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<div class="chapter" num="4">
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<!-- 第36页 -->
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<!-- 第36页内容 -->
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<h1 class="firstTitle-l mb-70 pt-70">第三章 磁共振成像原理</h1>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0045-01.jpg" style="width:30%" alt=""
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</div>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0019-02.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" />
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</div>
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<p class="center"><span class="bold">素质目标</span></p>
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<p class="content">（1）培养对医学技术的敬畏之心，确保医学影像技术的合理、合法、合规应用。</p>
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<p class="content">（2）鼓励学习者保持对新技术、新知识的持续学习和探索精神，不断提升自身的专业素养和技能水平。</p>
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<p class="content">（3）培养学习者创新思维和实践能力，推动MRI技术的不断发展和完善。</p>
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<p class="center">……………………</p>
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<p class="center"><span class="bold">知识目标</span></p>
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<p class="content">（1）掌握：磁共振的三要素（自旋原子核、静磁场、射频脉冲频率），原子核的自旋、磁矩、射频脉冲与原子核系统之间的相互作用等基本概念，纵向弛豫（T<span
|
class="sub">1</span>）和横向弛豫（T<span
|
class="sub">2</span>）的定义及其区别，空间定位的原理（梯度系统、层面选择、频率编码、相位编码）。</p>
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<p class="content">（2）熟悉：进动现象及其与拉莫尔频率的关系，磁共振信号的产生及其影响因素（T<span class="sub">1</span>、T<span
|
class="sub">2</span>、质子密度）。</p>
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<p class="content">（3）了解：K空间的填充方式和三维图像重建的基本流程。</p>
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<p class="center">……………………</p>
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<p class="center"><span class="bold">能力目标</span></p>
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<p class="content">（1）能遵守严谨的操作规范，确保医学影像技术的安全性和准确性。</p>
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<p class="content">（2）能运用磁共振成像原理分析实际问题，提出有效的解决方案，并优化MRI扫描参数和图像质量。</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0019-03.jpg" style="width:80%" alt=""
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</div>
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<p class="titleQuot-1">【案例】</p>
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<p class="content">
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患者，区某，28岁，足球运动员。因长期的高强度训练和比赛，膝关节开始隐隐作痛，影响其训练质量。为了找到膝关节疼痛的原因并制订出最佳的治疗方案，医生决定为其进行一次MRI检查。在MRI图像上，医生能够准确地识别出其膝关节是否存在关节积液、半月板撕裂或韧带损伤等问题。
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</p>
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</div>
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</div>
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027
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<div class="header-txt">
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MRI技术检查
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第37页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="titleQuot-1">【问题】</p>
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<p class="content">1．MRI是利用了什么物理原理生成图像？</p>
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<p class="content">2．MRI图像为什么能够显示身体内部的细微结构？</p>
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<p class="content">3．请结合后续磁共振信号产生与空间定位原理，分析本例中MRI图像显示膝关节损伤的机制。</p>
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<p class="center"><img class="g-pic" src="../../assets/images/0020_01.jpg" alt="" /></p>
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<p class="content">
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磁共振成像技术在现代医学中非常重要，要熟练运用这项技术，必须深入理解其基本原理。本节阐释磁共振成像的原理，将复杂的理论转化为生动的讲解，助力大家轻松把握磁共振成像的精髓。</p>
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<p class="content">磁共振成像是一种利用磁场和射频脉冲对
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人体进行成像的医学影像技术，它基于原子核（在人体中主要是氢质子）在磁场中的磁矩和射频脉冲的相互作用而进行。当人体被置于强大的静磁场中时，氢质子磁矩沿静磁场方向进动，随后施加于氢质子进动频率相匹配的射频脉冲，诱发氢质子共振并吸收能量。射频脉冲停止后，氢质子释放能量并发出信号，这些信号被接收器捕获并传输至计算机进行处理。计算机通过复杂的算法将信号重建为图像。磁共振成像通过梯度磁场实现选层和空间定位，在静磁场基础上叠加梯度磁场，使不同层面的氢质子具有不同的进动频率，从而选择性地激发某一层面。在层面内，通过梯度磁场的不同作用时序，利用频率和相位实现空间定位。
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</p>
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<h2 class="secondTitle">第一节 磁共振成像的物理基础</h2>
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<h3 class="thirdTitle">一、相关概念</h3>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．共振</span> 指一个物理体系在特定频率，即其固有振动频率或共振频率下，倾向于从外部环境中汲取能量的行为，其本质是能量的高效传递，实现这一传递的关键在于振动频率的精准匹配。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．磁共振现象</span> 是指将具有磁矩的自旋原子核置于稳定的静磁场中，通过特定频率的射频脉冲激发，使原子核吸收能量并实现能级间的共振跃迁。当射频脉冲停止作用后，原子核逐渐回归原始状态，并释放出所吸收的能量，这一过程称为磁共振，该过程产生的信号即为磁共振信号。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">3．发生磁共振现象的三大要素</span> ①具备磁矩的自旋原子核。②稳定的静磁场。③精确匹配的射频脉冲频率。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、磁性原子核</h3>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0046-01.jpg" style="width:30%" alt=""
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active="true" />
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（一）原子核的构成解析</p>
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<p class="content">原子由位于中心的原子核及环绕其周围沿特定轨道运动的电子组成（图3-1）。</p>
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</div>
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</div>
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028
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</div>
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<!-- 第38页 -->
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第38页内容 -->
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0047-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-1 原子结构示意图</p>
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</div>
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<p class="content">
|
原子核由质子和中子组成，质子和中子的质量几乎相同，统称为核子。质子带正电，中子不带电，原子中质子的数量决定了该元素的种类，称为原子序数（用Z表示），质子和中子的总数被称为质量数（用A表示），元素通常表示为<span
|
class="sub">Z</span><span class="super">A</span>X的形式，如<span class="sub">1</span><span
|
class="super">1</span>H，<span class="sub">8</span><span class="super">16</span>O，<span
|
class="sub">15</span><span class="super">31</span>P等。</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）原子核的自旋</p>
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<p class="content">
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在微观尺度上，原子核具有自旋的特性，可以类比为地球绕自旋轴旋转的现象。同地球的旋转会在南北极之间形成地球磁场一样，原子核的旋转（特别是其带电质子）也会产生一个磁矩。这种由旋转产生的磁场方向遵循右手螺旋定则（图3-2）。
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</p>
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<p class="content">
|
核自旋所引起的磁性现象是电磁学的基本原理之一，其中带电粒子（如质子）运动会产生磁场。这一原理是核自旋与静磁场相互作用的基础，也是磁共振成像能够成功实现的关键原因。</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0047-02.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-2 原子核自旋产生的磁矩</p>
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（三）磁性原子核的特征</p>
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<p class="content">
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并非所有元素或原子核都能展现出磁性，一个原子核是否能产生磁矩，取决于其自旋量子数，这一特性由质子和中子的数量决定。只有具有非零自旋量子数的原子核，才能产生磁矩并参与磁共振过程，这些原子核被称为磁性原子核。
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</p>
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<p class="content">简单来讲，如果原子核中的质子数和中子数不都是偶数，这个原子核就是磁性原子核（表3-1）。</p>
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</div>
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</div>
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029
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第39页 -->
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<div class="page-header-left">
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第39页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="imgtitle">表3-1 原子核自旋量子数与质子数和中子数的关系</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0048-01.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" />
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</div>
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<p class="content">
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氢原子核（11H）在磁共振成像中尤为重要，主要原因如下。①结构特殊：氢原子核由一个质子组成。②较高的磁化率：氢质子对磁场有较强的响应，相对磁化率较高，能够引发显著的共振现象（表3-2）。③生物组织中含量较高：人体主要由水（H<span
|
class="sub">2</span>O）和各类软组织组成，这些组织中含有大量氢质子，因此它们能成为MRI信号的主要来源。</p>
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<p class="imgtitle">表3-2 人体中常见磁性原子核摩尔浓度及相对磁化率</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0048-02.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" />
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</div>
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<h3 class="thirdTitle">三、静磁场的作用</h3>
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<p class="titleQuot-1">（一）氢质子自然状态的排列</p>
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<p class="content">人体组织中含有大量的氢质子，每个氢质子自旋时都会像小磁铁一样产生一个小磁场。那么，这么多氢质子产生的磁场，是不是会让人体叠加成一个大磁铁呢？</p>
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<p class="content">
|
答案是否定的。虽然每个氢质子都产生一个小磁场，但自然状态下这些小磁场的排列是杂乱无章的，磁场方向是随机的，因而会彼此相互抵消（图3-3）。从宏观角度来看，这些微小磁场的总和为零，所以人体并不会产生明显的磁场。
|
</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0048-03.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-3 氢质子自然状态的排列</p>
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</div>
|
<p class="titleQuot-1">（二）氢质子在静磁场中的排列</p>
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<p class="content">
|
当氢质子被置于稳定的静磁场中时，它们的状态发
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</p>
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</div>
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</div>
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030
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第40页 -->
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<div class="page-header-right">
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第40页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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生了变化。氢质子会根据静磁场的方向，排列成以下两种不同的能级。①低能级（顺静磁场方向）：氢质子的磁矩与静磁场方向一致，产生一个与静磁场方向相同的小磁矩。②高能级（逆静磁场方向）：氢质子的磁矩与静磁场方向相反，产生一个与静磁场方向相反的小磁矩（图3-4）。
|
</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0049-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l">图3-4 氢质子在静磁场中的排列</p>
|
</div>
|
<p class="content">
|
从量子力学的角度看，氢质子在低能级时，由于能量较低，易受到静磁场的影响，磁矩会与静磁场对齐。而在高能级时，氢质子有足够的能量来抵抗静磁场的作用，因此它们的磁矩会与静磁场相反。</p>
|
<p class="content">
|
根据玻尔兹曼分布，低能级的氢质子稍微多于高能级的氢质子，这种差异通常非常小。静磁场的强度会影响这一差异，磁场越强，低能级和高能级氢质子的数量差异越大（图3-5）。</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0049-02.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l-b">图3-5 场强对氢质子能级的影响</p>
|
<p class="imgdescript-l">注：随着外加磁场强度增大，高、低能级氢质子数目差异也增大。</p>
|
</div>
|
<p class="content">在临床MRI中，常用的磁场强度为1.5T和3.0T。随着磁场强度的增加，更多的氢质子会进入低能级，人体形成更强的净磁化向量（M<span
|
class="sub">0</span>），也称为宏观磁化矢量。净磁化向量表达为：</p>
|
<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0049-03.jpg" style="width:80%" alt=""
|
active="true" />
|
</div>
|
<p class="content">式中，M<span
|
class="sub">0</span>为宏观磁化矢量；γ为旋磁比，对于特定的原子核（如氢质子）是一个常数，它反映了原子核的磁特性，决定了原子核在磁场中的进动频率等相关性质；h是普朗克常数，在量子力学和涉及微观粒子能量等计算中经常出现，它将微观粒子的能量与其频率等物理量联系起来；N<span
|
class="sub">S</span>代表参加磁共振的核数；B<span class="sub">0</span>是外加静磁场强度；k是玻尔兹曼常数；T表示绝对温度。</p>
|
</div>
|
</div>
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<div class="page-bottom-right">
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031
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第41页 -->
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<div class="page-box" page="42">
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<div class="page-header-left">
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第41页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="titleQuot-1">（三）进动</p>
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<p class="content">在微观层面，氢质子的磁矩并非完全与静磁场的方向对齐，而是与静磁场B<span
|
class="sub">0</span>之间存在一定角度，该角度与静磁场B<span
|
class="sub">0</span>场强有关。在静磁场的作用下，氢质子的磁矩绕静磁场的方向旋转，这种现象称为进动（图3-6）。可以将其类比为陀螺旋转时，其自旋轴同时绕重力方向旋转的运动。
|
</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0050-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图3-6 氢质子进动</p>
|
</div>
|
<p class="content">从宏观角度来看，当大量氢质子排列在静磁场中时，低能级的氢质子数量超过高能级的氢质子，它们的集体进动会在纵向方向（即与B<span
|
class="sub">0</span>平行）形成与B<span class="sub">0</span>方向一致的宏观磁化矢量M<span
|
class="sub">0</span>。相反，在横向方向（即与B<span
|
class="sub">0</span>垂直的x-y平面），由于每个质子的进动相位不同，它们的磁矩相互抵消，因此没有表现出横向磁化矢量，即M<span
|
class="sub">xy</span>=0。</p>
|
<p class="content">氢质子的进动发生在特定的频率下，这个频率称为拉莫尔频率，它遵循拉莫尔方程。这个方程是由约瑟夫·拉莫尔（Joseph
|
Larmor）于1897年提出的，描述了进动频率与静磁场强度之间的关系。</p>
|
<p class="content">拉莫尔方程如下：</p>
|
<p class="center">ω<span class="sub">0</span>=γ×B<span class="sub">0</span> （式3-2）</p>
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<p class="content">式中，ω<span class="sub">0</span>是核自旋的进动频率，γ是旋磁比，B<span
|
class="sub">0</span>是静磁场强度。氢质子的磁旋比为42.58MHz/T。</p>
|
<p class="content">在临床MRI中常用的磁场强度下，可以利用拉莫尔方程计算氢质子的对应进动频率，如：</p>
|
<p class="content">在1.5T磁场中，拉莫尔频率约为42.58MHz/T×1.5T=63.87MHz。</p>
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<p class="content">在3.0T磁场中，拉莫尔频率约为42.58MHz/T×3.0T=127.74MHz。</p>
|
<p class="content">这些频率对于确定磁共振成像过程中所需的射频（radio frequency，RF）信号至关重要，进而引起氢质子共振和激发。</p>
|
<p class="titleQuot-1">（四）诱导磁场</p>
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<p class="content">在自然环境下，人体不会产生自发磁场，但在静磁场的作用下人体可以被诱导出一个微弱的磁场。这个诱导磁场是静磁场对氢质子的影响所导致的，被称为诱导磁场。</p>
|
<p class="content">
|
尽管诱导磁场很弱，但理论上可以通过专门的设备探测到它。根据法拉第电磁感应定律，当一个闭合的电路（如接收线圈）穿过磁场时，会产生电流。这一原理为MRI信号的检测提供了理论基础：人体的诱导磁场与接收线圈相互作用，生成电信号，并通过该信号生成图像。
|
</p>
|
<p class="content">诱导磁场在现实中不容易被检测。由于诱导磁场非常微弱，并且与静磁场方向一致（沿纵向
|
</p>
|
</div>
|
</div>
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<div class="page-bottom-left">
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032
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第42页 -->
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<div v-if="showPageList.indexOf(43) > -1">
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<div class="page-header-right">
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第42页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
|
<p class="content">
|
B<span
|
class="sub">0</span>），因此不能直接使用常规接收线圈来检测，只能在氢质子被激发后，通过射频脉冲使它们翻转并产生垂直于静磁场的信号，即横向磁化矢量，进而检测到信号。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">四、射频脉冲的作用</h3>
|
<p class="titleQuot-1">（一）共振现象</p>
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<p class="content">
|
共振是一个非常普遍的物理现象。当一个物体以其固有频率振动时，若外部物体以相同频率作用，该物体会从外界环境吸收能量，导致振动幅度不断增大。共振现象通常发生在两个物体的自然频率相同或非常接近时，此时，两物体之间会发生能量转移。
|
</p>
|
<p class="content">
|
在MRI中，当人体被置于静磁场中时，体内氢质子的磁矩会按一定规律排列并产生微弱的宏观磁场。通过共振现象，可以改变人体宏观磁化矢量的方向，使其与静磁场的方向发生角度变化，从而能够探测到这个微弱的磁场信号。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（二）激发与射频脉冲的作用</p>
|
<p class="content">在MRI中，共振现象是通过外部的射频（radio
|
frequency，RF）脉冲激发实现的。射频脉冲是一种电磁波，当其频率与氢质子在磁场中的进动频率（即拉莫尔频率）匹配时，氢质子会吸收脉冲的能量，从而使其从较低的能级跃迁到较高的能级，这一过程被称为磁共振或激发。这一过程的关键在于射频脉冲的频率与氢质子的进动频率完全一致，从而实现能量的高效转移。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（三）进动与激发过程</p>
|
<p class="content">
|
从微观角度看，当射频脉冲作用于氢质子时，氢质子吸收能量并跃迁到高能级。根据玻尔兹曼分布，在没有外部干扰的情况下，低能级的氢质子数量始终大于高能级氢质子的数量。但随着射频脉冲的持续作用，越来越多的低能级氢质子会跃迁到高能级。同时在x-y平面内，氢质子进动的相位逐渐趋于同步（图3-7）。
|
</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0051-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l">图3-7 射频脉冲作用时，氢质子能级和相位变化</p>
|
</div>
|
<p class="content">从宏观角度看，在射频脉冲作用下，静磁场B<span class="sub">0</span>方向上的纵向磁化矢量M<span
|
class="sub">z</span>逐渐变小，x-y平面内的磁化矢量M<span
|
class="sub">xy</span>逐渐增大，总磁化矢量从与静磁场相同的方向（z轴）开始逐渐偏离，转向横向（x-y
|
</p>
|
</div>
|
</div>
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<div class="page-bottom-right">
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033
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</div>
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</div>
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</div>
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<div v-if="showPageList.indexOf(44) > -1">
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<div class="page-header-left">
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第43页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
|
<p class="content">平面）。</p>
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<p class="content">90°射频脉冲会将磁化矢量完全翻转至横向平面，此时横向磁化成分最大。</p>
|
<p class="content">180°射频脉冲会将磁化矢量翻转至B<span class="sub">0</span>反方向。</p>
|
<p class="content">磁化矢量翻转的角度与射频脉冲的特性（频率、功率和持续时间）密切相关。脉冲的时间越长，氢质子吸收的能量越多，磁化矢量偏离静磁场B<span
|
class="sub">0</span>的角度就越大。磁化矢量偏离静磁场的角度称为翻转角，用θ表示，其关系可用以下公式表示：</p>
|
<p class="center">θ=γ×B<span class="sub">1</span>×t （式3-3）</p>
|
<p class="content">式中，γ是氢原子的旋磁比，B<span
|
class="sub">1</span>是射频脉冲产生的磁场强度，t是脉冲的持续时间。通过调节脉冲的持续时间t，我们可以精确控制磁化矢量的翻转角度。</p>
|
<p class="titleQuot-1">（四）进动与共振的临床意义</p>
|
<p class="content">在临床MRI中，精确控制翻转角度对于获取高质量的图像至关重要。通过控制射频脉冲的强度和持续时间，磁共振成像可以精确调整信号的强度，获取清晰的图像。</p>
|
<p class="content">
|
此外，进动在保证氢质子在横向平面上的同步和相位一致性方面起到重要作用。当氢质子的进动频率和相位均一致时，能够在横向平面产生一个清晰的宏观磁化信号，这也是保障MRI图像清晰度的重要条件。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（五）射频干扰与MRI屏蔽</p>
|
<p class="content">
|
MRI使用的射频脉冲频率范围（通常在8.5～127.7MHz）与FM广播（87.5～108MHz）所用的频率有一定重叠。这意味着外部的电磁干扰可能会影响MRI信号，导致图像出现伪影。为了避免这些干扰，MRI室需要严格的屏蔽措施。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">五、弛豫现象</h3>
|
<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0052-01.jpg" style="width:30%" alt=""
|
active="true" />
|
</div>
|
<p class="content">
|
在磁共振研究中，弛豫是一个重要的概念。弛豫是指静磁场中氢质子从激发状态返回到平衡状态的过程。射频脉冲激发氢质子发生共振后，氢质子会吸收能量，部分低能级的氢质子跃迁至高能级。射频脉冲结束后，高能级的氢质子会将能量释放到周围的晶格中，并回到低能级的稳定状态。我们将这个能量释放并恢复到稳定状态的过程称为弛豫。
|
</p>
|
<p class="content">
|
在磁共振成像中，信号具有两个重要特征，即周期性和指数衰减现象。其根源在于不断变化的磁场与线圈之间的相互作用。磁场的强度和方向随着时间的变化而发生变化，磁场在x-y平面内的磁化矢量M<span
|
class="sub">xy</span>切割线圈时，会产生感应电流，进而产生电信号。该电信号的强度随时间变化，呈现出周期性。同时，随着时间的推移，M<span
|
class="sub">xy</span>的强度逐渐减弱，表现为指数衰减现象。究其原因，这一衰减现象正是由于弛豫过程的发生。</p>
|
<p class="content">弛豫过程包括两个独立且同时发生的过程：纵向弛豫（longitudinal relaxation）和横向弛豫（transverse relaxation）。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（一）纵向弛豫</p>
|
<p class="content">纵向弛豫是当射频脉冲停止后，氢质子的纵向磁化矢量M<span class="sub">z</span>逐渐恢复到静磁场方向平衡状态初始
|
</p>
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</div>
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</div>
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<div class="page-bottom-left">
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034
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第44页 -->
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第44页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
|
<p class="content">值的过程。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．发生机制</span> 射频脉冲激发组织产生共振后，宏观磁化矢量开始偏离原本的纵向方向，逐渐倾向x-y平面，纵向磁化分量M<span
|
class="sub">z</span>逐渐减小。纵向弛豫恰好与这一过程相反，在射频脉冲停止后，氢质子通过向周围的晶格释放能量，恢复到低能级的稳定状态，释放能量（图3-8）。因此，纵向弛豫也被称作自旋-晶格弛豫（spin-lattice
|
relaxation）。</p>
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<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0053-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图3-8 纵向弛豫发生机制</p>
|
</div>
|
<p class="content"><span class="bold">2．纵向弛豫时间</span> 纵向弛豫所需要的时间称为纵向弛豫时间，即纵向磁化矢量M<span
|
class="sub">z</span>恢复到平衡状态初始值所需的时间，纵向弛豫通常呈现为指数增加的形式，如图3-9所示。纵向磁化矢量随时间的变化遵循以下公式（90°RF时）：
|
</p>
|
<p class="center">M<span class="sub">z</span>（t）=M<span class="sub">0</span>×（1-e<span
|
class="super">-t/T<span class="sub">1</span></span>） （式3-4）</p>
|
<p class="content">式中，M<span class="sub">z</span>（t）为时间t时刻的纵向磁化分量，M<span
|
class="sub">0</span>为平衡状态下初始的纵向磁化矢量，e是自然常数，T<span
|
class="sub">1</span>为纵向弛豫时间常数，表示纵向磁化矢量恢复到初始值的63%所需的时间，单位通常为毫秒（ms）（图3-9）。约经过五个T<span
|
class="sub">1</span>时间，纵向磁化矢量会完全恢复（图3-10）。通常，我们用T<span
|
class="sub">1</span>值来量化这一过程，T<span class="sub">1</span>较短的组织恢复得较快，而T<span
|
class="sub">1</span>较长的组织则恢复得较慢。</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0053-02.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图3-9 纵向弛豫时间曲线</p>
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</div>
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</div>
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</div>
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035
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</div>
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</div>
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第45页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0054-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-10 纵向弛豫的恢复</p>
|
</div>
|
<p class="content">静磁场强度的增加通常会导致T<span class="sub">1</span>值的增加（表3-3）。</p>
|
<p class="imgtitle">表3-3 37℃下不同组织在1.5T及3.0T中的T<span class="sub">1</span>值</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0054-02.jpg" style="width:80%" alt=""
|
active="true" />
|
</div>
|
<p class="titleQuot-1">（二）横向弛豫</p>
|
<p class="content">横向弛豫是射频脉冲停止后，氢质子的横向磁化矢量M<span
|
class="sub">xy</span>逐渐减小，最终恢复到零的过程。横向弛豫过程主要描述磁化矢量在水平方向上的变化。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．发生机制</span> 横向弛豫主要是氢质子在x-y平面内相位离散（去相位）的过程。与纵向弛豫不同，横向弛豫并不涉及与外部的能量交换，而是由于射频脉冲结束后自旋氢质子之间的自然去相位化引起的磁化矢量衰减（图3-11），故而又被称作“自旋-自旋弛豫”（spin-spin
|
relaxation）。</p>
|
<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0054-03.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图3-11 横向弛豫发生机制</p>
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</div>
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</div>
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</div>
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036
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第46页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content"><span class="bold">2．横向弛豫时间</span> 横向弛豫所需要的时间称为横向弛豫时间，即射频脉冲结束后横向磁化矢量M<span
|
class="sub">xy</span>消失的时间。如图3-12所示，横向弛豫通常表现为一个快速衰减的指数函数，其数学表达式为（90°RF）：</p>
|
<p class="center">M<span class="sub">xy</span>（t）=M<span class="sub">xy</span>（0）×e<span
|
class="super">-t/T<span class="sub">2</span></span> （式3-5）</p>
|
<p class="content">式中，M<span class="sub">xy</span>（t）为时间t时刻的横向磁化分量，M<span
|
class="sub">xy</span>（0）为初始的宏观磁化矢量，e是自然常数。T<span
|
class="sub">2</span>是横向弛豫时间常数，是横向磁化矢量M<span
|
class="sub">xy</span>衰减的最大值37%所需的时间。在经历一次T<span
|
class="sub">2</span>时间后，横向磁化矢量会衰减至初始值的37%；经过两次T<span
|
class="sub">2</span>时间后，衰减至87%，仅剩13%；约经过五次T<span
|
class="sub">2</span>时间后，横向磁化矢量会完全消失（图3-13）。</p>
|
<p class="content">通常，组织的T<span
|
class="sub">2</span>值越短，横向磁化矢量的衰减速度越快，水平磁化矢量越小，接收到的磁共振信号也越弱；反之，T<span
|
class="sub">2</span>值越长，横向磁化矢量的衰减速度越慢，信号更强。不同组织的T<span
|
class="sub">2</span>值差异较大，这主要取决于组织的结构，是组织的特征性参数。一般而言，固体物质和大分子组织的T<span
|
class="sub">2</span>值较短，而液体（特别是纯水）的T<span class="sub">2</span>值较长，可达1400毫秒以上。</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0055-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图3-12 横向弛豫时间曲线</p>
|
</div>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0055-02.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l">图3-13 大约5个T<span class="sub">2</span>后，横向磁化矢量完全消失</p>
|
</div>
|
<p class="titleQuot-1">（三）T<span class="sub">2</span>和T<span class="sub">2</span><span
|
class="super">∗</span></p>
|
<p class="content">
|
磁共振信号的检测源于横向磁化矢量。当射频脉冲作用时，在水平方向上，所有质子的相位趋于同步，这一过程称为相位相干，此时横向磁化矢量最大。当射频脉冲停止作用后，弛豫过程开始，质子自旋的相位逐渐发生差异，产生去相位化现象，横向磁化矢量开始衰减。质子之间的去相位化主要有两个因素：①每个自旋质子周围的磁场环境略有不同，且这些差异会互相作用，导致质子的进动频率略有不同，从而引起相位差异。②静磁场本身在空间上并非完全均匀，导致处于不同位置的质子所受的磁场环境不同，从而加速它们产生进动频率的差异，最终导致相位离散。第一个因素源于组织本身的特性，是由质子自旋之间的相互作用引起的去相位化。在这种情况下，横向磁化矢量将按T<span
|
class="sub">2</span>时
|
</p>
|
</div>
|
</div>
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<div class="page-bottom-right">
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037
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第47页 -->
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<div class="page-header-left">
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<div class="header-txt">
|
MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第47页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
|
<p class="content">
|
间常数衰减，符合T<span
|
class="sub">2</span>衰减曲线。第二个因素则是静磁场的不均匀性加剧了质子之间的相位差异，导致横向磁化矢量衰减得更快。在这种情况下，横向磁化矢量的衰减并不遵循纯粹由组织自身引起的T<span
|
class="sub">2</span>衰减，而是呈现出更快的衰减速度，这种衰减现象被称为T<span class="sub">2</span><span
|
class="super">∗</span>弛豫，以区分由静磁场不均匀性引起的衰减（图3-14）。</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0056-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l">图3-14 T<span class="sub">2</span>与T<span class="sub">2</span><span
|
class="super">*</span></p>
|
</div>
|
<p class="content">
|
理论上，如果静磁场完全均匀，即每个空间位置的磁场强度相同，那么检测到的磁共振信号将遵循横向弛豫的衰减曲线。现实中我们无法获得完全均匀的磁场，磁场在不同空间位置存在极小的差异，正是这些微小的差异导致横向磁化矢量的加速衰减，从而导致T<span
|
class="sub">2</span><span class="super">∗</span>值小于T<span
|
class="sub">2</span>值。此外，若我们在人为施加的梯度磁场下进行操作，会进一步加剧磁场差异，从而加速横向磁化矢量的衰减，这一原理也被广泛应用于空间饱和技术中。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（四）T<span class="sub">1</span>值与T<span class="sub">2</span>值</p>
|
<p class="content">纵向弛豫和横向弛豫虽然是两个独立的过程，但它们几乎是同时发生的，并没有明确的先后顺序。</p>
|
<p class="content">通常来说，横向弛豫的速度要比纵向弛豫快得多，即组织的T<span class="sub">1</span>值通常远大于其T<span
|
class="sub">2</span>值。纵向弛豫是一个恢复过程，类似于艰难的爬山；而横向弛豫则是衰减过程，类似于下坡，所以恢复过程通常比衰减过程要慢。在许多情况下，横向磁化矢量已经完全衰减时，纵向磁化矢量尚未完全恢复。
|
</p>
|
<h2 class="secondTitle">第二节 磁共振成像的信号原理与编码技术</h2>
|
<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0056-02.jpg" style="width:30%" alt=""
|
active="true" />
|
</div>
|
<h3 class="thirdTitle">一、磁共振信号</h3>
|
<p class="titleQuot-1">（一）自由感应衰减信号</p>
|
<p class="content">
|
在磁共振成像中，通过射频脉冲激发人体内氢质子产生共振，从而得到磁共振信号。当我们施加一个与人体内氢质子进动频率相等的射频脉冲后，宏观磁化矢量方向会由纵向逐渐偏转到水平方向。此时，旋转的水平磁化矢量切割线圈，进而产生感应电流。若对这一过程不做任何干预，任其“自
|
</p>
|
</div>
|
</div>
|
<div class="page-bottom-left">
|
038
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第48页 -->
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<div class="page-header-right">
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第48页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content"> 生自灭”，所得到的磁共振信号即为自由感应衰减（free
|
induction decay，FID）信号，简称FID信号（图3-15）。</p>
|
<p class="content">FID信号有两个主要特性：周期性和衰减性。横向磁化矢量产生的信号是周期性的，随着时间的推移，由于横向弛豫现象（T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间的影响），信号会逐渐衰减并最终消失。</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0057-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图3-15 自由感应衰减信号</p>
|
</div>
|
<p class="content">
|
FID信号的衰减速度受多个因素的影响，特别是磁场不均匀性。在理想情况下，如果磁场完全均匀，氢质子将会均匀地弛豫，FID信号的衰减也会是可预测的。然而，在实际情况中，由于磁场的微小不均匀性，氢质子的进动频率会有所不同，这导致它们的去相位过程加快，从而加速了FID信号的衰减。在实际应用中，经常需要通过磁场矫正来改善信号的质量。
|
</p>
|
<p class="content">
|
除了物理因素外，FID信号还能够提供关于组织生物学和临床方面的重要信息。信号的衰减方式及其特征反映了氢质子所在环境的物理特性。在病理组织中，如肿瘤的组织结构和代谢活动往往发生变化，这些变化可能会导致局部磁场环境发生改变，从而改变横向磁化的衰减特性。通过分析这些微小的变化，可以帮助医生区分健康组织和病变组织，从而进行非侵入性的诊断。
|
</p>
|
<p class="content">从临床应用的角度来看，理解FID信号对于优化MRI扫描序列至关重要。不同的成像序列设计利用了FID信号及其后续回波信号，以更短的时间内获取更多的图像信息。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（二）影响信号强度的因素</p>
|
<p class="content">在磁共振成像中，各类组织的信号受多种因素影响，包括T<span class="sub">1</span>、T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间及质子密度等，且这些因素对图像形成的贡献各有差异，各自在图像显示中占据一定的权重。通过增强某一参数对信号强度的影响，从而突出该参数在图像对比度中的作用，我们可以得到该参数的加权图像（weighted
|
im-age，WI）。临床上大多数常规MRI图像都是加权图像，每种加权图像都强调某一特定参数的主导作用。例如，T<span
|
class="sub">1</span>加权成像（T<span class="sub">1</span>weighted image，T<span
|
class="sub">1</span>WI）主要通过不同灰度反映组织的T<span class="sub">1</span>值的差异；T<span
|
class="sub">2</span>加权成像（T<span class="sub">2</span>weighted image，T<span
|
class="sub">2</span>WI）则主要反映组织的T<span
|
class="sub">2</span>值对成像的影响。描述加权图像时，通常会在参数后加上“WI”来表示，如T<span
|
class="sub">1</span>WI、T<span class="sub">2</span>WI、PDWI和DWI。</p>
|
<p class="content">我们可以通过调整扫描参数，如重复时间（repetition time，TR）和回波时间（echo time，TE），来获得不同加权图像。</p>
|
<p class="content"><span class="bold">1．T<span class="sub">1</span></span> 加权成像T<span
|
class="sub">1</span>加权成像着重反映组织纵向弛豫方面的差异，也就是T<span class="sub">1</span>对比度。这意味着在T<span
|
class="sub">1</span>WI中，组织磁共振信号的强弱主要由其自身的T<span class="sub">1</span>值来决定。</p>
|
<p class="content">在T<span class="sub">1</span>WI上，不同组织由于其T<span
|
class="sub">1</span>值的差异会呈现出不同的信号表现。例如脂肪组织，具有短T<span class="sub">1</span>的特性，所以在T<span
|
class="sub">1</span>WI上表现为高信号；而自由水的T<span class="sub">1</span>值很长，通常达到2000ms以上，在T<span
|
class="sub">1</span>WI上呈现为低信号。</p>
|
</div>
|
|
</div>
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<div class="page-bottom-right">
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039
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</div>
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</div>
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</div>
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<!-- 第49页 -->
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<div class="header-txt">
|
MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第49页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
|
<p class="content">观察图3-16中常用的头颅T<span
|
class="sub">1</span>WI中，我们可以清晰地看到，脑室里的脑脊液等液体成分均为低信号，在图像中表现为黑色的区域。与之相反，头皮脂肪由于其短T<span
|
class="sub">1</span>的特性，在图像中为高信号，表现为白色的区域。</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0058-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l">图3-16 短TR短TE形成T<span class="sub">1</span>WI</p>
|
</div>
|
<p class="content">需要特别注意的是，并非所有液体在T<span
|
class="sub">1</span>WI上都会表现为低信号。当液体中存在血液或者含有蛋白质等成分时，液体的T<span
|
class="sub">1</span>值可能会发生改变，进而有可能表现为高信号。这是因为血液中的某些特殊成分（如正铁血红蛋白）或者蛋白质会对组织的磁化特性产生影响，从而改变其在T<span
|
class="sub">1</span>WI上的信号表现。这种现象在临床诊断中具有重要的意义，例如在脑部疾病的诊断过程中，如果发现原本应该为低信号的脑脊液区域出现了高信号，那么这可能提示存在出血或者其他病变导致脑脊液成分发生了改变，这为医生进一步准确诊断疾病提供了重要的线索。
|
</p>
|
<p class="content"><span class="bold">2．T<span class="sub">2</span></span> 加权成像T<span
|
class="sub">2</span>加权成像主要功能是反映组织横向弛豫的差异，即T<span class="sub">2</span>对比度。在T<span
|
class="sub">2</span>WI中，组织磁共振信号的强弱主要由组织的T<span class="sub">2</span>值所决定。</p>
|
<p class="content">不同组织具有不同的T<span class="sub">2</span>值，这决定了组织横向弛豫的速度差异。T<span
|
class="sub">2</span>值较小的组织，横向弛豫速度较快，水平方向上的信号衰减迅速；而T<span
|
class="sub">2</span>值较大的组织，横向弛豫速度较慢，在水平方向上残留的磁化矢量较多，因此信号强度也就较大（图3-17）。</p>
|
<p class="content">在T<span class="sub">2</span>WI上，不同组织根据其T<span
|
class="sub">2</span>值的不同会呈现出各异的信号特征。纯液体的T<span
|
class="sub">2</span>值非常长，可达2000毫秒，因此在T<span class="sub">2</span>WI上表现为高信号；肌腱、韧带等组织T<span
|
class="sub">2</span>值极短，在T<span class="sub">2</span>WI上呈现为低信号。脂肪组织的T<span
|
class="sub">2</span>值虽然并不长，但在大多数T<span class="sub">2</span>WI中表现为高信号。</p>
|
<p class="content">观察图3-17中的颅脑T<span
|
class="sub">2</span>WI图像，我们可以清楚地看到，脑脊液在图像中表现为明显的高信号，如侧脑室及蛛网膜下腔中的脑脊液在图像中呈现为高信号，非常醒目；而脑灰质由于其相对较短的T<span
|
class="sub">2</span>特性，在图像中显示为深灰色。这种不同组织在T<span
|
class="sub">2</span>WI上的信号差异为临床诊断提供了重要的依据。例如，在脑部疾病的诊断中，医生可以通过观察T<span
|
class="sub">2</span>WI中脑室扩张、脑实质水肿或白质病变的信号变化，准确判断是否存在脑积水、脑梗死或多发性硬化等病理情况。</p>
|
</div>
|
</div>
|
<div class="page-bottom-left">
|
040
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</div>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
|
<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
|
</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第50页内容 -->
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0059-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript-l">图3-17 长TR长TE形成T<span class="sub">2</span>WI</p>
|
</div>
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<p class="content"><span class="bold">3．质子密度加权像</span> 质子密度加权像（proton density-weighted
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image，PDWI）主要反映不同组织内氢质子的含量，其图像的信号强度主要由组织中氢质子密度的高低决定。通过参数配置，削弱T<span
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class="sub">1</span>和T<span class="sub">2</span>在图像对比中的权重，突出质子密度在图像显示中的权重，从而得到质子密度加权像。
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</p>
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<p class="content">
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组织间质子密度差异小，在PDWI上组织对比度小，因而PDWI在临床中的应用相对较少（图3-18），主要用于骨关节系统的影像学检查。在这种成像模式下，组织单位体积内的氢质子数量越多，所产生的信号强度越大，图像也越亮；相反，氢质子数量越少，图像越暗。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0059-02.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-18 长TR短TE形成PDWI</p>
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</div>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0059-03.jpg" style="width:30%" alt=""
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active="true" />
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</div>
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<h3 class="thirdTitle">二、磁共振成像的空间定位和图像重建</h3>
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<p class="titleQuot-1">（一）梯度系统</p>
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<p class="content">在前面的内容中，我们已经介绍了弛豫现象以及磁共振信号的产生过程。但仅仅依靠这一信号来
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</p>
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</div>
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</div>
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041
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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<!-- 第51页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">解读人体信息是远远不够的。</p>
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<p class="content">
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在人体中，当所有氢质子处于相同的外加磁场环境时，具有相同的进动频率。当发射一个射频脉冲激发人体内所有氢质子产生磁共振信号时，该信号是来自人体各个部位的氢质子的信号总和，无法区分不同空间位置的氢质子对信号的贡献大小，这无法满足影像成像的要求。因此要获得临床可用的影像图像，必须确保图像的空间信息与人体实际解剖关系精确对应，这就引出如何对磁共振信号进行空间定位的问题。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．梯度系统概念</span> 所谓梯度，在数学上是指在空间方向上呈现某种特定线性变化规律的量。在磁共振成像技术中，为了实现对磁共振信号的空间定位，引入了梯度系统。梯度系统主要由梯度线圈、梯度放大器、模数转换器、梯度控制器等部件构成，其核心功能是产生成像所需的梯度磁场。通过梯度磁场的切换操作，能够形成梯度回波信号，而梯度磁场的主要用途正是对磁共振信号进行空间定位。
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</p>
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<p class="content">
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为了将磁共振信号重建为具有明确解剖意义的断层图像，即每一层图像中各个像素的空间位置与实际人体解剖结构一一对应，需要对磁共振信号进行三维空间编码，这三个维度分别为x、y、z。具体而言，通过在梯度线圈中通入不同大小和方向的电流，就可以精准控制梯度磁场的大小和方向。在磁共振系统中，通常配备有3对梯度线圈，它们分别能够在三个方向（即x、y、z方向）产生梯度磁场。不仅如此，不同梯度线圈还可以组合使用，产生任意方向的梯度磁场，这也是磁共振成像能够实现任意方位层面扫描的基础。
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</p>
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<p class="content">
|
如图3-19所示，磁共振系统中的3对梯度线圈分别在x、y、z三个方向形成梯度。其中，z轴梯度场与主磁场方向平行，此方向与磁体的长轴方向一致，也就是人体仰卧位躺在检查床上时的头足方向；x轴梯度方向垂直于主磁场方向，与人体冠状轴平行；y轴梯度方向同样垂直于主磁场方向，与人体矢状轴平行。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0060-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-19 梯度系统</p>
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</div>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．梯度磁场的工作原理</span> 通过改变叠加在主磁场上的梯度磁场大小，可以有效改变磁共振系统成像空间内各点的磁场强度。由于不同位置的质子所处的磁场强度发生了变化（此时质子所在空间位
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</p>
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</div>
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</div>
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042
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第52页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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置的磁场强度不等于静磁场强度，且不同空间位置的ΔB各不相同），根据拉莫尔方程可知，质子的进动频率也会相应改变。基于此就能够借助质子进动频率的差异区分不同空间位置的质子。
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</p>
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<p class="content">
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以图3-20所示的z轴梯度场为例进行详细说明。在z轴方向（即头足方向），头侧（+z位置）的梯度磁场方向与主磁场相同，大小为10mT；足侧（-z位置）的梯度磁场方向与主磁场方向相反，其大小为-10mT。从-z到+z方向，梯度磁场强度呈现依次增加的趋势；而在磁体中心位置（0位置），梯度磁场强度为0。假设主磁场B<span
|
class="sub">0</span>为均匀磁场，其强度和大小保持不变，例如在本例中为3.0T。那么，质子在-z点位置所处的磁场大小在3.0T-10mT，在0点位置所处的磁场为3.0T，在+z点位置所处的磁场大小为3.0T+10mT。由此可见，从-z到+z方向，不同位置的质子所处磁场强度不同，并且呈现出线性关系。基于质子进动频率的差别，我们就能够确定质子所在的空间位置。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0061-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-20 z轴方向的梯度分布</p>
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</div>
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<p class="content"><span
|
class="bold">3．梯度磁场的影响</span> 梯度磁场的引入，不可避免地导致了几何空间位置上磁场的不均匀性。磁场不均匀程度越高，质子在水平方向的去相位速度就越快，进而磁共振信号衰减得更为迅速。研究发现，磁共振信号的下降幅度与梯度磁场的大小呈正相关关系。在相同条件下，不施加梯度磁场时所获得的磁共振信号强度最高。随着梯度磁场强度的增加，磁共振信号的下降趋势越明显。
|
</p>
|
<p class="content">
|
综上所述，梯度磁场在磁共振成像过程中主要产生两种重要作用：其一，使不同空间位置的质子进动频率产生差异，并且质子进动频率的变化与梯度磁场的大小及组合方式密切相关；其二，加速质子的去相位过程，从而导致磁共振信号下降，且信号衰减程度与梯度磁场大小呈正相关。这两种作用在磁共振成像技术中对于实现精确的空间定位和重建高质量的图像具有不可或缺的重要意义。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）层面选择与扫描层厚</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">1．层面选择</span> 在磁共振断层扫描过程中，首要步骤是层面选择。借助梯度系统，能够精确地确定扫描层面的方向、位置，以及厚度。</p>
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<p class="content">
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下面以横断面扫描为例进行详细阐述（图3-21）。当z轴梯度线圈开启时，会构建起一个从脚部到头端依次线性增大的梯度磁场。被检者足侧所处的磁场强度最低，头侧所处的磁场强度最高。图3-21中A、B、C三个不同层面所处的磁场大小呈现依次增加的趋势。依据拉莫尔方程可知，这三个层面的氢质子进动频率存在差异，若要选择某一特定层面进行扫描，只需使射频脉冲的频率与该层所
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</p>
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</div>
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</div>
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043
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MRI检查技术
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</div>
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<!-- 第53页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">对应的拉莫尔进动频率相等即可。例如，A位置质子进动频率为ω<span class="sub">A</span>，当射频脉冲频率ω<span
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class="sub">0</span>=ω<span class="sub">A</span>时，那么仅有A位置这一层的氢质子会被激发产生信号，从而实现层面选择的目的。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0062-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-21 层面选择示意图</p>
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</div>
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<p class="content">
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除常见的横断面扫描外，还可以开展矢状面、冠状面扫描。当多对梯度线圈同时开启并组合使用时，便能达成任意斜位选层的效果。这种多方位扫描能力极大地丰富了磁共振成像在临床诊断中的应用范围，使医生能够从不同角度观察人体组织结构，从而更准确地发现病变和评估病情。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">2．扫描层厚</span></p>
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<p class="content">
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（1）扫描层厚的概念：在理想状态下，影像扫描能够实现断面成像，即一次激发就可以得到一个没有厚度的断面图像。然而，无论是CT还是磁共振成像，在实际操作中所扫描的层面必然具有一定的厚度，将这个层面的厚度定义为层厚。
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</p>
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<p class="content">
|
（2）影响层厚的因素：射频脉冲的带宽是影响扫描层厚的重要因素之一。在3.0T的磁共振系统中，根据拉莫尔方程计算可得氢质子的进动频率为42.58MHz/T×3.0T=127.74MHz。理论上，当射频脉冲频率恰好为127.74MHz时，能够激发氢质子产生共振。但在实际情况中，任何射频脉冲的频率都不可能是单一的，而是在一定范围内分布，我们把这个频率范围称作带宽。例如，若射频脉冲的频率范围为127.2～128.2MHz，那么其带宽则为128.2MHz-127.2MHz=1MHz。在存在梯度磁场的环境下，由于空间中不同位置的磁场强度不同，具有一定带宽的射频脉冲会激发相应空间范围内进动频率的质子。由此可知，在其他条件保持不变的情况下，射频脉冲的带宽越大，所激发的质子空间范围越广，扫描层厚也就越厚；反之，带宽越小，扫描层厚越薄。
|
</p>
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<p class="content">
|
梯度大小同样对扫描层厚有着显著影响。当其他条件固定时，梯度强度与扫描层厚之间存在着明确的关联。具体而言，梯度增大时，扫描层厚会变薄；梯度减小时，扫描层厚则会变厚。在图3-22中，虚线所代表的梯度变化较为陡峭，这意味着梯度较大；实线所表示的梯度变化相对平缓，表明梯度较小。在射频脉冲带宽相同的情况下，通过对比可以清晰地发现，梯度大的虚线对应的扫描层厚更薄，而梯度小的实线所对应的扫描层厚更厚。因此，对于一台磁共振系统而言，其梯度系统的性能在很大程度上决定了该机器能够扫描的最薄层厚，这也是衡量磁共振设备性能的一个重要指标。
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</p>
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</div>
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044
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0063-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l">图3-22 层厚与梯度场强度的关系</p>
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（三）空间编码</p>
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<p class="content">
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当完成层面选择后，虽然我们能区分不同断面的空间位置，实现第一维度的体素定位，但对于选定平面内的质子空间信息仍无法准确分辨。此时，空间编码技术应运而生，其核心目的是找出频率、相位与位置之间的一一对应关系，进而实现对信号空间位置的精确分辨，最终重建出二维图像。在二维傅立叶成像技术里，通过施加频率编码梯度和相位编码梯度，使层面内每个像素具备不同的进动频率和相位，从而达成这一目标。
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</p>
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<p class="content">
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对于一个二维平面而言，理论上似乎可以通过在平面内的不同方向施加梯度磁场来实现空间编码与定位。需要特别注意的是，由于一个平面具有两个维度，若同时在这两个方向施加梯度磁场进行编码，两个方向的梯度磁场将会相互作用，从而导致编码紊乱，导致无法确定像素的空间位置。
|
</p>
|
<p class="content">
|
假设经过层面选择梯度在层面方向（即z方向）首先激发了一个层面，此时一个三维容积被切割成了二维平面。接下来若要在这个二维平面内进行质子的空间定位，如图3-23所示，如果同时在该层面的两个方向（x方向和y方向）施加梯度磁场进行编码，那么在这个3×3的矩阵中，由于质子所处的磁场强度是静磁场B<span
|
class="sub">0</span>及两个方向梯度磁场的叠加，不同空间位置的质子进动频率将无法与空间一一对应，甚至可能出现编码紊乱的情况（即不同空间位置的质子进动频率相同）。所以，在对这个平面进行空间定位时，理论上不能同时开启两个方向的梯度磁场。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0063-02.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-23 同时编码存在的问题</p>
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</div>
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MRI检查技术
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<!-- 第55页内容 -->
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<p class="content">
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针对上述问题，我们采取分别在两个方向进行编码的方式来确定体素的空间位置。习惯上，我们将其中一个方向称为频率编码方向，与之对应的另一个方向则称为相位编码方向。</p>
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<p class="content"><span class="bold">1．频率编码</span> 频率编码（frequency
|
encoding）主要用于区分信号来自扫描矩阵中的哪一列。通过施加梯度磁场，使线性空间位置上的质子进动频率产生差异，进而达到空间定位的目的，这一原理在层面选择方向已经有所体现。</p>
|
<p class="content">
|
在磁共振系统采集信号时，于某一个方向施加梯度磁场，能够使该方向的质子进动频率与其一维空间位置形成一一对应关系。通过解析读出信号中的频率差异，我们便能识别该方向质子的空间位置。</p>
|
<p class="content">
|
例如，在图3-24中，选定一个方向作为频率编码方向。在收集信号时，在这个方向上启动一个特别的梯度磁场，叫作频率编码梯度场。在这个3×3的二维图中，因为施加了这个频率编码梯度场，所以3列中的自旋质子的进动频率都不一样。系统能分辨出这些不同的频率，并且明确每个频率对应哪一列的质子。简单来说，系统能从收集到的信号里识别出3种不同的频率，这样就能确定在频率编码方向上的3列质子各自的位置。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0064-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-24 频率编码示意图</p>
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</div>
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<p class="content">
|
在实际磁共振信号采集过程中，同时开启频率编码梯度时，频率编码方向会采集到多个不同频率。例如，采集一幅矩阵为512×512的图像时，每次采集的磁共振信号中就包含512个质子进动频率。采集完信号后，借助傅立叶变换，系统可以区分这512个频率，从而实现该方向的空间定位。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．相位编码</span> 由于不能同时在两个方向开启梯度磁场进行编码，且频率编码是在信号采集过程中进行的，所以另一个方向（相位编码方向）的编码必须在信号采集前完成。
|
</p>
|
<p class="content">相位编码（phase
|
encoding）方向上的梯度磁场开启后，该方向上不同位置的氢质子因所受场强的不同，有不同的进动频率。相位编码方向上的梯度磁场关闭时，不同位置的氢质子虽然恢复了相同的进动频率，但相位因位置不同出现差异。可以理解为频率不同是过程，相位不同是结果。因此相位编码方向上的梯度磁场应先于频率编码梯度磁场开启，并在频率梯度磁场开启时（磁共振信号采集时）关闭。
|
</p>
|
<p class="content">
|
为了更好地理解相位概念，我们可以用钟表进行类比。假设时针、分针、秒针代表不同的质子。初始时它们的位置相同，如果它们的转动速度一样（进动频率相同），那么经过一定时间后，这三个针的位置相同；反之，如果它们的转动速度不同（如秒针60秒走一圈、分针60分钟走一圈、时针12小时走一圈，进动频率不同），在经过一段时间后，这三个针的位置便会出现差异，这就代表它们的相位不同。
|
</p>
|
<p class="content">如图3-25所示，同样以3×3的二维平面为例。在信号采集前，先打开另一个方向的梯度磁场G<span
|
class="sub">y</span>作为相位编码梯度。在t=0（即相位编码梯度开启的瞬间）时，该水平方向3行的质子因为进动频率相同，所以其相位也相同。当相位编码梯度开启后，随着时间的推移，3行的质子进动频率产生差异，相位变得不同。
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</p>
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</div>
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</div>
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<div class="page-bottom-left">
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</div>
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<!-- 第56页内容 -->
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0065-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图3-25 相位编码示意图</p>
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</div>
|
<p class="titleQuot-1">（四）K空间</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0065-02.jpg" style="width:30%" alt=""
|
active="true" />
|
</div>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．K空间的概念</span> K空间是磁共振成像中的一个非常重要的概念，它是一个用来存储原始数据的临时空间。K空间里的数据包含了空间定位编码信息，经过傅立叶变换（Fourier
|
transform，FT），可以重建出磁共振图像。因此，K空间实际上是存储磁共振原始数据的空间，也就是“傅立叶频率空间”。</p>
|
<p class="content">
|
傅立叶变换是一种数学运算，它的作用是将空间域的函数转化为频率域的函数。由于磁共振信号经过了频率编码，它包含了多个不同的频率成分，而傅立叶变换可以帮助我们分析这些信号中的频率信息。
|
</p>
|
<p class="content">K空间包括频率编码方向（K<span class="sub">x</span>）和相位编码方向（K<span
|
class="sub">y</span>），其数据为信号强度（幅度信息）。这两个方向（K<span class="sub">x</span>和K<span
|
class="sub">y</span>）共同组成了K空间的二维坐标系。在每次采集磁共振信号时，会得到一条K空间线，这条线包含了频率和相位信息，并沿着相位编码方向逐步填充K空间。相位编码步数K<span
|
class="sub">y</span>决定了信号采集的次数。一旦K空间数据通过所有的相位编码步骤填满，就可以通过傅立叶变换将数据转化为图像。</p>
|
<p class="content">K空间矩阵的大小由频率编码方向（K<span class="sub">x</span>）的采样点数量和相位编码方向（K<span
|
class="sub">y</span>）的采样步数决定。K空间中的信号强度与图像的灰度级别相关。</p>
|
<p class="content"><span class="bold">2．K空间的特征</span></p>
|
<p class="content">
|
（1）K空间的数据特点：K空间中的数据可以根据频率高低分为低频数据和高频数据。K空间中心部分存储的主要是低频数据，因为此时相位编码梯度较小，质子群的去相位程度较低，得到的信号较强；而K空间的外围部分则存储高频数据，因为此时相位编码梯度增大，质子群的去相位程度较高，信号强度较弱。
|
</p>
|
<p class="content">
|
（2）K空间对图像质量的影响：K空间中的低频数据和高频数据对最终图像的影响不同。K空间中心的低频数据主要决定图像的对比度和信噪比，而外围的高频数据则影响图像的空间分辨率和解剖细节。如果只用K空间的低频数据来重建图像，得到的图像对比度较好，但解剖细节模糊，空间分辨率较低；如果只使用高频数据，图像的结构层次和解剖轮廓清晰，但对比度差，信噪比低。
|
</p>
|
<p class="content">（3）K空间的对称性：①K<span
|
class="sub">x</span>方向的镜像对称性（频率编码方向）：由于频率编码梯度的作用，K空间中数据在K<span
|
class="sub">x</span>方向上呈镜像对称分布。②K<span
|
class="sub">y</span>方向的镜像对称性（相位编码方向）：相位编码梯度逐步变化，K空间中的数据在K<span
|
class="sub">y</span>方向上也表现出镜像对称性，中心部分的相位编码梯度为零，向两侧逐渐增大。③共轭对称性：K空间可以分为四个象限，对角线上的两个象限数据是对称的。这意味着，如果已知某一象限的数据，就可以通过数学方法推算出另一象限的数据。
|
</p>
|
</div>
|
</div>
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047
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第57页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
|
<p class="content">
|
这些对称性表明，只需要采集K空间数据的1/4，剩余部分的数据可以通过对称性推算得到。然而，在实际操作中，由于K空间中心的低频数据对图像对比度和分辨率至关重要，所以中心数据必须采集，而其他数据则可以通过对称性推算得到，这也是某些快速成像技术能够实现的理论基础。
|
</p>
|
<p class="content">
|
（4）K空间数据的作用：K空间中的每一个点都包含着整个图像的信息，包括相位、频率和信号强度。需要注意的是，K空间的矩阵和重建后的图像的像素网格并不是一一对应的关系。K空间的矩阵表示的是频域数据，而傅立叶变换将这些频域数据转化为空间域数据，从而重建出图像。
|
</p>
|
<p class="content">
|
K空间的基本特性总结：①K空间中的每一个点包含了整个图像的信息。②K空间中心的低频数据决定了图像的对比度和信噪比，而外围的高频数据决定了图像的解剖细节和空间分辨率。③K空间具有共轭对称性，并且在K<span
|
class="sub">x</span>和K<span class="sub">y</span>方向上分别表现出镜像对称性。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．K空间的填充方式</span> K空间的填充方式有多种，不同的填充方式会显著影响最终图像的质量。K空间填充方式可以根据填充顺序和填充轨迹这两个方面进行分类。理解这些方法如何影响图像质量，对于优化MRI扫描，尤其是在优化复杂的成像任务中（如血管成像、功能成像或高分辨率解剖成像）的MRI扫描至关重要。
|
</p>
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<p class="content">（1）K空间的填充顺序：直接决定了最终图像的对比度和信噪比。K空间填充顺序有两种主要方式：线性填充和中心优先填充。</p>
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<p class="content">1）线性填充：在线性填充方法中，K空间按顺序逐行填充，通常是从相位编码方向的一端开始（K<span
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class="sub">y</span>=min），经过K空间的中心（K<span class="sub">y</span>=0），然后继续填充到另一端（K<span
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class="sub">y</span>=max），这种方法类似于逐行填充K空间。</p>
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<p class="content">在使用线性填充时，当采集时间达到一半（如总采集时间为100毫秒时，50毫秒时）时，K空间的中心（K<span
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class="sub">0</span>）刚好被填满。这意味着决定图像对比度的低频数据是在扫描的中期采集的。因此，在使用线性填充时，图像的对比度主要由低频数据的采集时刻决定。
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2）中心优先填充：与线性填充不同，中心优先填充方法在开始时就优先将信号填充K空间的中心区域，然后再逐渐向外围填充。在这种情况下，最初阶段采集到的信号决定了最终图像的对比度。</p>
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中心优先填充方法在一些特殊的成像中尤其重要，如血管成像，因为这些应用需要在扫描的初期就获取具有较高对比度的低频数据，从而确保能够很好地呈现血管和周围组织之间的对比。</p>
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<p class="content">（2）K空间的填充轨迹：指的是采集K空间数据时的路径。根据轨迹的不同，K空间填充可以分为两大类：笛卡尔（逐行）轨迹填充和非笛卡尔轨迹填充。</p>
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1）笛卡尔（逐行）轨迹填充：是传统的K空间填充方法。在这种方法中，K空间是按行逐步填充的，每采集一条信号，就填充一行，直到K空间被完全填充。这种方法简单易懂，因此在高分辨率的解剖成像中仍然应用广泛，尤其是在被检者运动较少时。
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然而，笛卡尔（逐行）轨迹填充存在扫描速度较慢、对运动伪影较为敏感等问题。如果被检者在扫描过程中有运动，可能会导致图像质量下降。尽管如此，这种方法仍是解剖成像中最常用的方式，尤其在静态成像时非常有效。
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2）非笛卡尔轨迹填充：与笛卡尔（逐行）轨迹填充不同，非笛卡尔轨迹填充并不遵循逐行填充的规则，K空间的填充路径更加复杂。非笛卡尔轨迹填充方法主要包括以下几种。①辐射填充：辐射填充方法不同于笛卡尔（逐行）轨迹填充，它从K空间的中心开始，然后沿着类似车轮辐条的路径向外填充。每采集一行数据后，K空间的轨迹并不转到下一行，而是沿着中心点周围做辐条状运动。在改变相位编码方向时，轨迹会旋转一定的角度，通过旋转填充整个K空间。辐射轨迹的K空间呈圆形。这种方
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<span class="header-title">第三章 磁共振成像原理</span>
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<p class="content">法特别适用于需要减少运动伪影的成像，如心脏成像或动态成像。由于每条“辐条”代表一个独立的相位编码步骤，辐射轨迹可以有效减轻运动伪影，并且具有较强的抗运动能力，适用于动态或快速成像。②锯齿轨迹：锯齿轨迹方法的填充方式则呈现出一种往复的锯齿形路径。在这种轨迹下，K空间并非按顺序逐行填充，而是按特定的锯齿形状填充。该方法提高了K空间的填充效率，适合一些对速度要求较高的特殊成像应用。③多叶/螺旋桨填充：多叶/螺旋桨填充方法结合了笛卡尔（逐行）轨迹填充和辐射填充的特点。最开始，多个K空间行按照笛卡尔（逐行）轨迹填充方式逐行填充，之后轨迹会转为辐射状，绕中心旋转一定角度，然后继续填充更多行，直到填满整个K空间。因为这种轨迹类似于螺旋桨的旋转（或者类似风车叶片的旋转），因此又称为螺旋桨填充或风车填充。这一方法非常适用于需要抗运动伪影的快速扫描，能够在运动情况下提供清晰的图像。④螺旋填充：螺旋填充方法的轨迹从K空间的中心开始，并沿着阿基米德螺旋的方式向外旋转。每一圈螺旋被称为螺旋臂，K空间的填充是通过连续的螺旋路径完成的。这种方法在扫描速度要求较高时特别有优势，因为它能够在较少的采样点下满足奈奎斯特采样定理，提高扫描速度，同时减少运动伪影，尤其适用于TOF-MRA等应用。
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<p class="titleQuot-1">（五）磁共振图像重建</p>
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<p class="content"><span class="bold">1．二维图像重建</span></p>
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（1）二维傅立叶变换法：二维傅立叶变换图像重建方法是磁共振成像中最常用的图像重建方法。在该方法中，首先通过频率编码和相位编码对成像平面内的两个垂直方向进行编码，计算机通过傅立叶变换可以获得每个像素在二维平面内的信号强度，并将其转换为相应的灰度值，从而生成图像。傅立叶变换方法的优势在于其能够有效处理复杂信号，并能提供较高的图像质量。
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（2）投影重建法：虽然傅立叶变换成像方法广泛应用，但其也存在一些缺点，尤其是在信号读出之前需要先施加补偿梯度和相位编码梯度，这会引起几毫秒的信号延迟。虽然这段延迟时间非常短，但对于一些弛豫时间非常短的组织（如肺组织），这种延迟可能会影响图像质量。在这种情况下，使用投影重建法可能更为合适。在投影重建法中，信号可以在射频激发后直接用读出梯度进行编码，而不需要先施加补偿梯度。每次信号读出后，梯度的方向会旋转（类似于CT中使用的原理），然后使用投影重建函数重建数据。这种方法的优势在于能够获得较短的回波时间，并且能够减少运动伪影。然而，其缺点是信噪比较低，并且低频样本可能会出现过度采样伪影。如果使用强梯度磁场，也可以通过傅立叶变换成像方法获得较短的回波时间。
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<p class="content"><span
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class="bold">2．三维图像重建</span> 在大多数临床应用中，通常使用二维傅立叶变换方法收集数据，每次采集一幅图像。但在一些特殊的应用中，可能需要三维数据收集。三维成像是指同时激发并收集一个大体积范围或体块的数据。在三维成像中，激发脉冲不仅激发一个单独的体层，而且激发一个体积块。这个体积块内的层面分割是通过z轴的相位编码梯度和体层选择梯度来实现的。z轴的相位编码梯度用于相位编码，层面的厚度取决于该梯度的大小，而层面的数量则与z方向相位编码梯度的变化次数相等。
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</p>
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<p class="content">由于三维成像还需要在z方向进行相位编码，因此三维成像的扫描时间与体积内的切片数量有关，三维成像的扫描时间可以通过以下公式表示：</p>
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<p class="center">t=N<span class="sub">y</span>×N<span class="sub">z</span>×NEX×TR （式3-6）</p>
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<p class="content">式中，N<span class="sub">y</span>为y方向相位编码的步数，N<span
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class="sub">z</span>为z方向相位编码的步数，NEX是采集的次数，TR是重复时间。</p>
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MRI检查技术
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<p class="center"><span class="bold">傅立叶变换与医学影像：从数学原理到医学应用</span></p>
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<p class="quotation">
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19世纪法国数学家约瑟夫·傅立叶在研究热传导问题时，开创性地提出任何周期函数都可以表示为正弦和余弦级数的理论，这一发现不仅解决了热传导方程的求解问题，更为现代信号处理奠定了理论基础。
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</p>
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<p class="quotation">
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在医学影像特别是磁共振成像中，傅立叶变换展现出了其独特的价值。其核心原理是将时域信号分解为不同频率的正弦波组合，实现从时域到频域的转换。MRI接收线圈采集的回波信号作为时域信号，经过傅立叶变换处理后，能够转换为反映质子空间分布的频域信息，实现对体内组织结构的精确定位和图像重建。
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</p>
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<p class="quotation">
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现代医学影像技术的发展，特别是MRI技术的进步，在很大程度上依赖对傅立叶变换原理的深入理解和创新应用。这一数学工具不仅解决了医学影像重建的基础问题，更为影像质量的持续提升提供了坚实的技术支撑。
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<p class="right-info">（韩启超 李圣军）</p>
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