1.1概 述

1.1.1磁共振成像的起源及定義

磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是利用射頻（radio frequency，RF）電磁波對置于磁場中的含有自旋不為零的原子核的物質(zhì)進(jìn)行激發(fā)，發(fā)生核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR），用感應(yīng)線圈采集磁共振信號，按一定數(shù)學(xué)方法進(jìn)行處理而建立的一種數(shù)字圖像。

1946年美國加州斯坦福大學(xué)Bloch和哈佛大學(xué)的Purcell教授同時(shí)發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn)象，由于這一發(fā)現(xiàn)在物理、化學(xué)、生物化學(xué)、醫(yī)學(xué)上具有重大意義。此兩人于1952年獲得諾貝爾物理獎。1946～1972年NMR主要用于有機(jī)化合物的分子結(jié)構(gòu)分析，即磁共振波譜分析（magneticresonance spectroscopy，MRS）。1971年美國紐約州立大學(xué)的達(dá)曼迪恩Damadian教授在《科學(xué)》雜志上發(fā)表了題為“NMR信號可檢測疾病”和“癌組織中氫的T1、T2時(shí)間延長”等論文。1973年美國人Lauterbur用反投影法完成了MRI的實(shí)驗(yàn)室的模擬成像工作。1978年英國第一臺頭部MRI設(shè)備投入臨床使用，1980年全身的MRI研制成功。

1.1.2磁共振成像特點(diǎn)及其局限性

1.1.2.1磁共振影像的特點(diǎn)

·多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息；

·高對比成像，可得出祥盡的解剖圖譜；

·任意層面斷層，可以從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實(shí)；

·人體能量代謝研究，有可能直接觀察細(xì)胞活動的生化藍(lán)圖；

·不使用對比劑，可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)；

·無電離輻射，一定條件下可進(jìn)行介入MRI治療；

·無氣體和骨偽影的干擾，后顱凹病變等清晰可見。

1.1.2.2磁共振成像的局限性

·呈像速度慢；

·對鈣化灶和骨皮質(zhì)癥不夠敏感；

.圖像易受多種偽影影響；

·禁忌證多；·定量診斷困難。

1.2原子核共振特性

1.2.1原子核的自旋

1.2.1.1原子核的結(jié)構(gòu)

任何物質(zhì)都是由分子組成的，分子是由原子組成的。人體內(nèi)最多的分子是水，水約占人體重量的65%，氫原子是人體中含量最多的原子。

原子又由原子核和繞核運(yùn)動的電子組成，電子在原子核外快速運(yùn)動，有軌道運(yùn)動和自旋運(yùn)動。因?yàn)椋娮佑匈|(zhì)量和電荷，其軌道運(yùn)動產(chǎn)生軌道角動量和軌道磁矩，自旋運(yùn)動產(chǎn)生自旋角動量和自旋磁矩。在許多情況下，軌道磁矩的貢獻(xiàn)很小，分子的磁矩主要來自自旋，這種電子的運(yùn)動在電子顯微鏡下視如云狀，稱電子云。原子核位于原子的中心，由質(zhì)子和中子組成。原子核中的質(zhì)子是帶正電荷的，通常與原子核外的電子數(shù)相等，以保持原子的電中性，原子核中的質(zhì)子和中子可有不同，質(zhì)子和中子決定原子的質(zhì)量，原子核是主要決定該原子物理特性的。質(zhì)子和中子如不成對，將使質(zhì)子在旋轉(zhuǎn)中產(chǎn)生角動量，一個(gè)質(zhì)子的角動量約為1.41×10-26 Tesla，磁共振就是要利用這個(gè)角動量的物理特性來進(jìn)行激發(fā)、信號采集和成像的。

1.2.1.2原子核的自旋特性

 原子核中的質(zhì)子類似地球一樣圍繞著一個(gè)軸做自旋運(yùn)動，正電荷附著于質(zhì)子，并與質(zhì)子一起以一定的頻率旋轉(zhuǎn)，此稱自旋。質(zhì)子的自旋就好比電流通過環(huán)型線圈，根據(jù)法拉第（Faraday）電磁原理，將產(chǎn)生一定值的微小磁場，它的能量是一個(gè)有方向性的矢量，稱為角動量，是磁性強(qiáng)度的反應(yīng)，角動量大，就是指磁性強(qiáng)。此時(shí)質(zhì)子自旋分為兩種：一種為與磁場方向一致，另一種為與磁場方向不一致。如果原子內(nèi)的質(zhì)子和中子是相等成對的，質(zhì)子的自旋運(yùn)動在質(zhì)量平衡的條件下作任何空間方向的快速均勻分布，總的角動量保持為零。但是，許多原子中的質(zhì)子和中子是不成對的，在不成對的條件下，質(zhì)子自旋運(yùn)動產(chǎn)生的角動量將不能保持零狀態(tài)，出現(xiàn)了角動量。人體中的氫、碳、鈉、磷原子都存在質(zhì)子、中子不成對的情況，都可用來作磁共振成像的。

1.2.2原子核在外加磁場中的自旋變化

我們已經(jīng)討論了原子核的一些固有特性，下面介紹自旋核在靜磁場中的變化。在沒有磁場的情況下，自旋中的磁矩的方向是雜亂無章的。因此，對一個(gè)原子核宏觀聚集體而言，就不可能看到任何宏觀的核磁性現(xiàn)象。如果將含有磁性原于核的物質(zhì)放置于均勻磁場中，情況就不一樣了。這些微觀的磁矩會在一定的時(shí)間（稱為自旋－晶格弛豫時(shí)間）發(fā)生改變。下面，我們將詳細(xì)加以說明。

1.2.2.1質(zhì)子自旋和角動量方向

根據(jù)電磁原理，質(zhì)子自旋產(chǎn)生的角動量的空間方向總是與自旋的平面垂直。由于質(zhì)子自旋的方向總是在變化的，因此角動量的方向也跟著變，在自然狀態(tài)下，角動量方向隨機(jī)而變。當(dāng)人體處于強(qiáng)大的外加磁場（B0）中時(shí)，體內(nèi)的質(zhì)子將發(fā)生顯著的磁特性改變。角動量方向?qū)⑹艿酵饧哟艌觯ㄒ卜Q主磁場）的影響，趨向于與外加主磁場平行的方向，與外加磁場同方向時(shí)處于低能級狀態(tài)，而與外加磁場方向相反時(shí)處于高能態(tài)之極，極易改變方向。經(jīng)過一定的時(shí)間后，終將達(dá)到相對穩(wěn)定的狀態(tài)，約一半多一點(diǎn)的質(zhì)子的角動量與主磁場方向一致，約一半少一點(diǎn)的質(zhì)子的角動量與主磁場方向相反，方向一致與方向相反的質(zhì)子的角動量總和之差就出現(xiàn)了角動量總的凈值。這個(gè)凈值是一個(gè)所有質(zhì)子總的概念，不是指單個(gè)質(zhì)子的角動量方向。因此，我們把它稱為磁矩，它的方向總是與外加磁場（B0）的方向一致的。

1.2.2.2磁矩和進(jìn)動

磁矩有一些重要的特性，第一，磁矩是一個(gè)總和的概念。磁矩方向與外加磁場方向一致，并不代表所有質(zhì)子的角動量方向與B0一致，實(shí)際上約一半的質(zhì)子的角動量方向與B0方向相反的。第二，磁矩是一個(gè)動態(tài)形成過程，人體置于磁場中后，需要一定的時(shí)間才能達(dá)到一個(gè)動態(tài)平衡狀態(tài)。因此，當(dāng)磁矩受到破壞后，其恢復(fù)也要考慮到時(shí)間的問題。第三，磁矩在磁場中是隨質(zhì)子進(jìn)動的不同而變化，而且進(jìn)動是具有特定頻率，此稱進(jìn)動頻率。

在磁矩的作用下，原子核自身旋轉(zhuǎn)的同時(shí)又以B0為軸做旋轉(zhuǎn)運(yùn)動，此稱進(jìn)動。它是一種圍繞某一個(gè)軸心的圓周運(yùn)動，這個(gè)軸心就是B0的方向軸。由于磁矩是有空間方向性的，它繞著B0軸而轉(zhuǎn)。因此，磁矩方向與B0軸的夾角決定了旋轉(zhuǎn)的圓周大小。譬如陀螺自身在旋轉(zhuǎn)時(shí)，它會出現(xiàn)自身旋轉(zhuǎn)軸與地面垂直線有夾角的情況，這時(shí)陀螺本身的位置將圍繞某一點(diǎn)作圓周運(yùn)動，它的軌跡將是一個(gè)圓周。當(dāng)人體置于強(qiáng)磁場中一定時(shí)間達(dá)到相對平衡后，質(zhì)子總的磁矩圍繞B0旋轉(zhuǎn)的角度也相對恒定，B0方向上的分值可由三角原理來確定，這個(gè)B0方向上的值隨著磁矩與B0的夾角變化而變化。    進(jìn)動是在 B0存在時(shí)出現(xiàn)的，所以進(jìn)動與B0密切相關(guān)。外加磁場的大小決定著磁矩與B0軸的角度，磁場越強(qiáng)大，角度越小，B0方向上的磁矩值就會越大，因此可用來進(jìn)行磁共振的信號會越強(qiáng)，圖像結(jié)果會更好。此外，外加主磁場的大小也決定了進(jìn)動的頻率，B0越強(qiáng)大，進(jìn)動頻率越高，與B0強(qiáng)度相對應(yīng)的進(jìn)動頻率也叫Lamor（拉莫）頻率，原子在1.0 Tesla的磁場中的進(jìn)動頻率稱為該原子的旋磁比（γ），為一常數(shù)值。氫原子的旋磁比為42.58 MHz。 B0等于0.5 Tesla時(shí)，質(zhì)子進(jìn)動頻率為21.29 MHz。B0等于1.5 Tesla時(shí)，質(zhì)子進(jìn)動頻率為63.87 MHz。

Lamor方程表示：

                          ω=B0 *γ/ 2π    （公式1-1）

其中原子核的進(jìn)動頻率ω與主磁場B0成正比，γ為磁旋比。

1.2.3核磁共振現(xiàn)象

共振是一種自然界普遍存在的物理現(xiàn)象。物質(zhì)是永恒運(yùn)動著的，物體的運(yùn)動在重力作用下將會有自身的運(yùn)動頻率。當(dāng)某一外力作用在某一物體上時(shí)，一般只是一次的作用而沒有共振的可能，當(dāng)外力是反復(fù)作用的，而且有固定的頻率。如果這個(gè)頻率恰好與物體的自身運(yùn)動頻率相同，物體將不斷地吸收外力，轉(zhuǎn)變?yōu)樽陨磉\(yùn)動的能量，哪怕外力非常小。隨時(shí)間的積累，能量不斷被吸收，最終導(dǎo)致物體的顛覆而失去共振狀態(tài)。這個(gè)過程就是共振。

質(zhì)子在一定的磁場強(qiáng)度環(huán)境中，它的磁矩是以Lamor頻率作旋進(jìn)運(yùn)動的，進(jìn)動頻率是由磁場強(qiáng)度決定的。所以，進(jìn)動是磁場中磁矩矢量的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動，而單擺運(yùn)動是重力場中物體的運(yùn)動，原理是相同的。進(jìn)動的磁矩，如果把三維的旋轉(zhuǎn)用透視法改為二維運(yùn)動圖，就更清楚地看到它與單擺運(yùn)動是極其相似的。當(dāng)在B0作用下以某一恒定頻率進(jìn)動的磁矩，在受到另一個(gè)磁場（B1）的重復(fù)作用時(shí)，當(dāng)B1的頻率與Lamor頻率一致，方向與B0垂直，進(jìn)動的磁矩將吸收能量，改變旋進(jìn)角度（增大），旋進(jìn)方向?qū)⑵xB0方向，B1強(qiáng)度越大，進(jìn)動角度改變越快，但頻率不會改變。以上就是原子核（MRI中是質(zhì)子）的磁角動量在外加主磁場（B0）的條件下，受到另一外加磁場（B1）的作用而發(fā)生的共振現(xiàn)象，這就是磁共振物理現(xiàn)象。

1.3核磁弛豫

1.3.1弛豫過程

1.3.1.1弛豫

原子核在外加的RF（B1）作用下產(chǎn)生共振后，吸收了能量，磁矩旋進(jìn)的角度變大，偏離B0軸的角度加大了，實(shí)際上處在了較高的能態(tài)中，在B1消失后將迅速恢復(fù)原狀，就象被拉緊的彈簧“放松”了。原子核的磁矩的弛豫過程與之有許多相似之處，原子核發(fā)生磁共振而達(dá)到穩(wěn)定的高能態(tài)后，從外加的B1消失開始，到回復(fù)至發(fā)生磁共振前的磁矩狀態(tài)為止，整個(gè)變化過程就叫弛豫過程。弛豫過程是一個(gè)能量轉(zhuǎn)變的過程，需要一定的時(shí)間，磁矩的能量狀態(tài)隨時(shí)間延長而改變，磁矩的整個(gè)回復(fù)過程是較復(fù)雜的。但卻是磁共振成像的關(guān)鍵部分。磁共振成像時(shí)受檢臟器的每一個(gè)質(zhì)子都要經(jīng)過反復(fù)的RF激發(fā)和弛豫過程。弛豫有縱向弛豫和橫向弛豫之分。

1.3.1.2縱向弛豫

縱向弛豫是一個(gè)從零狀態(tài)恢復(fù)到最大值的過程。磁矩是有空間方向性的，當(dāng)人體進(jìn)入B0環(huán)境中以后，數(shù)秒或數(shù)十秒鐘后將形成一個(gè)與B0方向一致的凈磁矩，我們稱其為M0，B0方向是一條空間的中心軸線，我們定義它為縱軸。在外加的RF（B1）作用下，B0將發(fā)生偏離縱軸的改變，此時(shí)B0方向上的磁矩將減少，當(dāng)B1終止后，縱軸（B0軸）上的分磁矩又將逐漸恢復(fù)，直至回復(fù)到RF作用前的狀態(tài)，這個(gè)過程就叫縱向弛豫，所需要的時(shí)間就是縱向弛豫時(shí)間。由于要使縱向磁矩恢復(fù)到與激發(fā)前完，全一樣的時(shí)間很長，有時(shí)是一個(gè)無窮數(shù)。因此，我們?nèi)藶榈匕芽v向磁矩恢復(fù)到原來的63%時(shí)，所需要的時(shí)間為一個(gè)單位T1時(shí)間，也叫T1值?！癟”就是Time，T1值一般以秒或毫秒為表示單位。T1是反映組織縱向磁矩恢復(fù)快或慢的物理指標(biāo)，人體各種組織因組成成份不同而具有不同的T1值。

1.3.1.3橫向弛豫

橫向弛豫是一個(gè)從最大值恢復(fù)至零狀態(tài)的過程。在RF作用下，縱向的磁矩發(fā)生了偏離，與中心軸有了夾角，橫向上則出現(xiàn)了分磁矩（Mxy），當(dāng)B1終止后，橫向（XY平面）上的分磁矩（Mxy）又將逐漸減少，直至回復(fù)到RF作用前的零狀態(tài)，這個(gè)過程就叫橫向弛豫。所需要的時(shí)間為橫向弛豫時(shí)間。與T1值一樣的原因，我們將橫向磁矩減少至最大時(shí)的37%時(shí)所需要的時(shí)間為一個(gè)單位T2時(shí)間，也叫T2值。橫向弛豫與縱向弛豫是同時(shí)發(fā)生的。

1.3.2核磁共振信號

MR信號是MRI機(jī)中使用的接收線圈探測到的電磁波，它具有一定的相位、頻率和強(qiáng)度。根據(jù)這個(gè)信號的相位、頻率和強(qiáng)度的特征，結(jié)合它出現(xiàn)的時(shí)間先后秩序，可以用來進(jìn)行計(jì)算機(jī)空間定位處理和信號強(qiáng)度數(shù)字化計(jì)算及表達(dá)，在MRI圖像上反映出不同組織的亮暗特征。各種形態(tài)特征組織具有不同的信號特點(diǎn)，將共同組成一幅亮度對比良好、信噪比較高、空間分辨率適中的MRI圖像。

MRI成像過程中，每個(gè)組織都將經(jīng)過磁共振物理現(xiàn)象的全過程。組織經(jīng)過B1激發(fā)后，吸收能量，磁矩發(fā)生偏離B0軸的改變，橫向（XY平面）上出現(xiàn)了磁矩，處于高能態(tài)中。B1終止后，橫向上的磁矩將很快消失，恢復(fù)至激發(fā)前的零狀態(tài)，其中B1激發(fā)而吸收的能量將通過發(fā)射與激發(fā)RF頻率相同的電磁波來實(shí)現(xiàn)能量釋放，這個(gè)電磁波就是MR信號的來源，也叫回波，是MRI的基礎(chǔ)。磁共振中的回波信號，實(shí)質(zhì)上是射頻信號，具有頻率和強(qiáng)度的特點(diǎn)。

磁共振成像設(shè)備中，接收信號用的線圈可以是同一線圈，也可以是方向相同的兩個(gè)線圈。線圈平面與主磁場B。平行，其工作頻率需要盡量接近Larmor頻率，線圈發(fā)射RF脈沖對組織進(jìn)行激勵，在停止發(fā)射RF脈沖后進(jìn)行接收，RF脈沖停止作用后組織出現(xiàn)弛豫過程，磁化矢量只受主磁場B。的作用時(shí)，這部分質(zhì)子的進(jìn)動即自由進(jìn)動因與主磁場方向一致，所以無法測量。而磁共振過程中受到射頻激勵而產(chǎn)生的橫向磁化矢量垂直，并圍繞主磁場B。方向選進(jìn)，按照電磁感應(yīng)定律（即法拉第定律），橫向磁化矢量Mxy的變化，能使位于被檢體周圍的接收線圈產(chǎn)生隨時(shí)間變化的感應(yīng)電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個(gè)感應(yīng)電流經(jīng)放大即為MR信號。由于弛豫過程中Mxy的幅度按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應(yīng)電流為隨時(shí)間周期性不斷衰減的振蕩電流，因?yàn)樗亲杂蛇M(jìn)動感應(yīng)產(chǎn)生的，所以稱之為自由感應(yīng)衰減（free induction decay，F(xiàn)ID）。90°RF脈沖后，由于受縱向弛豫時(shí)間T 1和橫向弛豫時(shí)間T2的影響，磁共振信號以指數(shù)曲線形式衰減，因此它是一種自由衰減信號，其幅度隨時(shí)間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛豫速率（1/T2）。

自由感應(yīng)衰減（FID）信號描述的是信號瞬間幅度與時(shí)間的對應(yīng)關(guān)系。實(shí)際上各質(zhì)子群的FID過程并不相同，所疊加在一起的總信號也不會是一個(gè)簡單的指數(shù)衰減曲線。因此，有必要將振幅隨時(shí)間變化的函數(shù)變成振幅隨頻率分布變化的函數(shù)?！案盗⑷~變換”就是將時(shí)間函數(shù)變換成頻率函數(shù)的方法。FID信號不僅提供幅值和頻率，它還提供幅值和頻率相關(guān)的相位的信息。

一個(gè)自由感應(yīng)衰減（FID）信號的產(chǎn)生，都是一個(gè)特定組織（受檢組織）在磁共振成像過程中產(chǎn)生且特有的。不同組織在受到同一個(gè)脈沖激發(fā)后產(chǎn)生的回波各不相同，相同的組織在受到不同的脈沖激發(fā)后的回波特點(diǎn)也不一樣，這是因?yàn)榻M織結(jié)構(gòu)的不同導(dǎo)致的磁共振特性（主要指T1、T2值）不同所致，而不同的脈沖序列就是要充分發(fā)掘和顯示組織的內(nèi)在特性不同而設(shè)計(jì)的?？偟膩碚f，組織在MRI上的亮暗差別隨回波信號不同而不同，F(xiàn)ID信號的表現(xiàn)特點(diǎn)要受到組織本身的質(zhì)子密度、T1值、T2值、運(yùn)動狀態(tài)、磁敏感性等因素影響，成像時(shí)采用的不同脈沖組合序列及其相關(guān)的TR、TE值、翻轉(zhuǎn)角等都是為了顯示組織特性的。

1.4磁共振成像的空間定位

1.4.1 MRI的數(shù)據(jù)采集方法

1.4.1.1梯度磁場（gradient magnetic field）

利用梯度磁場（G）實(shí)現(xiàn)MRI的空間定位，共有三種梯度磁場：橫軸位（Gz）、矢狀位（Gx）和冠狀位（Gy）。

梯度磁場是在主磁場基礎(chǔ)上外加的一種磁場，使成像時(shí)感興趣人體段塊受到的磁場強(qiáng)度出現(xiàn)微小的差別。根據(jù)磁共振的拉莫爾（Lamor）定律，人體組織在不同的磁場強(qiáng)度下，其共振頻率就會不同，這就形成了根據(jù)梯度磁場的變化達(dá)到空間定位的理論和實(shí)際應(yīng)用基礎(chǔ)。

 MRI的空間定位主要由梯度磁場來完成。在相對均勻的主磁場基礎(chǔ)上施加梯度磁場，將使人體不同部位的氫質(zhì)子處于不同的磁場強(qiáng)度下，因而具有不同的拉莫爾（Lamor）頻率。用不同的RF激發(fā)，結(jié)果將選擇性地激發(fā)對應(yīng)的質(zhì)子，不斷變化的梯度磁場與對應(yīng)變化的RF發(fā)生放大器配合，將達(dá)到空間定位的目的。

 根據(jù)梯度磁場的變化來確定位置時(shí)，不需受檢病人的移動，這是與CT成像明顯不同。梯度磁場性能是磁共振機(jī)性能的一個(gè)重要指標(biāo)，它可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的磁共振成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應(yīng)。同時(shí)梯度磁場的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF頻率的轉(zhuǎn)換。

1.4.1.2層面選擇

 磁共振成像是多切面的斷層顯像。要使某一段大塊的人體組織分層面顯示，就要進(jìn)行層面定位，人為地分解組織器官成為許多具有一定層厚的斷面。橫軸位（Gz）、失狀位（Gx）和冠狀位（Gy）的梯度磁場可作為層面選擇梯度場，根據(jù)要求做矢狀面、冠狀面還是橫斷面，只要通過電腦控制啟動某一軸上的梯度場即可。如果采用第一層對應(yīng)梯度強(qiáng)度和頻率的RF激發(fā)，RF停止后出現(xiàn)的具有特定頻率的回波信號，將被計(jì)算機(jī)認(rèn)為是第一層面質(zhì)子的信號，然后再采用第二層對應(yīng)頻率的RF激發(fā)，如此重復(fù)，至最后一層，可以達(dá)到層面選擇的目的，所以MRI做任何斷面都不需移動病人，只是啟動不同的梯度場即可。

1.4.2 MRI斷層平面信號的空間編碼

以上僅對不同層面進(jìn)行分辨，出現(xiàn)的回波信號僅僅為一個(gè)層面的總和。一個(gè)層面中有128×256或256×256個(gè)像素，如何分辨？對一個(gè)層面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和頻率兩種編碼方法來實(shí)現(xiàn)定位。

層面分辨梯度是Z軸方向的話，我們可以在Y軸的上下方向上施加第二個(gè)梯度磁場，將上下空間位置的體素用不同相位狀態(tài)來分辨，我們稱這個(gè)梯度磁場為相位編碼梯度磁場。一個(gè)128×256矩陣可用128種不同相位來編碼，這時(shí)成像時(shí)間就與相位編碼數(shù)直接相關(guān)。這樣，我們用梯度磁場使層面的Z軸上和上下的Y軸上均有不同。但是，此時(shí)某一次RF激發(fā)后的回波仍是左右方向上一排像素（128或256個(gè)）的總和，這一排如何分？這一排像素要用頻率編碼的方法來區(qū)分，在一個(gè)RF激發(fā)停止后，立即在這一排像素所在方向上再施加另一梯度磁場，稱為頻率編碼梯度磁場。使這一排上不同像素的質(zhì)子在弛豫過程中出現(xiàn)頻率不同，計(jì)算機(jī)可以識別此頻率的差異而確定不同質(zhì)子的位置。頻率編碼與成像總時(shí)間沒有直接關(guān)系，故頻率編碼上的矩陣點(diǎn)數(shù)一般都為256。層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時(shí)間先后排列和協(xié)同工作，可以達(dá)到對某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。由以上可知，一次RF激發(fā)是對某一層面中的某一排（一般256個(gè)）像素的同時(shí)激發(fā)，而且要間隔一個(gè)TR時(shí)間后再進(jìn)行該層面下一排像素的第二次激發(fā)，時(shí)間就與TR、層數(shù)、像素?cái)?shù)有關(guān)。這個(gè)定位過程是一個(gè)反復(fù)的過程，較CT的定位更復(fù)雜。

1.4.3 MR圖像重建理論

1.4.3.1 K空間填充技術(shù)

 一次RF激發(fā)是相同相位編碼位置上的一排像素的同時(shí)激發(fā)，這一排像素的不同空間位置是由頻率編碼梯度場的定位作用確定的。因此，相位和頻率的相對應(yīng)就可明確某一信號的空間位置。所以，在計(jì)算機(jī)中，按相位和頻率兩種坐標(biāo)組成了另一種虛擬的空間位置排列矩陣，這個(gè)位置不是實(shí)際的空間位置，只是計(jì)算機(jī)根據(jù)相位和頻率不同而給予的暫時(shí)識別定位，這就是“K空間”。K空間實(shí)際上是MR信號的定位空間。在K空間中，相位編碼是上下、左右對稱的，從正值的最大逐漸變化到負(fù)值的最大，中心部位是相位處于中心點(diǎn)的零位置，而不同層面中的多次激發(fā)產(chǎn)生的MR信號被錯位記錄到不同的K空間位置上。

 由于一排排像素的數(shù)量在同一序列中總是恒定的，使頻率變化范圍也恒定，某一排像素的頻率編碼起始頻率低，則最末一個(gè)像素的終末頻率也低。在K空間上相位變化的對稱性的前提下，導(dǎo)致處于K空間頻率坐標(biāo)的中心位置的中等頻率值的像素會最多，總的合計(jì)信號強(qiáng)度將最大。所以，K空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素的信號，在傅利葉轉(zhuǎn)換過程中的作用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。

在K空間采集中，頻率和相位編碼的位置一一對應(yīng)，雖然圖像信號采集的矩陣為128×256或256×256，但K空間在計(jì)算機(jī)中為一個(gè)規(guī)整的正方形矩陣。如前所述，處于K空間中心區(qū)域的各個(gè)數(shù)值對圖像重建所起的作用要比周邊區(qū)域的更大，所以，在非常強(qiáng)調(diào)成像時(shí)間的腦彌散成像、灌注成像及心臟MRI成像時(shí)，為了節(jié)約時(shí)間，可以將周邊區(qū)域的K空間全部作零處理，不化時(shí)間去采集，節(jié)約一半的時(shí)間，可能導(dǎo)致小于10%的圖像信噪比損失。這種特殊的成像方法就叫K空間零填充技術(shù)。K空間分段采集技術(shù)一般應(yīng)用于心臟快速M(fèi)RI成像，在FLASH或Turbo-FLASH等快速梯度成像時(shí)，一個(gè)序列常可在1秒鐘左右的時(shí)間內(nèi)完成。但是，對心臟來說仍然太慢，一個(gè)心動周期不足一秒，運(yùn)動偽影在所難免，且NEX只有一次時(shí)的圖像質(zhì)量不太理想。這時(shí)，可采用K空間分段采集的方法，將K空間分成8或16段，采用心電圖門控觸發(fā)的方法，使一段K空間的信號采集固定于心動周期的某一個(gè)時(shí)段內(nèi)，達(dá)到心臟相對靜止的效果。一個(gè)序列被分解在8或16次心跳中完成，總時(shí)間也在一次屏氣時(shí)間允許之內(nèi)，這樣，既解決心臟跳動偽影問題。

1.4.3.2二維傅立葉圖像重建法

二維傅立葉變換法是MRI特有且最常用的圖像重建方法。K空間排列的原始數(shù)據(jù)，整合了相位、頻率和強(qiáng)度的信息，傅利葉轉(zhuǎn)換技術(shù)就是可以將以上的K空間信息逐行、逐點(diǎn)地解析和填補(bǔ)到真正的空間位置上去，形成很多幅反映信號強(qiáng)弱的MRI圖像。二維傅立葉變換可分為頻率和相位兩個(gè)部分，通過沿兩個(gè)垂直方向的頻率和相位編碼，可得出該層面每個(gè)體素的信息。不同頻率和相位結(jié)合的每個(gè)體素在矩陣中有其獨(dú)特的位置。計(jì)算每個(gè)體素的灰階值就形成一幅MR圖像。