不均匀磁场所产生的驰豫时间。 有效横向弛豫时间 T2* 77 T2* 与 T2哪个更大？ 78 79 Derivation of precession frequency This says that the precession frequency is the SAME as the Larmor frequency t = m Bo t = dJ / dt J = m/g dm/dt = g (m Bo) m(t) = (mxocos gBot + myosin gBot) x + (myocos gBot - mxosin gBot) y + mzoz 80 MR信号形成 射频脉冲停止后，纵向磁化矢量转向横向磁 化矢量并在 XY平面内绕 Z轴进动。正如一个 XY平面内的旋转磁体，可以在接收线圈内产 生感应电压，这个随时间波动的电压即为 MR 信号 。 81 电磁感应与 感生电压 线圈作为磁场的接收工具而用于接收来自横 向磁化矢量 Mxy的磁场，由于 Mxy在 XY平面内 旋进，所以，其磁场强度在线圈内的投影值 随时间呈周期性变化，即穿过线圈的磁通量 不断变化。根据法拉第电磁感应定律，通过 闭合回路的磁通量（磁场强度 磁通面积） 发生变化时，闭合回路内产生感生电压，感 生电压的大小与磁通量的变化率成正比。 82 电磁感应与 FID信号 Mxy在 XY平面内以拉莫频率旋进，所以穿过线圈内的磁通量也以 拉莫频率呈周期性波动。因而在线圈内产生的感生电压信号也是 拉莫频率的波动信号。 V Mxy cos t （ 5） 射频脉冲停止后，横向磁化矢量 Mxy在 XY平面内自由旋进，由于 其相位相干性逐渐丧失，所以横向磁化矢量迅速衰减。 Mxy = M0 sin -t/T2* (6) 为翻转角。以 Larmor频率在 X-Y平面内自由旋进的横向磁化矢 量，在线圈感应出频率相同的、幅度快速衰减的 MR信号称为自由 感应衰减（ Free Induction Decay， FID）信号 ： VFID M0 sin cos t -t/T2* （ 7） 83 FID信号 FID信号是最基础的 MR信号，是自旋系统信号总 和，无法区分不同组织的空间位置，必须对其 进行空间编码及图像重建才能产生 MR图像。 由于 FID信号按 T2*衰减，所以生存时间有限， 磁场均匀性越低，其衰减速度越快，因此很难 获取良好的信号。在 MRI中通常需要对 FID信号 进行处理，使其重现，即所谓回波（ echo）， 再来采集信号。自旋回波（ spin echo,SE）就 是 MRI中一种经典的最常用的信号。 84 自旋回波信号 在 90 射频脉冲作用下，纵向磁化矢量被转移 成横向磁化矢量并在 XY平面内进动，即所有剩 余自旋的磁化矢量以相同的频率、一致的相位 一起进动。当 90 射频脉冲停止后，由于磁场 不均匀性所致的 T2效应及自旋 自旋的 T2 效应，经过一段时间 ，在 XY平面内的进动相 位的每个剩余自旋的相位一致性（相位相干） 将逐渐丧失（ T2*弛豫），场强高处进动快，低 处进动慢，横向磁化矢量随之变小或消失。 85 自旋回波信号 此时，我们沿 Y轴再施加一个 180 射频反转脉 冲，作用于 XY平面内进动的每一个剩余自旋的 横向磁化，使其以 Y轴为对称轴呈轴对称翻转至 Y轴的另一侧。此时，进动较快的剩余自旋相位 将落后于进动慢的剩余自旋，所有剩余自旋的 相位又重新达到一致，产生最大的回波信号， 即自旋回波（ SE）。从射频激发脉冲至最大回 波信号产生所经历的时间（ 2 ）称为回波时间 （ echo time, TE）。 86 自旋回波信号 从自旋回波产生过程可见，自旋回波消除了 由于外加磁场不均匀性所致的 T2效应，所以 可获得 T2衰减信号，使 MR信号生存期延长。 如果在第一个 SE信号采集完后，再次施加 180 反转脉冲，同样可获得第二个自旋回波 信号，依此类推，一次激发可获得很多个自 旋回波信号，这就是多回波（ multi echo） 技术。 87 Recording the MR signal Need a receive coil tuned to the same RF frequency as the exciter coil. Measure “free induction decay” of net magnetization Signal oscillates at resonance frequency as net magnetization vector precesses in space Signal amplitude decays as net magnetization gradually realigns with the magnetic field Signal also decays as precessing spins lose coherence, thus reducing net magnetization. 88 NMR signal decays in time T1 relaxation Flipped nuclei realign with the magnetic field T2 relaxation Flipped nuclei start off all spinning together, but quickly become incoherent (out of phase) T2* relaxation Disturbances in magnetic field (magnetic susceptibility) increase the rate of spin coherence T2 relaxation The total NMR signal is a combination of the total number of nuclei (proton density), reduced by the T1, T2, and T2* relaxation components 89 90 91 T2* decay Spin coherence is also sensitive to the fact that the magnetic field is not completely uniform Inhomogeneities in the field cause some protons to spin at slightly different frequencies so they lose coherence faster Factors that change local magnetic field (susceptibility) can change T2* decay. 92 Different tissues have different relaxation times. These relaxation time differences can be used to generate image contrast. T1 - Gray/White matter T2 - Tissue/CSF T2* - Susceptibility (functional MRI) MRI with Different Parameters 93 磁共振成像系统组成 磁共振成像系统（ MRI系统）由磁体、梯度、 射频、计算机系统组成。通过信号的产生、 探测、编码以及图像的数据采集、图像重建 和显示两大功能模块的有机组合，实施其功 能。 MRI系统除了成像设备外，还要有许多附 属设备与之相配套，如：磁屏蔽体、射频屏 蔽体、冷水机组、不间断电源、空调以及超 导磁体的低温保障设施、激光打印机等。 94 磁体系统 MRI的磁体系统主要有三种类型：永磁型、 电阻型及超导型。 磁体是磁共振成像系统的关键设备，磁体的 主磁场产生静态磁场，使人体内的氢质子在 磁场内形成进动，产生静态磁化矢量。 磁体的性能直接关系到系统的信噪比，在一 定程度上决定着图像的质量。 95 磁体性能 （一）主磁场强度 MRI系统的主磁场 B0又叫静磁场（ static magnetic field）。在一定范围内，增加静磁场强度则氢质子所 产生的磁矩越大，信号越强，图像的信噪比（ SNR）也 就越高。 通常将磁场强度 0.3T的称为低磁场， 0.3T-1.0T 称为中场强，高于 1.0T的称为高场强。磁场强度的选择 应综合考虑图像的信躁比，生物效应，人体的安全性。 目前， 1.5T以上的超导 MRI系统临床使用相当普遍， 3.0T的超导 MRI也已进入临床使用。国外已研制出 7.0T 和 9.0T的超高场系统，但至今尚未进入临床应用阶段。 96 （二）磁场均匀度 磁场均匀度（ homogeneity）是 MRI系统的重要指标之 一，均匀度指在特定容积（取一球形空间）限度内磁 场的同一性程度，即穿过单位面积的磁感应线是否相 同。 MRI的磁体在其工作孔径内产生匀强磁场，即主磁场 B0 。 为了对扫描病人进行空间定位，在 B0之上还需施加 梯度磁场 。单个体素上的 必须大于其磁场偏差，否 则将会扭曲定位信号，降低成像质量。磁场的偏差越 大，表示均匀性越差，图像质量也会越低。在 MRI系 统中，均匀性是以主磁场的 10-6作为一个偏差单位定 量表示，偏差单位为： ppm。 97 （三）磁场稳定性 磁体附近受铁磁性物质、环境温度或匀场电源漂移等 因素的影响，磁场的均匀度或场值也会发生变化，这 就是常说的磁场漂移。 磁场的稳定性可以分为时间稳 定性和热稳定性两种。 时间稳定性指的是磁场随时间 而变化的程度，如果在一次实验或一次检测时间内磁 场值发生了一定量的漂移，它就会影响到图像质量。 稳定性还可随温度变化而漂移，其漂移的程度是用热 稳定性来表述的。永磁体和常导磁体的热稳定性比较 差，因而对环境温度的要求很高。超导磁体的时间稳 定性和热稳定性一般都能满足要求。 98 （四）有效孔径 有效孔径指梯度线圈、匀场线圈、射频体 线圈和内护板等部件均安装完毕后柱形空 间的有效内径。其内径一般大于 65cm，孔 径过小容易使被检者产生压抑感。然而， 增加磁体的孔径在一定程度上比提高场强 更难。近年来，在临床应用的开放式 (OPEN 型 )磁体系统，其优点是病人位于半敞开的 检查床上，受检者不易产生 MRI检查时常有 的恐惧心理，并且能开展 MRI的介入检查及 治疗等。 99 成像磁体分类 磁共振成像用磁体可分为永磁型、常导型、 混合型和超导型 4种。 （一）永磁型 永磁型磁体（ ermanent magnet）是最早应 用于 MRI全身成像的磁体。永磁材料主要有 铝镍钴、铁氧体和稀土钴三种类型。 100 永磁型 永磁体一般由多块永磁材料堆积（拼接）而成。磁铁 块的排布既要构成一定的成像空间，又要达到磁场均 匀度尽可能高的要求。另外，磁体的两个极片须用磁 性材料连接起来，以提供磁力线的返回通路，从而减 少磁体周围的杂散磁场。永磁体的场强一般不超过 0.3T。永磁型磁体除了场强低外，其磁场均匀性也差 。永磁型磁体对温度变化非常敏感，对磁体和机房的 温度变化应控制在 1C 之内。 优点是结构简单、造价低、不消耗能量、维护费用低 、磁场发散少，对环境影响小。 101 （二）常导型 常导型磁体（ conventional magnet）是利用线 圈中的电流来产生磁场的。实际上是某种类型 的 空芯电磁铁 ，其线圈所用导线由于有一定的 电阻率，又称为阻抗型磁体（ resistive magnet）。 简单的圆形线圈产生的磁场是非均匀性的，为 了提高磁场均匀度，可增加线圈，调整两线圈 之间的距离，改善磁场的均匀度。为了产生较 高的场强和足够的中空直径，往往数个线圈并 用，常用的是四线圈常导型磁体。 102 常导型 常导型磁体可用加大线圈电流的方法来提 高常导型磁体的场强。但是，导体的功耗 与流经它的电流的平方成正比，线圈电流 每增加一倍，其功耗将增加至 4倍。通常 产生 0.2T左右的横向磁场，一个四线圈常 导磁体消耗的功率将高达 80kW。发出的热 量须用无离子冷水系统带至磁体外散发。 另外，线圈电源的波动将直接影响磁场的 稳定。 103 （三）超导型 目前，所有强磁场 MRI扫描系统均采用超 导磁体（ super conducting magnet）。 超导磁体是利用超导材料在低温下的零电 阻特性，在很小的截面上可以通过强大的 电流，产生强磁场，一般场强在 0.5-3.0T 之间。超导体的电磁线圈的工作温度在绝 对温标 4.2K的液氦中获得超低温环境。 104 超导线圈的材料一般采用铌钛二元合金的多芯复合 超导线。在液氦温度下，铌钛细丝处于超导态而呈现 零电阻特性，但分布于其周围的铜基保持一定的电阻 相当于绝缘体，一旦发生失超，电流就会从铜基流过 ，以释放磁体储存的巨大电能，防止过热而使超导体 烧毁。另外，铜基作为机械支持物，可提高线圈的机 械强度。 超导磁体的高场强、高稳定性、高均匀性、不耗电能 以及容易达到有效的孔径是其优点。但是，超导线圈 必须浸泡在密封的液氦杜瓦中工作，这增加了磁体制 造的复杂性和定期液氦的补给。 105 超导型 磁体系统组成 无论何种磁体，其功能都是为 MRI系统提 供满足要求的磁场。为了提高磁场的均匀 性，人们发明了匀场线圈；为了保证超导 线圈的低温环境，人们设计出了高真空超 低温杜瓦容器；为了解决被检测体的空间 分辨率问题，人们又制造出梯度线圈。如 此等等，使磁体部分越来越庞大复杂。 106 磁体系统 一个典型的磁体系统除了磁体之外，还有匀 场线圈、梯度线圈和射频体线圈， 3个线圈 依次套迭在磁体内腔中。与磁体、匀场线圈 和梯度线圈相连接的是它们各自的电源，即 磁体电源、匀场电源及梯度电源。超导磁体 系统还应有低温容器、致冷剂 (液氮和液氦 ) 液面计、超导开关、励磁和退磁电路、失超 控制和安全保护电路等。 107 梯度系统 梯度系统（ gradient subs