(二)外磁场对原子核自旋的影响
在一定温度和磁场条件下，自旋质子 就产生了一个沿外磁场方向的宏观磁矩， 这样当原子核围绕自己的轴作自旋运动 时，外加磁场又会产生一个旋力臂作用 于自旋质子的磁矩上，使得质子旋进于 一个锥形的磁矩轴上，称为拉莫进动。
(二)外磁场对原子核自旋的影响
质子进动的速度用 进动频率来衡量，也 就是质子每秒进动的 次数，进动频率与外 加磁场的强度成正比， 场强越高，进动频率 越高。
（七〕自由感应衰减
磁共振设备中，接收信号用的线圈平面与主 磁场平行，工作频率接近拉莫频率。 当质子磁化矢量只受主磁场作用时，由于自 由进动与主磁场方向一致，所以无法测量。而 当RF脉冲对组织激励又停止后，组织出现了弛 豫过程，横向磁化矢量的变化能使位于被检体 周围的接收线圈产生随时间变化的感应电流， 其大小与横向磁化矢量成正比，将这个电流信 号放大后即为MR信号，它是一个随时间周期性 不断衰减的电流，又因为它是由自由进动感应 产生的，所以叫自由感应衰减。
有无辐射的优点，其发展潜力巨大。
二、MRI基本原理
•MRI影像形成的基本原理
(一)、原子核的自旋特性
含单数质子的原子核，例如人体内广泛 存在的氢原子核，其质子有自旋运动，带正 电，产生磁矩，有如一个小磁体。
(一)原子核的自旋特性
在有自旋特性的原子核周围存在的这 个微观磁场是磁偶极子，就是所谓的原 子核的自旋磁矩。 在没有外加磁场时，各个质子由于热 运动而处于杂乱无章的任意排列状态， 磁矩方向各不相同，相互抵消，所以在 宏观上不显磁性。
（六〕核磁共振弛豫
（六〕核磁共振弛豫
（六〕核磁共振弛豫
小结： 这种组织间弛豫时间上的差别，是 MRI的成像基础。有如CT时，组织间吸 收系数（CT值）差别是CT成像基础的 道理。但MRI不像CT只有一个参数，即 吸收系数，而是有T1、T2等几个参数。 因此，获得选定层面中各种组织的T1 （或T2）值，就可获得该层面中包括 各种组织影像的图像。
方面的内容：
1、激发产生磁共振现象并测量磁共
振信号的RF脉冲序列；
2、确定信号位置的空间编码；
3、将所测量的磁共振信号及其位置
信息重建成磁共振影像。
三、MRI系统的组成与功能
MRI系统主要由以下五部分构成： 1、主磁体系统 2、梯度磁场系统 3、射频（RF）系统 4、计算机处理系统 5、辅助设备
MRI扫描机基本结构示意图
（二）梯度磁场系统
梯度磁场三维方向示意图
成像层面选择
梯度磁场叠加在主磁场上，使得场 强随着位置呈线形分布，即每一层面 的场强都是不相同的。 RF脉冲并非只包含一种频率，而是 有一定频率范围（带宽）的脉冲，所 以它能激励的质子的拉莫频率也是一 个范围，这样产生共振的质子的层面 就可以确定了。
成像层面选择
(二)外磁场对原子核自旋的影响
0＝0
：磁旋比常数 0：外加磁场强度 0:质子进动频率
拉莫（Larmor)频率 原子核的共振频率
(二)外磁场对原子核自旋的影响
由于有无数个质子在 进动，其磁矩在X和Y轴 方向上的分量将相互抵 消，只有沿Z轴方向的 分量叠加起来形成了纵 向磁化矢量，它不能被 直接测量。
1、磁屏蔽 2、射频屏蔽 3、操作控制台 4、检查床 5、高压注射器
四、磁共振图像
腹主动脉MRA三维重建图像
四、磁共振图像
动静脉畸形（AVM）MRA三维重建图像
四、磁共振图像
磁共振脑功能成像
四、磁共振图像
磁共振脑功能成像
四、磁共振图像
冠状位心脏MR图像
四、磁共振图像
心脏MR图像
四、磁共振图像
射 器 放 大 器
发 射 线 圈
人 MR 接 体 受 组 线 织 圈
接 收 器
射频（RF）线圈
射频线圈的作用是发射RF脉冲,对被检体 质子进行激励，并检测被检体的MR信号。 用于发射射频建立射频磁场的射频线圈 叫发射线圈，用于检测MR信号的射频线圈叫 接收线圈。 有的线圈可在不同的时期分别完成发射 和接收任务，如体线圈；而有的只能用于接 收信号，如大部分表面线圈。
（七〕自由感应衰减
（八〕MR信号的空间编码
一幅MR影像由垂直方向的象素行和水 平方向的象素列共同组成，同时又对应 着一定层厚的体素组成的一个层面，称 为MR信号的空间位置。
采集MR信号空间位 置信息的方法称为空 间编码，拉莫方程， 0＝0是空间编码技 术的基础。
（九〕原理总结
综上所述，磁共振成像主要包括三
磁共振成像（MRI〕原理 与磁共振机的结构
邵逸夫医院放射科
朱 碧 波
一、磁共振成像
磁共振成像： Magnetic Resonance Imaging，MRI 是利用人体内原子核在磁场内与外加射 频磁场发生共振而产生影像的一种成像技术,
它既能显示形态学结构，又能显示原子核水
平上的生化信息及某些器官的功能状况，更
（五〕核磁共振现象
2、进动的质子相位一 致，做同步同速运动， 使得在横轴方向上的 磁化矢量得以叠加， 并产生一个新的横向 磁 化 矢 量 ， RF 脉 冲 的 强度越大，持续时间 越长，横向进动偏转 的角度就越大。
（六〕核磁共振弛豫
当质子系统达到饱和状态后，停止RF 磁场后，激励过程结束。随后，吸收能 量跃迁到高能级的质子将释放吸收的能 量，很快回到外加磁场原先排列的平衡
(二)外磁场对原子核自旋的影响
当外部施加一个恒定磁场后，则质子 沿外加磁场方向排列，产生净磁化。
1.低能级--自旋方向 与磁场方向一致 2.高能级--自旋方向 与磁场方向相反
(二)外磁场对原子核自旋的影响
在外磁场作用下，低能级的质子数目 要多于高能级的质子，在大量原子分布 的情况下，原子在不同能级上分布的数 目与温度与外磁场强度有关。
（一）主磁体系统
主磁体是MRI系统的核心部分 之一，其功能是提供使原子核定 向所必须的静磁场。 应用于临床医疗的MRI磁体强 度多为0.15-2.0T(特斯拉)。
1、磁体主要性能指标
•磁场强度：
场强越高，MR信号越强，影像信噪比越大
•磁场均匀度：
决定了图像的空间分辨率和信噪比
•磁场稳定性：
是衡量场强随时间而飘移程度的指标
射频（RF）线圈
射频线圈的敏感容积越小，则信噪比越高； 线圈与人体检查部位的距离越近，则信号越 强，信噪比越高。这两者直接决定着图像的 质量，所以需根据人体各个部位的不同形状、 大小，制成不同尺寸和类型的线圈，以取得 最佳图像质量。 射频线圈主要有两类： 1、体积线圈：大容积，如头线圈、体线圈 2、表面线圈：小容积，如乳腺线圈等
MR图像的重建
f(t)=A0+Asin(t+φ )
在进行频率编码和相位编码后， 利用傅立叶变换就可将检测到的 数据信号分离，确定每一个体素 的MR信号的值，形成图像。
（三）射频系统
射频系统的作用是发射射频(RF)脉冲, 使磁化的质子吸收能量产生共振,并接 收质子在弛豫过程中释放的能量而产 生MR信号，其频率在拉莫频率附近。 RF 功 发 率
位置，这一过程称为核磁弛豫。
横向磁化矢量逐渐消失，称为横向弛豫
纵向磁化矢量恢复原状，称为纵向弛豫
（六〕核磁共振弛豫
在磁共振领域中，将质子周围的原子统称为 晶格。纵向弛豫就是质子自旋磁矩将能量释放 传递给晶格原子的过程，所以也叫自旋-晶格弛 豫。 RF脉冲停止后，纵向磁化矢量恢复到原来的 数值所需要的时间称为纵向弛豫时间，简称T1, 实际中将纵向磁化矢量从0恢复到最大值的63% 所需的时间定义为T1 时间。 T1 是一个时间常数，描述组织的纵向磁化矢 量恢复的快慢程度。其长短依赖于组织成分、 结构和环境，如水为长T1，脂肪为短T1 。
射频（RF）线圈
头颅线圈（鸟笼状）
射频（RF）线圈
神经血管线圈
射频（RF）线圈
颈椎线圈
射频（RF）线圈
胸腰椎线圈
射频（RF）线圈
躯体线圈
射频（RF）线圈
乳腺线圈
射频（RF）线圈
通用柔软线圈
（四）计算机处理系统
1、主机 2、存储器 3、输入、输出设备 4、系统软件 5、应用软件
（五）辅助设备
下肢血管造影MRA 三维重建图像
四、磁共振图像
椎、基底动脉MRA三维重建图像
2、磁体类型
（2）常导型（阻抗型）磁体：
由电流通过导线产生磁场，其磁力 线与受检人体长轴平行。 安装容易，造价低。但磁场均匀度 和稳定性较差，受室温影响大。 耗电量大，需大量水冷却，运行维 护费用高，场强一般小于0.3T。
2产生磁场，但导线为超导 材料，置于液氦之中，温度为-273℃，此时 线圈电阻为零。 在励磁以后，电流可以无衰减地循环流动， 产生稳定、均匀、高场强的磁场，且不受室 温影响大。场强最高可达8T，医用一般小于 2T。 由于需液氦，运行维护费用较高。
2、磁体类型
GE Signa CV/i 1.5T 超导型MR机
2、磁体类型
匀场线圈：
任何磁体都不会产生绝对均匀的磁 场，所以还要加上一组匀场线圈，一 般由铌钛合金制成，置于磁体中心， 梯度线圈外,在安装时由工程师设定调 整，可将磁场均匀性提高100倍以上。
MRI扫描机基本结构示意图
MRI扫描机
（六〕核磁共振弛豫
（六〕核磁共振弛豫
RF脉冲停止后，质子很快失去相位一致 性,这是由于原子核之间的相互作用，而没 有能量从原子核向周围晶格中的转移，所以 也成为自旋-自旋弛豫。 此过程中，横向磁化矢量逐步抵消而变小 直至为零。实际中把横向磁化矢量衰减至其 最大值的37%的时间定义为横向弛豫时间， 简称T2 。 T2 与人体组织的固有小磁场有关,如大分 子比小分子快,结合水比游离水快。
时，才能向质子传递能量。
（五〕核磁共振现象
当RF脉冲频率与质子进动频率相同时，质 子就从中吸收能量，这称为核磁共振现象。 此时RF脉冲频率＝ 0＝0