第三节　磁共振成像设备

磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）设备是利用生物体的磁性核（主要是氢核）在磁场中产生的共振信号进行成像的设备。1946年，由布洛赫领导的斯坦福大学研究组和伯赛尔领导的哈佛大学研究组分别发现了磁共振现象。随着超导技术、磁体技术、电子技术、计算机技术和材料科学的进步，MRI设备得到了飞速的发展。与CT设备相比，MRI设备可以进行多参数成像，提供了丰富的诊断信息；由于人体氢核含量丰富，MRI图像有高对比度；可以对人体任意剖面进行直接成像；对人体无放射性的危害和生物副作用；无骨密质伪影对图像的干扰，为软组织、中枢神经系统的诊断提供了可靠和安全的技术手段。

一、磁共振成像原理

具有磁性的原子核处于静磁场中，会产生磁化现象。用适当频率的射频电磁波激励这些原子核，会产生共振，当射频电磁波消失后，受激核发生弛豫，向外界发出电磁波信号，这一过程是磁共振成像的物理基础。

当原子核的质子数、中子数或者两者均为奇数时，原子核带有“净电荷”。其自旋运动会在产生磁场，称之为磁矩，记为µ。

γ称为旋磁比，氢原子核的旋磁比为42.58 ΜΗz/Τ。

人体内部质子都具有磁性，但由于质子自旋轴的无序排列，磁矩相互抵消，总磁矩等于零。当人体处于外界强磁场中，质子在外界磁场的作用下只能取顺主磁场或逆主磁场方向，但其磁化矢量并非完全与主磁场方向平行，而总是与主磁场有一定的角度，并以一定的夹角绕外界磁场作进动，这一现象称为磁化。由于进动的存在，质子自旋产生小磁场又可以分解成两个部分，一部分为方向恒定的纵向磁化分矢量，处于高能级者与主磁场方向相反，处于低能级者与主磁场的方向相同；另一部分为以主磁场方向（B0）即Z轴为轴心，在X、Y平面旋转的横向磁化分矢量。由于各个横向磁化分矢量所处的相位不同，磁化矢量相互抵消，因而宏观横向磁化矢量为0。在磁共振成像系统中，主磁场沿Z轴方向，用B0表示，体内全部质子磁矩的合矢量被称为磁化矢量强度M0，与B0方向相同。

射频脉冲是一种交变磁场，通常用B1来表示，用于激励平衡状态的原子核系统。低能级的质子通过吸收射频的能量后，跃迁至高能级状态，从而达到高能级的质子数目多于低能级质子数，使质子系统处于受激状态。

在主磁场上，用射频场B1从XOY平面内的OX轴向人体施加射频脉冲，射频场的能量E与质子的能级差ΔE相等，即E = Δ E，如图2-7所示。ωr为激励射频场频率，ω0为质子共振频率，有ωr = γ B0 = ω0，从而在原子核、主磁场和激励射频场之间建立了联系。原子核在磁场中有不同的共振频率，若磁共振扫描仪的磁场强度为1.0T，则质子的共振频率是42.58MHz。

在激励过程中，磁化强度矢量会偏离平衡位置（即Z轴方向），偏转的角度与射频脉冲的能量有关，能量越大偏转角度越大。射频脉冲能量的大小与射频场强度B1及持续时间（脉冲宽度）有关，当宏观磁化矢量的偏转角度确定时，射频脉冲的强度越大，需要持续的时间越短。当射频脉冲的能量正好使宏观纵向磁化矢量偏转90°，即完全偏转到X、Y平面，这种脉冲被称之为90°脉冲。如果射频脉冲使宏观磁化矢量偏转的角度小于90°，称之为小角度脉冲。如果射频脉冲的能量足够大，使宏观磁化矢量偏转180°，即产生一个与主磁场方向相反的宏观纵向磁化矢量，这种射频脉冲称为180°脉冲。

激励结束后，磁化矢量M回到平衡位置的弛豫过程中，释放吸收的能量，产生磁共振信号。弛豫过程是磁共振系统特有的物理过程，分为纵向弛豫和横向弛豫。纵向弛豫过程是质子从高能级回到低能级，并通过热交换将共振所吸收的能量释放给其他类型的原子核，表现为纵向磁化矢量逐渐恢复直至最大值（平衡状态），常用时间常数T1描述。质子处于主磁场和邻近质子磁场的综合作用下，磁场强度并不均匀，导致每个质子的自旋频率有微小差异，产生相散。横向弛豫过程是质子与质子之间磁矩的相互作用，其结果是磁化矢量M0在XOY平面上的投影Mxy逐渐衰减为0，即横向磁化矢量逐渐减小直至消失。常用T2时间描述横向弛豫过程或自旋-自旋弛豫过程。

在能级降低和相散的作用下，Mxy幅度呈螺旋形下降，旋转的宏观横向磁化矢量可以切割接收线圈产生交变的电动势，即磁共振信号，也称为自由感应衰减信号（free induction decay，FID）。该信号是幅度按T2指数规律变化的正弦波曲线。当Mxy在XOY平面内转动时，当朝向接收线圈时，接收到正信号；当背向接收线圈时，接收到负信号，如图2-8所示。

二、磁共振成像过程

磁共振成像分为三个步骤：在射频脉冲和梯度磁场的作用下对质子进行空间编码，使自旋质子产生磁共振信号；采集磁共振信号，并填入K空间的适当位置；对K空间采样数据进行傅里叶反变换重建图像。

（一）空间编码

梯度场线圈可以将线性变化的磁场附加在主磁场的特定方向上，使在该方向上的质子自旋进动不同，同时保持与该方向垂直的断层的质子自旋进动频率相同。射频脉冲的频率与该断层的质子进动频率相同时，会激励该断层的质子，得到其磁共振信号，而其他断层的质子不会被激励，实现对断层的选择。梯度磁场梯度越大，断层的层厚可以越薄，改变梯度磁场的大小可得到不同层厚的图像。

完成断层选择后，使用相位编码和频率编码将断层内所有的质子按行和列的方向进行编码，使不同位置的质子有唯一可识别的相位和频率。相位和频率不能用同一个梯度磁场进行编码，相位编码在频率编码之前完成。频率编码时，可以用两个梯度磁场所合成的梯度磁场进行。

（二）采集磁共振信号

成像过程中，需要射频脉冲和梯度磁场按一定顺序变化，才能获取正确的磁共振信号，其顺序称之为时序，如图2-9A所示。图2-9B是相应的K空间情况。

激励脉冲和层选择梯度磁场同时作用，选择并激励该层面内的所有质子，此时K空间对应于点A（原点）。随之先后使用Y方向和X方向的梯度场，完成相位和频率编码。频率编码之后，从时刻B开始接收磁共振信号到时刻C结束。在K空间中，根据梯度磁场梯度，有Ky值，对应于图中的B点位置，并将回波信号填入K空间中，由B点到C点。该时序过程结束后，又回到A时刻，完成一个TR周期，并完成K空间中一行数据的采集。改变相位编码梯度磁场，即改变Ky值，循环上述时序，完成对K空间的填充。若图像矩阵有256行，则需要重复256次。

磁共振信号在频率编码梯度磁场作用时采集，该信号是断层内所有自旋核的信号总和，由不同的频率（ωi）与相位（Φi）的信号组成。在信号测量过程中并不直接得到图像，而仅获得包含空间编码信息的原始数据，并记录入K空间。

（三）图像重建

对K空间中的数据进行傅里叶反变换，分解出信号的频率和相位信息，并根据空间编码将其映射为空间坐标。

人体不同的组织结构有不同的T1、T2和质子密度，MR信号与T1、T2和质子密度均有关系。通过设置重复时间TR、回波时间TE和反转时间TI等成像参数，可以得到T1、T2和质子密度加权像，可以更为细致地观察人体组织。

质子密度图主要反映不同组织间质子含量的差别。以甲、乙两种组织为例，甲组织质子含量高于乙质子，进入主磁场后，质子含量高的甲组织产生的宏观纵向磁化矢量大于乙组织；90°脉冲后甲组织产生的旋转宏观横向磁化矢量就大于乙组织，这时检测MR信号，甲组织产生的MR信号将高于乙组织，即质子密度越高，MR信号强度越大，这就是质子密度加权成像。

T1加权像主要反映组织纵向弛豫的差别。假设有甲、乙两种质子密度相同的组织，甲组织的纵向弛豫比乙组织快（即甲组织的T1值短于乙组织）。进入主磁场后由于质子密度一样，两种组织的纵向磁化矢量大小相同，90°脉冲后产生的宏观横向磁化矢量的大小也相同。射频脉冲关闭后将发生纵向弛豫，由于甲组织的纵向弛豫比乙组织快，经过一定时间，甲组织的宏观纵向磁化矢量将大于乙组织。由于接收线圈不能检测到这种纵向磁化矢量的差别，加上第二个90°脉冲，甲、乙两组织的宏观纵向磁化矢量将再发生偏转，产生宏观横向磁化矢量。因为此前甲组织的纵向磁化矢量大于乙组织，其产生的横向磁化矢量将大于乙组织，检测MR信号，甲组织产生的MR信号将高于乙组织，这就是T1加权像。在T1加权像上，组织的T1值越小，其MR信号强度越大。如脂肪表现为高信号，而脑脊液表现为低信号。

T2加权像主要反映组织横向弛豫的差别。假设有甲、乙两种质子密度相同的组织，甲组织的横向弛豫比乙组织慢（即甲组织的T2值长于乙组织）。进入主磁场后由于质子密度一样，两种组织产生的宏观纵向磁化矢量大小相同，90°脉冲后产生的宏观横向磁化矢量的大小也相同，射频脉冲关闭后，甲乙两种组织的质子将发生横向弛豫，由于甲组织横向弛豫比乙组织慢，到一定时刻，甲组织残留的宏观横向磁化矢量将大于乙组织，此时检测MR信号，甲组织的MR信号强度将高于乙组织，这样就实现了T2加权像。在T2加权像上，组织的T2值越大，其MR信号强度越大，如液体及水肿表现为高信号，而肌肉表现为低信号。

三、磁共振成像设备的结构与主要部件

磁共振成像系统由磁体系统、梯度系统、射频系统、计算机系统等子系统组成。根据成像部位，可分为头、乳腺、四肢关节和全身MRI系统等。根据主磁场产生方法可分为永磁型MRI设备和电磁型MRI设备。

（一）磁体系统

主磁体系统用于产生高强度的均匀的静磁场B0，如图2-10所示。主磁体按强度可分为三类：低场0.02～0.5T、中场0.5～1.5T和高场1.5T以上。高场强可以提高质子的磁化率，增加图像的信噪比；在保证信噪比的前提下，缩短MRI信号采集时间；增加化学位移提高磁共振频谱对代谢产物的分辨力，使脂肪饱和技术更加容易实现；磁敏感效应增强，增加血氧饱和度依赖（BOLD）效应，使脑功能成像的信号变化更为明显。但是高场强也会增加设备生产成本，提高价格；增加设备运行时噪音；明显增大射频脉冲的能量在人体内累积；增加运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影。

永磁型磁体直接产生磁场，多为单柱型或者双柱非对称型结构。磁体重量为10～13吨，开放空间达到75%以上。缺点是磁场强度低、磁场均匀性不足、图像质量不高，其优点是开放型结构能够减少受试者的幽闭恐惧症。随着MR在介入手术应用的增多，开放式永磁型MR成像设备的场强从0.2T左右逐渐提高到1.0T，图像质量、扫描速度也有明显的改进。

电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈，通电后产生磁场。根据导线材料不同，可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料，需要持续通电，目前已经逐渐淘汰。

中高场强的MRI设备均采用超导磁体。超导磁体的线圈导线采用超导材料制成，置于液氦的超低温环境中，导线内的电阻抗几乎消失，通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在，并产生稳定的磁场。众多超导材料中，Nb-Ti合金的应用最为广泛。

超导磁体由磁体外壳、浸泡在液氦中的超导线圈、底座以及顶部的输液管口、气体蒸发通道和电流引流等部分组成。磁体外壳内部依次套叠有冷屏、液氦和液氮容器，内外分别用高效绝热箔包裹，磁体顶上装有二级膨胀的制冷机冷头，其他配套设备有氦气压缩机和冷水机组。超导体需要液氦制冷，一般使用量为1 500～2 000L。使用过程中液氦会缓慢蒸发（约0.03L/h），MRI系统通常具有液氦回收系统，以实现液氦的零泄漏。新型的液氦制冷系统，将液氦密封在与线圈接触的管道里，不再需要将超导线圈完全浸泡在液氦中，液氦用量减少到7升，也不再需要气体蒸发通道。

主磁体重要技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体长度。场强的重要性已在前文介绍。磁场的高均匀度有助于提高图像信噪比，保证磁共振信号空间定位准确性，减少伪影（特别是磁化率伪影），有利于进行大视野扫描和肩关节等偏中心部位的检查。磁共振设备可以采用主动及被动匀场技术，使磁场均匀度有了很大提高。为保证主磁场均匀度，以往多采用2m以上的长磁体。近几年伴随磁体技术的进步，各厂家都推出磁体长度为1.4～1.7m的高场强短磁体，减少了患者对设备造成的幽闭环境，所感到的不适。

（二）梯度系统

梯度系统由梯度线圈、梯度控制器、梯度放大器和梯度冷却系统等部分组成。该系统是大功率系统，通常采用水冷或风冷进行冷却处理，确保该系统的稳定输出。

主要作用是：进行MRI信号的空间定位编码，产生MR回波（梯度回波），施加扩散加权梯度，流动补偿，进行流动液体的流速相位编码。

在MRI成像技术中，以Z轴为人体长轴方向，与Z轴方向垂直的平面为XY平面，X轴为左右方向，Y轴为上下方向。与之相应，梯度线圈由X、Y、Z轴三个线圈构成。梯度线圈是一种特殊线圈。以Z轴线圈为例，通电后线圈头侧部分产生的磁场与主磁场方向一致，磁场相互叠加；线圈足侧部分产生的磁场与主磁场方向相反，磁场相互抵消，从而形成沿着主磁场长轴（或称人体长轴），头侧高足侧低的梯度场。X、Y轴梯度场的产生机制与Z轴方向相同。通过调节线圈电流，并利用X、Y、Z方向的梯度磁场组合作用，可以获得任意方向的梯度磁场。梯度场线圈中心处被称为线圈中心点，此处X、Y和Z方向梯度场的强度为零，总磁场强度为B0。

梯度系统要保证足够的梯度强度和良好的切换率。梯度场强是指单位长度内磁场强度的差异，通常用每米长度内磁场强度差别的毫特斯拉（mT/m）表示。切换率是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量，常用每秒每米长度内磁场强度变化的毫特斯拉量［mT/（m·s）］表示，切换率高意味着梯度磁场变化快，梯度线圈通电后梯度磁场达到预设值所需要时间（爬升时间）越短。高梯度场强和切换率不仅可以缩短回波间隙加快信号采集速度，还有利于提高图像的信噪比。

梯度系统的场强和切换率性能对于MR快速成像序列，如FSE、STIR及EPI等有重要意义。医用MRI设备的梯度线圈场强多超过45mT/m，切换率超过200mT/（m·s）。需要指出的是，由于梯度磁场的剧烈变化会对人体造成影响，特别是引起周围神经刺激，因此梯度磁场场强和切换率是有一定限制的。

梯度控制器按系统主控单元的指令，实现对梯度磁场的控制。梯度放大器是控制电路的功率输出级，需要输出功率大、响应时间短、输出电流精确和系统可靠性高，峰值电流可超过800A，通常采用霍尔元件作为梯度电流输出级与梯度放大器间的反馈控制器件。

开关梯度线圈时，由于电流很大，受主磁场的作用力，固定梯度线圈的支架会发生振荡，产生85dB左右的噪声，噪声极值会达到110dB左右。通常受检者需要配戴耳塞，使噪声降低20～25dB。

（三）射频系统

为了使自旋核发生共振，必须在B0的垂直方向加入射频场B1。射频系统由脉冲线圈，外围电路以及控制系统组成，用于产生射频场和接收回波信号，是MRI设备的关键部件。

脉冲线圈分为发射线圈和接收线圈。发射线圈用于产生射频磁场B1，激发人体内的质子发生共振，一般采用螺线管线圈或鞍形线圈。接收线圈用于接收成像物体在弛豫过程中发射的磁共振信号（回波），分为体线圈和表面线圈。大部分表面线圈只能作为接收线圈，由体线圈来承担发射线圈的功能。有的线圈可同时作为发射线圈和接收线圈，如装在扫描架内的体线圈和头颅正交线圈。

发射线圈的外围电路主要是功率放大装置，保证均匀地发射射频脉冲，激发感兴趣容积内的质子。射频脉冲的能量与其强度和持续时间有关，发射线圈多由高功率射频放大器供能，所发射的射频脉冲强度大，持续时间缩短，以加快图像的采集速度。

接收线圈的外围电路包括接收放大器和信号处理器，实现放大信号，频率和相位处理（相敏检波）以及检波、滤波等功能。接收线圈离检查部位越近，所接收到的信号越强，线圈内体积越小，所接收到的噪声干扰越小，因而各产家开发了多种适用于各检查部位的专用表面线圈，如心脏线圈、肩关节线圈、直肠内线圈、脊柱线圈等。

表面线圈从体表采集到的信号强，随深度的增加，信号强度明显下降，即线圈的灵敏度在成像区域内不均匀，表面线圈能得到图像的深度约与线圈直径或长度相当。对于较大部位成像时，仅使用一个小的表面线圈是不够的，常同时使用多个线圈。表面相控阵线圈技术较好地解决了这个问题，这种相控阵线圈由多个子线圈单元构成，有多个数据采集通道与之匹配。多线圈阵列所检测的信号分别通过独立的射频接收器处理，而后这些数据在图像重建的最后阶段合成完整的图像。利用相控阵线圈可明显提高磁共振图像的信噪比，改善薄层扫描、高分辨扫描的图像质量。利用相控阵线圈与平行采集技术相配合，可以进一步提高MRI的信号采集速度。当然使用相控阵列线圈时，需要考虑线圈间的走向，即线性的还是正交的，线圈之间的耦合关系，不同线圈的灵敏度，及需要校正相控阵列线圈所采集的图像不均匀性，减少相邻区域间像素信号差异。

线圈只有在固有频率与共振频率相同时才能达到最大的发射与接收效率，因此，成像前需要调谐，一般采用自动方式进行。由于体线圈与表面线圈的频率相同，若体线圈发射的功率大，可能会损坏表面线圈，甚至可能引起受检者造成射频辐射过大，所以还需要考虑去耦，去耦就是利用电子开关的方法将发射与接收线圈分时工作。通常采用动态去耦方法，在射频发射时，去耦电器使体线圈谐振，而表面线圈失谐；当接收信号时，则使表面线圈谐振，体线圈失谐。

（四）计算机系统

MR的计算机系统主要有以下功能：控制扫描与数据采集过程，数据处理与图像重建，图像存储、显示和后处理。

计算机控制用户与MRI各子系统之间的通讯，来满足用户的应用需要，具有扫描控制、患者数据管理、归档图像、网络通讯接口，以及机器自检功能。MR系统多具有单独的用于图像处理的计算机，其功能是执行算法程序、完成图像重建和存储任务。外部设备主要包括显示存储器、数据存储器、操纵台和激光照相机等。

四、常见的磁共振成像技术

各受检部位进行MRI检查时需要选择合适的成像技术，包括对成像序列、序列的成像参数、扫描方位等的选择。T1加权成像序列、T2加权成像序列和质子加权成像序列是临床常规的成像技术，具体参数的选择可以参考相关著作。随着MRI技术的进步，针对不同的临床需求，提出了很多有针对性的成像技术，如脂肪抑制、化学位移成像等。

（一）化学位移成像技术

化学位移成像基于脂肪和水分子中质子的化学位移效应，也被称为同相位/反相位成像。由于分子结构的不同，脂肪的质子进动频率低于水分子的质子进动频率。在射频脉冲激发后，由于脉冲的聚相位效应，水分子中和脂肪中质子处于同一相位。射频脉冲关闭后，由于水分子的质子进动频率略高于脂肪中的质子，两者的相位将逐渐开始离散，到某个时刻，两种质子的相位相差180°，如果组织中同时含有这两种质子，那么此时采集到MR信号相当于这两种组织信号相减的差值，称为反相位图像。过了这一时刻后，相位差逐渐缩小，直至质子的相位差为零，此时采集到的MR信号为这两种组织横向磁化分矢量叠加的信息，被称之为同相位图像。临床上多采用扰相GRE T1加权序列，可很容易获得反相位和同相位图像。化学位移成像技术多用在腹部脏器中检查中，如肾上腺病变的鉴别诊断，因为肾上腺腺瘤中常含有脂质，在反相位图像上信号强度常有明显降低，利用化学位移成像技术判断肾上腺结节是否为腺瘤的敏感性约为70%～80%，特异性高达90%～95%。利用化学位移成像技术还有助于脂肪肝、肾脏或肝脏血管平滑肌脂肪瘤的诊断和鉴别诊断。

（二）脂肪抑制技术

脂肪抑制是MRI检查中非常重要的技术，脂肪组织不仅质子密度较高，且T1值很短（1.5T场强下为200～250ms），T2值较长，因此在T1加权图像上呈现很高信号，在T2加权图像上呈现较高信号。T1加权图像上除脂肪外，含蛋白的液体、出血均可表现为高信号，脂肪抑制技术可以判断是否含脂，为鉴别诊断提供信息，还可以减少运动伪影、化学位移伪影或其他相关伪影；抑制脂肪组织信号，增加图像的组织对比；增加增强扫描的效果。

MRI设备可采用多种技术进行脂肪抑制，不同场强的MRI设备应采用不同的技术，同一场强的扫描机也可因检查的部位、目的或扫描序列的不同而采用不同的脂肪抑制技术。频率选择饱和法是最常用的脂肪抑制技术之一，该技术利用脂肪与水的化学位移效应，在成像序列的激发脉冲施加前，先连续施加数个预脉冲，这些预脉冲的频率与脂肪中质子进动频率一致，这样脂肪组织的将被连续激发而发生饱和现象，而水分子中的质子由于进动频率不同不被激发。这时再施加激发射频脉冲，脂肪组织因为饱和而不产生信号，而水分子中的质子被激发产生信号，从而达到脂肪抑制的目的。频率选择反转脉冲脂肪抑制技术是一种超快速梯度回波成像序列，既考虑了脂肪的进动频率，又考虑了脂肪组织的短T1值特性。其方法是在真正射频脉冲激发前，使用窄带宽的预脉冲进行激发，中心频率为脂肪中质子的进动频率，该脉冲略大于90°，这样脂肪组织将出现一个较小的反方向纵向磁化矢量，预脉冲结束后，脂肪组织发生纵向弛豫，其纵向磁化矢量将发生从反向到零，然后到正向并逐渐增大，直至最大值（平衡状态）。由于预脉冲仅略大于90°，从反向到零需要的时间很短，如果选择很短的T1（10～20ms），采集时间仅略有延长。

（三）扩散加权成像技术

MR扩散加权成像是一种能检测活体组织内水分子扩散运动的无创性方法。扩散（diffusion）是指分子热能激发而使分子发生一种微观、随机的平移运动并相互碰撞，也称分子的热运动或布朗运动。为了反映组织的水分子扩散情况，在某个方向上施加扩散敏感梯度场，如果在该方向上有位置移动的质子，这些质子将经历磁场强度的变化，进动频率也随之发生变化，从而造成相位离散，引起质子信号的衰减。由于只有在施加扩散敏感梯度场方向上的运动才有相位的变化，DWI所反映的水分子扩散运动具有方向性，通过施加多个方向的扩散敏感梯度场，可以全面地检测出水分子在各方向的扩散运动。场强在1.0T以上的MRI设备多采用单次激发SE-EPI序列进行DWI，如果不施加扩散敏感梯度场将得到T2加权图像，施加扩散敏感梯度场将得到DWI。根据需要可在层面选择方向上施加扩散敏感梯度场，也可在层面选择、频率编码及相位编码方向上都施加。该序列TR为无穷大，因此剔除了T1弛豫对图像对比的污染，根据需要和软硬件条件，TE一般为50～100ms。