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1、第一章 磁共振成像的基本原理和术语ROBERT A. POOLEYJOEL P. PELMLEERICHARD L. MORIN本章内容旨在使那些刚开始学习磁共振成像的医师熟悉核磁共振（NMR）现象和磁共振成像（MRI）的基本概念与原理，因此，本章主要是针对初学者的教学之用。除了NMR基本概念与原理外，与临床相关的成像技术也给初学MRI的医师进行了阐述。对于初学者来说，要想熟悉MRI的相关物理原理需要相当一段时间。目前，对MRI的基本物理特性的探讨有各种途径。技术细节和深入讨论可以在有关MRI的教材与文章中找到3、12、13、29、31。附录中的术语是从美国放射学院MR专用语词汇表2中选出的，
2、供大家参考。表1.1中列出了MRI发展历史的时间表。NMR的原理最初是在二十世纪四十年代后期由斯坦福大学的Bloch教授和哈佛大学的Purcell教授阐明的。由于这项研究，他们在1952年共同获得了诺贝尔物理学奖。NMR的重要性在于其能够明确样品的分子结构。在二十世纪七十年代，利用NMR的原理，产生了与CT相似的横断面图像。1981年，这项实验研究开始应用于临床。 MRI所提供的丰富诊断信息引起了人们对MRI的浓厚兴趣及其在临床上的迅速应用。尽管MRI的影像模式与CT类似，但基本原理却截然不同。事实上，此两种影像的形成是由原子中完全不同的部分所决定的。MRI是由原子核提供成像的信号，这与传统的
3、X线摄影由电子决定影像密度不同。而且，不仅是原子核，其结构与生化环境同样可影响MR信号。 目前，快速成像技术不断涌现，已成为重要的临床检查手段。平面回波成像（EPI）和基于快速自旋回波和梯度回波的采集方式允许在亚秒至屏气范围内（15s）采集图像。这些技术具有进行快速采集和高分辨成像的潜力，从而可以“消除”许多生理运动伪影。利用这些快速采集技术进行功能和流动信息的成像是临床研究的热点。 本章将用类比方法阐明MRI的物理原理，即从传统角度而不是“量子理论”的角度讨论MRI物理原理。虽然两种方式均可对NMR现象进行确切解释，但在数学构型和对所蕴含物理原理的认识方面并不相同。核磁共振现象当某种原子核（
4、有奇数质子、奇数中子或两者均为奇数的原子核）置于强磁场时，其将沿磁场方向排序，并开始以一定的速度/或频率（Larmor频率）旋转。如果以该频率发射射频脉冲，原子核将吸收射频（RF）脉冲能量并被“激励”。射频终止后，原子核将释放电磁波而发生弛豫，弛豫过程中释放的RF能量是NMR信号的来源。一个系统吸收某种特定方式能量的能力称为“共振”。这种情况类似于小孩荡秋千，如果小孩荡到最高点，那么最大的能量传给了秋千。如果试图把小孩推到中间点，那么就导致能量传递降低，这种情况就是“失共振”。所以，这个例子中的共振条件就是在适当的时间以秋千摆动的精确频率推秋千。原子核在磁场中的进动在概念上类似于陀螺在重力场中
5、的进动，如图1.1所示。当有外力作用于旋转物体时，就有这种旋转发生。奇数质子、奇数中子或两者均为奇数的原子核具有这种“旋转”特性，只不过此时是与磁场发生相互作用，此即原子核在磁场中的进动。进动频率或称Larmor频率取决于原子核自身的特性和磁场强度，后者用特斯拉（T）或高斯（G）来表示，1T10000G。Larmor频率的数学定义公式为B0是Larmor频率，B0是静磁场强度，是旋磁比（旋磁比为一常数，每个原子核都有一个特定的旋磁比常数）。不同原子核与不同场强下的Larmor频率见表1.2和表1.3。质子在1.5T磁场中的Larmor频率为64 MHz，这与第三频道电视信号的转播频率相同。总之
6、，NMR基本过程已在图1.2中阐明，共包括三步：把样品置于磁场中，以导致原子核进动；以Larmor频率发射RF脉冲；“记录”返回的NMR信号。需要指出的是发射的RF频率和回收的MR信号频率取决于兴趣区的原子核与磁场强度B0。核磁共振信号NMR产生的RF信号形式取决于原子核的数目（质子密度）和原子核的弛豫时间（T1值和T2值）。参数T1值（自旋晶核弛豫时间）描述的是原子核恢复至与静磁场B0方向一致所需的时间，它反映的是质子的化学环境。T2值（自旋自旋弛豫时间）描述的是原子核在横向平面中失相位（失相），它反映的是质子与周围原子核中质子的关系。这些过程在图1.3中作了说明。NMR信号对质子密度、T1
7、值或T2值的依赖程度取决于脉冲序列，这将在后面讨论。这些信号的本质和由于弛豫造成的衰减最为重要，下面将进行详细讨论。在图1.4中显示了原始NMR信号的自由感应衰减（FID）特点，MR信号是在x-y平面或横向平面中检测到的以时间为横轴的波形，如图1.5所示。需要指出的是90脉冲之后，磁矢量即在横向平面。采集到的信号是波动的，这是由于在横向平面测量时，磁矢量沿纵轴旋转所致。因此，波动的信号被转换成随时间呈正弦变化的电压。需要强调的是只能测量宏观的磁化矢量，也就是所研究的所有自旋核的几何集成（图1.6）。事实上，并不是所有的原子核都以同样频率进动。由于围绕每个原子核的电子的相互作用和相邻分子的运动，
8、每个原子核都受到具有轻微差别磁场的影响。RF脉冲之后的第一个过程是每个原子核旋转的相位聚集产生宏观磁化矢量Mxy（与指挥官向一群士兵发出的 “集合” 命令类似）。然后，这些相位聚集的自旋原子核转变为z轴方向，所获得的的宏观磁化矢量即可转化为依时间波动的MR信号。 由于RF脉冲停止后核自旋失相，如图1.4所示，失相引起宏观磁化矢量幅度衰减和MR信号衰减。由于这种现象发生在x-y平面或横向平面，这个过程又叫横向弛豫。从化学意义上讲，这种弛豫是由于相邻原子核的相互作用所致，所以，又称为自旋自旋弛豫。在图1.7中显示了不同T2值物质的T2弛豫作用。随着原子核的失相或T2弛豫发生的同时，整列原子核恢复至
9、沿主磁场的z轴方向排列，即与B0方向一致。当质子沿B0重新排列并恢复到平衡状态的过程中，纵向磁化矢量或者说宏观磁化矢量的z轴成分随时间“增长”而增加。因为T1弛豫是沿纵轴发生的，所以定义为纵向弛豫。从化学意义上讲，这一过程是由每个原子核结合的化学构架（水、脂肪、蛋白等）的强度决定的，所以这一驰豫过程又常叫做自旋晶格弛豫，不同T1值物质的T1弛豫作用如图1.8所示。磁共振成像图1.9为MRI系统的线条图。NMR的发生，需要有一个强磁场、射频发射器和射频接收器。若要形成MRI图像，尚需要有额外的梯度线圈来编码信号，从而确定信号的来源。另外，需要有计算机系统来控制RF脉冲序列、梯度、数据采集、数据处
10、理及完成最后的图像重建。最常见的MRI类型是应用加在主磁场上的附加磁场来获得空间定位。理解这种现象的关键点在于larmor方程，进动频率与磁场强度直接相关。如果一个空间各点值不同的磁场加于主磁场上，那么进动频率将与空间位置相关，这类似于钢琴上不同的键具有不同的频率。这种频率与空间位置的转换如图1.10所示。最常用的成像技术为二维傅立叶转换（2DFT），即应用三个相同的梯度场来进行空间定位8，19，21。重要的是应该明确所有这三个梯度都将在不同的时间开关。x、y、z梯度的特定应用及何时应用决定了对x、y、z轴中的哪一个轴进行定位。总的来说，MR信号定位可通过选择性地应用层面选择、相位编码和频率编
11、码梯度来实现。这些梯度的时间分布如图1.11所示，下面将通过横断层面的采集对每个梯度场进行详细阐述。在施加窄带宽的射频脉冲前，通过施加一个z轴方向的梯度磁场而首先进行层面选择。这样就只激励兴趣层面内的原子核，于是这些原子核以相同的频率和相位进动（图1.10）。但由于采集的信号来自整个层面，此时不能形成MR图像。然后，通过沿y轴施加一个梯度来控制自旋进动的相对相位。这种梯度使沿y轴不同位置的原子核在施加y轴磁化梯度时以不同频率进动（图1.12）。如果没有梯度存在，原子核仅以与主磁场强度相关的larmor频率进动。如果施加一个略高的梯度磁场与梯度重迭（图1.12），则第1排原子核的进动频率略高于第
12、2排，第2排略高于第3排，依此类推。当梯度关闭时，所有各排的原子核再次以同样频率进动。然而，因为开始时第1排进动频率略高于第2排，第1排原子核的位置较第2排靠前。也就是说，它们以同样频率进动，但是相位不同。类似地，接下来的各排都将以相同频率进动，但是相位不同。要获得相位编码方向的区别，这个过程必须重复许多次（如256次）。不同步级相位编码的作用可用图1.13中前后方向相位编码的矢状面图像表示10。进动原子核由沿x轴施加的梯度磁场进行频率编码，这个梯度使原子核以不同的频率进动（图1.14），通常在MR信号采集时应用，因而有时又称为读出梯度。MR信号经数字化处理后，存储在采集工作站内，经随后的傅立
13、叶重建形成MR图像。k空间也称为频率空间，其内的每一点都代表了成像物体不同的空间频率。MR信号的强度（也就是k空间每个数据点的值）代表着成像物体内空间频率的频度。较低空间频率位于近k空间的中心，包含了与影像对比度有关的信息。高空间频率位于k空间周围，包含了与影像锐度有关的信息。这可用图1.15通过观察k空间以及从k空间中心区和周围区重建的影像证实。磁共振成像脉冲序列MRI脉冲序列指的是RF脉冲和x、y、z方向上的梯度脉冲序列及数据采集形成MR信号的全过程。一个脉冲序列最基本的组成成分是特定的RF激励与随后的信号检测。图1.16和图1.17表示两个脉冲序列即反转恢复（IR）序列与自旋回波（SE）
14、序列的计时示意图。下面将对每一个序列进行详尽的阐述。IR序列的示意图如图1.16所示。IR序列的特点是应用足够能量的RF脉冲使原子核旋转180，经过一个恢复时间（TI），再应用90脉冲（使磁场转向横向平面），最后检测信号。IR序列可用来检测磁化矢量的纵向弛豫时间（图1.18）。因为IR序列检测的磁化矢量范围是从MZ到MZ，如果应用相位敏感图像重建，由于T1弛豫的不同，对于某一样本，IR序列检测到的这种差异要比应用自旋回波序列检测到的要大（纵向磁化在0到MZ之间变化）。但是这种差异在量值重建法图像上并不明显（图1.18）。因此，T1值不同所致的图像对比在IR序列中更明显。图1.19是应用IR序列
15、采集并进行量值重建所获得的图像。图1.17是SE序列的脉冲示意图。SE脉冲序列的特点是应用90脉冲使原子核旋转到横向平面，即x-y平面，然后使用一系列的180脉冲，在间隔回波时间（TE）后形成一系列可检测的信号，故又称为自旋回波。脉冲重复时间（TR）之后，整个脉冲序列再次重复。自旋回波的形成如图1.20所示。SE序列的基本特点在于90脉冲后原子核失相位。如果这个失相旋转系统再被旋转180，各个自旋的原子核将趋向一致（同相）而不是分散（异相）。当所有的自旋核重新聚拢时，就产生了自旋回波。此后，自旋系统将再次失相位，并可于另一个180脉冲后相位再重聚。采用不同的TR和TE，SE序列可用来显示由于自
16、旋晶格（T1）或自旋自旋（T2）弛豫时间不同所造成的差异，即T1加权像（T1WI）和T2加权像（T2WI）,如图1.21所示。图1.22为用该序列获得的MRI图像。总之，自旋质子密度、T1值和T2值代表了组织的固有特性及组织学参数。TR和TE是由操作者控制影响MR信号采集特征的技术性参数。TR和TE可以被调整，从而产生组织间信号的差别和最终的影像对比，这可以由质子密度加权像、T1和T2加权成像来显示。前文对脉冲序列的讨论仅涉及到RF激励和信号采集，这也适用于波谱和成像。必须明确MRI脉冲序列用于影像重建的信号准备或定位所需的各种梯度的相关时间信息。MRI脉冲序列的图例可见图1.11和图1.23
17、。注意梯度被标明为层面选择梯度、相位编码梯度和读出梯度（频率编码）。这样标注的原因是层面选择梯度可以沿轴面、冠状面和矢状面方向，与之相应的相位编码梯度和读出梯度为分别垂直于层面选择梯度的另两个平面。代表相位编码的虚线表示这个脉冲序列多次重复，每次重复使用不同大小的相位编码。该序列的其它参数（RF、GX、GZ）在每次重复时需保持精确一致。正是由于三个梯度序列的时相和相对于时相设置的不同决定了目前成像序列的多样化。在随后的章节中，作者将使用图解以更好的理解应用不同脉冲序列的差别和影响。理解频率转换作用和失相效应是理解MRI图像特点和伪影的关键。因为这是一个目前发展非常活跃的领域，虽然不同厂家开发出
18、相同或相似的MR序列，但不同的厂家对序列的命名有所不同。应该注意到，虽然不同的研究小组和生产厂商得到了基本类似的脉冲序列，但在应用中由于硬件和软件的差异可导致轻微的但有时却是非常重要的影像差别。表1.4和1.5列出了不同厂家类似MRI序列的首字母缩略语1，15，这些缩略语在文献中时常会用到。有关这些技术的更详细信息，读者可咨询厂家的技术代表。流动和运动补偿技术MRI数据采集过程中，组织结构的任何移动均可引起不同程度的伪影，从导致图像欠清晰（这和其它检查设备中遇到的情况一样）直到由密集条纹所致的整个图像模糊。运动伪影可由液体流动或生理运动引起。由于相位编码方向的采集时间（TR相位编码步级的数目）
19、比频率编码方向的采集时间（10ms左右）要长很多，所以运动对相位编码方向的影响要严重的多。伪影通常表现为相位编码方向上的条带状影。尽管在数据采集过程中液体流动和生理运动的基本原理相同，但不同的运动方式将产生不同的运动伪影，所以需要不同的方法来消除。图1.24所示的流动伪影是流动血液中的自旋质子在梯度磁场中移动而获得了相位18。由于流动不稳定，故相位增长的量也就不同。2DFT图像重建将这些相位的变化转换成沿相位编码方向的信号强度分布即形成流动伪影。通常应用两种方法来消除流动伪影：瞬间零梯度（GMN）和空间预饱和（SAT）。两种技术都是通过改变基本脉冲序列来获得不同的校正。GMN14主要是消除自旋
20、运动引起的相位增长，由此来减少伪影并形成血管呈高信号的图像。SAT9能消除由于未饱和的自旋质子流入所产生的高信号并形成血管呈低信号的图像。GMN和SAT技术的脉冲序列组成分别见图1.25和图1.26。如图所示，GMN通过改变层面选择和频率编码梯度来实现。SAT通过外加一个90RF脉冲和在多层面采集时，每一个层面都重复一个定位梯度来完成。流动补偿的效果可从图1.24中看出。表1.4简要介绍了各种减少伪影的技术及不同开发商所使用的缩略语。血管成像技术尽管流动补偿技术可以用来抑制来自血流的信号，但还可以应用其它技术产生流动血液的图像以观察血管结构。目前应用的三种最基本的技术是时间飞越法（时飞法，TO
21、F）、相位对比法（PC）和对比增强MR血管成像。 TOF技术是基于流动补偿梯度回波脉冲序列，可利用“流动相关增强”现象来区别运动和静止的自旋质子。因为TOF脉冲序列应用短TR，静止的自旋质子的净磁化尚未来得及完全恢复。这些自旋质子产生的信号较低，在图像中形成暗的像素。流入该组织的血液中没有经过反复RF脉冲激励的新鲜的自旋质子，形成图像中亮的像素。为了优化这种流动相关增强效应，成像层面应与血流方向垂直（图1.27A）。然后可对成像容积内的诸多层面进行重组，如使用最大强度投影技术，以完整的显示血管结构（图1.27B）。 PC技术是指在使用双极（正极和负极）梯度的同时，利用运动自旋质子的相位差进行成
22、像的一种技术。对于静止组织，应用双极梯度将不会产生自旋质子的净相位效应。在应用双极梯度时，运动的自旋质子要经历不同数量的正和负的相位聚集，导致净相位差，从而可区分运动和静止的组织（图1.27C）。 通常用来显示血管结构的第三种成像技术是对比增强血管成像（CE-MRA）。这种方法需应用顺磁性对比剂如钆螯合物，通过缩短T1来增强对比剂注射后的血流信号。其成像脉冲序列是优化的快速T1加权序列，以在对比剂的高峰浓度通过兴趣区血管结构时获得k-空间中心的图像对比信息（图1.27D）。CE-MRA还可用来进行多期容积采集，从而仅需一次对比剂注射就可形成全部周围血管像（图1.27E）。快速扫描技术总的来说，
23、MRI图像分辨力的主要局限性在于病人生理运动造成的运动性模糊。为此，生产厂商开发了可在非常短的时间内采集MRI数据的技术15、16、22。一个常用的方法是减小RF激励的翻转角（小于常用的90），由此减少驰豫恢复所需的时间。这样，TR缩短，达到快速采集的目的。小翻转角的概念如图1.28所示。正如前述，采集的信号通常为一个回波，除非回波不是由连续的180RF脉冲产生的，而是由梯度磁场反转产生的。梯度回波技术（GRE）或称为场回波成像的脉冲序列如图1.29所示。GRE成像的原理为应用梯度场使不同位置的场强不同，从而使自旋质子失相位。通过翻转梯度方向（G到G），可以使开始失相位的自旋质子相位重聚（图1
24、.30）。GRE成像中的对比加权相关因素列于表1.6中。 另一项技术是应用多自旋回波采集不同方位的图像，而不是产生多幅图像，以这种方法采集8个回波可使扫描时间减少8倍。总的来说，与标准采集方法即每个TR一次成像相比，其可在较短时间内获得有诊断价值的图像对比与分辨力。不同的快速扫描技术可见表1.5 15。平面回波快速成像技术(EPI)可在短至40 ms内采集MR图像信息。虽然间隔采集的EPI版本可以在标准的成像硬件上使用，但是通常还是需要特殊的硬件。这些技术应用多次激励或采集来获得图像。根据间隔的次数与所需图像分辨力而不同，采集1幅图像所需的屏气时间约为120 s。化学位移成像技术 “化学位移”
25、现象的原理是自旋质子在相同外场强下Larmor频率不同。作用于原子核的实际磁场取决于原子核所附着分子的分子构型，这又取决于原子核周围的电子构型。由于电子的屏障效应，电子构型导致了原子核周围磁场的细微变化。所以，在恒定的外场强中，脂肪的进动频率与水不同（如1.5T时两者的差值约为220Hz）。因而，可以说“位移”是由于原子核所处的“化学”环境不同所导致的进动频率的差异。化学位移可干扰影像的重建过程并引起影像的空间移位。图1.31显示的是在圆柱形水模中一瓶矿物油的冠状面影像。位于中心的矿物油沿频率编码方向发生了位移，位移的量取决于化学位移(在1.5T时3.4ppm=220Hz)与采集接收带宽。接收
26、带宽决定了沿频率编码轴影像视野的频率范围。当频率范围变窄即带宽变窄时，220Hz的化学位移将是一个较大的距离。比如，32kHz的采集带宽与频率编码分辨力为256时，图像中每个像素的频率范围为125Hz（32000Hz/256像素）。在这幅图像中，由于化学位移而引起的位置变化是1.76像素（220 Hz除以125Hz/像素）。带宽为4kHZ时化学位移是14像素（220Hz/16Hz/像素），如表1.7所示。化学位移现象可被用来获取水或脂肪信号被抑制的影像。这种技术由Dixon6首先报道，所用的脉冲序列见图1.32。正如图1.33所示，由于进动频率的差别，当二者一致（同相）或相反（反相）时可获得脂
27、肪和水的信号。这些影像的代数融合导致两者中的某一种信号被抑制（图1.34）。也可用其它技术来抑制不需要的信号。可应用短TI IR（STIR）7脉冲序列来抑制脂肪（图1.35和图1.36）。应用短TI成像可使脂肪的净纵向磁化矢量达到最小。频谱预饱和（脂肪饱和）是在执行成像脉冲序列之前应用仅使脂肪的自旋质子饱和的RF脉冲来完成。第三种技术又称为“经典”脂肪抑制，通过激励水中的窄范围质子频率来实现。没有被激励的脂肪中质子不参与MR信号形成。这些脂肪抑制技术（图1.36）可减少影像中任何位点的脂肪信号，并且依赖于RF的一致性，例如在应用表面线圈时，可导致围绕表面线圈部位的脂肪抑制不均匀。磁共振成像伪影
28、MRI伪影有许多来源4、17、28，但总体上讲，伪影主要来源于那些影响自旋质子频率与相位分布的因素。特定频率的信号强度对应于空间某一特定点的信息，因此，在一特定频率上任何改变频率或增加信号的因素都可以导致沿频率编码方向信号的移位或强度增加。与此类似，扫描间期改变自旋进动相位的相对顺序将在相位编码方向上产生伪影。这些伪影来源广泛，如数据采集问题、电磁噪声、病人移动、磁场不均匀、磁敏感性、计算机功能故障和化学位移等。表1.8中列出了常见伪影及其对图像的影响，这些伪影的来源在以前的文献中已有详细的阐述4、17、28。图1.37中显示了几种常见的MR伪影。为理解某些特殊类型的伪影，需了解某些特定的成像
29、过程，例如，使用的是SE序列还是梯度回波（GRE）序列。磁共振成像应用生物效应与MRI生物效应有关的主要因素有以下三个：强静磁场（B0）、随时间变化的梯度磁场和RF激励磁场23、24、27。第一个方面是有关强静磁场（B0）的作用。理论上，B0主要是影响可能倾向被化学结合或倾向生物化学反应的分子内质子和电子。对细胞、组织和生物体进行的在体和离体实验研究后发现：常用MRI机场强（2T）下没有破坏性生物效应发生，场强4T时尚未发现破坏性生物效应5、20、25。第二个方面是随时间变化的梯度磁场的作用。磁场的变化可在生物组织内产生电流，受影响的主要是心脏和神经系统。此外，一定的梯度磁场也可以刺激视网膜。
30、这种诱导依赖于磁场变化速率（dB/dt）和负荷周期。研究发现，产生这些生物效应的域值都很高，通常MRI梯度磁场小于400T/s，不会发生生物刺激作用。梯度磁场对周围神经的刺激会产生感觉异常而不是破坏性生物效应，故可以把有无感觉异常作为操作时的安全水平。因此，临床上dB/dt的改变只要不引起病人的不适或疼痛都是允许的。EPI和快速自旋回波均为很有发展前景的成像技术，但二者较高的dB/dt值，多已超过40T/s，其对人体的影响是目前的研究热点。第三个方面是与RF激励相关的生物学效应。这一领域长期以来都是科学研究的主题。其主要的生物学效应是受RF脉冲激励后原子与分子振动的产热。产热量取决于以下几个因
31、素：RF频率、RF能量吸收和人体的热调节机制。 特定吸收率（SAR）是RF吸收的量化指标， SAR使用每单位质量的瓦特值来描述能量积聚。吸收量的大小主要取决于人体的导电性、人体密度和RF激励的电场强度。SAR与RF脉冲的强度、带宽、脉冲间隔以及病人的吸收特性有关。目前使用的多数MRI系统需要输入病人体重并计算某一脉冲序列的SAR，这种计算常导致对RF脉冲产热的高估，因为许多目前的计算模式并不括及健康人体温调节机制的效率26。尽管RF脉冲产热可能导致病人体温升高，但对那些心血管和体温调节系统正常的病人并无损害。所以，RF脉冲产热并不是临床常规MRI检查的限制。美国食品和药物管理局（FDA）已列出
32、了有关MR静磁场、随时间变化梯度磁场和RF磁场场强的危险指南（表1.9）11。目前，所有临床用MRI系统都在安全范围内。安全性MRI的工作环境要求与其它成像方法不同。下面讨论接受MRI检查的病人和在MRI环境中工作人员的安全问题。通过严格操作规程和对工作人员的不断培训可以把风险降到最低。应常规设置医疗急救和防火安全措施。MRI环境中使用的安全措施对扫描室中的每个人都能进行保护。对MRI室安全负责人进行培训和指导显得十分重要。下面是病人进入MRI室之前有关其安全性的重要问题。1. 在进入MRI室之前，确认可疑装置的安全性很重要。装有心脏起搏器的病人不能进入MRI室；体内有各种类型动脉瘤夹与导管的
33、病人也不能进入MRI室；强磁场有可能破坏有磁性牙托的义齿。在行MRI检查之前，应向病人交待MRI检查有关的禁忌证；2. 进入扫描间的所有仪器必须证明对MRI是安全的，甚至那些经常移入移出扫描间的设备也必须检查；3. 确认与病人监护有关的导管和导线在扫描室内是安全的，尤其在使用表面线圈或心电门控时更为重要；4. 心电图导线应尽可能低于磁体中心，不要让导线碰到磁体的内壁；5. 如果允许，尽量让病人远离导线与磁体内壁。一般来说，MRI技师在摆放病人时应该把临床兴趣区放在中央；6. 由于静磁场与RF磁场的存在，在MRI设备内及其周围应用特殊的装置或设备前，必需确认是否在MRI机内适用；下面是工作人员的
34、安全问题，当进入MRI室或在其内工作时应记住以下几点：1. 磁场是持续存在的！任何铁磁性物质都可能成为投射物，有造成伤害的可能；2. 带有心脏起搏器者不能进入MRI扫描室。MRI技师也必须知道动脉瘤夹、导管、人工耳蜗、血管滤器、磁性托架的义齿不能进入MRI室；3. 进入扫描室时，应掏空口袋，以尽可能减少投射物的可能；4. 再次强调，任何进入扫描室的设备必须证明对MRI是安全的。即使是经常移入或移出扫描室的设备也应进行仔细地检查。例如，你可能预料不到有谁在MRI安全设备上放了一把剪刀，那可能会引起严重后果。MRI最大的危险是意外进入扫描间的金属物体被吸向磁体。到目前为止，尚未发现在临床MRI环境
35、中对人体的有害作用。MR扫描时的噪音仍是一个未解决的问题，可建议使用耳塞或采取其它保护听力的措施。MRI使用的RF场可以使病人轻微发热，因此，FDA制定了病人暴露于RF磁场的最大允许极限。位于磁体孔径以外的RF强度，在3英尺外时应衰减至1/1000000，持续暴露于磁体外3英尺处的RF场中100年，应相当于在磁体中1小时。在行临床MRI检查时，工作人员不会因暴露于RF场中而引起体温升高。场所要求在医院中，MRI设备的安装要求与其它成像设备明显不同。目前，许多MRI设备使用的是超导磁体，场强在0.2T到4T之间。依据其设计，这些设备运行时需要有RF屏蔽与磁场屏蔽。RF屏蔽是用来减少环境中RF辐射
36、的干扰，只保留MRI设备产生的RF脉冲。磁场屏蔽的目的有两个：主要目的是遮挡周围环境，使MRI机周围的各种电器设备不致于影响强磁场；另一目的是维持一个很高程度的磁场均匀性。由于进动频率与磁场强度相关，均匀的激励需要均匀的场强。磁体附近大块铁金属将使磁场发生变化。环境中金属的这种作用可通过匀场来解决，在磁体中放置数块金属（被动匀场）或应用额外的匀场线圈产生小磁场来增加或减少磁场的场强，从而产生均匀的磁场。所以，影响磁场均匀度的主要问题并不是大的静止的金属物体，而是移动的金属物体，如运行中的电梯或交通车辆。磁体设计的新技术进展已可提供许多具有不同场强、尺寸和磁屏蔽的磁体。新的磁体设计包括“主动”磁
37、屏蔽，其可减少磁“印记”。这项技术应用额外的线圈来抵消外来的边缘磁场。使用这种方法尚需要磁体外金属屏蔽。要认真考虑磁体的边缘磁场和邻近区域要安装的设备来决定房间磁体屏蔽的必要性。场地的震动性分析也很重要，要符合MRI设备这方面的最低要求。在选址过程中一定要进行实地测量，确定与建筑、交通车辆、空气处理设备及其它可能影响MRI设备安置稳定性因素有关的震动水平。目前，RF与磁场屏蔽并不是确定MRI场地的障碍。设备供应商通常会提供设计和安装合适屏蔽所必须的详细计划。对于超导磁体系统，必须提供设施来允许磁体在失去超导状态（失超）时大量氦气的释放。而且，必须有存放冷却剂的合适设备。重要的一点是应该考虑到M
38、RI场地周围医疗用气体（氧气、空气、吸入气）的运输，同时设计一个靠近MRI装置的指定区域。场强大于25G时心脏除颤器通常不能工作。紧急情况时需要额外的照明、电源和空间。电源置于墙壁内引入MRI室。操作方面与其它成像系统一样，MRI系统的详细操作过程在很大程度上与各放射科和使用单位的操作要求有关。但可制定一些适用于各种检查的通用的MRI运行参数。MRI安全问题比其它成像系统更为重要。14T的强大磁场已足够将轮椅吸起并吸向磁体。所以，应限制铁磁性物体进入MRI室，并有专人管理。许多工具也应限制进入MRI室，如维修人员、急救人员甚至消防人员的工具也禁止进入MRI室。起搏器在等于、大于5G时会改变起搏
39、模式，应禁止进入场强大于5G的范围。在金属物体进入MRI室之前，应该用一个强的小磁体对其检测，以明确它是否含有铁磁性物质。特别是当设备可能被带出MRI室外进行维修或调试时，这一点更为重要。在设计与安装MR系统时，有许多关于病人与工作人员安全方面的问题需要讨论和解决。某些安装有医学生物移植物的病人禁止进行MRI 检查。可使用仪器来检测现存的哪种装置在MRI检查时受限 30。急救操作的目的必须明确，因急救复苏小组进入MRI室可能对病人和工作人员造成严重伤害。为了病人的舒适和确保病人的安全，提供视、听监控显得十分重要。扫描危重病人时，必须有呼吸和心脏监控。把所有报警系统（扫描间氧气、病人氧气、计算机
40、房温度、制冷剂存储、烟雾检测、氦释放等）安装在一个控制板上对工作人员来说十分必要，这有利于技师准确迅速地找到报警的来源。许多单位给MRI室的门上锁，只有授权的工作人员可拿到钥匙。安装报警设备，如电视或远红外线监控系统来提醒MRI技师有人接近MRI室的门也有必要。提倡购买安全的MRI用冷却气体，当出现意外的失超事件时，氦气会释放到MRI室，此时要保证在任何位置都可呼吸到安全的气体。这种情况发生的可能性很低，但是危害性很大。若无安全的呼吸气体，冲进MRI室帮助病人的技师在将病人推出房间之前即很可能死于窒息。对于那些刚刚应用MRI 的单位，在常规操作MRI系统之前，首先要让放射科工作人员、监管人员、
41、工程师、保安人员、管理人员和消防人员接受足够的安全训练。从操作意义上讲，最重要的是MRI脉冲序列的安装与选用，以便使MRI的诊断能力得到优化。由于有许多扫描序列与参数，扫描时要依据病人的具体情况，选择合适的脉冲序列和扫描时间。总结MRI是利用静磁场、梯度磁场与RF磁场对人体内部结构成像的技术。这项技术的基本原理在于把病人置于强磁场中，用射频脉冲激励原子核，当原子核恢复到激励前状态时检测其发出的无线电波。这项技术应用非电离辐射来激发和检测信号，由于弛豫时间不同可获得最佳的组织对比。MRI属无创性检查，是目前所有医学成像技术中优选的检查方法。而且其无任何不良生物效应。MRI系统的安装、操作与传统的
42、成像系统明显不同，需要给予极大的关注。附录摘自参考文献2的MRI术语解释卷积：任何信号成分以高于Nyquist的频率极限采样时，将会在频谱中“折叠”，所以看起来像是位于较低频率，这种采集的结果即卷积。在傅立叶转换中，这可使重建区域边缘之外物体的部分影像卷褶到相反的方向。伪影：成像过程中图像上产生的假影。由于噪声所造成的信号强度的随机波动与伪影不是一个概念。衰减：能量的减低，如由于通过介质或电子元件所造成的衰减。电子系统的衰减通常用分贝（dB）来表示。B0： 为MR系统中静磁场的传统表示符号（单位Tesla）。B1： 为MR系统中射频磁场的传统标记符号。由两个相反的旋转矢量组成，通常是在垂直于B
43、0的平面。在Larmor 频率时，与进动自旋质子相同方向旋转的矢量将与自旋质子发生强烈的相互作用。带宽：描述频率范围的常用术语。Carr-Purcell(CP)序列：90RF脉冲之后相继施加重复的180RF脉冲来产生自旋回波链的MRI脉冲序列，用于测量T2值。Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)序列：为CP RF脉冲序列的改进，在90RF脉冲与随后的180RF脉冲之间，在旋转的框架内施加一个90相位来减少180脉冲中缺陷效应的累积。这种对脉冲错误累积效应的抑制也可通过将180RF的相位转变180来实现。化学位移：结合于分子不同位置的原子核，由于电子轨道磁屏蔽效应而产生
44、的Larmor频率差异，即为化学位移。化学位移使得在高分辨NMR波谱内区分不同的分子组成和区分原子核在分子内的不同位置成为可能。位移的量与磁场强度成正比，通常用相对于标准的百万分之一（ppm）共振频率来表明某一物质的共振频率。对于给定的频谱线的实际频率取决于环境因素，如由于磁敏感性改变对局部磁场强度造成的影响。化学位移成像：是一种可提供单一谱线或一组谱线限定范围内的化学位移局部信号强度分布图的磁共振成像技术。化学位移空间抵消：为沿频率编码梯度方向不同化学位移区域明显空间抵消的影像伪影（图1.31）。一致性：在旋转或摆动的物体或波之间保持稳定的相位关系。自旋质子失去相位一致性会导致横向磁化减小，
45、从而MR信号减小。对比增强血管成像（CE-MRA）：一种显示血管结构的技术，将具有缩短T1值的顺磁性对比剂注入血管，使用快速T1WI脉冲序列扫描来增强血液信号。对比剂团注必须准确计时，以便对比剂的高峰浓度在k-空间的中心采集时通过兴趣区的血管结构。平面回波成像：用一特定的激励脉冲获得一个完整的平面影像的MR成像技术。在x轴梯度磁场保持不变的情况下，周期性地切换y轴梯度磁场时可检测到的NMR自由感应衰减信号。通过对所得到的自旋回波链进行傅立叶转换就可以得到激励平面的影像。滤过：任何改变相对频率成分的过程。可通过模拟滤过传统电信号来完成，如去除较高频率成份防止数字化采集时的卷积伪影。在数字化的资料
46、中，可数字化地完成滤过。翻转角：由RF脉冲产生的相对于静磁场方向的宏观磁化矢量的旋转量。流动相关增强：在应用某些MRI技术时，自成像层面之外流入的非饱和自旋质子使流动的血液或其它液体的信号增强。傅立叶转换成像：该技术至少在一个方向应用可变的梯度脉冲进行相位编码，该梯度脉冲在沿着MRI信号读出之前与之垂直的另一个方向施加。然后，从已经编码的MR信号经傅立叶转换重建影像。这种成像技术中的一种方法是自旋卷积成像。通常应用的技术是二维傅立叶转换（2DFT）成像。自由感应衰减（FID）：如果自旋质子产生了横向磁化矢量，比如通过90脉冲，MR信号一过性地以特征性时间常量T2（或T2*）向零衰减，这种衰减就
47、是FID。事实上，由于强大的RF激励对接收器电子的残存效应及接收器无效时间的存在，使得FID的第一部分不能被检测到。频率编码：为在某一磁场梯度方向上沿检测的信号方向对MR信号来源进行的编码。使得沿磁场梯度方向有一个相应的共振频率梯度。在不存在其它位置的编码时，所获得信号的傅立叶转换是有关物体投射的信息。高斯：为厘米-克-秒（cgs）计量体系中磁流的密度单位即静磁场强度的单位。根据位置的不同，地球的磁场约为0.5到1G。目前常用磁场强度单位是Tesla(T)（1T=10000G）。梯度回波：为了去除由于梯度积累而产生的位置依赖性的相位移动，在重聚RF脉冲之前、后，通过转换梯度磁场的方向或通过施加
48、梯度磁场的平衡脉冲来产生的自旋回波。在后一种情况中，梯度回波通常调整到与RF SE一致。梯度磁场：是在指定方向上改变强度的磁场。MRI中共同使用梯度磁场和选择性激励来选择成像区域，并用来编码从被成像物体接收到的MR信号的位置。测量单位是特斯拉/米（T/m）。旋磁比：是某一粒子磁矩与角动量的比值。对于某一特定原子核来说是一常数。影像采集时间： 仅指数据采集时进行MR成像所需要的时间。总的影像采集时间是重复时间（TR）、激励次数和相位编码数目三者的总和。此外，影像重建时间对于成像速度也很重要。在比较连续层面成像与容积成像这两种技术时，应当考虑每一层的当量影像采集时间及实际的影像采集时间。脉冲间隔时间：指在脉冲序列中两个连续的射频脉冲之间的时间。特别重要的是，在反转恢复（IR）序列中的反转时间（TI）以及产生自旋回波时90脉冲与随后的180脉冲之间的时间，后者大约是自旋回波时间（TE）的一半。重复脉冲序列之间的时间称为脉冲重复时间（TR）。反转恢复（IR）：在脉冲序列开始时翻转原子核磁化的MRI脉冲序列。不同结构成像中产生的自旋质子的部分T1弛豫可以用于形成显著依赖于T1的影像。由于，各种结构的T1弛豫时间不同，其表现就不同。需要指出的是，这是通过