第一章 总 论
第一节 磁共振成像简史
磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是利用原子核在磁场中发生共振所产生的信号，经过计算机处理而获得重建图像的一种成像技术。磁共振成像是在发现磁共振现象基础上，借助电子计算机技术和图像重建技术的进展和成果而发展起来的一种新型医学影像技术。
早在二十世纪初，分子束及质子磁矩等一系列物理基础理论的研究为磁共振研究奠定了主要基础。直到1946年，美国哈佛大学的爱德华•珀赛尔（Edward Purcell）和斯坦福大学的费力克斯•布洛赫（Felix Block）领导的两个研究小组精确测定了物质的核磁属性，并于1952年被授予诺贝尔物理奖。自此以后，磁共振开始真正进入实用技术研究领域。
1962年，世界上第一台超导磁体的磁共振波谱测定仪在瓦里安公司诞生。
1971年，美国科学家雷蒙德·达马迪安（Raymond Damadian）在实验鼠体内发现了肿瘤和正常组织之间磁共振信号T1值存在明显的差别，从而揭示了磁共振技术在医学领域应用的可能性。
1973年，保罗·劳特布尔（Paul C Lauterbur）和彼得·曼斯菲尔德（Peter Mansfield）分别发表文章，来阐述磁共振成像的原理。他们都认为用线性梯度场来获取磁共振的空间分辨率是一种有效的解决方案，这为磁共振成像奠定了坚实的理论基础。就在同一年，世界上第一幅二维MRI模型（两个并排在一起的充水试管）磁共振图像产生。1974年，劳特布尔获得活鼠的磁共振图像。1976年，曼斯菲尔德获得世界上第一幅人体断层图像。
1982年，美国正式把磁共振成像技术用于临床医学，并逐渐成为无损的先进快速的医学诊断手段。
2003年，诺贝尔生理学/医学奖授予美国科学家保罗·劳特布尔和英国科学家彼得·曼斯菲尔德，以奖励他们发明了磁共振（magnetic resonance，MR）成像技术并应用于人体结构的立体图像显示。
至今MRI设备被商品化并进入临床还不足40年。磁共振成像走过了从理论到实践、从形态到功能、从宏观到微观的发展历史。今天，MRI已经确立了其在影像诊断中的重要地位，并取代了许多传统影像诊断技术。它在中枢神经系统中的应用已成为部分疾病诊断的金标准；在骨关节、软组织病变诊断中的作用举足轻重。特别是近几年来，超高场磁共振在脑功能成像、频谱成像、白质纤维束成像、心脏检查、冠心病诊断、腹部盆腔等脏器的检查技术中得到了飞速发展。
一、磁共振成像基础
磁共振成像是利用处在静磁场中被磁化后的人体原子核，在外加射频磁场作用下发生共振现象而产生影像的一种成像技术。它既能显示形态学组织结构信息，又能显示人体代谢的生化信息，被广泛用于人体各系统的疾病诊断。磁共振成像基础与以下重要的基本知识点密切相关。
（一）自旋与核磁
原子是由原子核及其周围轨道中的电子构成，而原子核中又有两种粒子，即中子和质子。其中电子负电荷，中子无电荷，质子正电荷。不同的元素质子数不同，但同种元素可以有不同的原子核，这些原子核中的质子数相同，只是中子数有所差异。
原子核按照一定频率绕着自身的轴高速旋转，称为自旋。原子核的质子带正电荷，其自旋产生电流回路，并形成具有大小和方向的磁化矢量，产生磁场，该磁场称为核磁，因而以前把磁共振成像称为核磁共振成像。
当然不是所有的原子核都可以产生核磁。只有当质子为奇数，中子为奇数；或者质子为奇数，中子为偶数；或者质子为偶数，中子为奇数。这三种结构组合才能够形成自旋，产生核磁。
人体所含磁性原子核种类繁多。理论上人体中所有的磁性原子核都可用于磁共振成像，13C、23Na、31P、39K等磁性原子核已逐渐用于磁共振波谱研究中。但目前常用于人体MRI成像的是氢质子（1H），氢质子只有一个质子没有中子，常直接称为氢质子或者质子。氢质子是人体中最多的原子核，约占人体中总原子核数的2/3以上，可以产生较强的磁共振信号；氢质子的磁化率很高，也可以产生较强的磁共振信号；而且氢质子存在于人体的各个组织中，便于采集各个组织的信号。在没有特殊说明的情况下，一般所指的磁共振图像即为氢质子的磁共振图像。
（二）进入主磁场前后人体的不同核磁状态
人体在自然状态下没有明显的磁性。每个质子的小磁场都是随机杂乱无章的排列，此时宏观磁化矢量为零。而磁共振机器只能探测到宏观的磁化矢量改变，那就只有将人体置于大磁场中，使质子自旋产生的小磁场与主磁场平行排列，导致平行同向的质子多于反向的质子，产生一个与主磁场方向一致的宏观磁化矢量。
进入主磁场人体中的低能级和高能级氢质子，它的磁化矢量并不完全与主磁场方向平行，而是与主磁场成一定的角度。在主磁场的作用下，原子核磁矩绕自身轴旋转的同时又以主磁场的轴旋转摆动。这种旋转运动方式称为拉莫尔进动，进动的速度用进动频率来衡量。平行主磁场的分量以拉莫尔频率自旋运动，垂直于主磁场的分量以拉莫尔频率进动。处于低能状态的质子略多于高能状态的质子，因而产生纵向宏观磁化矢量。尽管每个质子的进动产生了纵向和横向磁化矢量，但是由于相位不同，只有宏观纵向磁化矢量产生，并无宏观横向磁化矢量产生。磁共振不能检测到纵向磁化矢量，但能检测到旋转的横向磁化矢量。
体内进动的氢质子要发生共振，首先需要外力的频率与共振系统的固有频率相同；外力对系统做功，系统内能增加；外力停止后，系统释放能量。通过射频线圈给处于主磁场中的人体施加一个频率与质子进动频率相同的射频脉冲，使低能级的质子获得能量后跃迁到高能级状态，产生磁共振现象。磁共振现象使宏观的纵向磁化矢量发生偏转，能量越大，纵向磁化矢量偏转角度越大。
（三）横向弛豫和纵向弛豫
当射频脉冲停止发射后，被激发到高能级的氢质子将会把吸收的能量释放出来，使它的相位和能级都恢复到激发前的状态，这个恢复的过程称为弛豫过程。
弛豫过程包含横向弛豫和纵向弛豫。横向弛豫指横向磁化矢量逐渐减小甚至消失的过程。纵向弛豫指纵向磁化矢量恢复的过程。这两个过程都对外释放能量。释放能量所需要的时间称为弛豫时间。人体不同器官的正常组织与病理组织的T1、T2时间有一定差别，这种组织间的弛豫时间差别，是磁共振图像的基础。
纵向弛豫中，定义T1是纵向磁化矢量从最小值恢复至平衡态的63%所经历的时间。T1主要反映不同组织的纵向弛豫快慢的差别。横向弛豫中，定义T2是射频脉冲停止后，质子的横向磁化矢量衰减至其最大值的37%时所经历的时间。T2主要反映不同组织的横向弛豫快慢的差别。
T1弛豫需要把质子群内部的能量传递到质子外的其他分子，因此需要的时间较长；而T2弛豫的能量传递发生于质子群内部，即质子与质子之间，需要的时间较短。所以组织的T1值都比其T2值长。
（四）加权成像
磁共振中的加权成像主要用来反映不同组织间的T1、T2差别。加权是突出组织某方面特性的意思，使磁共振图像主要反映组织的某方面的特性，而尽量抑制显示组织的其他特性对磁共振信号强度的影响。加权成像中主要包含T1加权成像、T2加权成像、T2*加权成像等基本加权成像技术。
1.T1加权成像
T1加权成像是指图像中组织信号强度的高低主要反映组织的纵向弛豫差别。
当人体进入主磁场，第一个90°射频脉冲使人体内各组织产生宏观的横向磁化矢量，此时产生的各磁化矢量大小不同。射频脉冲关闭后，各种组织将发生纵向弛豫。第二个90°射频脉冲激发后，不同组织的宏观纵向磁化矢量将发生偏转，产生横向磁化矢量。这时马上检测MR信号，T1值小的组织信号高于T1值大的组织。这种组织间的差别均取决于不同组织的纵向弛豫不同，故称为T1加权成像。
2.T2加权成像和T2*加权成像
T2加权成像是指图像中组织信号强度的高低反映的是组织的横向弛豫差别。
磁共振系统检测到的信号是整个组织自旋磁矩的矢量和，在90°脉冲后立即采集信号，将观察到迅速衰减的振荡信号。这个信号是在没有任何外界干扰的情况下感应出的自由衰减信号，称为自由感应衰减信号（FID）。FID信号按照T2*的指数曲线衰减，T2*值远小于组织的T2值。只有使用聚焦脉冲采集的自旋回波才能获得真正的组织T2弛豫信息。
3.其他加权成像技术
T1加权成像、T2加权成像都是磁共振成像中最基本的加权成像技术，主要体现组织的常规特性。在后续章节中还会详细提到其他用于反映组织的一些特殊性质的加权技术，如扩散加权成像（反映活体组织中水分子布朗运动）、灌注加权成像（反映组织的微循环状态）、磁敏感加权成像（反映组织的磁敏感性）。
（五）空间定位
在磁共振中主要利用三个梯度场x轴、y轴、z轴三维空间来定位。梯度线圈产生梯度磁场让不同位置的磁共振信号带有其不同空间位置的信息。磁共振信号包含层面层厚选择、频率编码、相位编码。
1.层面、层厚选择
由于主磁场具有不均匀性，所有射频脉冲都是包含了一定范围的频率，可以通过控制射频脉冲的中心频率和频率范围来完成二维MR图像的层面和层厚选择。标准横断面成像利用z轴方向施加梯度场，标准冠状面成像利用y轴方向施加梯度场，标准矢状面成像利用x轴方向施加梯度场。
当进行横断面层面选择时，z轴层面选择梯度在射频脉冲激发的同时进行，使横断面组织质子的共振频率与z轴的位置成线性相关。不同的共振频率对应于不同横断面的质子，这些平面垂直于z轴。在使用平面选择梯度的同时发射特定频率的射频脉冲，则只有对应于该频率的横断面内的质子发生共振。从而通过这样的差别来进行横断面的层面和层厚的选择。施加梯度场强越大，单位长度内的氢质子进动频率差别越大。对射频脉冲的频率及带宽和Z轴梯度场做不同的调整，层面和层厚将发生相应不同的变化。
在磁共振成像中，实际上是利用x、y、z三组梯度场的各种组合来进行层面和层厚的选择，从而进行任意断面的成像。
2.频率编码
层面和层厚选择只是确定了被激发层面的中心位置和厚度。此时采集的磁共振信号包含了该层的所有信息，要对层面内的空间结构进行空间定位编码。层面内的空间定位编码包括频率编码和相位编码。
其中频率编码，主要是通过傅里叶变换解码不同频率的磁共振信号，不同频率代表不同的位置信息。以x轴方向为例，在检测信号期间接通频率编码梯度磁场，使沿x轴的质子具有不同共振频率，产生与x轴位置相关的不同频率的信号，这个编码梯度发生在MR信号的检测过程中，所以频率编码梯度也叫做读出梯度。需要注意的是频率编码梯度场必须在磁共振信号采集过程中同时施加，这样采集的磁共振信号才能够包含频率编码信息。
3.相位编码
当频率编码识别了二维层面中左右或者前后方向的位置信息后。另一个方位的位置信息还需要编码。由于傅里叶变换只能识别一个方位的频率差别。因此在一个方向上进行了频率编码，则必须在该方向的垂直方向上使用相位编码。此时就需要第三个梯度，即相位编码梯度。
在临床磁共振成像中，相位编码方向和频率编码方向是可以相互切换的。相位编码梯度需在信号采集之前施加。在信号采集过程中，相位编码梯度又必须关闭。而频率编码必须在MR信号采集过程的同时施加。值得注意的是，每个MR信号的频率编码梯度场方向和大小是一样的，而相位编码梯度场强度方向是不同的。
4.K空间及其特性
MR信号代表一个层面内的无数个原子核发出的信号的总和。 傅里叶变换应用于每个频率编码行的数据，提取出信号的频率成分，包含不同的频率、相位和幅度的MR信号，不同频率和相位代表不同的空间位置，而幅度则表示MR信号的强度。K空间也称为傅里叶空间，而傅里叶变换就是把K空间的原始数据点阵转变成磁共振图像点阵的过程。
K空间为MR图像原始数据的填充存储空间格式，填充后的资料经傅里叶转换，重建出MR图像。K空间包含着图像所有空间频率的信息，低频成分集中在K空间中心，高频成分在K空间外围。低频成分决定了图像的对比度和大致结构，高频成分决定了图像的解剖细节。常规K空间的填充形式有对称、循序填充、螺旋式填充、放射状填充等方式。
其特性：矩阵为256×256的图像需要采集256条相位编码线来完成K空间的填充。K空间的数据点阵与图像的点阵不是一一对应的，K空间中每一个点具有全层信息。
二、磁共振成像基本构造与功能
（一）硬件
磁共振硬件系统主要由四大部分组成，即磁体系统、梯度系统、射频系统、计算机系统。各系统相互融合、相互推动、相互依存，缺一不可。
1.磁体系统
磁体系统是磁共振系统中重要的组成部分，提供磁共振成像所必须的高强度均匀磁场B0。主磁体分为永磁和电磁，电磁又分常导和超导。按磁体的外形可分为开放式磁体，封闭式磁体，特殊外形磁体。
（1）永磁体：
现有的永磁体多使用永久磁铁如铁氧体或钕铁的磁砖拼砌而成。分为闭合式和开放式。一般分为环形和轭形。环形主要是在内腔形成水平方向的磁场，磁力线从一个极面发出穿过空气到另一个极面，经磁体内部形成闭合回路，环形磁铁周围的杂散磁场很小。轭形主要是磁砖装在钢制框架上下梁的内侧，磁力线从一个极面出发垂直穿过内腔到另一个极面，沿着钢梁返回到原极面，轭形磁体周围的杂散磁场很小。
永磁体造价及维护费用相对较低，不消耗电能，不需要补充冷却剂；由于磁力线闭和，磁体周围的杂散磁场很少；磁力线垂直，可使用螺线管射频线圈，线圈效率高，有利于提高图像的信噪比；永磁型磁体容易制成开放式磁体，减少了病人幽闭恐惧症的发生，并且有利于关节动态检查和MR导引下的介入治疗。目前，永磁体的制造趋势是开放式磁体。
但其磁场场强较低，目前最大场强仅能达到0.35T，增大场强会使已经庞大笨重的磁体重量进一步增加；磁场的均匀度较差；磁场稳定性低。
（2）常导磁体：
常导磁体是根据电流产生磁场的原理设计的，当电流通过圆形的线圈时，导线的周围会产生磁场。由导线缠绕成圆柱状线圈，通电后产生磁场，磁场磁力线方向与磁体圆桶的轴平行，一般与病人的长轴平行，也有与之垂直的情况。其场强与导线的电流、导线的形状有关。常导型磁体的导线具有明显的电阻，这种磁体也称阻抗型磁体。常导型磁体导线是高导率的金属，如铜或铝。为了提高磁场均匀度及磁场强度，可使用平行并在同一轴线上的2个、4个或6个线圈。
常导磁体造价较低，制造安装容易，不需要补充冷却剂，而且可随时切断电源，关闭磁场。但需要消耗大量的电能，一般消耗功率高达80kW，线圈电流约为200A。产生的热量需要用水循环进行冷却；同时其场强较低，目前临床使用的多为0.2～0.5T，这是因为线圈电流每增加1倍，其功耗将增加3倍；磁场的均匀度较低：常导磁体的磁场均匀度受到线圈大小和定位精度的影响。线圈越大，成像区磁场的均匀度越好，但线圈长度增加电能损耗；另外，每组线圈之间的位置、平行度、同轴度也会影响磁场的均匀性。磁场稳定性低，线圈电源的波动以及室温将影响磁场的稳定性。
（3）超导磁体：
超导磁体主要采用铌-钛二元合金的多芯复合超导线。其线圈的绕制一般有两种形式：一种是以4个或6个线圈为基础，由于线圈之间存在相互作用力，要求线圈装在牢固的支架上；另一种是以螺线管为基础，为了得到截面上均匀的磁场，就需要增加补偿线圈，以弥补螺线线圈有限长度的不足。
超导磁体的结构最为复杂。为了保障低温环境，减少液氦的挥发量，在磁体内除浸泡磁体主线圈的液氦容器外，还要在液氦容器内外安装高度真空的真空绝热层，并设置低温气冷屏、磁体侧壁内外的高效绝热箔及其他一系列超绝热材料。另外，磁体顶上一般还安装有一个二级膨胀的制冷机，即冷头，它也是磁体的重要组成部分；与其配套的还有氦气压机和冷水机组，它们组成了超导磁体的磁体冷却系统。
超导磁体采用的屏蔽方式有无源屏蔽和有源屏蔽。无源屏蔽使用大量的铁板作为屏蔽材料，缺点是会影响磁场的均匀度；而有源屏蔽是在磁体外部用载有反向电流的线圈降低杂散磁场，可以使磁体外的偶极磁场按照距离的五次方衰减，也可以减小磁体的体积和重量。
超导型磁体的磁场强度较高，用于人体成像的设备最高可达8.0T、12T的超高场磁体，基本技术问题已有解决。目前临床一般使用0.35～3.0T；具有高度的磁场均匀度；具有良好的磁场稳定性。但设备工艺复杂，造价昂贵；不断地消耗液氦等冷却剂、日常维护价格高；有可能发生“失超”的危险（即超导体变为导体，温度急剧上升，维护液氦大量挥发，磁场强度迅速下降）。
2.梯度系统
梯度系统主要由一组线圈和梯度功率放大器组成，作用是空间定位，产生信号。线圈通电后，在空间上产生梯度磁场，这个磁场叠加在主磁场上，为磁共振三维成像提供位置识别的编码信息。梯度线圈性能提高，使磁共振成像速度加快。梯度系统包含3套线圈，分别产生3个方向的梯度磁场，即x、y、z三个方向的磁场梯度Gx、Gy、Gz。Gx使X方向各点信号的频率与x有关，Gx即频率编码梯度磁场；Gy使y方向信号的相位与y有关，Gy即相位编码梯度磁场；Gz使z方向信号的频率与z有关。在Gz和一定带宽的RF磁场共同作用下，样品中只有与z轴垂直的一定厚度截层上的磁化强度才能产生MR信号，因此Gz即选层梯度磁场。
梯度功率放大器为梯度线圈提供电源，其功能为接受控制系统发出的梯度信号，放大后驱动梯度线圈工作。衡量梯度系统性能的指标有两个：梯度强度（mT/m）、最大爬升率［T/（m·s）］。梯度强度指梯度磁场系统产生的磁场随空间的变化率。最大爬升率是指梯度场强固定时，最大梯度场强与梯度场从零上升到最大梯度场强的时间的比值，即单位时间内梯度场变化程度。
梯度强度越高，可以扫描的层面就越薄，像素越小，图像的空间分辨率就越高。梯度强度越高，最大爬升率越快，成像的最快速度越大。但是并不是越快越好，需要综合考虑其对人体的影响，梯度爬升和下降对人体的刺激。快速切换梯度会产生很大的噪声并且人体感应电流对神经末梢的电刺激，限制了梯度线圈梯度强度和爬升率的提高。考虑到对人体的电刺激，对于肥胖患者或者大范围的扫描，需要选用性能较低的梯度线圈。对于小范围部位的扫描，如头部、关节等则考虑使用高性能的梯度线圈提高图像质量。
3.射频系统
射频系统分为两大部分：发射部分，主要产生人体内氢质子的射频场B1；接收部分，主要接收人体经过激发和编码后发射的信号。RF线圈的种类很多，包括全容积线圈、表面线圈、部分容积线圈、腔内线圈、相控阵线圈。全容积线圈是能够整个地包容或包裹一定成像部位的柱状线圈。该线圈在一定的容积内有比较均匀的发射及接收RF场，主要用于大体积组织或器官的大范围成像，也用于躯干某些中央部位的成像，如体线圈和头线圈两种。表面线圈是一种可紧贴成像部位放置的RF线圈，其常见结构为扁平型或微曲型。该线圈形成的RF发射场和接收场极不均匀，表现为越靠近线圈轴线RF场越强、偏离其轴线后RF场急剧下降。部分容积线圈是由全容积线圈和表面线圈两种技术相结合而构成的线圈。这类线圈通常有两个以上的成像平面（或线圈），其RF线圈的均匀性介于全容积线圈和表面线圈之间。腔内线圈使用时须置于人体有关体腔内，以便对体内的某些结构实施高分辨成像，直肠内线圈是最常见的腔内线圈。相控阵线圈是由两个以上的小线圈或线圈单元组成的线圈阵列。这些线圈可以彼此邻接，组成一个大的成像区间，使其有效空间增大。各线圈单元也可相互分离。但无论哪一种连接方法，其中的每个小线圈均可同时接收对应小区域的MR信号，使小区域的信号有机地联系在一起。
射频发射通道用来产生扫描序列所需的各种射频脉冲，提供给射频线圈。包括射频振荡器、频率合成器、发射调制器、功率放大器等。射频振荡器是一种能够产生稳定频率的频率信号源，通常利用石英晶体振荡器作为频率信号源。
4.计算机系统
计算机系统主要承担数据的运算，控制扫描，显示图像。主控台计算机是磁共振系统的接口，提供用户交互界面。通过主控台选择扫描序列、扫描位置、扫描参数，并与其他计算机通信，控制其他计算机工作等。其中包含对梯度场的控制、射频脉冲的控制以及图像重建的控制。
（1）梯度场的控制：
在大多数成像方法中，每个梯度磁场都有一定的形状；三个梯度之间有很严格的时序关系。梯度场的控制主要有直接控制法和间接控制法。直接控制法主要是由计算机直接控制，控制能力强，但扫描过程中占用CPU时间。而间接控制法，则是先采样梯度电流波形，得到梯度数据，将数据用存储器保存起来，扫描开始时，由存储器顺序输出梯度数据，供D/A转换器转换，从而得到所需的各种梯度信号。
（2）射频脉冲的控制：
根据成像方法的需要，MRI设备以一定的时间间隔，产生一定形状的RF脉冲波，其中包括RF脉冲波成形、相位控制、脉冲开关等电路，此外还包括RF接收的衰减及滤波控制。根据用户所选择的成像方法和成像参数，将RF波形数字化，再以空间顺序存储在RF存储器中，RF地址计数器在时钟脉冲的控制下顺序存储单元地址选中个存储单元，取出存储在存储器中的波形数据送D/A转换器。
（3）图像重建：
是由射频线圈接收MR信号，经过放大、A/D转换后变为数字信号，作为原始数据存储在海量存储器中，再经过一系列的数据处理，如：去噪声、相位校正、傅里叶变换等处理方法，得到重建图像。图像重建对硬件的要求是需要海量存储器，用来存储大量原始数据；其次阵列处理机，加快数据处理速度，采用并行处理方法。
各大厂商拥有自己的设计理念。这些控制功能可以通过一台计算机完成，也可以通过多台计算机共同完成。