核磁共振成像的计算机模拟

1946年两位美国科学家布洛赫和珀塞尔发现，将具有奇数个核子（包括质子和中子）的原子核置于磁场中，再施加以特定频率的射频场，就会发生原子核吸收射频场能量的现象，这就是人们最初对核磁共振（NuclearMagneticResonance,NMR）现象的认识。为此他们两人获得了1952年度诺贝尔物理学奖［1］。核磁共振就是原子核的磁矩在恒定磁场和高频磁场（处在无线电波波段）同时作用下，当满足一定条件时，会产生共振吸收现象。核磁共振很快成为一种探索、研究物质微观结构和性质的高新技术。早期核磁共振主要用于对核结构和性质的研究，如测量核磁矩、电四极矩及核自旋等，后来广泛应用于分子组成和结构分析，生物组织与活体组织分析，病理分析、医疗诊断、产品无损监测等方面。磁共振成像（magneticresonanceimaging,MRI）是根据生物体磁性核（氢核）在静磁场中所表现出的共振特性进行成像的高新技术。它的物理基础为核磁共振理论，其本质是一种能级间跃迁的量子效应。实验结果表明，利用核磁共振现象可以研究物质的微观结构。据此，人们以不同的射频脉冲序列对生物组织进行激励，并用线圈技术检测其弛豫或质子密度信息，就出现了MRR］。近20年来，随着超导技术、磁体技术、低温技术、电子技术和计算机科学等相关技术的进步，磁共振成像技术及磁共振成像设备均得到了飞速发展。如今，MRI系统已成为现代医学影像领域中最先进、最昂贵的诊断设备，并广泛应用于临床⑵。MRI的应用，不仅代表医院现代化程度的高低，更重要的是标志其诊断水平的提高。一般的医学成像技术都使用单一的成像参数。例如，CT的成像参数仅为X射线吸收系数、超声成像只依据组织界面所反向的回波信号等。MRI是一种多参数的成像方法。从理论上讲，它可以是多核种的成像，而每种核都有各自的成像参数。目前使用的MRI系统主要是用来观测活体组织中氢质子密度的空间分布及其弛豫时间的新型成像工具，用以成像的组织参数至少有氢核（质子）密度N（H），纵向弛豫时间T1，横向弛豫时间T2等3个。上述参数既可分别成像，也可相互结合获取对比图像。本论文主要研究核磁共振成像的基本原理，并利用计算机模拟来简化问题，从而探讨各参数成像对比度的内在机制。1核磁共振成像的进展与应用1.1MRI获得2003年度诺贝尔奖2003年10月6日，瑞典卡罗林斯卡医学院宣布74岁的美国科学家保罗•劳特布尔和70岁的英国科学家彼得•曼斯菲尔德为本届诺贝尔奖的得主，因为他们发明了核磁共振成像(MRI)技术⑶。这项技术的发明使得人类能看清自己和生物体内的器官，再也不必在黑暗中摸索，从而给医学诊断和治疗疾病发生了革命的变化。两位科学家在如何用核磁共振技术拍摄不同结构的图像上获得了关键性发现，这些发现导致了在临床诊断和医学研究上获得突破的核磁共振成像仪的出现。核磁共振成像技术的普及挽救了很多患者的生命。核磁共振，就是处于某个静磁场中的自旋核系统受到相应频率的射频磁场作用时，在它们的磁能级之间发生的共振现象。简而言之，磁场的强度和方向决定了原子核旋转的频率和方向，在磁场中旋转时，原子核可以吸收频率与之相同的电磁波，使自身的能量增加。而一旦恢复原状，原子核又会把多余的能量以电磁波的形式释放出来。核磁共振在生物学领域特别有用，因为它能非常精确地记录水分子中氢原子内的原子核的行动。水占了人体体重的2/3,而不同组织中水的百分比组成各有不同。核磁共振成像可以探测器官与器官之间、甚至是一个器官的不同部分之间的分界。哪怕是疾病造成的水量的1%的变化，都能被核磁共振成像检测到⑷。但是核磁共振本身不能展示被测体的内部结构，要得到内部的图像，就要将不同梯度的磁场加以结合，即改变穿过样本的磁场强度。这样就有无数二维的图像，彼此重叠后就得到样本内部空间的三维图像。这正是劳特布尔和曼斯菲尔德的研究成果［1］：把物体放置在一个稳定的磁场中，再加上一个不均匀的磁场(即有梯度的磁场)，用适当的电磁波照射物体，然后根据物体释放出的电磁波就可以绘制出内部图像了。1.2核磁共振成像在医疗疹断的应用作为对探测外科手术的安全替代，核磁共振成像仪在今天特别受欢迎，已经被用于扫描关节、脑部和其它一些重要器官。与将人体暴露在电离辐射的潜在危险下的X光检测(CT)不同，核磁共振成像只通过磁场和电磁波脉冲作用于人体，在生物学上是无害的。此外，X射线虽然能提供极好的骨骼和牙齿的图片，但在检测身体其它部位却很困难，相比之下，核磁共振成像能提供包括脑部和脊髓在内的软组织的高清晰度的图像，这些组织均藏在头骨和脊椎骨以及位于关节内表面的软骨下⑸。目前，核磁共振成像仪在全世界得到初步普及。2002年，全球使用的核磁共振成像仪共有2.2万台。在北京天坛医院(最早引进核磁共振成像仪的单位之一)，已经从最初的一台，发展到现在有四台成像仪的规模。该医院影像中心主任指出，目前核磁共振成像仪的需求量很大，平均每天接受诊断的患者大约有80人，在早些年，曾经出现过有患者为了接受检测而等1个月的情况。在越来越多的人使用核磁共振成像来检测的同时，核磁共振成像仪面临着进一步普及的困难。首先是由于核磁共振成像仪的造价太高，曾经有人为此专门做了统计，全球各大公司所生产的医用核磁共振成像仪，价格最便宜的要360万元，最贵的则要达到1900万元。而核磁共振成像仪的产量也极为有限，1996年产量为1450台，到1999年，全球产量也仅为2170台。目前在我国，共有500多台核磁共振成像仪，这远远不能满足目前国内的实际需要。对于相当一部分人来说，接受一次核磁共振成像检测，仍然是一件很奢侈的事情，目前按照统一医药标准，患者接受一次检测，最少要花费1400元左右，相比之下，CT检查平均花费只不过几百元而已［1］。2核磁共振的成像原理2.1原子核的自旋磁矩及其能量原子核具有自旋和磁矩，原子核的自旋磁矩R是其内所有核子自旋磁矩的矢量和。核子数为奇数的核，多数具有自旋磁矩⑹。在自旋磁矩不为零的原子核中，用于核磁共振中最多的是1H和13C。描述核磁性强弱的量是磁旋比y，由于磁旋比与核的质量成反比，所以13C的磁性比1H弱。将有磁矩的原子核放在外磁场B0中，自旋角动量将受磁场力矩的作用而定向排列，

这就是自旋的空间量子化。下面讨论1H的核磁矩在稳恒磁场气中所具有的能量。根据磁能公式可以得到质子在B中所具有的能量E=-RB，式中H是日在B方向上的0 P 2 0 2P0投影。由于日p在外磁场B0中的取向只有两个：9=0或0=兀，所以日2=±日。由此可得，Ep=+2y力B0。这就是说，1H的磁能在静磁场B0的作用下分裂为两个能级⑹，如图2-1所示。其中自旋磁量子数m=_1的p能级是较高能级，m=+1的a能级是较低2 2能级。001(m001(m=-—)21(m=+—)2图2-11H在静磁场b0中的能级分裂在直角坐标系中耻轴与B0同向。与这两个能级对应的磁矩矢量如图2-2所示。…B0七与B七与B0方向相反，稍经扰动就可自动回到平衡位置，因而能量较高。图2-21H的磁矩在静磁场b0中的取向P与a两能级之间的能量差AE=yhB，要使处于a能级的出获得能量跃迁到p能级，可通过电磁波照射的方式，电磁波的频率应满足辐射条件v0=yB。「2兀。1H吸收电磁波从a能级跃迁到p能级的现象称为1H的核磁共振，v0称为共振频率，气=2m0，气称为拉莫尔圆频率苗。目前使用的静磁场B0的值在1-10t之间，共振频率属射频波段范围。在技术上发射射频波段的射频磁场的是容易实现的。2.2弛豫过程和弛豫时间无外磁场作用时，核自旋的方向是杂乱无章的，自旋系统的宏观磁矩为零。当加入外磁场B0后，核自旋空间取向从无序向有序过渡，自旋系统的磁化矢量M［从零逐渐增长，当系统到达热平衡状态时，磁化强度达到稳定值M0，系统处于平衡位置时M=M0，M=0，这个过程对不同的样品所经历的时间是不一样的。原子核处于磁场B中，若在垂直于B的方向再施加一个射频(RF)交变磁场B1，当其频率等于拉莫尔频率④时，原子核有可能吸收电磁波的能量，使部分原子核激发，成0为共振吸收。这时磁化强度m和B0的夹角将发生变化。如果在瞬间用拉莫尔频率的电磁辐射使m和B0的夹角为a，那么这个电磁辐射就叫a角的射频脉冲⑻。当a角为90。

偏离平衡状态的核系统，M尹M0，M丰0，当外界作用停止后，自旋系统这种不平衡状态不能维持下去，而是要自动地向平衡状态恢复，这种恢复过程也需要一定时间。我们把自旋系统从不平衡状态向平衡状态恢复的过程，称为弛豫过程，而恢复平衡所需的时间称为弛豫时间。M离开平衡位置是由于吸收外界能量的结果，而它的恢复必然伴随着能量的释放，M的恢复与M的衰减各有自己的规律，可用下列方程描述TOC\o"1-5"\h\zdM Mx=M△①—x

dtyT(2-1)2dM M(2-1)< =—M△①——ydt xt2

dM M—Mdt Ti 1这也就是旋转坐标系中的布洛赫方程⑼。上式中，T1称纵向弛豫时间，表示核系统从共振激发到恢复平衡所需要的时间，又称自旋-晶格弛豫时间。T1由环境温度和样品的物理状态而定，如核所处的位置和运动状态等。一般来说，在相同的磁场环境下不同的组织将表现出不同的T。T称为横向弛豫时间，表示M（是M在x,y平面上的分量）以最大值衰减到零的变化快慢，又称自旋-自旋弛豫，其本质是自旋核的磁矩方向由相对的有序状态向相对无序状态的过渡过程。一般的医学成像参数都是单一的，而MRI成像却是多参数的，T「T2在MRI技术中是最重要的成像参数，也就是说组织与器官的T或T在图像上有相应的灰度表示，因此了解T、1 2 1T2的本质及它们受外界的影响是很重要的，这实际上就是图像分析的物理依据。表2-1几种正常组织在0.5T情况下的T、T值范围[9]组织名称T(ms)T2(ms)组织名称T1(ms)T2(ms)脂肪240+2060+10主动脉860+51090+50肌肉400+4050+20骨髓（脊柱）380+5070+20肝380+2040+20胆道890+14080+20胰398+2060+40尿2200+610570+230肾670+6080+10

表2-1列出了人体正常组织的t和T值，这种组织间弛豫时间的差别是MRI成像的基础。磁共振成像中所说的弛豫通常是指磁化强度矢量M的弛豫过程，这个弛豫过程应该包括两个方面，一方面是M，即纵向分量的恢复；另一方面是M，即横向分量的消失。通常将纵向磁化强度矢量的恢复称为纵向弛豫，它是自旋-品格弛豫的反映，因此又有人称其为T1弛豫。横向磁化强度矢量的消失过程就是横向弛豫。它是自旋-自旋弛豫的宏观表现，因而又有人称之为T弛豫。使用Matlab编写程序，采用五阶Runge-kutta法来求解布洛赫方程（2-1式），方程参数设置如下：M0=0.023A/m，T=1s，t=。.1s，Aw=42Hz，使用90。射频脉冲激发，图2-4是宏观磁化矢量m的弛豫示意图。图2-4磁化矢量m图2-4磁化矢量m的三维弛豫图（以90。脉冲为例）根据磁化强度矢量的定义，有dMdt1(dMdt1(MT1(2-2)解此微分方程，得dM解此微分方程，得dMMoMocos0M-Mz0M-Mln z 0—Mcos0-M艮口 M=M[1+(cos9-1)/『I] (2-3)式(2-3)即为纵向磁化的表达式。可以看出，受激核系统的纵向弛豫符合指数规律，其稳定状态为M°。式中的9表示在射频脉冲激发下M偏离B0的角度，如果激发使用的是90。RF脉冲，即弛豫开始时9为90。，则上式成为r \(2-4)M广M°r \(2-4)M广M°1-eT1I )(a) (b)(c) (d)图2-5磁化矢量M分量图(a)『1弛豫图；(b)Mx分量弛豫图；(c)My分量弛豫图;(d)T弛豫图图2-5(a)是纵向弛豫中m的变化曲线。我们看到，弛豫开始的瞬间(t=0)时刻，M=0。经过一个T1时间即经过t=1S时刻后，M已恢复到其稳态值M0的63%(1_e-1=0.63)。因此，又可以说T1是M弛豫至其稳态值63%所需的时间。经过3个T1即经过t=3s时刻后，M已恢复全稳态值的95%(1_e-3=0.95)，弛豫过程基本完成。图2-5(d)是横向弛豫中M的变化曲线。我们看到，弛豫开始的瞬间(t=0)时刻，M=M0，是其最大值。经过一个T2时间即经过t=0.1S时刻后，m已衰减到它的初始值的37%。因此，又可以说T2是M弛豫至其最大值37%所需的时间。经过3个八时间即经过t=0.3s时刻后，m已减少至最大值的5%，弛豫过程基本完成⑵。X)'讨论磁化强度矢量M的弛豫时，总是从激励脉冲关断开始的，这很容易造成自旋翻转结束后弛豫才开始的错觉。实际上，弛豫和激励并不是两个分开的过程［10］。只要M偏离B0，即B1场一开启，弛豫过程就已开始。这是因为纵向弛豫所反映的质子与环境之间以及横向弛豫所代表的同类自旋核之间的能量交换在共振吸收开始阶段已经进行。但是，由于射频脉冲的宽度一般要比质子的T1，T2弛豫时间短得多，射频场作用期间的弛豫就允许忽略不计。2.3核磁共振的成像原理核磁共振成像的核心问题是把核磁共振原理同空间编码技术结合起来，同时把物体内部各位置的特征信息显示出来。磁核在静磁场B0作用下的共振频率v0与空间位置无关，不能提供物体内的空间分布信息，起不到空间编码的作用。如果在静磁场B0上叠加一个梯度磁场，就可以把物体的共振频率与物体内部的空间分布联系起来，从而达到空间编码的目的。采用梯度磁场来改变MRI系统成像空间各点的磁场强度，以获得成像所需空间分辨率的设想，是劳特伯于1973年提出的［11］。现以一维梯度磁场为例，如图2-6所示。设梯度磁场与b0的方向一致，沿x方向的梯度为气，则坐标为X处的磁感应强度BX=B0+GX.X，对应的核磁共振频率v=y(B0+G.x)S。这样，共振频率V与坐标X之间就有了一一对应的关系。如物体内部的四个位置1，2,3,4,对应的频率是v，v，v，v，那么这四个位置的坐标x，1 2 3 4 1X，X，X是唯一确定的。234B0B0X.XXX图2-6梯度磁场的作用若梯度磁场是三维的，可根据v=yG.y/2兀和v=YG•zl2兀再确定各位置的y，Z坐标。如果定义空间某一体积元AV,中频率v,=yG+G.X+G.y+Gz)/2兀，就可据此式对物体内部的各个微小部分进行空间编码了。在空间编码的基础上，通过同步射频磁场B/勺激发产生核磁共振。在停止射频脉冲之后，任其自由衰减并通过电磁感应转化为自由感应衰减信号，测出衰减的时间即弛豫时间孔和T2，最后通过傅里叶变换并以图形的形式表示出来，就得到物体的核磁共振像［11』在物体内部取一个垂直于B的平面，作出它的核磁共振像，即得到平面像，将彼0此邻近的平面像汇集起来，就可以得到三维的核磁共振像。3计算机模拟加权成像3.1自旋回波序列自旋回波(SE，spinecho)脉冲序列是指以90。脉冲开始，后续以180。相位重聚焦脉冲，以获得有用信号的脉冲序列。SE序列为目前临床磁共振成像中最基本、最常用的脉冲序列。早在1950年，NMR领域中卓越的科学家，时域NMR的创始人E.L.Hahn用90。-T-90。-T-FID序列观察到了自旋回波现象。对这一现象的解释曾一度使人感到困惑。后来当中间的90。脉冲用180。脉冲取代后，自旋回波的真相立即大白了[2]自旋回波的机制是十分清楚的。自旋回波属于一种能量守恒的散焦-聚焦过程，或称为散相-重聚过程。第一个在x方向发射的90。脉冲的作用是使磁化矢量倒向y轴。假如这时旋转坐标系的旋转速率O正是磁化强度的旋进频率O0。则在旋转坐标系中，该磁化矢量应该不再偏离y轴，它只会以本征气为时间常数沿y轴衰减至零。但由于静磁场不均匀性aB的分布，位于y方向的磁化强度开始在xy平面上散相。经过T时延，对应△B的，旋进频率为A3,的某一磁元就有了相对于参考点y轴为A①T的相位偏移。相位偏移的数值大小不一，因而造成散相。但是这种散相却是热力学可逆过程。当在y方向上施加兀脉冲时，可使偏离的相位异号，成为-A3C。兀脉冲过后，该磁元的旋进频率并不改变，再经过一个T的时延，正好相偏为零，而获得了重聚。如果在X方向上施加兀脉冲，也可获得重聚，但此时的重聚不是在y方向而是在-y方向。上面的讨论告诉我们，利用自旋回波可有效地补偿磁场非均匀性对弛豫的影响。实际上，自旋回波技术正是为克服B0的不均匀性，在测定横向弛豫率1T2的基础上发展起来的。自旋回波脉冲序列的像元素信号强度公式为（ TR-TE2TRATES（TE,TR）=N（H）1-2e-孔+e-孔e「L （3-1）I J生物组织体元素的三个物理参量，即弛豫时间T「T2和质子自旋密度N（H）都反映在公式3-1中。用户可控制的参数只有两个，即回波时间TE和重复时间TR。3-1式是自旋密度因子N3）、孔因子和T2因子的乘积。N3）代表单位体积内有效氢核数目，各体元对信号贡献一个与N（H）成正比的信号，与TE和TR无关。对于大部分成像应用，TR>>TE，于是方程3-1可简化为

S(TE,TR)QN(Hj1-e一Te「T (3一2)se Ik)式(3-1)和(3-2)就是自旋回波序列信号强度的解析式⑵。调节TR,TE或翻转角0等脉冲序列参数，就可达到在图像中突出某一对比度的目的’常将这样获取的图像称加权像。常见的加权图像有M。加权像、T1加权像、『°加权像及扩散加权像。MRI中将图像对比度突出的程度叫做权重。3.2加权成像模拟程序的流程本章通过实空间和傅立叶空间的相互转换有效地处理三维结构样品中的扩散项。对M(r)fM(r)f+M(r)y、T2(r)'+dM(r,t) =YM(r)x(3-3)A-上(3-3)A-上y，zM(r)-M(r). q)T[(r)式中Y为旋磁比，M(r,t)为磁化矢量，M，My，M分别为其在单位矢量£，的分量。该方程除了化学位移(Ao)＞梯度磁场(强度G，方向矢量S)和弛豫效应(纵向弛豫时间［和横向弛豫时间T「外，还引入了扩散效应(D为扩散系数)。若直接用式(3-3)计算扩散效应，其计算量很大，这是由于每一点处的扩散效应都依赖于其四周邻近处的磁化分布［10］。因此，让计算机直接对方程(3-3)求解，需要花费大量的CPU时间并占用大量内存。运用三维快速傅立叶变换(FastFourierTransformation,FFT)可以在k空间中简化扩散效应：FFTDFFTDV2M-Dk2M(k)(3-4)虽然对磁化量进行FFT可大大地简化扩散的计算，但在k空间中化学位移和弛豫不再是局域量，这样在k空间中，完成整个Bloch方程的计算并不比实空间的效率高。解决方案是：先进行FFT，将磁化量从实空间变换至k空间，计算扩散效应，然后再利用傅立叶逆变换(InverseFastFourierTransformation,IFFT)返回实空间计算化学位移、弛豫等其它项［12］。图3-1给出了这个数值算法的流程图。

图3-2模拟使用的样品结构图3-2模拟使用的样品结构改进Bloch方程的数值积分采用五阶Runge-Kutta法来计算。此算法可基于对截断误差的估计，自适应调整步长，平衡计算速度，控制计算精度。计算数值类型采用双精度型，截断误差控制在10-5以内。模拟程序采用Matlab编写。计算机的基本配置：CPU为Intel（R）Pentium（R）42.40GHz，内存512Mb。程序运算时间取决于样品的大小、时间步数（截断误差）和化学位移的分布，一般在1-2小时。在模拟程序中，样品的每一格点都可以设置相对独立的多个参数，包括初始磁化矢量（m°）、扩散系数（d）、弛豫时间（T、T2）和化学位移（Ao）等。3.3模拟结果及讨论本章采用如图3-2所示的一个边长为2.4mm的立方体（64x64x64点阵，外层用4个点的空物质包围）作为模拟区域，立方体内设有三个体积相等的圆柱体（三个圆柱体赋初值顺序为左边，右上，右下）。模拟时，根据需要改变圆柱体的参数设置。模拟分别采用图3-3所示的三种脉冲序列。3.3.1m°加权像模拟

(a)(b)(c)(a)(b)(c)图3-3模拟采用的脉冲序列（a）自旋回波脉冲序列；（b）T1加权脉冲序列；（c）扩散加权脉冲序列为了研究质子密度加权像中M0对信号的影响，首先采用图3-2所示的样品模拟M0加权像，模拟采用的脉冲序列为图3-3（a）所示的自旋回波脉冲序列。三个圆柱体的初始磁化量分别设为20、40、10mA/m，其它参数一致（T=1s，t2=0.1s，te=25ms，d=0）。图3-4所示的模拟结果表明，三个圆柱体的信号强度比约为2：4：1，m0加权成像信号强度与初始磁化量大小成正比。此结论与理论预测是一致的。图3-4图3-4m0加权模拟成像图根据（3-2）式，当回波时间很短，即宓<<T；TR很长，即TR>>T，T因子和T因2 1 1 2子都近似为1，体元素信号s正比于自旋密度N（H）⑵这种加权像又称M0加权像。这里的长TR可使组织的纵向磁化矢量在下个激励脉冲到来之前充分弛豫，以削减T1对信号的影响；短TE的作用则主要是削减T2对图像的影响。3.3.2气加权像模拟同样的，我们采用图3-1所示的样品来研究孔加权像中t对信号的影响，采用图3-3（b）所示的T1加权脉冲序列进行模拟。在序列中采用短TR（<500ms）和短te（<25ms）就可得到所谓的T加权像。TE<<T，而TR.T时，由（3-2）式，体元素s信号近似正1 2 1 脾比于N（H）（-e-tRt1）o当取短TR进行扫描时，脂肪等短T组织尚可充分弛豫，而脑脊液1等长T组织在给定TR时间内的弛豫量相对较少。因此，它们在下个RF脉冲出现时对能1量的吸收也就不同；短T1组织因吸收能量多而显示强信号，长T1组织则因饱和而不能吸收太多的能量，进而表现出低信号，这种组织间信号强度的变化必然使图像的T1对比度得到增强。由于信号检测总是在横向进行，采用短TE可最大限度地削减由于T2弛豫造成的横向信号损失，从而排除了T2的作用。图3-5t加权模拟成像图将三个圆柱体的T1分别设为1、2、4S,其它参数一致(T2=0.1s,M0=23mA/m，te=20ms,T=500ms,D=0)。从模拟结果可以看出，图3-5中三个圆柱体的信号强度随T1的增加而呈指数下降趋势，信号强度比约为3.35：1.88：1，与理论预测一致。3.3.3t2加权像模拟我们同样采用图3-1所示的样品来研究T2加权像中T2对信号的影响，采用图3-3(a)所示的自旋回波脉冲序列进行模拟。将三个圆柱体的t2分别设为100、400、200ms，其它参数一致(T=1s，m=23mA/m，TE=180ms，D=0)。T加权像通过长tr(1500-2500ms)和长te(90-120ms)的扫描序列来取得。当tr>>T，而te.T时，体元素s信号近似正比于N(H)e-te-'t2，这种像增加了乙的权重。在长tr的情况下，扫描周期内纵向磁化矢量已按T1时间常数充分弛豫。采用长的TE后，信号中的T1效应也被进一步排除。长TE的另一作用是突出液体等横向弛豫较慢的组织之信号。需要补充的是，一般病变部位都会出现大量水的聚集，用T2加权像可以很满意地显示这些水的分布。因此T加权像在确定病变范围上有很重要的作用[9]图3-6T2加权模拟成像图从图3-6所示模拟结果可以看出，三个圆柱体的信号强度随t2的增加而呈指数上升趋势，信号强度比约为1：3.86：1.57，与理论预测一致。3.3.4扩散加权成像扩散加权成像是研究（水）分子微观运动的成像方法。许多快速成像序列都可用来进行扩散成像。扩散加权成像是快速成像的一种新应用领域。人体中约有70%的水。水分子处在不停的随机运动中，这种运动叫做扩散，不同的组织扩散系数不同。在身体的某些组织，它还呈现各向异性的特点（如脑白质）。扩散系数在病理情况下将发生变化，这是扩散成像的病理生理基础。扩散的敏感性可用一对匹配的梯度脉冲来取得，其强度和间期要比那些用于标准成像的梯度脉冲大的多。由扩散敏感性梯度造成的信号损失随分子运动量的增加而增加。扩散慢的质子，其信号强度的变化较小；而那些高速扩散的质子则显示出非常明显的信号衰减。扩散成像就是利用成像平面内水分子扩散系数的变化来产生图像对比度的。上述样品（图3-1所示）也可用来研究扩散系数对图像信号的影响，采用图3-3（c）所示的扩散加权脉冲序列进行模拟。将三个圆柱体的扩散系数d分别设为1e-9m2*、2e-9m2/s、4e-9m2..'s，其它参数一致（T「1s，T=0.1s，M°=23mA/m，TE=30ms，梯度间隔时间20ms，扩散敏感梯度持续时间2ms，扩散敏感梯度强度0.4Tm）。模拟结果如图3-7所示，扩散系数越大，信号衰减越快，采集到的信号强度也就相对低，模拟结果与理论一致。图3-7扩散加权模拟成像图结论实际上，无论何种加权像，均会包含一定的质子密度、T1和T2对比度。这是因为无论TE和T^R如何取值，纵向磁化矢量M总是受质子密度的影响。另外，在可供测量的信号出现之前，一定程度的T1和T2弛豫也已经发生。然而，通过脉冲序列参数的选择，总能使图像中的某种对比度得以突出，同时使其它对比度的影响大大降低。本文借助计算机求解非线性Bloch方程，模拟了受激发的核自旋系统磁化矢量的弛豫过程；对三维结构样品的磁共振成像信号进行系统研究，模拟了几种典型的磁共振加权成像，并结合相关理论就各主要参数对成像对比度的影响，及特有的成像信