第四章　磁共振成像

磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI），是利用原子核在强度磁场内发生共振所产生的信号经图像重建的一种成像技术。

核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR）亦称磁共振（magnetic resonance，MR），是一种已经应用了50年的化学分析技术。近年来，核磁共振成像技术发展十分迅速，并日臻完善。检查范围基本上覆盖了全身各系统。为准确反映其成像基础，消除该项检查使用核素材料的错误联想，现称之为磁共振成像。参与MRI成像的因素较多，技术较为复杂，不同于现有的各种影像学成像，在诊断中有很大的优越性和应用潜力。因此，用较多篇幅加以介绍。

第一节　MRI发展概况

自100年前发现X线至今，MRI被认为是医学诊断中最重要的进展。它已成为放射学主要的新技术之一，目前几乎被应用于人体任何部位的检查。MRI的出现，使放射医师不得不从已发展了几十年的、以X线作为成像基础的模式步入了一个以量子物理学为成像基础的崭新领域。因此，我们有必要对MRI的发展历史及其现状有一个清晰的认识。

1946年美国斯坦福（Stanford）大学的Felix Bloch和哈佛（Harvard）大学的Edward Purcell各自独立进行研究，也几乎同时发表了他们的研究成果。从此以后，他们共同发表的核磁共振这一物理现象被广泛应用。在实验室中，用来研究分子水平的物质特性。这一发现的重要性，使他们荣获1952年诺贝尔物理学奖。

他们研究成果的影响非常深远，MRI的应用逐渐从物理和化学领域，扩大到更为广泛的学科，特别是在医学方面，近十年的发展非常迅速。

在生物学方面，最早的实验是在Felix Bloch发现核磁共振现象后不久，他将手放入波谱仪的射频线圈中，获得了一个强质子磁共振信号。20世纪50年代至60年代期间，瑞典的妇科医生Erik Odeblad研究了红细胞、宫颈黏液、子宫肌层、人奶、唾液、齿龈黏膜和眼液体的质子磁共振特性。1972年Damadian提出癌组织的T₁、T₂弛豫时间可能长于相应的正常组织。

在医学影像学方面，1973年Lauterbur研究出MRI所需要的空间定位方法，即利用梯度场（gradient field）。他的研究成果是获得水模型的图像，这一发现的意义很深远。继之，在以后的十年中，人们进行了大量的研究工作来制造磁共振扫描机，并产生出人体各部位的高质量图像。1976—1978年间许多学者，如Mansfield、Maudsley、Andrew、Damadian和Clow等先后通过MR扫描，获得手、胸、头和腹部的图像。从此以后，MRI质量、分辨率和组织特性的研究不断地取得了大幅度的进展，从而奠定了目前MRI技术的发展。

从20世纪80年代中期MRI扫描仪开始引进我国，进一步完善和丰富了影像学检查和诊断手段。从最初的永磁型磁体到目前广泛应用的超导型磁体；从0.5T到3T不过十余年，我国医学磁共振成像的研究和临床应用经历了发展、更新和普及的过程。与其他影像学检查手段如CT设备不同，MRI设备与技术的发展并未显示在硬件与理念方面的几次换代性更新，而是以一种稳定、持续的方式完善和发展。近年来MRI设备的发展有以下几个特点：

磁体及场强的定位趋势：目前磁体及场强的定位显示了强烈的两极化趋势。高场设备中，超高场设备已经成为MRI技术发展的标志。3T磁共振已经成为成熟产品；2017年美国食品药品监督管理局（FDA）已经批准7T MRI用于临床扫描。1.5T设备在磁共振设备家族中实际上已处于“中档机型”的地位，具有非常全面的临床应用价值和优良的性价比。低场设备由于大量移植了高场设备中的先进技术，具有了很好的性能和影像质量，目前低场设备中已基本上为开放型设备。另外，为强化低场设备的性能，超导技术已引入到低场设备中。

专用机：专用机由于用途明确，可以集中体现设计目标方面的优势，已经确定了在MRI家族中的地位。如近年来推出的介入专用MRI扫描仪；肢体扫描专用磁共振设备等。但目前在我国配置较少。

扫描参数的改进与扫描速度的加快：进入21世纪后，随着软硬件系统的不断改进，扫描速度不断加快，几种、几十种成像序列不断地产生并不断地得到完善。过去困扰人们的成像时间长、分辨率低等已不再是主要问题。

伴随着MRI设备的发展，有关MRI技术研究的发展主要经历了四个阶段：20世纪70年代中到80年代初是第一阶段，也是其发展成熟和自我完善的阶段；从80年代初到90年代初是第二阶段，在这近十年中，成熟的磁共振成像技术开始被广泛应用于临床诊断和生物医学的基础研究中，但此时磁共振成像主要还局限于剖面成像，所以它更多地被用于观测生理和病理条件下生物体在解剖结构以及形态学上的变化；磁共振成像技术发展的第三阶段是在90年代，90年代初，随着快速成像技术的发展，弥散成像、灌注成像、磁共振血管成像、磁敏感加权成像、磁化传递成像及化学位移成像，以及磁共振波谱等先进的技术发展与成熟，磁共振成像已不再仅仅局限于观测生物体的解剖结构，而是开始被用于研究生物体的功能与活动机制；90年代末开始，磁共振成像技术的发展进入了第四阶段，即弥散张量成像、脑功能成像技术的进一步成熟与发展；目前研究的热点已从形态学过渡到功能学，并进一步向分子影像学发展。

第二节　MRI基本原理

磁共振现象涉及很多量子力学的原理，不易为广大初学者所理解，本节应用经典物理学、力学和电磁学原理阐述磁共振这一物理现象最基本的理论知识，使之较易理解和掌握。

一、原子核及其在磁场内的特性

自然界中的物质是由分子组成，分子由原子组成，原子包括原子核和周围的电子，原子核则由带正电荷的质子和不带电的中子组成。理论上，任何一个原子核，只要其所含的质子或中子为奇数时，就具有磁性，就可以产生磁共振信号用来成像。但是用作磁共振成像的元素，一方面要有较高的磁敏感性，另一方面还要存量丰富，这样，所产生的磁共振信号更强，更利于形成高质量的图像。

水是人体重要的组成部分，水的含量占人体重的70%，水分子是由两个氢原子（或氢原子核）和一个氧原子组成。作为有机体，人体内包括脂肪、蛋白质等有机成分也含有大量的氢。因此，人体氢元素的含量十分丰富（表1-4-1），每立方毫米软组织中含有约1019个氢原子核。同时氢核（1H）只有一个质子，没有中子，结构较为简单，对磁共振信号的敏感性最高，其旋磁比高达42.58MHz/T，所产生的磁共振信号要比其他元素强1 000倍，因此，MRI主要应用氢核成像。由于氢原子核（1H）只有一个质子，所以，氢核成像又称为质子成像。氢核的特性之一是它含有一个不在中心的正电荷，另一个是它能自旋（spin）因而具有角动量（angular momentum）。自旋的氢核其正电荷围绕中心轴沿着一个进似椭圆的轨道运行，犹如电流通过环形线圈一样，根据法拉第电磁感应定律可知，在氢核的轴线两端产生一磁场（图1-4-1A、B），此磁场的大小和方向用磁矩μ来表示，形成一个微观的偶极子（microscopic magnetic dipole），如同一个小磁针。

振动是常见的一种自然现象，即某质点沿着一平衡位置循环往复的运动，当施加外力的频率与物体的固有频率相同时振幅最大，即发生共振。以我们熟知的指南针为例，在地磁场的作用下指南针在地球表面作定向排列，即在静止状态下指北，用手指轻击指南针，使之来回摆动，如果手指作用力的频率与磁针摆动的频率一致，磁针充分吸收能量，其摆动幅度会越来越大，此时，小磁针就处于共振状态。待其释放掉所吸收的能量后，最终又回到原来的位置。如果在小磁针附近放置一个闭合的线圈，小磁针的摆动使得穿过线圈的磁通量发生了变化，那么，变化的磁通量必然在线圈中产生感应电流，将此电流接收下来并加以处理，就可以得到小磁针的一些信息。

小磁针摆动频率与地磁场强度成正比。地球表面的磁场是不均匀的，地球的两极最强，为0.7×10-4T，赤道最弱，为0.3×10-4T。在赤道和两极之间，磁场强度逐渐变化，称梯度磁场简称梯度。假设指南针在赤道摆动的频率为1周/s，越向北其摆动的频率越快，在北极摆动的频率为2.5周/s。这是因为北极磁场强度较赤道大2.5倍。由此我们了解到磁共振成像中的基本要点：指南针在磁场中沿磁场方向定向排列；需要给小磁针施加一个作用力；小磁针摆动频率与磁场强度成正比；当有梯度磁场时，根据磁针的摆动频率变化可以判断其在磁场中所处的位置。

如前所述，众多的氢核（质子）就是许多微观的偶极子，在自然状态下，它们的磁矩是任意指向、杂乱无章地排列着。因此，在这种情况下的组织标本中的净磁化矢量为零（图1-4-1C）。如果将这些杂乱无章的氢质子置于强大的静磁场（B₀）中时，质子群的磁矩将会沿静磁场的方向作定向排列。略超过半数的质子与静磁场的方向相同，略少于半数的质子与静磁场的方向相反（图1-4-1D）。低能量级的、和静磁场同方向的质子与高能量级的、和静磁场反方向的质子来回翻转，相互抵消，而产生一平衡的磁化量M₀，也就是在一定量的组织中，所有氢核的磁化量的总和，这一静平衡磁化量（net equilibrium magnetization）指向与外加静磁场是一致的。要使在静磁场中的组织标本达到磁化，需要足够的时间（约为5～8s）。

二、磁共振的发生

从物理学中我们得知，当某一物体绕自身轴旋转，同时又围绕某一轴线转动称为进动（precession），进动是一种特殊的运动形式。从前述已知，每个质子为细小的自旋磁体（spinning magnet），具有一定的自旋角动量及核磁矩，在静磁场的作用下，质子的磁矩将发生扭转（torque），使得质子以静磁场的方向为轴旋转（图1-4-1E），如同旋转的陀螺受地心引力一样，称为自旋核的进动。进动的速度即为进动频率（周/s）（precession frequency），又称共振频率（resonant frequency），该频率取决于外加静磁场的场强，场强越大，进动频率越高，其关系以Larmor方程表示（式1-4-1）：

ω₀：质子的共振频率（MHz）（进动频率）

B₀：外加静磁场场强，单位是Tesla，简称T

γ：旋磁比（表1-4-1），是一个常数，氢核的旋磁比为42.58MHz/T。例如：对场强为1.0T MRI系统中的氢核（1H）来说，共振频率即为42.58MHz。

Larmor方程是磁共振的最基本公式，它规定了自旋核在一定磁场中引起共振的必要条件。为了观察磁共振现象，人们在实验中使用了很多方法，包括扫场法、扫频法和脉冲法等。所谓脉冲法，即固定磁场，并以一个能量很高的、含有各种频率成分的宽带脉冲去覆盖所选区域，使全部同类原子核被激发。医用磁共振实际上所采用的是一种脉冲激励的定核（1H）检测方法，磁共振成像过程中不仅固定静磁场强度B₀，而且固定了扫描频率ω₀。因此，只有满足γ=ω₀/B₀的核在射频脉冲的作用下才发生磁共振。MRI系统是用体内1H成像的，因此ω₀和B₀的设置必须满足1H的共振条件，即ω₀/B₀在数值上要等于氢的磁旋比（gyromagnetic ratio）。

当给一定磁场中的组织标本施加一个射频脉冲激发时，从而在垂直于B₀的平面上产生一个旋转磁场B₁，如果其角频率符合1H的Larmor频率，则氢核吸收能量而从低能级跃迁到高能级状态，这就是磁共振现象，因此，磁共振又叫共振吸收。当射频脉冲停止后，氢核又将吸收的能量以相同频率的无线电波形式释放出来，而从高能级回归到低能级。氢核吸收能量的过程称为激励（excite），在满足Larmor频率的条件下，氢质子吸收及释放能量，完成能量交换，RF脉冲与共振频率不一致，则无能量交换，也不产生共振。因此，Larmor频率非常重要，RF脉冲及MRI信号接收器的频率都必须与共振频率一致。我们说的核磁包括原子核及磁场，这里的磁场是指外加主磁场B₀和射频磁场B₁，两磁场的区别在于，其一，B₀的场强大约是B₁的10 000倍；其二，B₀是恒定不变的，方向与磁体轴线平行，故又称为静磁场，B₁磁场是旋转的，方向与B₀垂直（图1-4-1F）。

用射频线圈作天线接收器，将释放的能量转换为电信号，经过复杂的数学计算从而获得检查区域的病变信息。在进行人体MRI时，信号的强弱取决于氢质子的数量，即质子密度。人体各种组织包括脂肪、肌肉、血液、骨骼等所包含的氢质子数量不同，决定了磁共振图像中各种组织信号的强弱和对比，这种图像称为质子密度图像（proton density image）。

另外，除了质子中氢质子的含量的不同对成像起作用外，组织磁化的弛豫时间对磁共振图像的信号有更为重要的影响。

三、弛豫和弛豫时间

在旋转射频磁场B₁的作用下，平衡状态下的氢质子发生共振吸收，结果氢质子宏观净磁化矢量吸收能量由低能级（平行主磁场的位置）跃迁到高能级（垂直主磁场的位置）。当射频脉冲停止后，该磁化向量又从高能级回到低能级，我们就把这种由高能状态回到低能状态的过程称为弛豫（relaxation），所用时间就是弛豫时间。

与X线和CT等成像原理不同，MRI主要是利用质子密度和质子的弛豫时间的差异成像，尤其弛豫时间更为重要。因为质子在人体中的差异仅10%，但弛豫时间却各不相同。它可反映分子水平上的差别，从而发现人体生物化学与生理学的早期病变。这样就不仅能从传统病理解剖学的基础上表达疾病，而且能更早期发现人体内生理、生化的改变。

质子弛豫的种类很多，生物系统的弛豫就更复杂。通常根据氢质子与外界交换能量的形式，只考虑与医学有关的T₁弛豫和T₂弛豫。

（一）T₁弛豫

在磁共振中，氢质子在射频脉冲的激励下，吸收能量。射频脉冲结束后，纵向磁化开始恢复，质子释放能量。此时，将在接收线圈中产生射频信号。纵向磁化的恢复率是以纵向弛豫时间T₁来表示的，一般将T₁定义为沿主磁场方向的纵向磁化恢复约2/3（63%）所需的时间。不同的组织具有不同的T₁值：脂肪为150～250ms，脑脊液为2～3s。在T₁加权像中，组织的对比度就是由组织的T₁值决定的，T₁较短的组织信号较强，如脂肪，而T₁较长的组织信号较弱，如脑脊液。

T₁弛豫（T₁relaxation）又称为纵向弛豫（longitudinal relaxation）、热弛豫（thermal relaxation）或自旋-晶格弛豫（spin-lattice relaxation）。它是纵向磁化恢复过程，在此过程中氢质子以热的形式向周围分子体系（晶格）传递能量。它又反映了分子运动频率与Larmor频率之间的关系，如果组成晶格的分子运动频率等于Larmor频率，则受激质子发生T₁弛豫，释放射频信号，如果不同，T₁弛豫无效。

（二）T₂弛豫

在射频脉冲的作用下，所有氢质子以相同的频率和相位进动，即相位一致（in-phase），射频脉冲结束瞬间，横向磁化向量M_xy达到最大值，这时的信号最强。射频脉冲停止后，质子由同步旋进很快变为异步，旋转方位也由同变异，相位由聚合一致变为失去相位，称为失相位（dephase）。在理想的均匀磁场中，所有的氢质子的进动频率都应相同并保持相位的一致性。但是外加主磁场都不够均匀，并且有梯度磁场，此外，人体组织的固有特性，即磁化的质子之间的相互作用，以及由于分子和巨分子所建立的磁环境的相互作用，这进一步加剧了局部磁场的不均匀，从而使一个体素内各质子的进动频率各不相同。一些质子进动快，另一些则进动慢，逐步失去相位一致性，其结果是净横向磁化衰减。此时，在线圈中所得到的信号减少，以至完全丧失。质子横向磁化向量衰减63%所需的时间，即横向磁化向量衰减至原有值的37%所需的时间，即为T₂弛豫时间（图1-4-2A、B）。

T₂弛豫（T₂relaxation）又称横向弛豫（transverse relaxation）或自旋-自旋弛豫（spin-spin relaxation）。所谓自旋，表示自旋体系中的质子相互作用，低能级和高能级质子彼此进行能量交换，但并不向晶格传递能量。T₂弛豫时间主要与人体的小磁场有关。大分子比小分子的T₂弛豫时间快，在生物组织中T₂的范围为50～100ms，游离水的T₂值比结合水长得多。T₂总是比T₁短，约为T₁的10%～20%（表1-4-2）。

（三）磁化强度矢量M的弛豫过程

磁化强度矢量M的弛豫包括两个方面：一方面是纵向磁化分量M_z的恢复，即T₁弛豫；另一方面是横向磁化分量M_xy的消失，即T₂弛豫。我们应用空间坐标系x-、y-、z-加以叙述。M代表人体宏观磁化矢量。参见图1-4-2C。

当人体被置于静磁场B₀中，M沿z轴取向，与静磁场B₀方向一致。箭头长短表示磁化矢量的大小。当施加一个90°脉冲，M就偏离Z轴，转90°至xOy平面。当90°脉冲停止后，弛豫过程即刻发生，M在z轴和与z轴垂直的平面（xOy）平面上投影形成的纵向分量M_z和横向分量M_XY随着时间增加（T₁弛豫）和减小（T₂弛豫），由于静磁场的不均匀性，以及分子间、分子与原子间又存在复杂的局部磁场，M_xy衰减速度较快。

控制射频脉冲的强度和持续时间（或脉冲宽度），可得到任意角度的脉冲，从而可控制磁矢量与z轴的夹角，使磁矢量M偏离90°和180°的射频脉冲分别称为90°和180°脉冲，180°脉冲使磁矢量M转180°，从z轴的正端转到负端，它不产生横向磁化矢量，因此不产生信号。

四、自由感应衰减及T*₂

90°脉冲结束后，横向磁化矢量垂直并围绕主磁场以Larmor频率进动，该变化的磁化矢量使人体周围的线圈产生感应电流，即MRI信号。这时如果外磁场是绝对均匀的，那么横向弛豫或相位发散过程的速度就完全由氢质子体系的弛豫时间T₂决定，但是，由于空间磁场的非均匀性，氢质子的进动频率是略有差异的，这样，必然加速横向弛豫的过程，此时，磁共振信号以指数曲线的形式衰减，称为自由感应衰减（free induction decay，FID）。FID速度很快，由于没有足够的时间使梯度场起作用，获取空间定位信号，因此这一信号不能被MRI直接利用。

为了取得MRI中有用的信号，需要延长FID信号存在的时间，工程上是在一定的间隔时间再给一个180°脉冲，以获取一个自由感应衰减的回波信号，即自旋回波信号。这180°脉冲就相当于一座山或一堵墙将信号碰回，如同在回音壁或山谷中听到回音一样。于是人们将由此而形成的更强一些的信号称为回波或自旋回波。如果没有180°脉冲，氢质子就会在90°脉冲停止后，受外磁场不均匀性的影响很快失去相位一致性，从而使信号很快衰减。为了区别于180°脉冲后的T₂，我们将此较短的弛豫时间称为T₂*。其效应称为T₂*效应，在梯度回波序列等快速扫描回波序列自由感应衰减成像中有重要作用（图1-4-2D）。T2*与T₂的区别在于T₂的衰减主要取决于自旋-自旋相互作用，所以其为固定值；而T₂*的衰减除了受自旋-自旋相互作用的影响以外，还受外磁场不均匀性的影响，所以并不是固定的，可随主磁场均匀性的变化而变化。T₂*总是小于T₂；T₂*衰减总是快于T₂衰减。下面的等式表明了二者间的关系（式1-4-2）：

式中1/T项为弛豫率，单位为s-1；ΔB为外磁场的变化；γ为旋磁比常数。

从式1-4-2中可以看出，弛豫率1/T₂*取决于组织的弛豫率1/T₂和外磁场的不均匀性。如果我们有一个均匀的理想磁场，则ΔB=0，T₂*=T₂。新型的MRI系统磁场不均匀性较低，使得T₂*效应明显减低。但完全均匀的磁场是不可能的，因此总是存在一定程度的T₂*效应。

五、影响T₁、T₂的物理因素

人体组织中的水分子始终在作无休止的布朗运动，分子间互相碰撞使水分子运动速度及方向有所改变，每个质子的小磁场也在随时变化。所以，组织内由于水分子的剧烈运动，导致局部内磁场的变化极其复杂，正是这种复杂变化的内磁场决定了氢质子在90°脉冲结束后其能量丧失的速度，以及失去相位一致性的速度。T₁、T₂弛豫时间受以下因素的影响。

（一）温度的影响

温度升高会加剧布朗运动，但在正常体温下，水分子的运动频率已远远高于一定场强下质子的Larmor频率。如果温度降低，水分子的运动频率减慢，可以接近Larmor频率，使T₁弛豫时间缩短。由于人体的温度是相当恒定的，因此，可以忽略温度的影响。

（二）大分子的影响

自由水的分子小、运动快，其运动频率远高于氢质子的Larmor频率，因此，纯水的T₁弛豫时间很长。大分子如蛋白质分子的运动则很缓慢，由于体积和质量的原因，大分子表面可以吸附很多水分子，这些水分子形成束缚（结合）水，其运动速度大为减慢。如果该蛋白质的分子大小适中，束缚水的进动接近于Larmor频率时T₁弛豫有效，T₁缩短。如果与Larmor频率不一致，T₁延长。脂肪是中等大小的分子，其共振频率接近于特定场强下质子的共振频率，故其T₁短，图像上呈高信号。脑脊液如同自由水，因此T₁长，图像上呈低信号。含蛋白质的液体（例如，脓肿、坏死的肿瘤）其结合水的含量较高，因此T₁短。

（三）组织含水量的影响

水是人体的主要成分，水在人体中以自由水（游离）和束缚（结合）水的形式存在，水中氢质子的密度大大超过机体中其他有机分子中的氢质子。所以成像所用的磁共振信号主要来自于水。正常情况下，组织中的自由水和束缚水处于动态平衡之中，水的含量是比较恒定的。但是在病理情况下上述平衡会发生紊乱，例如，肿瘤及邻近的水肿区，其结合水释放、游离水增加，因而呈长T₁和长T₂信号。脑梗死及炎症也呈长T₂信号。影响人体含水量的因素较多，如健康水平、营养、气候和年龄等。

（四）顺磁性物质的影响

某种元素其外层电子数决定其化合价及化学特性，外层电子为偶数者，该原子即不是顺磁性的，在外面的两层中任意一层电子为奇数时即为顺磁性原子。例如二价的铁（Fe2+），为非顺磁性的，而三价铁（Fe3+）则为顺磁性原子，钆原子核外层轨道上有七个不成对电子，因此顺磁性很强。

将铁磁性原子置于磁场中，它能顺着外磁场定向排列，当去除外磁场后，在一段时间内该原子仍保持这种排列，即仍保持磁性（剩磁）。高饱和度铁磁性材料即所谓软铁，在磁场中的特性与上述原子类似，所不同的是，当外磁场移走后，软铁的磁性也随之消失（无剩磁）。顺磁性原子的特性与软铁相同，即在磁场中定向排列，并随磁场去除而消失。在正常体温的溶液中，顺磁性的原子或分子与其他原子及分子一起作无规则的运动，在磁场中由于它们有很强的顺磁性，因而产生的磁性也很强，即使很低的浓度也会对周围磁性较弱的原子有较大的影响。当受到频率为Larmor频率的90°脉冲激励时，即以相同的频率翻转到与主磁场垂直的方向，90°脉冲停止后，随即以Larmor频率弛豫，由于它们的磁性很强，因此对各种不同频率的波动均起强化作用，如同强有力的小磁体吸引周围更多的磁性较弱的原子或分子参与Larmor进动，促使更多的氢核释放能量，使T₁缩短，在图像上呈高信号。同样，任何频率的波动均可使氢核的进动失去相位一致性，由于顺磁性原子的存在，对邻近原子或分子的磁场引起波动，从而使之更快地失去相位一致性，T₂缩短，在图像上呈低信号。

急性脑出血时，在新鲜血液血红蛋白中的铁为Fe2+，为非顺磁性的，所产生的信号为等信号，与周围脑组织不易区分。数日后，血红蛋白还原成正血红蛋白，其中的铁为Fe3+，为顺磁性的，使T₁缩短，在T₁加权图像上呈高信号。正因如此，临床上对怀疑急性脑出血的患者，首选的检查是CT而非磁共振，亚急性脑出血则以磁共振为主。

常用的顺磁性物质为钆类（gadolinium，Gd-DTPA）对比剂，因为它主要使T₁明显缩短，又称为T₁增强剂。此外，还有超顺磁性或铁磁性粒子类对比剂，它们主要缩短组织T₂，使其信号降低，故称为阴性对比剂。

第三节　MRI成像技术

一、MRI信号的空间定位

体素（voxel）为产生磁共振信号的最小体积元。许多排列整齐的体素构成MRI的成像层面（slice）。体素是一个空间概念，常用体积或容积（voxel volume）表示。像素（pixel）则是图像的最小单位，图像是由许多像素构成的。每一帧磁共振图像代表着人体的一个层面，但是射频线圈所接收的是整个扫描部位所有体素的信号，在成像过程中，来自每个体素的MRI信号必须与来自其他体素的信号相分离，方可转换成相应像素的亮度信号。为了确定每个体素的空间位置，我们在静磁场内沿x-y-z轴三个互相垂直的方向各施加一个梯度磁场来完成，称之为G_x、G_y、G_z（图1-4-3A）。与指南针在地球不同纬度的振动频率各不相同类似，在叠加梯度磁场的静磁场内，每个体素中氢质子的共振频率也有微小的差别，即氢质子的共振频率与所处位置的磁场强度相对应。梯度磁场场强远小于静磁场强度，它启动的时间必须与射频脉冲相配合。

（一）层面的选择

MRI有非常灵活的选层方式，可以进行矢状面、冠状面和横轴位乃至任意斜面的成像。主要有两种方法，一是二维成像（2D），另一种是三维成像（3D）。后者又称体积成像，即在给射频脉冲激励时，不施加梯度场，层面的形成是在图像重建过程中形成的。二维成像是最常见的选层方法，又称选择性激励（selective excitation），即用一个窄带射频脉冲仅对共振频率在该频带范围的质子进行共振激发的技术，它是通过三维梯度的不同组合来实现的，下面以横轴位成像为例来说明二维成像层面选择方法。

采集横断面图像时，应以G_z作为选层梯度，即沿人体长轴（z轴）在静磁场内施加一个线性的梯度磁场，使磁场强度从足侧向头侧逐渐增强。根据Larmor方程，这时沿z轴各平面质子的共振频率为ω₀=γ（B₀+G_z），即垂直于z轴的所有层面均有不同的共振频率，但在一个层面内所有的质子的共振频率都相等。以1.0T磁场为例，施加梯度磁场后，在磁体的两端形成0.002 5T的磁场差，一端为1.002 5T，另一端为0.9975T，中心为1.0T。位于1.0T处氢质子的共振频率为42.577 1MHz，位于较高场强端氢质子的共振频率为42.683 5MHz，位于较低场强端氢质子的共振频率为42.470 6MHz。此时，选用不同频率的射频脉冲去激励相应位置的质子，就可以达到选层的目的。例如射频脉冲的频率为42.577 1MHz，则只有在1.0T处一个层面的氢质子能受激励，邻近层面内的氢质子不受激励（图1-4-3A）。

理想的射频脉冲仅包含一种频率，但实际上是无法产生的，通常都有一个偏差范围（±Δω），即带宽。与之相对应，在一定磁场强度的氢质子的共振频率也有一个偏差范围，在射频脉冲的作用下时只有符合ω₀±Δω范围的氢质子才受激励，产生磁共振信号。每个层面厚度取决于梯度磁场强度与射频脉冲的带宽。当Δω不变时，梯度磁场越强，层面的厚度越薄，反之层面越厚（图1-4-3B）。当梯度磁场恒定时，Δω越大，层面越厚，Δω越小，层面越薄（图1-4-3C、D）。

以上我们解决了从一个层面采集信号的问题，但是还不知道发射这些信号的质子在层面上的确切位置。为此，需要应用新的梯度磁场，在选择的层面内进行二维定位，作质子频率编码和相位编码。

（二）频率编码

频率编码（frequency encoding）是沿x轴叠加一个梯度磁场，简称G_x，使磁场强度从人体的右侧至左侧，逐渐增强（图1-4-3E）。当启动层面选择梯度G_z选出被激励的横断层面后，关闭选层梯度G_z，然后再启动频率编码梯度G_x，由于质子群在第二个梯度磁场的相对位置不同，因此各质子群按新的共振频率进行共振。在场强弱的一端，共振频率低，在场强高的一端，共振频率较高，从而将一个横断面内的组织分成若干个列，每一个列内的质子群共振频率相同。射频线圈将这一共振信号接收下来，再经过傅里叶变换区分出不同质子群的位置。在各种脉冲序列中，频率编码梯度是最后一个被启用的梯度，故又称之为读出梯度（read-out gradient）。

（三）相位编码

相位编码（phase encoding）是在成像平面中，与频率编码方向呈90°的方向上施加一梯度，即y轴梯度G_y，使磁场强度从人体的前方向后，逐渐减弱（图1-4-3F）。在选层梯度G_z关闭后，频率编码梯度开启之前，应用另一个时间很短的相位编码梯度G_y，G_y的应用恰好是处于质子群在横断面上按同一速度和相位进动的时候，从而引起成像平面内不同位置的质子群以不同的速度进动，导致进动的质子在相位上有所改变，前排体素比后排体素处于较强的场强，质子进动速度快，相位不同。当G_y关闭后，所有体素又处于同一场强中，质子的磁矢量按相同的速度进动，但是相位仍保持G_y关闭时的位置，所有体素发出同一频率的信号，但每一行内的体素发出信号的相位与其他行内体素发出信号的相位不一致。G_y关闭后，G_x开通，射频线圈获取信号，并进行傅里叶变换，就可以把来自各体素的信息分配相应的像素。这样各体素发射的信号沿频率编码方向上有不同的频率，沿相位编码在不同的方向上有不同的相位，即各体素发射的信号有不同的频率和相位编码，使得成像平面信号的定位成为现实。

G_x、G_y、G_z的功能可因层面选择的方向不同而改变。作冠状面和矢状面扫描时，G_y和G_x分别作选层梯度，G_x和G_y分别作相位编码梯度，G_z为频率编码梯度。梯度选择与层面选择的关系见表1-4-3。

二、傅里叶变换与MRI图像重建

傅里叶变换是处理分析频率信号的重要数学模式，其主要功能是将信号从时间域值转换成频率域值。在二维MRI图像的重建过程中，用于将包含频率编码和相位编码及层面选择信息的空间定位编码信息变成简单的频率分布，并可以逆向变换。它不仅能分解出信号所包含的频率成分，并且也能计算出频率的幅度，从而重建成图像，因此傅里叶变换是MRI图像重建的最后步骤。

在傅里叶变换过程中，它分解了每个体素的相位和频率，形成由行和列组成的矩阵，每个体素具有不同的频率和相位的排列组合，由阵列处理器或重建计算机根据信号的强度，将K空间中的空间定位编码信息进行解码，从而获得一幅MRI图像。

K空间也称傅里叶空间，是带有空间定位编码信息的MRI信号原始数据的填充空间。每一幅MRI图像都有其相应的K空间数据，把不同信号强度的MRI信息分配到相应的空间位置即各自的像素中，即可重建出MRI图像了。

三维傅里叶成像时所施加的是频谱较宽的射频脉冲，它是一种非层面选择成像方法，也称容积成像或体积成像，在给射频脉冲激励时，将激励整个容积，而不像二维MR成像只激励一个层面，然后在G_y和G_z两个方向进行相位编码，在G_x方向上做频率编码。

三、MRI常用的脉冲序列与扫描参数

磁共振成像的脉冲序列（pulse sequence）是指在MRI检查中反复施加的射频脉冲、梯度场及其信号采集时间等各参数的设置及在时序上的排列。在MRI中，参数的测量是通过对90°、180°及梯度脉冲的时序适当编排来实现的，这些脉冲的幅度、宽度、间隔时间及施加的顺序等因素直接影响信号的产生和空间编码过程。在介绍MRI脉冲序列之前，有必要先了解一些与MRI脉冲序列相关的基本概念：①从一个脉冲序列到下一个脉冲序列的重复，其中间隔的时间，即脉冲序列执行一次所需的时间称为重复时间（time of repetition，TR）；②回波时间（time to echo，TE）也称为回波延迟时间，是指产生宏观横向磁化矢量的脉冲中点至回波中点的时间间隔。由于MRI的扫描参数有很多，对某一参数进行不同的调整将得到不同成像效果，改变TR、TE时间参数可以改变组织质子密度、T₁弛豫时间、T₂弛豫时间对图像亮度的影响以及组织间的信号对比。

MRI脉冲序列的种类很多，目前临床上应用的脉冲序列有部分饱和（partial saturation，PS）、反转恢复（inversion recover，IR）、自旋回波（spin echo，SE）、快速自旋回波（fast spin echo，FSE）、梯度回波（gradient echo，GRE）以及平面回波成像（echo planar imaging，EPI）等序列。

（一）部分饱和脉冲序列

又称为饱和恢复序列，它是由一组90°脉冲组成（图1-4-4A）。如果所设的TR时间长，两种不同T₁弛豫时间的组织在90°脉冲激励后，纵向磁化都已恢复，质子饱和，因此两种组织之间的信号没有多大差别，所得的图像为质子密度图像。如果所设的TR时间短，部分饱和，则两种不同组织的信号差别主要取决于各自T₁弛豫时间的不同，所得图像为T₁加权图像（图1-4-4B）。

（二）反转恢复序列

典型的反转恢复序列包括一个反向的180°脉冲、一个90°脉冲和一个180°复相脉冲（图1-4-4C）。在180°脉冲激励后氢质子磁化矢量转180°至负z轴。射频脉冲停止后，按其T₁弛豫时间逐渐恢复到正z轴，需要指出的是受180°脉冲激励，氢质子磁化矢量在横向平面并无变化，故不产生信号，同样其T₁弛豫也只是在正z轴上的再增长或恢复。要得到MRI信号，必须施加90°脉冲，所得信号强度取决于组织的T₁不同以及180°脉冲与90°脉冲之间的间隔时间，该时间即为反转时间（TI）。如图1-4-4D所示，90°脉冲发生于时间1，则长T₁组织的到达信号大于短T₁组织的信号。如果90°脉冲发生于时间2，则短T₁组织可完全无信号，在图像上显示为黑色，此时两种组织的反差最大。在时间4给90°脉冲，两种组织信号相同，不能区分。在时间6给90°脉冲，长T₁组织无信号，因此两种组织的信号对比最强。选择适当的TI，可使某种特定的组织在磁共振图像上表现为无信号。例如在选择TI值为脂肪T₁值的0.69时，此时脂肪将不发射信号。这样一方面可以消除伪影的来源，还可以用来发现被脂肪的高信号所掩盖的病变，如视神经的多发性硬化病灶；另一方面，又可以鉴别高信号的脂肪组织与亚急性出血形成的高信号。这种脉冲序列称之为短时反转恢复（short-time inversion recovery，STIR）序列。如果TI值选为液体T₁值的0.69时，则可以液体的信号进行压制，可用于发现脑室中的病变，对检查脑多发性硬化等脱髓鞘病变有一定价值，这种序列称为液体衰减反转恢复（fluid attenuated inversion recover，FLAIR）序列。STIR序列所用的TI值，根据磁场强度有所不同，一般1.5T场强TI为120～150ms，FLAIR序列典型的TI值为2s。

（三）自旋回波序列

在常规SE序列中，由一个90°脉冲激励选中的层面，受激后的氢质子立刻从z方向倒向与z轴垂直的平面（xOy平面）。由于受T₂*的影响，使质子的进动速度不同，分成许多小磁矢量，以恒定的速度沿逆时针方向分散，最后失去相位一致性，横向磁矢量迅速衰减。在90°脉冲后的τms施加一个180°脉冲，众多小矢量朝反方向移动，再经过后τms（90°脉冲后2τ时）这些小矢量又重聚在一起，此时出现一个回波信号。从90°脉冲后至出现一个回波信号，其间的时间间隔即为回波时间（time to echo，TE）。这个180°脉冲即为再聚焦脉冲或相位重聚脉冲。

对于双回波和多回波序列，可以在相隔一定的时间重复给若干个180°脉冲，产生第2个及多个回波（图1-4-4E）。由于人体的内在磁场的不均衡，一个回波比一个回波信号低。在每一个回波信号出现时都采用了读出梯度（频率编码），而相位编码只在序列开始处应用一次，因此，每一个回波信号都是在同样的相位编码下获得的，这些回波信号的数据被分别送往若干个原始数据文件，以便重建成多幅不同TE值的图像。显然，通过双回波和多回波SE序列可以根据需要能获得两幅乃至多幅具有不同TE值、而其他参数完全相同的图像。常用的以包括质子密度和T₂加权图像的双回波序列较为常见。在应用SE技术时，组织间的信号对比取决于所选用的参数，即TR与TE，以及组织的T₁和T₂弛豫时间（图1-4-4F、G）。质子密度对信号强度及组织间信号的对比也有影响。

（四）快速自旋回波序列

在SE序列中，扫描时间=TR×相位编码数×激励次数，由于90°到180°脉冲所需时间较长，且TR需较长才能保持良好的信噪比，并且在一个TR时间内只接收一次信号，一幅192×256矩阵的图像必须经192次TR周期的时间，这样就延长了扫描时间，获得T₁加权图像需要几分钟，而得到质子密度和T加权的图像则需要8～12min的时间。扫描时间长是M RI的一个显著缺点，因此，人们想尺办法缩短扫描时间，开发出一系列快速扫描序列，包括FSE、GRE和EPI等序列。

FSE序列是在一个90°脉冲激励后应用一系列180°脉冲来产生多个回波信号，所生成的回波在4～30，在每一个TR周期内有多个回波并有不同的相位编码（图1-4-5A）。每个TR周期的回波次数称为回波链长（echo train length，ETL）。FSE序列的扫描时间由式1-4-3决定：

显然FSE序列所花的时间只是常规SE序列的1/ETL倍。下面以ETL为4的FSE为例。

在传统双回波和多回波序列中，每个回波是在同一相位编码梯度下采样并送入不同的K空间（频率空间）以重建出多幅图像的。但在FSE序列，每个回波具有不同的相位编码，并且每次激发得到的数条傅里叶线被送往同一个K空间以重建出一幅图像，因此，图1-4-5A所示的序列在每个TR周期将在同一个K空间中产生4条傅里叶线，如果ETL增加时，仅用一个或数个序列执行周期就可以填满整个K空间，重建出一幅完整的图像，因此FSE序列可以使扫描速度成倍增加。

图1-4-5B为常规SE序列和FSE序列数据采集方法的比较。设扫描矩阵为128×256，则图像K空间由128个傅里叶行组成，每行256个点。由于相位编码步数为128，常规SE序列需要重复执行128次。而ETL为4的FSE序列的重复执行次数为128/4，即FSE序列实际的相位编码步数为扫描矩阵上的相位编码数除以ETL，可见FSE序列的ETL越长，扫描速度越快，故人们又将ETL称为快速因子（turbo factor）。

为提高扫描速度，在FSE序列中还采用多层面成像的方法，即在同一个TR时间内去激发其他成像平面，以获得多层面的数据。例如采用4次激发、4个层面的FSE序列，设ETL为32，则各层面在每个TR内将获得K空间32条数据线，如果进行256 ×256的成像，则需要8个TR周期，即4个层面需要8个TR周期，可见多层面FSE序列扫描速度又有成倍提高。

快速SE序列在各公司命名有所不同，常见的名称有快速自旋回波（FSE）、超快速自旋回波（turbo spin echo，TSE）、自旋回波快速成像（rapid imaging spin echo，RISE）。随着软硬件技术的进步，FSE序列也有了很大的改进，采集速度进一步加快。其中，以单次激发FSE（single shot FSE，SS-FSE）为代表。与常规FSE不同，SS-FSE有以下几个特点：①一次90°脉冲激励后，利用连续的180°脉冲采集填充K空间所需要的所有回波信号，ETL更长，扫描速度加快，可达到亚秒级的成像速度，这样在体部成像时即使患者不能屏气也没有明显的呼吸运动伪影；②由于ETL很长，因此回波链中大部分回波的TE较长，得到的是程度较重的T₂加权图像；③由于回波链太长，图像的模糊效应较为明显，对比度下降。

此外，人们还将FSE与半傅里叶采样技术相结合，从而创造了半傅里叶采样的单次激发FSE序列，即半数采集单次激发快速自旋回波（half acquisition single-shot turbo spin echo，HASTE）。

（五）梯度回波序列

所谓梯度回波（GRE）就是通过有关梯度场方向的翻转而产生的回波信号，梯度回波又叫场回波（field echo）。GRE序列包括基本GRE、快速小角度激发成像（fast low angle shot，FLASH）、稳态进动快速成像（fast imaging with steady-state precession，FISP）和稳态自由进动成像（steady-state free precession，SSFP）序列等。

1.基本GRE序列

90°脉冲可以激励组织产生横向磁化，并使组织纵向磁化变为零，如果使组织恢复纵向磁化，则需要等待很长时间，如果在此之前实施下一次激励，由于纵向磁化不能完全恢复，只有很少的纵向磁矢量受到激励，偏离Z轴，即所谓饱和现象，导致信号幅值变小甚至消失。因此各种成像只好采用较长的TR时间，而长TR又使得成像速度受到很大限制。

GRE序列用一个小于90°（如30°）的脉冲，组织只损失部分纵向磁化，当质子弛豫时，只需要较短的时间就可以恢复到原先最大的纵向磁化（图1-4-5C、D），这样就可以应用短TR来成像。翻转角越小，组织恢复纵向磁化越快，因而可以大幅提高MR成像速度。另外，GRE序列不采用180°再聚焦脉冲而用有关梯度场方向的翻转来产生回波信号，即在频率编码方向施加一个负向梯度，使该方向处于低场强的质子进动变慢，而处于高场强的质子进动变快，使其进动失相；梯度翻转即正向梯度作用后，使刚才进动慢的质子加速，进动快的质子减速，随后，所有质子又会重聚在一起进动，从而产生回波信号。由于负向和正向梯度脉冲分别具有离散和会聚进动质子的作用，因此称为散相脉冲（dephasing pulse）和相位重聚脉冲（rephasing pulse）。

图1-4-5E为基本GRE序列的时序。先施加激励角为a（<90°）的射频脉冲，脉冲结束后选层梯度（G_ss）方向立刻反转并集中于横向磁化矢量，同时施加一个负向的读出梯度（G_ro）和一个相位编码梯度（G_pe）。在接收信号之前翻转G_ro，形成一个梯度回波。

在GRE序列成像时，血管呈现高信号。如果选择较大翻转角（flip angle，>45°），而且TE短，则图像倾向为T₁加权图像；较小的翻转角（<20°），则为T₂加权图像；翻转角介于两者之间，则为质子密度加权图像。

2.扰相GRE序列

在基本GRE序列中，由于由于采用短TR（TR≪T₂），在下一个a脉冲出现时，组织的横向弛豫并不充分，仍保留相当的横向磁化，即剩余磁化，这种剩余磁化对MR成像造成严重的带状伪影干扰，当使用大的激励角及对长T₂的组织成像时，剩余磁化更多，图像中的伪影更严重。因此，人们在基本GRE序列中，信号读出后至下一周期的a脉冲出现之前，施加扰相梯度或相位破坏梯度（spoling gradient）以减少剩余磁化的影响。这种去除剩余磁化的GRE序列就是扰相GRE序列。

扰相梯度通常在选层方向加入，也可以从3个梯度方向同时加入。所谓扰相实际上可以看作加速横向弛豫的过程。破坏剩余磁化还可采用射频脉冲照射法及可变长TR等方式。采用扰相梯度的扰相GRE序列在不同的公司有着不同的名称，如快速小角度激发成像（fast low angle shot，FLASH）、扰相梯度回波（spoiled gradient recalled echo，SPGR）、快速梯度回波（fast field echo，FFE）等。

应用扰相GRE序列成像时，其参数与图像对应关系与基本GRE序列类似。

3.稳态进动快速成像序列

与扰相GRE序列破坏横向剩余磁化不同，稳态进动快速成像（FISP）序列则是利用这种剩余磁化，使之在下一周期形成可利用的回波信号。通常的处理方法是，在数据采集结束后，在相位编码梯度方向施加一个与相位编码梯度大小相同的反向梯度脉冲（图1-4-5E），在该脉冲的作用下，相位已经发散的质子又发生重聚，并一直得以保持，即稳定进动状态。这个反向梯度叫作相位重聚梯度（rephasing gradient）或相位补偿梯度（rephasing compensation）。所谓重聚就是促使进动质子的相位趋于一致。利用剩余磁化的序列名称包括FISP、GRASS、FFE等。

FISP序列仅在相位编码一个方向加入相位重聚梯度，使该方向的质子在一个TR周期结束时保持相位一致，故可以有效去除剩余磁化所致的伪影，但由于对其他方向上的散相作用没有处理，使液体流动对成像的影响加大。为消除这种影响，人们在FISP序列中除了保持相位编码方向的相位重聚梯度外，还在读出和选层两个方向加入相位重聚梯度，这种序列就是真稳态进动快速成像（true FISP）序列。true FISP序列可以从脑脊液或缓慢流动的血液获得很强的信号，因而更适用于脊髓及胆道造影等水成像，对内耳和脑神经成像也很有价值。FISP序列对尿液、脑脊液等长T₂的组织图像为高信号，用该序列进行血管造影，也有良好的效果。

4.稳态自由进动成像序列

稳态自由进动成像（SSFP）序列实际上是利用自旋回波信号，是一种比较复杂的序列。其扫描过程包括激发和相位重聚两个阶段，即两个TR周期。序列以一个频率编码梯度开始，然后依次施加相位编码梯度、选层梯度和射频脉冲，此为第一个TR周期，即激发周期。在相位重聚周期，第二个射频脉冲加入后，质子群横向磁化相位开始趋于一致，并产生回波信号，由于该回波信号是由射频脉冲产生的，因此应为自旋回波信号。SSFP序列与FISP序列有特殊的关系，如果将FISP序列的时间轴反向，就得到该序列，因此，SSFP也称为PSIF序列。

PSIF的优点是能在较短的时间内获得很强的重T₂加权图像。但对运动的影响较为敏感则是其缺点，成像时高流速的液体有信号丢失，而慢血流时则为高信号。PSIF可用于3D成像，图像为重T₂加权像，对病变显示较为敏感，但信噪比较低。

5.磁化准备GRE序列

磁化准备GRE序列具有很短的TR（4～8ms）、TE（2～4ms）时间，因此扫描速度大幅提高，一幅128×256的图像在不足1s的时间内就可以获得。这就是所谓超高速FLASH（ultra-fast FLASH）序列，这类序列包括超快速FLASH（turbo FLASH）、快速扰相梯度回波（fast SPGR，FSPGR）、超快速梯度回波（turbo field echo，TFE）等。下面我们以turbo FLASH为例进行介绍。

turbo FLASH序列由磁化准备和数据采集两部分组成（图1-4-5F、G）。图中的n表示相位编码步数，TR为重复时间。改变磁化准备单元的脉冲特性就可以得到不同加权的图像。当序列用于脂肪抑制（抑脂）时，可在前面加入一个化学位移选择性准备脉冲；需要对血流信号压制时，则在序列开头加入一个空间选择性预饱和；当加入的准备脉冲为180°反向脉冲时，就可以得到T₁加权图像，这种序列就是IR turbo FLASH序列，与反转恢复序列一样，改变T₁就可以改变图像的对比度；如果在turbo FLASH数据采集前施加相应的脉冲还可以得到T₂加权图像。

与基本GRE序列类似，大翻转角的turbo FLASH容易使图像中出现带状伪影，所以turbo FLASH一般使用8°～16°的小翻转角。此外，为了获得更好的图像对比度，需要对相位编码进行重组，经常使用的一种叫作中心序（centric order）的方法来重组梯度脉冲。为了改善图像的信噪比，则应用分段采集技术。即当扫描时间过长或激发用的翻转角太大时，就需要将原始数据分为几部分扫描，每一部分都需要重复进行磁化准备和重复激发，这种扫描方式称为多激发扫描，与多激发扫描对应的数据采集方法就是分段采集。另外，应用可变翻转角射频脉冲技术在改善信号信噪比方面也可以收到理想的效果。

（六）平面回波成像

多年来人们在快速成像技术的研究方面已经取得很大成就。使成像时间达到了秒级（甚至达到亚秒级）。但是，如果要获取人体的功能信息，或消除运动对图像的影响，则需要更短的成像时间。与其他可以通过软件升级来实现的快速扫描技术不同，平面回波成像（echo planar imaging，EPI）需要调整硬件即需要高性能梯度的快速切换。

EPI的基本原理是在一次激发后得到的信号中包括所有空间信息，并以多条线（或螺旋线）的方式同时填满整个K空间，即在一次激发后获得图像重建的全部信息，故称为单激发的EPI（single shot EPI，SSEPI）。它可以在30ms内采集一幅完整的图像，每秒获取的图像高达20幅，因此EPI是当今最快速的成像方法。如此高的成像速度，不仅可以有效地消除各种运动伪影，而且可以更好地实时显示心脏的动态图像，并且使脑功能成像、弥散张量成像和灌注成像的应用成为可能。

在早期EPI序列中，以读出方向连续施加梯度场的方法来产生多个梯度回波，这些回波被直接采样后填入K空间。读出梯度是一种按正弦波形式振荡的梯度场，称为振荡梯度（resonant gradient），其振荡频率在0.5～1kHz，另一组短脉冲作用于相位编码梯度上，以对获得的信号进行相位编码，使64～128条相位编码线可在30～100ms内采集。随着高场强和高切换率的非振荡梯度系统的出现，使FSE等快速序列的采集速度成倍提高，并使螺旋扫描、辐射扫描等新技术的应用成为可能，由此开发出了具有多样性的波形的新型脉冲序列。

EPI是在梯度回波的基础之上发展起来的，所以将梯度回波EPI称为基本EPI（GRE-EPI）（图1-4-6A）。如果在90°脉冲过后施加一个180°脉冲，则回波信号含有自旋回波成分，将这种EPI称为自旋回波EPI（SE-EPI）（图1-4-6B）。

由图1-4-6A和图1-4-6B可见，GRE-EPI和SEEPI使用的激励方法有所不同，但两者应用的梯度脉冲却有共同之处，即读出梯度G_ro在高速切换中工作，每测量一条数据线切换一次；相位编码梯度G_pe在一个回波测量完后施加。快速填充的K空间迂回轨迹就是在G_ro和G_pe的相互配合下产生的，由于该轨迹中可对信号进行连续采样，使得EPI信号采集期间无死期出现，因而它的效率高，速度极快。

单激发的EPI对设备硬件，包括磁场强度，尤其梯度系统要求特别高，一般要求梯度场强在20mT/m以上，梯度切换率为80T/m•s，磁场强度为1.0T以上。

为了解决EPI对梯度系统要求过于苛刻的问题，人们对EPI的数据采集方法进行了改进，提出了多次激发EPI（multi shot EPI，MS-EPI）的解决方案。应用MS-EPI软件，即使在普通机器上也可以实施EPI成像。

MS-EPI的速度取决于机器在一次激发后能在K空间获取数据的能力。如果选择ETL=128～256就能在一次激发后收集所有的相位编码步，这种工作方式即为SS-EPI采集。如果ETL=16～64，则每次激发后只能采集部分相位编码步，这种工作方式即为MS-EPI采集。

SS-EPI的K空间只需要一次迂回扫描就能填满（图1-4-6C），而MS-EPI则要通过多次隔行扫描才能填满K空间（图1-4-6D、E），可见MS-EPI的扫描时间延长了。ETL越短，MS-EPI的速度越慢，但是，MSEPI减少了SS-EPI图像中常见的伪影，使图像质量有所提高。

EPI的超高速扫描使其能够实时成像以最大限度地消除运动伪影，广泛应用于人体弥散成像、灌注成像等各种功能成像及功能研究。对早期脑梗死和肿瘤的鉴别（如肝血管瘤和转移癌的鉴别）等病变有很重要的价值。

四、MRI相关的重要成像技术及新技术

（一）磁共振血管成像

磁共振血管成像（magnetic resonance angiography，MRA）已成为MRI检查的常规技术之一。与DSA相比，具有无创、简便、无需对比剂等优点。

1.MRA的基本原理

MRA的基本原理是流体的流速效应，即常规SE和GRE序列中常见的流空效应和流入性增强效应。加快扫描速度，使快速流空现象变为相对慢速增强，利用相位效应增加血流与周围组织的对比度，抑制噪声和伪迹，即可以获得一幅明亮的断层血管影像，将许多断层血管像进行叠加，就可以重建成完整的血管影像。MRA是通过时间飞跃效应和相位效应，三维数据采集以及后处理技术等过程重建成血管影像的。

在扫描层面已部分饱和的血液，其质子群由于能量未完全释放，不能充分接受下一个90°脉冲所给予的能量，因而MRI信号较低。同样周围静止组织因曾受过脉冲激励而饱和，不再接受新的脉冲激励，其回波也表现为低信号。而新流入扫描层面的血液，由于其质子群已经完全弛豫，所以能更充分地接收新的90°脉冲的激励，并释放出更多的能量而出现高信号。也就是说，成像区的血液因流入充分弛豫的质子群而形成较强的MRI信号。把这种超过静止组织并与流入有关的信号增强称为流入性增强效应。

射频脉冲激励与信号采集有一定时间间隔，而快速流动的血液受到激励后，当信号采集时，受到激励的血液已经流出采集层面，所以激励与信号采集并不发生于同一层面。而流入的血液未受到激励，故不产生MRI信号，这就是流空现象。采用快速扫描序列，使血流的激励与检测在同一层面进行，从而获得该层面的血流信号，称为时间飞跃效应（time of flight effect）。相位效应（phase effect）是指血流中的氢质子流过梯度磁场时失去相位一致性，而使信号减弱乃至消失，静止组织中的氢质子相位仍保持一致而使信号较强，于是血流与静止组织之间形成了对比。此外，利用预饱和技术可使流动的血液呈低信号，从而能可靠的辨别血管结构。

2.MRA的成像技术

常用的MRA方法包括时间飞跃法（time of flight，TOF）、相位对比法（phase contrast，PC）及对比增强MRA（contrast enhanced MRA，CE-MRA）。

（1）时间飞跃法：

是利用梯度运动相位重聚（GMR）技术，突出流入性增强效应的作用，减少相位移动对图像影响的血管成像方法。它采用快速扫描技术，选择适当的TR与翻转角使静止组织处于稳定状态，几乎不产生MRI信号。刚进入成像容积的血流尚没达到稳定状态，因而吸收射频脉冲能量发出很强的MRI信号。如果血流速度足够快，在整个成像容积内会显示血管的高信号影。

时间飞跃法按数据的采集处理模式，可分为三维TOF（3D-TOF）法和二维TOF（2D-TOF）法。

两者均采用GRE序列，3D-TOF是将整个容积分成几个层块进行激励和数据采集，然后利用最大密度投影（MIP）处理获得的数据。其优点是因为信号在更大的体积内采集，具有较高的信噪比，信号丢失少；具有较高的空间分辨率；适用于动脉瘤、动脉狭窄等病变，但3D-TOF对慢血流不敏感（图1-4-7A）。2DTOF对单一层面一层接一层的激励和数据采集，然后将整个扫描区域以连续多层方式进行图像数据处理的。它对流动高度敏感，可通过设置RF脉冲对不显示的血管进行预饱和处理，同时还可以达到仅显示动脉或静脉的目的。2D-TOF可以获取更快的扫描速度，扫描时间短；进行大容积成像；对很宽的流速均敏感，可显示动脉或静脉，对颅内小血管和矢状窦显示比3D-TOF好（图1-4-7B、C）。

（2）相位对比法：

也是采用快速扫描技术，用双极流动编码梯度脉冲使流体与静止组织的横向磁化矢量发生相位改变，而获得反转极性的相位信息。双极脉冲第一部分为负向，第二部分为正向。运动的氢质子在负向期进动较慢，在正向期进动较快，净相位改变为正值，因此，运动质子与静止组织产生一定的相位偏移，并与它的速度成正比（假定为恒定的血流），这就是PC法血流如何与静止的组织相区别。采用较小的双极流动编码梯度就足以使快血流成像，而为使慢血流成像则需采用大的双极流动编码梯度。

PC法中流动质子的流动方式与信号强度密切相关。匀速前进的血流，相位位移集中，发出强信号；血液出现加速度或涡流等现象时，则相位位移分散，信号降低。PC法也分为3D-PC和2D-PC，3D-PC是直接对三维空间采集图像数据，其优点是仅血流呈高信号；空间分辨率高；对很宽的流速敏感；可显示动脉或静脉；并能定量与定向分析。而2D-PC成像速度快，但空间分辨率较差（图1-4-7D、E）。

PC法的优点包括：能够产生大小和相位图像；具有非常好的背景抑制；对体素内的失相位或饱和效应不敏感。但该方法也有本身的缺点：需要较长的时间；对湍流产生的信号丢失和血管走行方向改变（如颈内动脉虹吸部）产生的失相位非常敏感（图1-4-7F、G）。

（3）对比增强MRA：

CE-MRA不同于前三种技术，因为CE-MRA主要取决于血管内钆对比剂的T₁特性，而不是依靠每周期内的流动效应来成像。此技术依赖于高性能梯度技术的进步才得以实现，它允许在使用顺磁性对比剂的情况下，进行非常快速的梯度回波成像，能够实现在钆缩短T₁的一过性峰值时间内的成像。因此，此技术非常依赖于所团注对比剂到达兴趣血管的精确时间的选择。与2D-TOF技术不同，CE-MRA成像平面常与血管走行方向一致（通常是冠状面），而前者成像平面常垂直于兴趣血管的走行方向。采用这种成像方式可以在保持最大空间分辨力的情况下，增大扫描范围。由于此技术主要依赖于T₁特性而不是任何流动效应，因此它对在其他技术中所常见到的失相位伪影并不敏感，具有非常好的信噪比。其主要的缺点是易受时间的影响可能产生静脉的干扰；同时不能提供血流方向的信息（图1-4-7H、I）。

（二）磁共振水成像

磁共振水成像（magnetic resonance hydrography）是近几年来磁共振成像重大进展之一，为含水器官疾病的诊断提供了有价值的信息。此项技术无辐射，非侵袭性，不需要插管和注射对比剂，安全可靠。MR水成像应用于临床的历史虽然不长，但发展很快，应用范围日趋广泛，包括磁共振尿路造影（magnetic resonance urography，MRU）、磁共振胰胆管成像（magnetic resonance cholangiopancreatography，MRCP）、MR脊髓成像（magnetic resonance myelography，MRM）、磁共振内耳水成像、磁共振涎腺管成像、磁共振输卵管成像等。

1.磁共振水成像的基本原理

水成像技术的原理较为简单，主要是利用水的T₂权重效果，即长TR（多大于3000ms）加特长TE（多大于150ms）。由于人体组织中水成分如脑脊液、尿液、胆汁等的T₂值远远大于其他实质性脏器，因此如采用序列重点突出组织的T₂特性使水成分由于T₂值延长而保持较大的横向磁化矢量，而其他含水成分少的组织横向磁化矢量几乎衰减为零，因而所采集的图像信号主要来自于水成分。实际上长TR主要是为了取得T₂效果；特长TE是为了增强T₂效果，水的T₂值（300～500ms）大于体内其他器官，也大于所使用的TE值，因此含水量少的邻近器官信号被压低，形成暗的背景，使含水信号更加突出，从而达到水成像的效果。

2.磁共振水成像技术

水成像技术的正确实施取决于脉冲序列的合理选择。早期多采用梯度回波序列，而近年常用FSE或改进的FSE序列，主要有以下3个序列。

（1）FSE序列：

采用更好的成像设备和软件，成像时间缩短，成像速度加快，信噪比提高。其中回波链的长度（ETL）的选择很关键，可使长T₂值的液体呈非常高的信号，而短T₂的周围组织以及流动的血液呈极低信号。FSE对运动伪影不敏感，因此可在平静呼吸下采集。

（2）单次激发FSE：

为改进后的FSE，它提供了程度较重的T₂加权图像，压抑了所有T₂弛豫时间小于500ms的组织，而只有T₂弛豫时间大于500ms的组织（如脑脊液、尿液、胆汁等）显影。

（3）HASTE：

也是改进后的FSE，属超快速的T₂成像技术。单次激发后，所有回波顺序编码，它可在一个ETL内获得K空间的一半线条，另一半傅里叶重建，这就大大减少了成像时间。由于该方法图像质量好，不需要后处理，是理想的水成像方法。

3.后处理重建技术

原始资源图像可转到工作站作后处理，常用的后处理技术包括：最大密度投影（MIP）、容积再现（VR）和仿真内镜（VE）等。目前多采用MIP重建，MIP图像可经三维旋转显示病变区和避免结构重叠。

（三）脂肪抑制技术

MRI的优势之一，特别是采用一些新的技术，能够在选择性“抑制”特定组织所产生的信号时进行身体某个部分的成像。脂肪抑制（简称“抑脂”）技术是MRI中非常重要的技术。合理利用该项技术可改善图像的质量，减少脂肪组织所引起的各种伪影如运动伪影、化学位移伪影等；有利于判断病变内脂肪成分的存在，易于与T₁上同样呈高信号的出血、含蛋白液体等相鉴别，为鉴别诊断提供帮助；同时可利于观察富含脂肪组织器官内病变对比剂的增强效果，增加图像的组织对比。

1.脂肪抑制技术的基本原理

MR脂肪抑制技术的种类较多，但基本上是基于两种机制，即脂肪和水的化学位移；脂肪与其他组织纵向弛豫的差别。

（1）化学位移现象：

磁共振信号的频率取决于两个因素，其一是共振原子核的磁旋比，其二是共振原子核所处位置的磁场强度。磁场强度主要取决于静磁场场强（B₀）。但原子核并非孤立存在，其磁场也包含自身周围电子及邻近原子核周围电子的作用。这些电子与静磁场相互作用，势必改变原子核的局部磁场强度，而对于不同种类化学键上的原子核磁场改变程度也不尽相同，导致它们的共振频率略有差异。这种因分子环境（核外电子结构）不同引起的共振频率上的差异的现象称为化学位移（chemical shift）现象。常规MRI扫描时，由于质子的进动频率的差异，故也存在化学位移。典型的例子就是脂肪和水，脂肪和水中氢质子的进动频率存在一个较小的差异。实际上，水中质子的进动要稍快于脂肪质子的进动，这个差异仅为3.5ppm，这就使得脂肪抑制技术成为可能。

（2）脂肪与其他组织纵向弛豫的差别：

人体组织中，脂肪的纵向弛豫速度最快，T₁值最短。当脂肪和其他组织的氢质子同时受到射频脉冲激励后，它们的弛豫时间不同，在不同的回波时间采集信号，脂肪组织和非脂肪组织表现出不同的信号强度。脂肪与其他组织纵向弛豫的差别也使得脂肪抑制技术得以实现。

2.常见的脂肪抑制技术

（1）脂肪饱和法：

脂肪饱和（fat saturation，FATSAT）法是一种射频频率选择性脂肪抑制技术，主要是利用脂肪和水化学位移效应。通过调节激励脉冲的频率和带宽，有选择地使脂肪处于饱和状态，脂肪质子不产生信号，从而得到只含水质子信号的影像。在FATSAT序列开始时，先对所选择的层面用共振频率与脂肪相同的90°射频脉冲（饱和脉冲）进行激励，使脂肪的宏观磁化矢量翻转至横向（XOY）平面，在激励脉冲之后，立即施加一个扰相（相位破坏）梯度脉冲，破坏脂肪信号的相位一致性，紧接着施加成像脉冲。由于回波信号采集与饱和脉冲之间时间很短（<100ms），使脂肪质子无足够时间恢复纵向磁化矢量，没有信号产生，从而达到脂肪抑制的目的。

FATSAT技术是在常规成像脉冲序列之前，先用一频率和脂类质子共振频率相同的饱和脉冲对所选择的层面进行激励，因此，该技术可用在所有的MR成像脉冲序列中；FATSAT序列的突出优点是只抑制脂肪信号，而其他组织信号不受影响，因此一般认为该序列对脂肪抑制具有特异性，可靠性较高，在中高场强下使用可取得良好的抑制效果；最适合显示解剖细节，在对比增强扫描中，可用于对脂肪信号与增强病变之间的鉴别，特别是在含有大量脂肪组织的区域。

该技术目前主要的缺点包括：①场强的依赖性较大，对于低场强磁共振系统，脂肪和水的共振频率差异很小，抑制效果受磁场非均匀性影响较大，因此在低磁场中很难得到比较好的脂肪饱和图像；②对磁场的均匀度要求较高，磁场强度不均匀时，脂肪和水的进动频率会受局部磁场的影响出现偏差，在这些区域，饱和脉冲的频率可能不等于脂肪共振频率，由此将导致成像区域的脂肪得不到均匀一致的抑制，某些局部的脂肪信号仍然存在，影响对病变组织的诊断与鉴别诊断；③射频脉冲频率和带宽选择不当会影响脂肪抑制效果；④使用表面线圈也会影响射频场的均匀性，使所选择的射频脉冲频率发生偏差，这是因为表面线圈只是接收线圈，射频脉冲来自于体线圈，在射频场内由于有表面线圈的存在，使射频脉冲频率受到干扰，偏离所选择的脂肪共振频率，以致脂肪信号得不到充分的饱和；⑤除技术因素的影响外，脂肪信号是否得到完全抑制还与脂肪组织内具体成分有关，如部分含水的脂肪组织、少量处于游离状态或以甘油三酯形式存在的脂肪酸等，由于它们与水的共振频率相近，信号得不到完全抑制。

（2）STIR技术：

STIR技术原理已经在脉冲序列-反转恢复序列一节中作了介绍。其中，TI值是影响脂肪抑制效果的关键参数，当TR比T₁足够长时，只要取TI=0.69T₁即可去除脂肪信号。该技术的主要优点是场强的依赖性较低，低场强磁共振系统也能取得较好的脂肪抑制效果；另外，与脂肪饱和法相比，STIR技术对磁场的均匀度要求较低。然而，STIR技术对脂肪信号的抑制缺乏特异性，当某些液体或组织的纵向磁化向量的绝对值与脂肪相近时，其信号也被抑制，例如黏液样组织、出血、蛋白样液体等。相反，脂肪浸润区域或含脂肪的肿瘤组织则因与纯脂肪组织的T₁值不一致，反而得不到充分抑制，因此TI值应根据脂肪结构、解剖部位及个体间差异合理选择。

（3）反相位成像：

同相位（in-phase）和反相位（opposed-phase）成像统称为MRI化学位移成像技术。反相位成像是基于水和脂肪在外磁场的作用下，共振频率不一样，质子间的相位不一致，在不同的回波时间可获得不同相位差的影像这一基本原理而开发的脂肪抑制序列。所谓相位是指在横向平面磁化矢量的相位角。当脂肪质子和水质子处于同一体素中时，由于它们有不同的共振频率，在初始激发后，这些质子间随着时间变化相位亦发生变化，但在激励后的瞬间，脂肪质子和水质子处在同一相位，即它们之间的相位差为零，而水质子比脂肪质子进动频率快，经过数毫秒后，两者之间的相位差变为180°，再经过数毫秒后，相对于脂肪质子，水质子完成360°的旋转，它们又处于同相位，因此通过选择适当的回波时间，可在水和脂肪质子宏观磁化矢量相位一致或相位反向时采集回波信号。在同相位影像中，水和脂肪信号相加。而在反相位成像时，水和脂肪信号抵消，剩余信号的大小除了受序列的采集参数影响外还取决于该体素内水和脂肪的含量。假定信号采集参数提供质子密度像，如果体素内都是水，则该体素表现为高信号；如果都是脂肪，因为图像只提取幅度信息，并不区分信号的正负，该体素也表现为高信号；如果体素内水和脂肪的含量各占50%，信号相减后幅度为零，则该体素表现为低信号。由上可见，反相位成像技术实际上不是一种真正意义上的脂肪抑制技术，但它包含的信息可以帮助有经验的医生有效地区分水和脂肪。一般来说，可以通过很多方法获得反相位的图像，目前临床上主要使用梯度回波序列，所以又通常称为反相位梯度回波技术（opposed-phase gradient echo technique）。

反相位成像技术简单、成像时间短，可用于腹部MR成像，其最大优点是可用于证实少量脂肪以及脂肪和水的混合组织。另外，反相位成像技术由于只与脂肪和水质子进动频率有关，与进动频率的绝对值无关，因此受静磁场非均匀性影响较小，因此，该技术可用在各种MR成像系统上。反相位成像最适合抑制含有等量脂肪和水的组织信号，在主要以脂肪或水的组织中，抑制效果较差，对于包含在脂肪组织中的小肿瘤，反相位脂肪抑制序列难于检测出来。例如：在以纯脂肪为主的病变组织中，成像体素中含有的脂肪酸酐和水信号比纯脂肪信号强度小得多，而脂肪信号相当高，反相位成像很难将脂肪信号抑制，因此，反相位成像通常用于抑制脂肪含量较少的病变组织，如肾上腺瘤、局限性脂肪肝及脂肪浸润、骨髓腔肿瘤、卵巢畸胎瘤等。

（4）Dixon法：

该技术方法是由Dixon提出，其基本原理与反相位成像法相似，分别采集水和脂肪质子的同相位和反相位两种回波信号，两种不同相位的信号通过运算，去除脂肪信号，产生一幅纯水质子的影像，从而达到脂肪抑制的目的。

Dixon法的缺点是受磁场非均匀性影响较大，计算方法复杂并容易出现错误，近年来，随着磁共振成像技术的进展，特别是匀场技术的改进以及扫描信噪比的提高，Dixon方法获得了广泛的应用，在扫描速度和图像质量方面达到了比较好的平衡。

理想的脂肪抑制技术应能根据脂肪含量及信号强度，鉴别该信号所代表的特定组织。脂肪饱和序列主要用于抑制有大量脂肪存在的部位和对比增强扫描中，它的主要缺点是对磁场非均匀性较敏感，不适用于低场强磁共振成像系统；STIR技术对磁场非均匀性不敏感，可在低场强磁共振成像系统中使用，多用于抑制纯脂肪组织和球状脂肪组织，但该序列特异性较差，对具有长T₁和短T₁的组织信号强度难于区分；反相位成像是一种快速、有效的脂肪抑制技术，该序列被推荐用于鉴别含有少量脂肪的病灶，主要缺点是对被脂肪包围的小肿瘤检测可靠性差。Dixon法可以有效地实现水脂分离，缺点是受磁场非均匀性影响较大，而且计算复杂。

（四）磁化传递对比成像

磁化传递对比（magnetization transfer contrast，MTC）成像技术是近几年来推出的MR成像新技术之一，该技术可以有效地调节组织对比、提高图像质量，改善病灶的显示。

目前磁共振成像系统以体内组织含量最丰富的氢质子作为成像元素，体内氢质子存在方式按其运动形式分为两种：存在于自由水和某些含脂组织内的自由氢质子，呈现自由运动状态，具有相对较长的T₂值，在MR波谱上为频宽20Hz左右的窄峰；另一种为运动受限状态，包括那些在结合水，大分子物质（如蛋白质、碳水化合物、核酸及脂类等）和细胞膜上的氢质子，T₂值极短（通常<1ms），在MR波谱上为对称分布于自由氢质子两边的频宽约10kHz的宽峰。其T₂值极短，普通MRI不能有效显示，但通过直接化学交换和偶极交联等机制与体内氢质子间存在磁量交换，影响其交叉弛豫率，两种质子间相互作用构成了组织特异的T₁和T₂值。目前较为公认的MTC成像原理为利用两型质子MR波谱上的差异，以偏离水共振频率的低能宽频脉冲选择性地激励处于饱和状态的自由氢质子，通过交叉弛豫使自由氢质子质子产生部分激励，使组织磁量产生改变而影响组织信号对比。

在某些疾病的早期，一些病变中自由水含量变化不大，因此常规MRI上常无明显的信号异常，但如果病变组织与正常组织间的蛋白和结合水含量出现差别，利用MTC技术则有可能发现病变。目前，MTC技术主要用于神经系统，主要包括提高MRA TOF法背景组织信号的抑制；在增强扫描时，通过有效抑制未增强组织的信号，使得一些轻微强化的组织得以更好地显示；通过计算磁化传递率来定量分析一些脑白质疾病。

近年来，由磁化传递技术发展出了化学交换饱和转移（chemical exchange saturation transfer，CEST）技术。关于CEST技术比较经典的原理解释是两池模型，包括自由水池（溶液池）与可交换池（溶质池）。通过对可交换池预先施加饱和脉冲（radio frequence，RF），使可交换池中的氢质子得到饱和，进而与周围的自由水池中的氢质子进行化学交换，使水的磁共振信号降低，而通过测定水分子信号的变化，便可以间接获得大分子的浓度等信息。

目前这一技术用于对蛋白质、糖胺聚糖、糖原、谷氨酸以及葡萄糖等分子的检测，并且均取得良好的实验结果。例如酰胺质子转移（amide proton transfer，APT）MR成像，它主要测定位于+3.5ppm的酰胺质子的化学转移特性，从而可以间接测定细胞游离蛋白和多肽类物质的含量水平。

（五）功能成像

功能磁共振成像（functional magnetic resonance imaging，fMRI）是近十余年来在常规磁共振成像基础上迅速发展起来的一种新的成像技术。理论上讲，以反映器官功能为成像目标的磁共振成像技术都应称之为fMRI。

目前在临床上已较为普遍使用的广义的功能磁共振成像技术有：各种灌注加权成像（perfusion weighted imaging，PWI）技术、各种弥散加权成像（diffusion weighted imaging，DWI）技术、磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS）技术以及血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent，BOLD）磁共振成像技术。但是，当我们特指以直接或间接观察神经元活动或神经通路的成像技术时，一般也称为fMRI。狭义的fMRI特指BOLD成像。因此，广义的fMRI技术应包括三类：①脑血流测定技术，包括注射对比剂，灌注加权和血氧水平依赖磁共振成像；②脑代谢测定技术，包括1H和31P的化学位移成像；③神经纤维示踪技术，包括弥散张量成像和磁化转移成像。

下面就目前临床上常用的弥散成像、弥散张量成像、灌注成像、磁共振波谱和磁共振脑功能成像等几个方面加以介绍。

1.弥散成像

又称为弥散成像或弥散加权成像（diffusion imaging；diffusion weighted imaging，DWI），是研究水分子微观运动的成像方法。

弥散运动即布朗运动（Brown motion），是指分子在温度驱使下无规则的、随机的、相互碰撞、相互超越的运动过程。在人体中含有70%的水，水分子处于不停的随机运动之中，这种运动即为弥散。

常规MRI序列中水分子弥散运动对信号的影响非常微小。DWI是在常规MRI序列的基础上，在X、Y、Z轴三个互相垂直的方向上施加弥散敏感梯度，从而获得反映体内水分子弥散运动状况的MRI图像。其计算公式为（式1-4-4）：

A代表弥散运动引起的MRI信号衰减；D为弥散系数（diffusion coefficient），反映弥散运动的快慢，单位为mm2/s；b为弥散因子，单位为s/mm2，低b值（<1 000s/mm2）对快速弥散运动敏感，b值与弥散敏感梯度持续时间、幅度、形状等有关。在DWI中通常以表观扩散系数（apparent diffusion coefficient，ADC）描述组织中水分子弥散的快慢，而不直接采用弥散系数。其原因是DWI所观察到的弥散效应除反映水分子自身弥散运动之外，还与使用的b值、患者呼吸、脉搏等运动的影响有关。ADC的计算公式为（式1-4-5）：

S1、S2分别代表两个弥散加权的信号强度，b1、b2为两个不同的弥散因子，通常b2值为0，b1值多为1 000s/mm2（图1-4-8A），b值为0时相当于T₂WI，具有较大b值的序列是较强弥散加权，因而引起较大的信号衰减。将每一像素的表观扩散系数值进行自然对数运算后即可得到DWI图（图1-4-8B），因此同一像素在表观扩散系数图和DWI图中的信号强度通常相反，即弥散运动快的像素，其ADC值高，在DWI上低信号，反之亦然。但是DWI的信号强度除反映ADC值的大小以外，还受组织的T₂弛豫时间和质子密度的影响，这种现象称为透过效应（shine through）。

弥散成像已广泛用于早期脑梗死、肿瘤等疾病的诊断与鉴别诊断，对评估恶性肿瘤全身转移情况有很高的实用价值。

2.弥散张量成像

在体外无限均匀的液体中，水分子在各个方向上弥散运动的快慢相同，称之为各向同性（isotropy），其运动轨迹近似一个圆球体。但是在人体生理条件下，水分子的自由运动受细胞本身特征及结构的影响，如组织的黏滞度、温度、分子的大小以及细胞膜、细胞器等生理性屏障，使其在三维空间内各个方向上弥散运动的快慢不同，以至于一个方向上的弥散比另一个方向受更多的限制，具有很强的方向依赖性，称之为各向异性（anisotropy），其运动轨迹近似一个椭球体。椭球体的半径称为本征向量（eigenvector），其数值大小为本征值。弥散各向异性在脑白质纤维束表现最为明显，由于疏水的细胞膜和髓鞘的作用，水分子的弥散运动在与神经纤维走行一致的方向受到的限制最小，运动最快，而在与神经纤维垂直的方向上受到限制最大，运动最慢。

由于DWI和ADC值只反映了三个施加弥散敏感梯度方向上弥散运动的快慢，不能反映弥散的各向异性。因此，为全面反映体内水分子的弥散各向异性就需要引入张量（tensor）这一物理概念。向量是不仅具有大小且具有方向的物理量。通常使用的矢量是具有x、y、z的3个方向向量，而张量是高阶的向量矩阵，具有9个方向（xx、xy、xz、yx、yy、zx、zy、zz），可以被排列成为一个矩阵。

其中，xx被视为在x方向的运动，xy则被视为x方向相对于y方向的运动，其他成分均依此类推。张量可以被想象成一个九维的向量，用于描述更为复杂的运动，即对水分子的运动可更精确进行描述。事实上，矢量即为xy、xz、yx、yz、zx、zy 6个成分均为0的张量。

弥散张量成像（diffusion tensor imaging，DTI）是在DWI的基础上在6～55个线性方向上施加弥散敏感梯度而获取的图像。应用单次激励弥散加权SE-EPI，在180°脉冲前后于G_x、G_y、G_z3个梯度通道上施加两个对称的斜方形梯度脉冲，至少于6个方向序贯施加弥散敏感梯度，并对基础T₂WI-EPI及DWI-EPI进行多次采集后信号平均，获取较高信噪比的弥散张量图像（图1-4-8C）。每一方向上均使用相同的较大的b值，计算各个方向上的弥散张量。其主要参数包括：①平均弥散系数（average diffusion coefficient，DCavg），代表每一像素的各个方向弥散张量的本征值的平均值，能够更加全面地反映弥散运动的快慢；②各向异性，目前常采用的指标有各向异性分数（fractional anisotropy，FA）或称为部分各向异性、相对各向异性（relative anisotropy，RA）、容积比（volume rate，VR），均代表水分子弥散运动各向异性大小的参数，分别可建立FA、RA、VR图，即可对每个体素水分子弥散运动进行量化，又可描述弥散方向。

弥散运动主要方向就是椭球体本征向量的方向。通常情况下主本征向量与纤维素走行方向一致，因此根据主本征向量能在体外显示肌肉、心肌、脑和脊髓的白质纤维束的走行。目前最常用于显示脑白质纤维束，最初只能采用伪彩编码图以不同的颜色表示神经纤维的走行方向，如今已能用示踪技术三维显示白质纤维束的走行，即弥散示踪图，通过第一个体素主本征向量的方向寻找下一个与其最接近的体素，将这些体素连接起来而获得弥散张量纤维束成像（diffusion tensor tractography，DTT）（图1-4-8D）。

自1986年DWI序列产生以来，经过30多年的快速发展，由DWI衍生出了弥散张量成像（diffusion tensor imaging，DTI），再发展到弥散峰度成像（diffusional kurtosis imaging，DKI）、体素内不相干运动（intravoxel incoherent motion，IVIM）、神经突方向分散度和密度成像（neurite orientation dispersion and density imaging，NODDI）、高角度分辨弥散成像（high angular resolution diffusion-weighted imaging，HARDI）以及扩散谱成像（DSI）等技术。上述成像技术的主要区别在于运用不同的模型描述组织内水分子的运动方式，这些模型越来越接近不同特性组织内水分子的真实运动状态，并向着探测更加细微组织微结构信息的方向快速发展着。DTI、DKI、HARDI及DSI对于具备纤维束结构，可以形成水分子各向异性弥散的组织都可以进行研究，如脑白质纤维束、骨骼肌、心肌、前列腺等。

3.灌注成像

灌注的定义为单位时间内通过指定组织内的血容积。灌注加权成像（perfusion weighted imaging，PWI）需要有高的时间分辨率和空间分辨率，可用来反映生理和病理情况下组织的血流动力学改变，是建立在流动效应基础之上的成像方法。该技术是采用快速静脉注射顺磁性对比剂，并同时进行快速成像的技术。根据随时间变化的信号上升或下降、恢复的规律得到时间-信号强度曲线。曲线下面积与组织的血容量呈正相关。

广义的PWI根据成像原理的不同，分为T₁PWI和T₂PWI两种方法。钆喷替酸葡甲胺（Gd-DTPA）是小分子对比剂，能通过毛细血管壁进入组织间隙，产生T₁增强效应，检测组织和病变在团注对比剂后早期T₁信号的变化，即为T₁PWI。它广泛用于颅外组织和器官，已表明在骨骼软组织和乳腺良恶性病变的鉴别中具有重要作用。其缺点为：①由于不能使用快速成像序列，成像时间长、时间分辨率低；②序列图像间有一定的延迟时间；③只能单层采集图像；④计算的参数主要反映对比剂从毛细血管进入组织间隙的漏出速率，而难以准确计算与组织学微血管密度密切相关的相对脑血流容积。

狭义的PWI，特指T₂PWI，又称为动态磁敏感性对比剂增强磁共振成像（dynamic susceptibility contrast-enhanced MR imaging，DSC MRI），是应用MRI对比剂的T₂或T₂*敏感性效应，显示显微镜下或组织水平的血流灌注情况。灌注成像有三个主要成像指标：平均通过时间（mean transit time，MTT）、局部脑血容量（regional cerebral blood volume，rCBV）和局部脑血流量（regional cerebral blood flow，rCBF）。主要的成像原理为在血-脑屏障完整的情况下，对比剂通过脑组织时在血管周围出现梯度磁场，产生T₂*效应，T₂PWI即是采用对磁场不均匀性敏感的梯度回波检测对比剂首次通过脑组织时灰、白质和病变的T₂*信号变化。由于使用快速成像序列，成像时间被极大地缩短，可提高时间分辨率或允许多层面成像。局部组织脑血流遵守中央容积定理：rCBV=rCBF/MTT，但其成立条件是组织内微循环保持稳定。利用定量计算得到的各个体素的血流动力学参数，可按照一定的灰阶比例再次成像，分别形成rCBV图、rCBF图和MTT图（图1-4-8E）。目前在颅脑主要采用T₂PWI。但其也存在不足之处：①肿瘤等病变当血-脑屏障破坏时，对比剂可进入组织间隙，产生T₁增强效应并使血管周围梯度磁场降低，从而使rCBV被低估；但由于首过期间漏出的对比剂量较小，且小翻转角（10°）极大地降低了T₁效应；②蛛网膜下腔内血管中对比剂的梯度磁场效应超过血管直径，使邻近正常脑组织信号改变被夸大，尤其是小脑半球和老年者；③T₂PWI尚不能用于颅外检查。

PWI目前常用对比剂多为Gd-DTPA。但MR灌注成像可以使用多种不同的示踪剂。因体内不常见的核子种类可以被MR轻易获得，许多研究者使用氟化合物、重水和17O进行研究。最近随超极化气体的研究发展使灌注测量使用超极化Xe也成为可能。尽管所有这些技术都是非常有趣和有潜力的，但它们均对临床通常使用的质子MRI技术缺乏敏感性。过去十年中，只有两种质子为基础的灌注技术得到了发展并证明对临床实用。其中最常用的即为上述应用外源性对比剂——Gd-DTPA技术；另一种采用内源性对比剂技术（即动脉自旋标记技术），不需要注射外源性对比剂及另外的硬件，即可进行脑血流的定量测量。在这种技术中，流入动脉内的自旋被射频脉冲扰乱，这些被扰乱的自旋流入层内引起的图像强度改变可被检测到。然而，由于其成像时间相对较长，图像信噪比差，临床应用不广泛。

动脉自旋标记（arterial spin labelling，ASL）是一种利用患者自身的水分子作为示踪剂测量灌注的磁共振成像方法。与动态磁敏感对比成像（DSC）和动态对比增强成像（DCE）不同，ASL不需要注射钆造影剂或任何其他的外源性对比剂。

ASL的基本原理是，首先，采集感兴趣区图像作为“控制像”；然后，“标记”脉冲施加于成像平面的上游层面，使此层面中水分子的自旋方向反转。在接下来的几秒内，大部分血管中“磁标记”的分子会流向成像区域，这些标记的水分子会与静态组织中的水分子交换磁化强度，使后者的平衡磁化强度略有降低（1%～2%）。感兴趣区被重新成像，称为“标记像”，“控制像”与“标记像”逐像素相减得到的图像就是灌注加权的图像。

ASL对于所有涉及脑灌注异常，包括脑卒中、肿瘤、癫痫、痴呆等疾病，都有重要意义。最近，多个公司推出了4D ASL序列，可以通过不同延迟时间的多时相ASL扫描，在一次扫描过程中实现MRA以及多个灌注参数的获取。

4.磁共振波谱

磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS）技术是现代科学强有力的工具之一。自磁共振波谱现象在20世纪40年代被系统研究以来，其应用由物理学界扩展到化学界、生物科学界、材料科学及医学界。至今，MRS仍是测定分子结构方面不可缺少的技术。在医学界，MRS技术可对细胞、体液和器官进行研究。随着磁共振硬件和软件的发展，临床MRS应用越来越表现其价值。目前多应用于神经系统疾病的诊断，在其他系统器官如肝脏、肾脏、前列腺、心脏、乳腺、肌肉等也正在开展和研发。

MRS与普通磁共振成像的基本原理大致相同。其中，化学位移是MRS的关键。自旋耦合现象是原子核之间存在共价键的自旋磁矩的相互作用形成的耦合。化学位移和自旋耦合两种现象形成了波谱的精细结构。

MRS需要良好的磁场均匀性，因此梯度磁场在MRS中无法采用。MRS技术要求短的射频脉冲以激励原子核，然后需要一段采集信号的时间。再将收集到的自由感应衰减信号（FID）通过傅里叶变换，变成波谱。由于化学位移，不同化合物中相同原子的进动频率不同，在MRS频率编码不同位置形成不同的峰；又由于原子核的共振频率与外加磁场有关，同一原子核在不同的外加磁场下其共振频率不同，故化学位移一般不以频率作单位。然而，原子核的共振频率与外加磁场强度有很规律的关系，化学位移如果以外加磁场运行频率的百万分（parts per million，ppm）来作单位，同一原子核在不同的外加磁场下其化学位移的ppm值相同，因而，化学位移一般采用磁场强度运行频率（MHz）除以的化合物共振频率（Hz）的百万分（ppm）为单位。不同的化合物可以根据其在MRS频率编码上的共振峰的不同加以区别。

根据检测体素分类，MRS有两种方法：单体素MRS（single voxel MR spectroscopy）和多体素MRS（multi-voxel MR spectroscopy）。单体素质子波谱可以选择性采集一个感兴趣区体素的谱线，而多体素质子波谱可以在一次采集中获得感兴趣区中多个体素的谱线，可同时反映多个部位代谢物的空间分布。采集的多体素波谱可组成图像，通过计算机后处理，也可显示单一代谢物的分布图像，故多体素MRS常常又称为磁共振波谱成像（magnetic resonance spectroscopic imaging，MRSI），或磁共振化学位移成像（MR chemical shift imaging）。多体素波谱对设备要求高，每次检查时间也较单体素长，患者的移动会影响整个采集，但是它可以进行多个病变部位的比较及病灶与正常组织的比较。多体素MRS技术明显优于单体素MRS，但目前有些技术问题尚需解决，可以预见，多体素MRS将来会得到广泛的应用。

MRS技术是目前唯一的体外检测体内生化代谢变化的技术。MRS和MRSI可以检测许多核元素，这些核元素包括1H、31P、13C、19F、23Na、39K、14N、15N等，而氢核（1H）和磷核（31P）是最常研究的。因此，常用的MRS包括质子MRS（1H-MRS）和磷MRS（31P-MRS）。由于磷的信号较弱，P-MRS要检出足够的代谢变化需要较大的感兴趣区，通常感兴趣区大小为15～30cm。1H-MRS不同，其敏感性可以检出个体内脑代谢1mmol/L的变化，需要的感兴趣区容积在1～8cm3。所以目前的研究，特别是神经系统的研究大多是基于1H-MRS。但随着3T等高场强MRI的应用，多频谱（包括P、Fe、F等）的临床应用成为可能。

正常脑内1H-MRS可有以下几个高峰：NAA即N-乙酰天门冬氨酸以及不到10%的N-乙酰基天门冬氨酸盐，其波谱位于2.0ppm处，主要存在于神经元内，是神经元的标志；胆碱（Cho）的波峰位于3.2ppm处，包括磷酸甘油胆碱、磷酸胆碱和磷脂酰胆碱，反映脑内总的胆碱量；肌酸（CR）波是总肌酸中的甲基组，包括肌酸与磷酸肌酸（CR+PCR），是能量代谢的物质，其波谱位于3.0ppm附近。在脑内不同代谢条件下，CR+PCR的总量是恒定的。因此，可将CR作为参照的波峰，得出其他代谢物质与CR的相对比值，从而进行比较；肌醇（MI）波位于3.5ppm处，其功能尚不十分明确，有人认为MI是胶质细胞存在的标志。在正常脑组织中，细胞能量代谢以有氧氧化为主，脑内乳酸水平很低，位于1.3ppm附近的乳酸（Lac）波一般是不能测得的；谷氨酸及谷氨酰胺（Glu-Gln）两个代谢物的波峰位置相近，总峰的位置在2.3～2.5ppm处，二者作为兴奋性神经递质在脑内含量很少，但在维持线粒体的代谢中具有重要功能（图1-4-8F）。

31P-MRS主要用于心肌、骨骼肌、肝脏等组织代谢产物的分析，可提供能量状态、膜翻转和葡萄糖分解/葡萄糖异生中间体的评估，以肝脏为例，临床上肝脏典型的31P-MRS常见的共振峰包括：磷酸单酯（PME）、无机磷（Pi）、磷酸二酯（PDE）、磷酸肌酸（PCr）和腺苷三磷酸（ATP）。在高分辨31P-MRS上，磷酸胆碱（PC）、磷酸乙醇胺（PE）、单磷酸腺苷（AMP）和糖酵解产物（如葡萄糖-6-磷酸）构成PME峰；磷脂降解产物包括甘油磷酸胆碱（GPC）、甘油磷酸乙醇胺（GPE）和内质网构成PDE峰的主要成分；从Pi和三种核苷酸三磷酸（NTP）共振可以得到组织分子能量学的信息。NTP不仅包括ATP，还有尿苷、鸟苷、肌苷和胞嘧啶三磷酸。同时，从一个Pi共振中的相对化学位移中可以计算出细胞内的pH（图1-4-8G）。但目前活体获得肝脏等腹部实质脏器的MRS困难较多，主要需要解决呼吸和运动影响等技术问题。由于应用直肠内线圈，有关前列腺的MRS研究取得了可喜的进展，对于前列腺良恶性肿瘤的鉴别能够提供有价值的信息。

5.磁共振脑功能成像

磁共振脑功能成像是利用与脑活动生理过程中，脑血流、脑血流容积、血液氧含量等微弱的能量代谢过程来成像的。与此相关的技术分别称为脑血流量（cerebral blood flow，CBF）成像技术、脑血流容量（cerebral blood volume，CBV）成像技术、血氧水平依赖（BOLD）成像技术。

脑功能成像方法主要有对比剂团注法和血氧水平依赖法。

早期脑功能的研究多采用所谓的对比剂团注（bolus injection of contrast agent）法，即利用平静状态和刺激状态下两次团注对比剂来检测脑血流的变化以获取脑活动信息的功能成像方法。通常采用对脑血容量或脑血流敏感的成像序列在团注前后分别进行MRI扫描，从而产生的两组CBV或CBF图，将这两组图用特殊的软件分别进行减影处理，就可以得到施加功能性刺激所引起的信号变化。

由于正常大脑中血-脑屏障的限制，对比剂（Gd-DTPA）仅存于血管内，当它被大量注入静脉系统后，很快就可到达大脑，这时采用EPI等快速扫描序列，就可以抓拍到对比剂通过脑血管床的全过程。对图像进行处理就能得到时间-信号强度曲线及对应的对比剂浓度-时间信号曲线。再对曲线作进一步分析，从而了解各部分脑组织的灌注情况并评估其功能。

Gd-DTPA为顺磁性对比剂，当它一进入毛细血管便在血管内外建立起多个小的局部磁场，形成一定的磁敏感性差别，使得质子的失相过程加速，此时使用T₂*敏感性序列进行扫描，就可观察到组织信号的显著减少，这也是时间-信号强度曲线未注药前为高信号，注药后变为低信号，然后逐渐恢复高信号的原因。

血氧水平依赖（BOLD）成像是1990年由AT T Bell实验室Seiji Ogawa等首先报道。BOLD成像采用自身血液（血液中内源性血红蛋白）作为一种对比剂而不用其他对比剂，由相应的MRI敏感序列探测其在脑活动时的变化。通过fMRI检测患者接受刺激（视觉、听觉、触觉等）后的脑部皮层信号变化，从而用于皮层中枢功能区的定位（图1-4-8H）。众所周知，人的大脑是最为复杂的系统，它能够将外界环境中接收到的信号同储存在脑中的先前经验相结合进行处理，作出判断并指导行为。这个过程包含了中枢神经系统内多处功能区域的有序激活及联系其间的神经网络中极为复杂的电信号和化学信号传导。fMRI利用神经活动引起的血流动力学改变来进行大脑功能的定位。接受刺激使相应皮层中枢激活，皮层兴奋区血流量增加，而局部氧耗量增加不明显，从而使局部去氧血红蛋白的量减少。在MRI中，血液氢质子的有效横向弛豫时间T₂*与血红蛋白的氧合状态紧密相关。氧合血红蛋白具有抗磁性而去氧血红蛋白具有顺磁性，去氧血红蛋白的减少使氢质子的有效横向弛豫时间T₂*延长，所以在T₂*加权像上皮层兴奋区的信号强度增高。这种由于血红蛋白的氧合状态改变引起的MRI对比称为“血氧水平依赖”对比（图1-4-8I）。

以上只是对大脑活动引起的MRI信号改变作了一个定性的概述。事实上，从皮层中枢功能区神经元的激活到恢复安静状态其中发生的血流动力学和BOLD反应的改变非常复杂，大致有以下四个过程：

1）皮层功能区激活后很短时间内（几十至几百毫秒）可出现相应神经元的氧耗量增加；相关血管扩张；局部血流增加；以及非血管改变如细胞体积改变。总体来说，这些生理过程对BOLD信号的影响相互抵消，因而在信号曲线上表现为初始期的小凹或水平线。

2）激活后2s左右，功能区的血供超出了所需的氧量，去氧血红蛋白的含量下降，T₂*加权像上信号强度增高，曲线上升。

3）神经元激活停止后，血流下降而氧代谢仍处于高水平或氧代谢恢复平衡状态而血管仍然扩张，引起去氧血红蛋白的含量增高，T₂*加权像上信号强度减低，曲线下降。在氧代谢或血管扩张恢复正常状态之前，去氧血红蛋白的含量可以升高至基准线以上，BOLD信号曲线上表现为恢复至基线前的小的负峰。

4）氧代谢和血管状态都恢复正常，BOLD信号又回到基线水平。

BOLD成像利用去氧血红蛋白作为自身对比剂，其引起的磁敏感效应使红细胞周围的无数氢质子所处的微磁场发生了改变，因而轻微的血氧含量的改变都可以产生明显的磁共振信号的改变，从而对探测血量和血流的改变非常敏感。但是，BOLD成像也有一个明显的缺陷，即BOLD信号与局部脑血流量（rCBF）、局部脑血容量（rCBV）和局部脑氧耗量（rCMRO₂）的关系十分复杂。rCBF的增加可使BOLD信号减弱。因此，BOLD信号的强弱取决于这两个相反作用之间的差异。对于健康的年轻人，BOLD效应是普遍而又一致的；而对于婴儿，这种效应可以发生逆转；对于老年人，BOLD效应随年龄的增长而下降。对于患有颈内动脉狭窄或闭锁的患者，血管扩张能力的下降可以使BOLD信号变弱甚至完全消失。由于我们临床研究的对象为患者，因而需要时刻注意验证BOLD效应反映神经活动的有效性。

目前，BOLD-fMRI在神经科学领域的应用愈趋广泛，对疾病机制的研究、治疗方案的评估以及疾病恢复和预后的功能评估能够提供有价值的信息；在感觉运动活动、语言活动、记忆活动以及神经精神方面均显示出其他检查手段无法比拟的优势。

第四节　MRI图像的特点

一、影响MRI信号强度的因素

影响MRI信号强度的因素很多，归纳起来主要有两个方向：一方面是组织本身的特性，包括质子密度、T₁值、T₂值等；另一方面是设备和成像技术参数，包括主磁场场强、所用的序列、成像参数（如TR、TE、激发角度）等。另外，如果是流动液体，流动也将影响其MRI信号强度。下面先假设主磁场场强确定的情况下，以自旋回波序列为例介绍静止组织MRI信号强度的影响因素。组织的MRI信号强度（signal intensity，SI）可用式1-4-6来表示：

式1-4-6中SI为信号强度；K为常数；N（H）是质子密度；e为自然常数，等于2.718 281 828 459 04；TE为回波时间；TR为重复时间；T₂为组织的T₂值，T₁为组织的T₁值。从式中可以看出：

1）质子密度越大，组织信号越强。

2）T₁值越短，组织信号越强。

3）T₂值越长，组织信号越强。

4）TE越短，组织信号越强。

5）TR越长，组织信号越强。

6）当TE很短（≪T₂），则e（-TE/T2）约等于1，这时组织信号强度不受T₂值的影响，即基本删除了T₂效应，得到的将是T₁加权像（T₁weighted image，T₁WI）或质子密度加权像（proton density weighted imaging，PDWI）。

7）当TR很长（≫T₁），则ee（-TR/T1）约等于1，这时组织信号强度几乎不受T₁值的影响，即基本删除了T₁效应，得到的将是T₂加权像（T₂weighted image，T₂WI）或PDWI。

8）如果TR很长（≫T₁），同时TE很短（≪T₂），则组织信号强度不受T₁值影响，也不受T₂值影响，而仅与N（H）有关，得到的将只能是PDWI。

二、MRI图像的特点

（一）灰阶成像与多参数成像

同CT一样，MRI图像是重建的灰阶成像。具有一定T₁弛豫时间、T₂弛豫时间和质子密度差别的各种器官组织，包括正常与病变组织，在MRI上呈不同灰度的黑白影。MRI所显示的解剖结构逼真，在清晰的解剖影像背景上显出病变影像，使病变同解剖结构关系明确。

MRI的图像虽然和CT图像一样也以不同灰度显示，但反映的是MRI信号强度的不同或弛豫时间T₁与T₂的长短，而CT图像，其灰度反映的则是组织密度。

MRI的图像如主要反映组织间T₁的差别，为T₁WI；如主要反映组织间T₂的差别，为T₂WI；如主要反映组织间质子密度的差别则为PDWI。这样，同一层面就有T₁WI、T₂WI和PDWI三种图像。因此，MRI是多参数成像，而CT成像只有密度一个参数。分别获得T₁WI、T₂WI和PDWI有助于显示正常组织解剖细节和信号变化。

在T₁WI上，脂肪的T₁短，MRI信号强，影像白（亮）；脑与肌肉T₁居中，影像灰；脑脊液T₁长，影像黑；骨与空气含氢量少，MRI信号弱，影像黑（暗）。在T₂WI上，则与T₁WI不同，例如脑脊液T₂长，MRI信号强而呈白影。表1-4-4列举几种正常组织在T₁WI和T₂WI上的灰度。

应当指出，在描述MRI图像的黑影与白影时，无论在哪种加权像上，都用信号的高低来表达，高信号表达白影，中等信号表达灰影，低信号表达黑影。也常用T₁或T₂的长短来描述。用短T₁和长T₂表达白影。短T₁指T₁WI上呈高信号的白影，而长T₂指T₂WI上呈高信号的白影。用长T₁和短T₂表达黑影。长T₁指T₁WI上呈低信号黑影，而短T₂则指T₂WI呈低信号黑影。

（二）血流成像

对一个层面施加90°脉冲时，该层面内的质子，包括血管内流动血液的质子，均受到脉冲的激发。中止脉冲后，接受该层面的信号时，血管内血液被激发的质子已流动离开受检层面，接收不到信号，这一现象称之为流空现象（flow void phenomenon）。血液的流空现象使血管腔不使用对比剂即可显影，是MRI成像中的一个特点。流空的血管腔呈黑影。

流动血液的信号还与流动方向，流动速度以及层流（laminar flow）和湍流（turbulent flow）有关（详见本节）。

（三）三维成像

MRI可获得人体横断面、冠状面、矢状面及任何方向断面的图像，有利于病变的三维定位，普通CT则难做到直接三维显示，需采用重建的方法才能获得冠状面或矢状面图像以及三维重建立体像。

（四）质子弛豫增强效应与对比增强

一些顺磁性使局部产生磁场，可缩短周围质子弛豫时间，此现象为质子弛豫增强效应（proton relaxation enhancement effect）。这一效应使MRI也可行对比增强检查。Gd-DTPA可用作MRI的对比剂，缩短其周围质子的T₁而改变信号强度。在T₁WI上，强化部分呈高信号。在体内血红蛋白的降解物，如正铁血红蛋白为顺磁性物质，在T₁WI上呈高信号。

三、正常组织的MRI信号特点

MRI的信号强度变化是组织多种特征参数变化的结果，其反映的病理生理变化远比CT丰富得多，所获取的诊断信息更为客观和直接。不同病理组织的信号强度不同，在MRI上可以高信号和低信号来反映。但由于MRI图像的解释相对较为复杂，影响因素较多。因此在学习MRI诊断前，充分掌握人体疾病基本病理变化的MRI信号特点颇为重要。MRI的信号强度是多种组织特征参数的可变函数，它所反映的病理生理基础较CT更广泛，具有更大的灵活性，MRI信号强度与组织的弛豫时间、氢质子密度、血液或脑脊液流动、化学位移及磁化率有关，其中弛豫时间，即T₁和T₂时间，对图像对比起着重要的作用，它是区分正常组织、病理组织及组织特性的主要诊断基础。表1-4-5为在MRI上表现为高信号和低信号的不同组织。表1-4-6是常见的几种病理组织的信号高低。

（一）自由水和结合水

人体MRI主要对象实际上是水分子，人体组织中80%的水存在于细胞内，15%存在于组织细胞外间隙，5%存在于血浆中。MRI对组织中水的变化非常敏感，因此有必要研究水的MRI信号特点。

人体组织中的水有自由水和结合水之分。所谓自由水是指分子游离而不与其他组织分子相结合的水，自由水的自然运动频率很高，明显高于质子的进动频率。而在大分子蛋白质周围也依附着一些水分子，形成水化层，这些水分子被称为结合水，结合水由于依附于大分子，其自然运动频率将明显降低而更接近于质子的进动频率。因此自由水的T₁值很长，而结合水可使组织的T₁值缩短。

组织中如自由水的成分增加，在T₁WI将表现为信号强度降低，如脑水肿等。如果是结合水的比例增加，则可表现为信号强度相对增加，甚至表现为高信号，如含黏液成分的囊肿、脓肿中黏稠的脓液等。脓肿或有些肿瘤如星形细胞瘤囊变中，因为囊液或脓液中除自由水外还有结合水存在，因此在T₁WI上其信号强度将不同程度高于基本由自由水构成的脑脊液。

认识自由水与结合水的特点，有助于认识病变的内部结构，有利于诊断的定性。例如：CT检查由于囊性星形细胞瘤的密度与脑脊液密度近似而难以鉴别，而MRI检查由于囊性星形细胞瘤中的液体富含蛋白质，其T₁时间短于脑脊液，在T₁WI中，其信号高于脑脊液。又如：MRI较CT更能显示脑软化，脑软化在显微镜下往往有较多由脑实质分隔的小囊组成，这些小囊靠近蛋白质表面的膜状结构，具有较多的结合水，故T₁缩短，其图像比CT显示得更清楚，所以MRI所见较CT更接近于病理所见。再如：阻塞性脑积水时，脑脊液是自由水，它渗漏进脑白质后变为结合水，在T₁WI中信号明显高于脑脊液，而在T₂WI中又低于脑脊液信号。病变内如蛋白含量高，结合水含量也较高，由于缩短了T₁时间，使病变如垂体脓肿在T₁WI中信号很强。

（二）脂肪、骨髓

组织脂肪的T₁短、T₂长、PDWI高，根据信号强度公式，质子密度大和T₁值小，其信号强度大，故无论在T₁WI、T₂WI还是PDWI图像上均呈高信号，与周围长T₁组织形成良好对比，尤其在使用短TR检查时，脂肪组织的分界线明显，信号高，呈白色。但随着TR的延长，在T₂WI图像上脂肪信号有逐渐衰减降低的趋势，这是脂肪抑制技术的基础；倘若为质子密度加权像，此时脂肪组织仍为高信号，但周围组织的信号强度增加，使其对比度下降。

骨髓内因含有较多的脂肪成分，在MRI扫描图像上亦呈高信号，与脂肪组织信号有相似的特征。因此，MR骨髓成像技术对于骨髓疾病，尤其是对于早期的骨髓转移或骨髓瘤等特别敏感，故临床上有着广泛的用途。

（三）肌肉、肌腱、韧带

肌肉组织所含的质子明显少于脂肪和脊髓，它具有较长的T₁和较短的T₁值，根据信号强度公式，当T₁弛豫增加和T₁减少时信号强度较低，所以在T₁WI上，因使用的TR值较短，使质子的磁化恢复不完全，信号强度较低，影像呈灰黑色；随着TR的延长，信号强度增加，在T₂WI上，因具有短T₂的弛豫特点，信号强度增加不多，影像呈中等灰黑色，故在T₁WI、T₂WI和PDWI上均呈中等强度信号（黑灰或灰色）。肌腱和韧带组织含纤维成分较多，其质子密度低于肌肉，其信号强度较肌肉组织略低，该组织也有长T₁和短T₂，其MRI信号为等信号或较低的信号。

（四）骨骼、钙化

骨骼和钙化内含大量钙质，水分含量甚少、氢质子很少，根据信号强度公式，在N（H）值趋向于零时，I值主要按N（H）值的变化而改变，而较少受到TR、TE、T₁、T₂的影响，故其T₁值很长、T₂值很短、PD很低，所以无论T₁WI、T₂WI还是PDWI图像上均呈信号缺如的无（低）信号区。特殊情况下，由于钙化颗粒与蛋白结合时，其T₁WI表现为高信号，故在MRI扫描图像上不易显示出早期的骨质破坏及较小的钙化灶是其缺点。

颅内钙化在T₁WI偶可表现为高信号。CT扫描可见典型的钙化密度，MRI T₁WI为高信号，T₂WI为等或低信号，梯度回波序列扫描为低信号。实验证明，钙化在T₁WI上的信号强度与钙化颗粒的大小及钙与蛋白结合与否有关。当微小的钙化颗粒结晶具有较大的表面积，并且钙的重量百分比浓度不超过30%时，钙化即可表现出高信号。钙化颗粒表面积对水分子T₁弛豫时间的影响类似于大分子蛋白，距钙结晶表面近的水分子进动频率接近于Larmor共振频率时，其T₁WI表现为高信号。总之，发现钙化MRI检查不如CT敏感，小的钙化不易发现，大的钙化还需与铁的沉积等现象相鉴别。

（五）软骨

软骨组织分为纤维软骨和透明软骨，纤维软骨其组织内的质子密度明显高于皮质，且组织具有较长的T₁和较短T₂弛豫特征，该处信号强度比骨髓和钙化略高，但因其具有一定的质子密度，故在T₁WI、T₂WI上信号强度不高，呈中低信号；透明软骨含水75%～80%，且T₁和T₂较长，PD高，故在T₁WI上因T₁值较长，呈较低信号；而在T₂WI和PDWI图像上因T₂值长，信号呈中等灰色信号。

（六）气体

根据信号强度公式，当N（H）趋向零时，其强度也趋向于零，故表现为黑色无信号区，这一点在任何脉冲，不管如何改变TR、TE，都不会改变，因此信号强度已与TR、TE、T₁或T₂无关。在人体组织中没有比气体更黑的组织。气体的T₁值很长，T₂值很短，PD很低，故在各种成像图像上肺组织均呈较低信号。

在反转恢复序列中，若采集信号的时间过短，组织处于负磁化区，则长T₁组织可呈现类似气体的黑色无信号，且其中无任何结构，但其与周围组织有白色边缘，这是在采集信号时仅根据信号的幅值，而致相位错位所致。

四、常见基本病理变化的MRI信号特点

病理过程随病程及治疗情况不同而表现各异，MRI技术中其信号强度的特点，严格遵循信号强度公式所规定的参数变量关系，不同的病理及病变组织具有不同的质子密度、液体流速、T₁和T₂弛豫时间，在实际技术中采用不同的脉冲序列，将表现为不同的信号强度，掌握这些变化特征有助于病变的定性诊断。

（一）水肿

无论何种类型水肿，细胞内或组织间隙内的含水量增加，均使T₁值和T₂值延长，PD值降低，故在T₁WI和PDWI上水肿区呈较低信号，而在T₂WI图像上则呈明显的高信号，对比鲜明。脑水肿是脑部疾病最常见的基本病理变化之一，可见于多种脑组织疾病。因此认识脑水肿的MRI表现对于脑部疾病的MRI诊断非常重要。

病理学上把脑水肿分为三种类型，即血管源性水肿、细胞毒性水肿及间质性脑水肿。就脑水肿的三种类型分述如下。

1.血管源性脑水肿

血管源性水肿是最常见的脑水肿，发生机制主要是血-脑屏障的破坏，血浆从血管内漏出到血管外间隙。血管源性脑水肿常见于脑肿瘤周围、血肿周围、炎性、脑梗死、外伤等多种脑部疾病。发生于肿瘤或血肿周围的血管源性水肿多见于脑白质，脑灰质由于结构较为致密相对不易发生间质性脑水肿。但炎性、脑梗死及外伤等引起的间质性脑水肿在脑灰质和脑白质均发生。

血管源性脑水肿主要以自由水增加为主，因此在T₁WI上表现为低信号，在T₂WI上表现为高信号。T₂WI反映间质性脑水肿比T₁WI更为敏感。存在于细胞外间隙的水分子扩散运动相对自由，因此DWI上间质性脑水肿不表现为高信号，测量得到的ADC值往往高于正常脑组织。

有时在T₁WI和T₂WI上，肿瘤不易与周围血管源性脑水肿完全区分，可进行增强扫描。肿瘤和血肿周围的血管源性水肿由于血-脑屏障破坏较轻微，Gd-DTPA一般不易透过轻微破坏血-脑屏障，因此一般无强化。炎性和脑梗死可引起较严重血-脑屏障破坏，Gd-DTPA可以通过，因此常有强化，且更多见于脑灰质区。

2.细胞毒性脑水肿

细胞毒性水肿多由脑缺血缺氧引起，神经细胞不能进行无氧酵解，因此对缺氧非常敏感。缺血后数分钟，神经细胞的ATP生成明显减少，依赖ATP工作的钠钾泵出现功能失常，钠将在细胞内潴留，细胞内渗透压升高，细胞外间隙的水分子将进入细胞内，从而造成细胞肿胀，细胞外间隙变狭窄，这就是细胞毒性水肿。

细胞毒性水肿常见于超急性脑梗死或急性、亚急性脑梗死病灶的周围。实际上在脑梗死病变发生和发展的过程中，细胞毒性水肿和血管源性水肿往往同时存在，只是在病变不同阶段以某种水肿为主。在脑组织缺血的初期，往往以细胞毒性水肿为主，随后出现血管源性水肿，当细胞崩解和血-脑屏障严重破坏后将以血管源性水肿为主，最后出现脑软化灶。

细胞毒性水肿早期由于脑组织中总的水分仅有轻微升高，T₁WI和T₂WI可无明显信号强度改变。有时急性脑梗死的信号强度仅有轻微变化，常规MRI方法有两点有助于病灶的发现：①T₁WI虽然反映信号不如T₂WI敏感，但显示结构变化优于T₂WI，皮层急性梗死在出现信号异常前在T₁WI上可出现脑沟变窄、脑回肿胀模糊等形态改变；②T₂WI对水肿引起的信号变化比T₁WI敏感，但早期梗死脑灰质信号轻度增高容易被更高信号的脑脊液掩盖，这是采用FLAIR序列抑制脑脊液信号，有利于皮质异常信号的显示。

近年来在临床上推出的DWI技术是目前检出细胞毒性水肿更敏感的方法。细胞毒性水肿由于细胞外水进入细胞内，而细胞内的水分子受细胞膜等结构的束缚，扩散运动明显受限；同时细胞外间隙由于细胞肿胀而变窄，与正常组织相比，其中的水分子扩散也不同程度受到更多的限制。细胞毒性水肿在DWI由于水分子扩散受限，其信号衰减明显小于正常脑组织，因而呈现高信号，ADC值明显降低。目前DWI技术已经广泛用于急性脑缺血的早期诊断。需要指出的是，其他一些病变如部分肿瘤、血肿、活动期多发性硬化灶、部分脓肿等在DWI上也表现为高信号，应结合病史和常规MRI及增强扫描等进行鉴别。

3.间质性脑水肿

间质性脑水肿主要继发于各种原因造成的脑积水。由于脑室内压力升高，脑脊液透过室管膜进入脑室周围的白质内，自由水和结合水同时升高，在T₁WI上信号低于正常脑白质，但略高于脑脊液，在T₂WI上信号明显高于正常脑白质，但略低于脑脊液。在DWI上间质性脑水肿不表现为高信号，病变区ADC值常轻重度升高。

（二）出血

出血在中枢神经系统疾病中常见，按出血部位可分为硬膜下、蛛网膜下腔、脑内及脑室内出血，它们均有一个基础疾病，如：外伤、变性血管病、血管畸形、肿瘤或炎症。MRI在显示出血、判断出血原因以及估计出血时间方面有独特作用，其中以脑内血肿MRI信号演变最具有特征性。较多血液由血管内溢出后，在局部脑组织内形成血肿。随着血肿内血红蛋白的演变以及血肿的液化、吸收，MRI信号也发生一系列变化。因此，探讨血红蛋白及其衍生物的结构对于认识与解释血肿MRI信号甚为重要。

血肿的信号强度随血肿期龄而发生变化，非外伤性出血95%为动脉富含氧血红蛋白，氧合血红蛋白释放出氧气后转化为去氧血红蛋白，血液去氧血红蛋白的含量增高。氧合血红蛋白与去氧血红蛋白中含有的铁均为二价还原铁，还原铁是血红蛋白携带氧气、释放氧气、行使其功能的物质保证。人体内维持血红蛋白铁于二价状态的关键在于红细胞内多种代谢途径，其结果阻止了有功能的亚铁血红蛋白变为无功能的正铁血红蛋白。血液从血管中溢出，血管外红细胞失去了能量来源，细胞内多种代谢途径丧失。同时由于红细胞缺氧，血肿内含氧血红蛋白不可逆地转化为去氧血红蛋白，最终变为正铁血红蛋白，还原铁转化为氧化铁，最后经吞噬后，形成含铁血黄素。故MRI表现为四期，即超急性期、急性期、亚急性期（早期、中期、后期）和慢性期。

（1）超急性期：

是指出血的即刻，漏出的血液尚未凝固。实际上该期仅持续数分钟到数十分钟，临床上极少遇到。超急性期尚未凝固的血液表现出血液的长T₁和T₂特性，因此在T₁WI上表现为略低信号，在T₂WI上呈现高信号。

（2）急性期：

一般为出血后2天内。在这一期红细胞的细胞膜保持完整，细胞内的氧合血红蛋白释放出脱氧血红蛋白。脱氧血红蛋白的顺磁性效应，造成局部磁场的不均匀，加快了质子失相位，因此血肿T₂值明显缩短，在T₂WI或T₂*WI上表现为低信号。细胞内脱氧血红蛋白对T₁值的影响较小，因此该期血肿在T₁WI上信号变化不明显，常表现为略低信号或等信号。

（3）亚急性早期：

一般为出血后第3～5天。该期红细胞的细胞膜仍保持完整，细胞内开始出现正铁血红蛋白，因此该期被称为正铁血红蛋白细胞内期，细胞内正铁血红蛋白的出现一般从血肿周边向中心逐渐发展。由于细胞内正铁血红蛋白具有较强的顺磁性，使血肿的T₁值缩短，因此在上血肿从周边向中央逐渐出现高信号。该期血肿在T₂WI上不表现为高信号，一般仍为低信号。

（4）亚急性中期：

一般为出血后第6～10天。该期红细胞的细胞膜开始破裂，正铁血红蛋白溢出到细胞外，因此该期也称为正铁血红蛋白细胞外期。红细胞的破裂一般也是从血肿周边逐渐向中心发展。该期血肿在上仍表现为高信号，在T₂WI上表现为从血肿周边向中心逐渐蔓延的高信号。

（5）亚急性后期：

一般为出血后10天到3周。该期红细胞完全崩解，血肿内主要以正铁血红蛋白为主，但血肿周边的巨噬细胞吞噬了血红蛋白并形成了含铁血黄素。细胞内的含铁血黄素具有明显顺磁性，将造成局部磁场的不均匀。因此该期血肿在T₁WI和T₂WI上均为高信号，但在T₂WI上血肿周边出现低信号环。

（6）慢性期：

一般为出血3周乃至数月以后。血肿逐渐吸收或液化，病灶周边的巨噬细胞内有明显的含铁血黄素沉积。因此该期血肿逐渐演变为液化灶，在T₁WI上为低信号，在T₂WI上为高信号；周围的含铁血黄素在T₂WI上表现为低信号环，在T₁WI上为等信号或略高信号。

（三）变性

不同组织的变性机制不同，所以MRI表现不一。如脑组织变性中一种称为多发性硬化征者，系脑组织过早脱髓鞘脂，其变性部分水分增加，故MRI图像上呈长T₁和长T₂信号特征，即T₁WI上呈稍低信号，T₁WI图像上呈明显的高信号；若变性组织内脱水，如椎间盘变性，富含蛋白质和水分的弹性椎间盘组织水分减少，且纤维结缔组织增多，组织内的质子密度减少，在T₂WI上其信号强度不升高反而降低。

（四）坏死

坏死组织的MRI信号强度随组织类型不同、坏死的内容物不同而异。坏死病变早期由于含水量增加，呈长T₁和长T₂信号改变，在T₁WI上呈低信号，T₂WI上为高信号；修复期水肿消退，肉芽组织增生，肉芽组织内包含大量的新生血管和纤维结缔组织，其质子密度较正常组织高，且有稍长T₁和稍长T₂的信号特征，故表现在T₁WI上为低信号，T₂WI上为高信号；晚期纤维化治愈后，由于质子密度降低，呈长T₁和短T₂信号特征，即在T₁WI和T₂WI图像上均呈低信号。

（五）囊变

囊内容物一种为纯水，另一种为含蛋白的结合水。含液囊肿MRI图像上呈边缘光滑的长T₁和长T₂信号特征，故在T₁WI上为低信号，T₂WI上为高信号；囊肿内含丰富的蛋白质或脂类物质时，其内水分子受大分子蛋白的吸引作用进入水化层时，质子的进动频率明显减低，较外层频率慢，当此结合水分子的进动频率达到或接近Larmor频率时，其T₁弛豫时间达不到单纯水的长度，则呈短T₁和长T₂，在T₁WI上表现为中等信号，在T₂WI上为高信号特征，故MRI图像上有助于分辨囊腔内容物的性质。

（六）梗死

梗死后由于血供中断，组织表现为缺血缺氧、继发水肿、变性、坏死和囊变等病理变化，晚期以纤维化、钙化而修复。急性期由于水肿使T₁和T₂均延长，所以MRI图像上在T₁WI上呈低信号，在T₂WI上呈高信号；亚急性期梗死在T₁WI上表现为高信号，多为不规则脑回状，可能是由于缺血使小动脉壁破坏，梗死后如血管再通或侧支循环建立，产生出血性变化，导致T₁WI出现高信号。后期纤维组织增生修复，水肿消退，则呈长T₁和短T₂信号改变，即在T₁WI和T₂WI上均呈低信号。

（七）肿瘤

MRI图像上信号特征与肿瘤的组织结构类型相关，例如：含脂类肿瘤，像脂肪瘤、胆脂瘤、畸胎瘤等呈短T₁和长T₂高信号特征；钙化和骨化性肿瘤呈长T₁和短T₂的低信号肿块；含顺磁性物质的肿瘤，如黑素瘤则呈短T₁和短T₂的信号特征；而一般性肿瘤多数呈长T₁和长T₂的信号特征。富血管性肿瘤肿块内及附近可见扭曲扩张的流空血管影。

（八）铁沉积

铁是重要的金属元素，在人体代谢中扮演着重要的角色。人体代谢过程中可能会出现铁沉积过多的问题，铁沉积可以使生理性的，也可能是病理性的。

生理性铁沉积常发生于脑内，特别是在脑的神经核团沉积比较明显。研究表明，新生儿脑组织内无明显铁沉积，随着年龄增加，脑组织各部在不同年龄段开始生理性铁沉积。如苍白球的铁沉积开始于6个月的婴儿，黑质始于9～12个月的婴儿，红核始于18～24个月婴儿，小脑齿状核始于3～7岁。各部位开始出现铁沉积的年龄不同，发展速度也存在差异，如苍白球的铁沉积开始就比较明显，而壳核开始时铁含量很低，以后随年龄增加逐渐增多，一般直到70岁左右其铁含量才与苍白球接近。大脑和小脑的灰白质的生理性铁沉积很轻微，相对较高的为颞叶皮层下弓状纤维，其次为额叶脑白质和枕叶脑白质。在内囊后肢及视放射则几乎没有铁沉积。脑组织中这种铁选择性沉积的机制目前还不明了。

铁由小肠吸收之后，以亚铁血红蛋白形式（血红蛋白、肌球蛋白）与蛋白质结合，主要以铁蛋白形式沉着在脑细胞内，其中以少突神经胶质细胞与星形细胞含量最高。铁作为一个重要的辅因子，在氧化磷酸化、多巴胺合成和更新以及羟基自由根基形成之中起积极作用。血液中含有的转铁球蛋白不容易通过血-脑屏障。在铁沉积较多的上述解剖部位中，毛细血管内皮细胞中的转铁球蛋白受体并不比铁沉积较少或没有铁沉积的其他脑部多。

脑内一些疾病也可表现病理性铁沉积，如帕金森病（铁沉积于壳核、苍白球）、阿尔茨海默病（铁沉积于大脑皮层）、多发性硬化（铁沉积于斑块周围）、放疗后脑部（铁沉积于血管内皮细胞）、慢性出血性脑梗死（铁沉积于出血部位）、脑内血肿（铁沉积于血肿四周）等。

脑组织中的铁沉积主要在细胞内，细胞内的铁主要造成局部磁场的不均匀，从而加快质子失相位，因此在T₂WI或T₂*WI上组织信号减低。在T₁WI上往往信号变化不明显，或可呈轻微高信号，严重铁沉积者在T₁WI上也可呈现低信号。

五、血流的MRI信号特点

在脉冲激发、空间编码、信号采集的MR成像整个过程中，静止组织内质子群的位置是相对固定的。然而人体内很多器官存在流动液体，例如：血管中的血液、蛛网膜下腔的脑脊液、尿路中的尿液等，这些液体特别是流动的血液在MR成像过程中，其位置都不断发生变化，这势必会影响MRI信号。本节将重点介绍血流的MRI信号特点。血流的信号比较复杂，与周围静止组织相比，血流可表现为高信号、等信号或低信号；信号的强度取决于血液流形式、血流方向、血流速度、脉冲序列及其成像参数等。

（一）常见的血流形式

为了更好地理解血流的MRI信号特点，先了解一下血流动力学的相关内容是必要的。血液为黏性液体，而且由于血管形态和流行的不同，血流可以表现为多种运动形式。总的来说，血流有两种基本类型，即层流和湍流。

层流是指血流质点的运动方向均与血管长轴平行，但运动速度存在差别。于血管壁相接触的无限薄的血流层流速为零，越靠近血管壁的血流流速越慢，越靠近血管腔中心的血流流速逐渐递增，血管腔中心的血流速度最快，约为平均流速的2倍。这样实际上血流的速度呈抛物线分布。

湍流是指除沿着血管长轴方向流动外，血管质点还在其他方向进行迅速不规则的运动，形成大小不一的漩涡。

血管里的血流通常是层流和湍流同时存在或交替出现。血管里的血流是以层流为主还是以湍流为主受到很多因素影响：

1.雷诺数

雷诺数代表惯性力和黏滞度的比率，即NR=ρDV/η，式中为雷诺数，ρ为血液密度，D为血管直径，V为血流平均速度，η为血液黏滞度。NR<2 000，血流趋向于层流；NR>3 000，血流趋向于湍流；NR介于2 000到3 000，则血流的变化比较复杂。从公式可以看出，管径大、血流快、低黏度容易导致层流的产生。

2.血管其他因素

如血管狭窄、血管壁粗糙、血管分叉处、血管转弯或迂曲等势必将导致湍流的产生。

（二）表现为低信号的血流

在常规MR成像时，特别是利用自旋回波序列或快速自旋回波序列成像时，血流常表现为低信号，其原因有：

1.流空效应

如果血流方向垂直或接近垂直于扫描层面，当施加90°脉冲时，层面内血管中的血液和周围静止组织同时被激发。当施加180°脉冲时（TE/2），层面内静止组织受到激发导致相位重聚产生回波；被90°脉冲激发过的血液在TE/2时间内已经离开受激发层面，不能接受，不产生回波；而此时层面内血管中为TE/2时间内新流入的血液，没有经过90°脉冲的激发，仅接受180°脉冲的激发也不产生回波，因而血管腔内没有MRI信号产生而表现为“黑色”，这就是流空效应。在一定范围内，TE/2越长，流空效应越明显。

2.扫描层面内质子群位置移动造成的信号衰减

180°脉冲可以剔除主磁场恒定不均匀造成的质子失相位。尽管沿扫描层内的血流在TE/2时间段内仍在扫描层面内，但与90°脉冲时相相比，质子群在层面的位置发生改变，其所在的主磁场环境发生了变化，180°脉冲不能纠正主磁场不均匀造成的质子群失相位，因此与静止组织相比，流动质子群的信号发生衰减。

3.层流流速差别造成的失相位

层面内沿着频率编码梯度场的血流将经历磁场强度的变化，如果血管中一个体素内所有质子群的流动速度一样，那么这些质子的进动频率将发生相同的变化，体素内的质子群并不失去相位，但由于层流的存在，一个体素内的质子由于层流的不同位置其流速将不同，经历梯度场强的变化就不同，进动频率将发生不同的变化，从而造成相位的不同，体素内的质子群将失相位，MRI信号衰减。

4.层流引起分子旋转造成的失相位

由于层流的存在，一个体素内的不同位置的质子将具有不同的流速，不同的流速将使水分子发生旋转，相应的质子相位将发生变化，质子群失相位，MRI信号强度发生衰减。

5.湍流

湍流的存在使血流出现方向和速度无规律的运动，因而体素内的质子群将失相位，MRI信号强度明显衰减。湍流容易发生在血管狭窄处的远侧、血管分叉处、血管转弯处、动脉瘤等部位。

（三）表现为高信号的血流

血流在某些情况下也可表现为高信号，具体原因如下：

1.流入增强效应

如果血流垂直于或基本垂直于扫描层面。同时所选用的TR比较短，这样层面内静止组织的质子群因没有足够的时间发生充分的纵向弛豫，出现饱和现象，即不能接受新的脉冲激发产生足够大的宏观横向磁化矢量，因而信号发生衰减。而对于血流来说，总有未经激发的质子群流入扫描层面，经脉冲激发后产生宏观磁化矢量，产生较强的信号，与静止组织相比较表现为高信号。流入增加效应既可以出现在梯度回波序列，也可出现在自旋回波序列。在多层面扫描时，血流上游方向第一层内血流的流入效应最强，信号很高，而血流方向的其他层面内由于血流中饱和的质子群逐渐增多，信号逐渐减弱。如在腹部梯度回波T₁WI横断面图像上，上方第一层腹主动脉血流信号很强，层面越往下，血流信号逐渐减弱；而腔静脉血流信号最强者出现在下方第一层，层面越往上，血流信号逐渐减弱。

2.舒张期假门控现象

动脉血流的速度受心动周期的影响很大，收缩期速度最快，舒张期血流速度逐渐减慢，到舒张中末期血流速度变得很慢。如果利用心电门控技术在舒张中后期激发和采集MRI信号，这时血液信号受流动影响很小，而主要受血液T₁值和T₂值的影响可表现为信号增高直至呈现高信号。另外如果当TR与心动周期刚好相吻合（如心率为60次/min，TR=1 000ms或2 000ms）且激发和采集刚好落在舒张中后期，则血管内的血液可表现为较高信号，这种现象称为舒张期假门控。

3.流速非常缓慢的血流

在椎旁静脉丛或盆腔静脉丛等血管内的血流非常缓慢，流动造成的失相位或流空效应表现得不明显，那么这些血管内的血流的信号与流动本身关系不大，而主要取决于血液的T₁值和T₂值，如果利用T₂WI则可表现为高信号。

4.偶回波效应

利用SE序列进行多回波成像时（TE分别选择在20ms、40ms、60ms、80ms），则在奇数回波的图像上（TE为20ms、60ms）血流的信号表现为低信号，而在偶数回波的图像上（TE为40ms、80ms）血流的信号表现为高信号。这种现象称为“偶回波效应”或称“偶回波相位重聚”。众所周知，质子的进动频率及相位与磁场强度有关，在梯度场中质子的位置改变将引起进动频率和相位的变化。如果质子沿着相位编码方向移动，则偶数次线形变化的梯度磁场可使相位已经离散的质子群又发生相位重聚，因而出现强度较高的血流信号。偶回波效应在肝脏SE多回波序列上常常可以看到，如肝静脉和肝内的门脉分支在第一回波（PD）表现为低信号，在第二回波（T₂WI）上表现为高信号。但实际上由于扫描时间过长，目前已经很少采用SE进行PDWI和T₂WI双回波成像，而多利用快速自旋回波序列（FSE或称TSE），FSE由于采用连续的180°脉冲产生长短不一的回波链，实际上回波链中有一半回波属于技术回波，另一半为偶数回波，因此利用FSE进行T₂WI，也会出现偶回波效应，如在肝脏FSE T₂WI上，肝静脉或肝内门脉分支常表现为高信号。

5.梯度回波序列

表现为高信号。在SE序列中，回波的产生利用层面选择的180°脉冲激发，这样只要在90°脉冲和180°脉冲之间（TE/2）受90°脉冲激发过的血液离开了扫描层面，则不能接受180°脉冲而产生回波。与SE序列不同，梯度回波序列的回波是利用梯度场的切换产生的，而梯度场的切换是不需要进行层面选择的，因此受小角度激发产生宏观横向磁化矢量的血流尽管离开了层面，但只要不超出有效梯度场和采集线圈的有效范围，还是可以感受梯度场的切换而产生回波，因而不表现为流空而呈现相对高的信号强度。

6.利用超短TR和TE的稳态进动梯度回波序列

利用超短TR和TE的稳态进动梯度回波序列血流可呈现高信号。近年来推出的稳态进动快速成像序列，由于采用了超短TR（<5ms）和超短TE（<2ms），即便是较快的动脉血流，流动（包括层流和湍流）对图像的影响也很小。该序列图像上，组织的信号强度取决于T₂*/T₁，因此血液T₂*较长的特点得以表现出来，因此无论是动脉血流还是静脉血流都呈现高信号。

7.利用对比剂和超短TR及TE的梯度回波T₁WI序列

可使血液呈现高信号。如果利用一个超短TR和超短TE的梯度回波T₁WI序列，血液的信号受流动影响很小，而主要取决于血液的T₁值。由于该序列的TR很短，一般的组织因饱和而呈现较低信号。这时利用静脉团注对比剂的方法使血液的T₁值明显缩短（明显短于脂肪的T₁值），血液即呈现很高信号。

六、MRI常见的伪影

每一幅MRI图像都存在不同程度的伪影。伪影是指MRI图像中与实际解剖结构不相符的信号，可以表现为图像变形、重叠、缺失、模糊等。MRI检查中伪影主要造成三个方面的问题：①使图像质量下降，甚至无法分析；②遮盖病灶，造成漏诊；③出现假病灶，造成误诊。因此正确认识伪影对于提高MRI临床诊断水平非常重要。

MRI的伪影主要分为设备伪影、运动伪影及磁化率伪影等三大类。

（一）设备伪影

所谓设备伪影是指与MR成像设备及MR成像固有技术相关的伪影。设备伪影主要取决于生产厂家的设备质量、安装调试等因素，成像参数的选择也是影响设备伪影的重要因素。下面主要讨论与成像参数有关的设备伪影。

1.化学位移伪影

化学位移伪影是指由于化学位移现象导致的图像伪影。化学位移现象是MRS成像的主要原理；但也可造成常规MRI图像出现伪影。此种伪影常出现在脂肪与非脂肪（主要是含水的）器官之间。产生的原因是因为脂肪中的质子的进动频率要比水中的质子快（约为3.5ppm）。此时，如果以水分子中的质子的进动频率为MRI的中心频率，则脂肪信号在频率编码方向上将向梯度场强较低（进动频率较低）的一侧错位，使邻近的两种像素信号重叠。结果在一侧脂肪-水界面出现高信号带，而另一侧水-脂肪界面出现低信号带。常见于肾-脂肪，膀胱-脂肪的交界面等（图1-4-9A、B）。

化学位移伪影的特点包括：出现在频率编码方向上；脂肪组织的信号向频率编码梯度场强较低的一侧移位；场强越高，化学位移伪影也越明显。

2.卷褶伪影

当受检物体的尺寸超出视场角（FOV）的大小，FOV外的组织信号将折叠到图像的另一侧，这种折叠称为卷褶伪影。MRI信号在图像上的位置取决于信号的相位和频率，信号的相位和频率分别由相位编码和频率编码梯度场获得。信号的相位和频率均有一定范围，这个范围仅能对FOV内的信号进行空间编码，当FOV外的组织信号融入图像后，将发生相位或频率的错误，把FOV外一侧的脑组织信号错当成另一侧的组织信号，因而把信号卷褶到对侧，从而形成卷褶伪影。实际上卷褶伪影可以出现在频率编码方向，也可以出现在相位编码方向上。由于在频率方向上扩大信号空间定位编码范围，不增加采集时间，目前生产的MRI仪均采用频率方向超范围编码技术，频率编码方向不出现卷褶伪影，因此MRI图像上卷褶伪影一般出现在相位编码方向上。在三维MR成像序列中，由于在层面方向上也采用了相位编码，卷褶伪影也可以出现在层面方向上，表现为第一层外的组织信号卷褶到最后一层的图像上（图1-4-9C、D）。

卷褶伪影具有以下特点：由FOV小于受检部位所致；常出现在相位编码方向上；表现为FOV外一侧的信号组织卷褶并重叠到图像的另一侧。

3.截断伪影

截断伪影也称环状伪影，在空间分辨力较低的图像上比较明显，表现为多条同中心的弧线状低信号。MRI图像是由多个像素构成的，数字图像要想真实展示实际解剖结构，其像素应该无限小，但实际上像素的大小是有限的，因此图像与实际解剖存在差异，这种差异实际上就是截断差别，当图像较大时其失真将更为明显，就可能出现肉眼可见的明暗相间的条带，这就是截断伪影。通过增加采集时间来增加图像的空间分辨力可克服此种伪影的发生。

截断伪影容易出现在两种情况下：①图像的空间分辨力较低（即像素较大）；②在两种信号强度差别很大的组织间，如T₂WI上脑脊液与骨皮质之间。

截断伪影的特点有：①常出现在空间分辨力较低的图像上；②相位编码方向往往更为明显，因为为了缩短采集时间相位编码方向的空间分辨力往往更低；③表现为多条明暗相间的弧线或条带（图1-4-9E、F）。

4.部分容积效应

与其他任何断层图像一样，MRI图像同样存在部分容积效应，造成病变的信号强度不能得以客观地表达，同时将影响病变与正常组织的对比。解决的方法主要是减薄层厚。

5.层间干扰

MR成像需要采用射频脉冲激发，由于受梯度场线性、射频脉冲的频率特性等影响，实际上MRI二维采集时扫描层面附近的质子也会受到激励，这样会造成层面之间的信号相互影响，这种效应称之为层间干扰（cross talk）或层间污染（cross contamination）。层间干扰的结果往往是偶数层面的图像整体信号强度降低，因而出现统一序列的MRI图像一层亮一层暗相间隔的现象。

（二）运动伪影

MRI图像的运动伪影往往是指由于受检者的宏观运动引起的伪影。这些运动可以是自主运动如肢体运动、吞咽等，也可以是非自主运动如心跳、血管搏动。运动可以是随机的如胃肠道蠕动、吞咽等，也可以是周期性运动如心跳和血管搏动等。

运动伪影出现的原因主要是由于在MRI信号采集的过程中，运动器官在每一次激发、编码及信号采集时所处的位置或形态发生了运动，因此将出现相位的错误，在傅里叶变换时其信号的位置即发生错位，从而出现伪影。

运动伪影具有以下共同特点：①主要出现在相位编码方向上；②伪影的强度取决于运动结构的信号强度，后者信号强度越高，相应的伪影越亮；③伪影复制的数目、位置受基本正弦运动的相对强度、TR、脉冲重复激发次数（NEX）、FOV等因素的影响（图1-4-9G、H）。

下面是常见运动伪影的特点：

1.随机自主运动伪影

随机自主运动伪影是指不具有周期性且受检者能自主控制的运动造成的伪影，如吞咽、眼球转动、肢体运动等造成的伪影。随机自主运动伪影的特点有：①主要造成图像模糊；②伪影出现在相位编码方向；③受检者可以控制。

2.呼吸运动伪影

呼吸运动伪影主要出现在胸腹部MRI图像上，呼吸运动具有一定的节律性和可控制性。特点为：①主要造成图像模糊；②伪影出现在相位编码方向上；③受检者可以在一定程度控制。

3.心脏搏动伪影

心脏搏动伪影不仅可以造成心脏MRI图像的模糊，而且伪影将重叠于周围结构上。心脏搏动伪影具有以下特点：①具有很强的周期性；②受检者不能自主控制；③沿相位编码方向分布。

4.大血管搏动伪影

大血管搏动伪影常见于以下几种情况：①腹部MR成像，特别是梯度回波快速成像序列；②增强扫描是由于血液信号增加，容易出现搏动伪影，梯度回波序列容易出现，SE T₁WI也可以出现在来自静脉的搏动伪影；③其他临近大血管的部位，利用梯度回波成像或增强扫描均易出现搏动伪影。

大血管搏动伪影的特点为：①具有很强的周期性；②沿相位编码方向分布；③常表现为一串等间距的血管影；④血管信号越高，波动伪影越明显；⑤在成像区域靠血流上游的层面搏动伪影较明显，而腔静脉搏动伪影则以下层面较明显。

（三）磁化率伪影及金属伪影

磁化率是物质的基本特性之一，某种物质的磁化率是指这种物质进入外磁场后的磁化强度与外磁场强度的比率。抗磁性物质的磁化率为负值，顺磁性物质的磁化率为正值，一般顺磁性物质磁化率很低，铁磁性物质的磁化率很高。MR成像时，两种磁化率差别较大的组织界面上将出现伪影，这种伪影称为磁化率伪影。磁化率伪影表现为局部信号明显减弱或增强，常同时伴有组织变形。

磁化率伪影具有以下特点：①常出现在磁化率差别较大的组织界面附近，如脑脊液与颅骨间、气体与组织之间等；②体内或体外的金属物质特别是铁磁性物质可造成局部磁化率发生显著变化，出现严重的磁化率伪影；③梯度回波序列对磁化率变化较敏感，与自旋回波类序列相比更容易出现磁化率伪影，EPI序列的磁化率伪影更为明显；④一般随TE的延长，磁化率伪影越明显，因此T₂WI或T₂*WI的磁化率伪影较T₁WI明显（图1-4-9I）。

七、MRI对比剂

MRI具有很强的组织分辨能力。在多数情况下，人体各组织间固有的生物化学方面的差别能够在T₁和T₂加权图像上产生良好的对比度，提供必要的诊断与鉴别诊断依据。但在某些情况下，MRI平扫不能满足人们对诊断疾病高敏感性和特异性的要求，常需要借助对比剂来显示病变及其特性。

（一）MRI对比剂概述

1.使用MRI对比剂的目的

使用MRI对比剂的目的在于：①提高图像的信噪比和对比噪声比，有利于病灶的检出；②通过病灶的不同增强方式和类型，帮助病灶定性；③提高磁共振血管成像的质量；④利用组织或细胞特异性对比剂获得特异性信息，可提高病灶检出率或定性诊断的准确率。

2.MRI对比剂的作用原理

传统X线造影检查和CT增强扫描是利用对比剂本身对X线的衰减作用来达到造影增强目的。而MRI对比剂则不同，其本身不产生信号，信号仍来源于质子，对比剂通过影响质子的弛豫时间，间接地改变组织的信号强度。磁共振成像时，人体组织的信号强度取决于几种因素。其中与机器相关的因素有主磁场强度、梯度磁场强度及持续时间、采用的脉冲序列及成像参数等。患者体内的因素有体素内质子密度和T₁值及T₂值等。众所周知，某些物质进入人体组织靠近共振的质子时，能有效地改变质子所处的磁场环境，影响质子的弛豫时间。有些物质（顺磁性物质）缩短质子的弛豫时间，而有些物质（逆磁性物质）则延长质子的弛豫时间。利用这些物质对质子弛豫时间的不同影响，可选择性地增加或减低组织的信号强度，通过人工对比的方法达到提高组织对比度的目的。

3.MRI对比剂的分类

磁共振对比剂种类很多，可从不同角度进行分类。例如按其对T₁弛豫和T₂弛豫的影响可分为T₁加权对比剂和T₂加权对比剂；按其对信号强度的影响（增强或减弱）可分为阳性对比剂和阴性对比剂；按对比剂在体内的生物分布特点，可分为非特异性和特异性对比剂，前者为细胞外间隙对比剂，主要经肾脏排泄，故又称肾性对比剂，后者选择性分布于某些器官和组织，不经过肾脏或仅部分经过肾脏清除，也称为非肾性对比剂。根据不同的磁特性，MRI对比剂可分为顺磁性、超顺磁性、铁磁性以及逆磁性四种对比剂，目前大部分使用和开发研制的MRI对比剂为顺磁性和超顺磁性物质。

（二）离子型非特异性细胞外液对比剂

目前临床上最为常用的MRI对比剂为离子型非特异性细胞外液对比剂，即钆喷替酸葡甲胺（Gd-DTPA），是最早在临床上应用的磁共振对比剂。下面介绍Gd-DTPA的作用机制和临床应用。

1.Gd-DTPA的历史、理化性质及药代动力学

1984年Carr首次采用Gd-DTPA进行了人体脑肿瘤的增强显影研究。1987年Gd-DTPA作为MRI对比剂正式被美国FDA批准。经大量药理和临床引用研究证明，Gd-DTPA是一种安全、方便、增强效果良好的对比剂，可应用于全身所有器官和组织的检查。

Gd-DTPA是一种钆的螯合物，螯合（chelate）是钳、爪的意思，是指带3个正电荷的钆离子（Gd3+）被带负电的螯合物包围，后者是二乙烯三胺五乙酸的二葡胺盐（DTPA），有5个带负电荷的羧基团。Gd-DTPA离子带2个负电荷（+3-5=-2），伴2个正电荷葡胺离子，呈中性不带电。与游离的或非螯合的钆离子相比较，钆离子被DTPA包围的最大优点是Gd-DTPA使钆离子的毒性减小10倍，DTPA与钆离子螯合还导致钆离子7个不成对电子的磁场轻度的屏蔽作用，使钆离子对体内质子的影响减弱。

Gd-DTPA的药物动力学与水溶性碘对比剂相似，具有高度水溶性，与蛋白质的亲和力较小，细胞内的穿透性低。几乎全部分布于细胞外间隙，由肾小球排泄。肾小球滤过率正常时，Gd-DTPA在血浆内的半衰期是90min，75%在3h以内经肾脏排出。

Gd-DTPA与碘对比剂相似，在静脉注射下不能通过正常的血-脑屏障。当血-脑屏障受损（如脑肿瘤或脑梗死）时，Gd-DTPA漏出血管进入组织间隙。组织内的Gd（钆）浓度较高，组织的T₁时间就越短。

2.Gd-DTPA的作用原理

Gd-DTPA是一种顺磁性物质，Gd3+具有7个不成对电子，其不成对电子与质子一样为偶极子，具有磁矩。电子质量很轻，但其磁矩约为质子的657倍。在无顺磁性物质的情况下，组织的T₁、T₂弛豫是由质子之间的偶极子-偶极子相互作用，形成局部磁场波动所引起的。在有不成对电子的顺磁性物质存在时，由于电子的磁化率约为质子的657倍，从而产生局部巨大磁场波动。此时，大部分电子的运动频率与Larmor频率相近，而使邻近质子的T₁、T₂弛豫时间缩短，即形成所谓质子偶极子-电子偶极子之间的偶极子-偶极子相互作用，引起所谓质子弛豫增强，其结果造成T₁和T₂弛豫时间缩短。在Gd-DTPA浓度较低时，由于机体组织的T₁弛豫时间较长，故对比剂对机体组织的T₁弛豫时间影响较大。然而，随着Gd-DTPA浓度增加，缩短效应渐趋明显，当Gd-DTPA浓度大大高于临床剂量，T₂缩短甚著，以致增强作用掩盖了T₁增强作用，此时如采用T₂或T₂*加权成像，含对比剂部分组织则显示为低信号，这种情况称为阴性造影。所以高剂量的Gd-DTPA也可用作阴性对比剂。由此可见，MRI对比剂对组织信号强度的影响与其在组织中的浓度有非常密切的关系。

3.Gd-DTPA的临床应用

Gd-DTPA为离子型细胞外液对比剂，不具有组织特异性，但可用于全身MRI增强扫描。

Gd-DTPA的临床应用常规剂量为每千克体重0.1mmol，FDA最大允许剂量为每千克体重0.3mmol。

目前临床上Gd-DTPA主要用于以下几个方面：①脑和脊髓病变，由于Gd-DTPA不能透过完整的血-脑屏障，因此如果脑组织内出现强化提示血-脑屏障的破坏，如肿瘤、炎症、梗死等。增强扫描有助于发现病变和病变的鉴别诊断。②垂体腺瘤或微腺瘤的检查。③脑灌注加权成像，主要用于急性脑缺血的检查，也可用于肿瘤等病变的检查和研究。④腹部脏器如肝、胆、胰、脾及肾脏的动态增强扫描。⑤心脏灌注加权成像，可显示心肌缺血，延时扫描还可评价心肌活性。⑥对比增强MRA（CE-MRA）。⑦全身其他部位病变的检查，特别是肿瘤病变的检出、诊断及鉴别诊断。

4.Gd-DTPA的安全性及不良反应

Gd-DTPA是非常安全的对比剂，半数致死量（LD₅₀）为每千克体重20mmol左右，其常规应用剂量为每千克体重0.1mmol，其安全系数（半数致死量/有效剂量）高达200（碘对比剂的安全系数为8～10）。

Gd-DTPA的不良反应发生率很低，文献报道为1.5%～2.5%，多出现为头晕、一过性头痛、恶心、呕吐、皮疹等。严重不良反应的发生率极低，约为1/1 000 000～2/1 000 000，可表现为呼吸困难、血压降低、支气管哮喘、肺水肿，甚至死亡。出现严重反应者多原有呼吸系统疾病或过敏病史。

关于Gd-DTPA不良反应的发生及机制，仍不清楚，与水溶性含碘对比剂的副作用机制一样。目前，大多数作者认为主要与钆剂本身的化学毒性有关。Gd-DTPA不良反应的高危因素及其不良反应的预防和处理均与水溶性含碘对比剂相仿。

（三）其他MRI对比剂

由于Gd-DTPA安全有效且价格便宜，在临床得到最广泛的应用。目前很多新型MRI对比剂处于研究阶段，有的开始在临床上应用，主要有：①非离子型细胞外液对比剂；②器官组织特异性对比剂，包括血池性对比剂，肝细胞特异性对比剂、网状内皮系统特异性对比剂、单克隆抗体对比剂等。

1.非离子型细胞外液对比剂

一些厂家已陆续开发出非离子型细胞外液MRI对比剂，如Gd-DO3A-butrol、Gd-DTPA-BMA和Gd-HP-DO3A等，这些非离子型对比剂渗透压低，安全性得以进一步提高。

2.网状内皮系统特异性对比剂

该类对比剂主要为超顺磁性氧化铁颗粒，颗粒直径40～400nm，表面用碳氧葡聚糖包裹。由于血液中直径在30～5 000nm的颗粒主要经网状内皮系统清除，因而静脉注射后该类对比剂进入肝脏及脾脏的网状内皮细胞，产生短T₂效应，在肝脏库普弗细胞可摄取对比剂颗粒。由于正常肝脏存在库普弗细胞，而肿瘤内一般无或少含库普弗细胞，因此对比剂能增加肿瘤与肝实质间的对比，从而提高肝脏肿瘤的检出率。该类对比剂增强对小肝癌的检出敏感性接近经肝动脉CT扫描（CTHA），特异性高于CTHA；与其他MRI技术结合使用能进一步提高敏感性和特异性，可取代CTHA和经动脉门静脉造影CT扫描作为肝癌的术前检查；肝硬化结节和局灶性结节增生含有库普弗细胞，因此它在诊断肝硬化结节和局灶性结节增生并与肝癌鉴别等方面有独特的优势。

3.肝细胞特异性对比剂（靶向对比剂）

这类对比剂由于其特殊的分子结构，因而能被肝细胞特异性地摄取。目前，该类对比剂已经在临床上得到应用。临床上，肝细胞特异性对比剂主要用于提高肝脏肿瘤的检出，对鉴别肿瘤是否肝细胞来源也有较大价值，另外，还有作者报道利用肝细胞特异性对比剂进行肝脏MR功能成像。根据分子结构及作用机制的不同，肝细胞特异性对比剂又可分为3类。

（1）钆螯合物：

钆与芳香环的螯合物有较高的亲脂性，使组织的T₁值缩短。属于此类对比剂的有：Gd-EOB-DTPA和Gd-BOPTA等。推荐使用剂量也为0.1mmol/kg，有较好的安全性。Gd-BOPTA这种对比剂既可作为细胞外液对比剂进行动态增强扫描，注射后40～120min扫描又可获得肝细胞特异性信息，还可进行排泌法MR胆管成像。

（2）锰螯合物：

主要为锰二吡多醛二磷酸（Mn-DPDP），为肝脏阳性MRI对比剂，由肝细胞摄入经胆汁排出，被肝细胞摄取后分解出来的锰，能产生很强的缩短T₁的效应，使正常肝组织呈阳性增强并与肿瘤组织间形成对比，Mn-DPDP的诊断特异性与网状内皮系统特异性对比剂相似，两种对比剂注射后需延迟成像以使正常肝组织充分摄取。

（3）肝细胞受体性对比剂：

该类对比剂的核心成分为超微型超顺磁性氧化铁颗粒（ultrasmall superparamagnetic iron oxides，USPIOs）。最大直径不超过30nm，如AMI-227（ferumoxtran）和FeO-BPA就属于这类制剂，前者平均直径只有4～6nm，后者颗粒更小。该类对比剂可通过肝细胞表面的无唾液酸基糖蛋白受体转运到肝细胞内，进入肝细胞后，在肝细胞的微粒体内分解出氧化铁颗粒，产生很强的短T₂效应。

4.血池性对比剂

血池性对比剂不易透过毛细血管基底膜，在血管内滞留的时间较长，适用于灌注加权成像和对比增加MRA。血池性对比剂根据成分和结构不同可分为两类。

（1）钆与大分子的复合物：

利用钆喷替酸葡甲胺（Gd-DTPA）与大分子物质如白蛋白、葡聚糖等连接，形成分子量超过2 000道尔顿的大分子复合物。该对比剂有两个优点，一个是在血管内停留时间延长，另一个是其短T₁效应较Gd-DTPA更强。

（2）较小超顺磁性氧化铁颗粒：

其基本成分与网状内皮细胞性对比剂相仿，但直径要小得多（约为20～30nm），可以躲过网状内皮系统的廓清作用，因而在血液中的滞留时间明显延长，表现为短T₁、短T₂效应，最后仍被网状内皮细胞吞噬，此时主要表现为短T₂效应。

第五节　MRI的设备

一、磁共振成像系统的组成

MRI系统包括5个部分：磁体子系统、梯度子系统、射频子系统、计算机和图像处理子系统、辅助设备。各系统的体系结构见图1-4-10A。图中每个方框均代表MRI系统的一个单元，箭头表示各单元之间的逻辑关系或信息流向，以下内容将陆续介绍各单元的作用和工作原理。

二、磁体子系统

磁体子系统是MRI系统的关键设备，它可以产生使原子核定向排列所必需的主磁场B₀，它的性能直接关系到系统的信噪比，因而在很大程度上决定着图像的质量，所以获得具有良好的磁场均匀性和稳定性的高质量磁体一直是各厂家努力追求的目标。

（一）磁体的性能指标

1.主磁场的强度

MRI系统的主磁场又称为静磁场（static magnetic field）。根据有关公式在一定范围内增加其强度可以提高图像的信噪比，所以，主磁场的强度不能太低，但由于场强与磁体造价成正比，用户需要对整机价格和图像质量作出考量，选择性价比适中的机型。

常导型和永磁型磁体以低场强为主，一般为0.35T以下。提高场强的唯一有效途径是采用超导型磁体。随着科学技术的进步以及超导材料和低温制冷费用的降低，各厂家相继推出了0.5T、1.0T、1.5T、2.0T、3.0T MRI系统，7T和9T的超高场系统也已研制出来。目前超导型MRI系统已经被各医院普遍采用，1.5T和3T系统以其较高的性价比逐渐成为最主要机型，7T系统目前已经被批准应用于临床，9T的超高场系统由于高静磁场对人体的生物效应的限制，目前仅限于动物实验。

高场强在提高图像信噪比的同时也会对图像质量带来不利的影响：在高场强中化学位移伪影较为明显，在水/脂肪交界线上由于两者共振频率不同，会形成一道薄线影。在高场强中的运动伪影严重，以T₁WI图像较明显，原因尚不清楚。RF储热效应与场强的平方成正比，超高场强（7T）使神经系统图像的信噪比提高，但腹部图像并不十分满意，有待于进一步提高。

2.磁场均匀性

所谓均匀性（homogeneity），是指在特定容积内磁场的同一性，即穿过单位面积的磁力线是否相同，这里的容积通常取一球形空间。

MRI系统的磁体在其工作孔径内产生匀强磁场，即主磁场B₀。在进行空间定位时，在B₀之上还需要施加梯度磁场ΔB，单个体素上的ΔB必须大于磁场偏差，否则将会扭曲定位信号，降低成像质量，磁场偏差越大，表示均匀性越差，图像质量也会越低。所以磁场的均匀性是MRI系统的重要指标之一。

磁场的均匀性并非固定不变的，由于受周围环境中钢结构和移动设备的影响，其均匀性也会发生改变，因此，在现场进行匀场是提高磁场均匀性的重要步骤。

3.磁场的稳定性

受磁体附近的铁磁性物质、环境温度或匀场电源漂移等因素的影响，磁场的均匀性或场值也会发生变化，即磁场漂移。稳定性就是衡量这种变化的指标。磁场或/和进动频率的不稳定，将会对图像的清晰度产生不利的影响。

磁场的稳定性分为时间稳定性和温度稳定性。时间稳定性是指磁场随时间而变化的程度。温度稳定性是指磁场值随温度变化而漂移的程度。永磁型磁体和常导型磁体的热稳定性比较差，因而对环境温度要求比较高，超导型磁体的时间稳定性和温度稳定性都能满足要求。

4.磁体的有效孔径

磁体的有效孔径以足以容纳人体为宜，孔径过小容易使人产生压抑感，孔径大些使患者感到舒适，然而，增加磁体的孔径将会面临许多难以克服的技术难题。目前大多数磁体的孔径多为100cm，但这样大的孔腔还要装入匀场线圈、梯度线圈、体线圈和内侧防护板，所以，实际孔腔直径为60～70cm。

较短长度的磁体可以改善患者的幽闭感，近年来出现的开放式磁体则可以消除患者的恐惧心理，易为儿童或其他焦躁型患者所接受，并为开展MRI的介入治疗用户带来了很多方便。

除上述性能指标外，制冷剂（液氦）的挥发率、磁体液氦腔的容积和液氦的补充周期等因素也是超导型磁体的重要指标。

（二）成像用磁体的分类

1.常导型磁体

根据法拉第电磁感应定律，载流导线周围存在磁场，其场强与导体中的电流强度、导线的形状和磁介质的性质有关。常导型磁体（conventional magnet）正是根据这一原理，用线圈中的电流来产生磁场的，因此，常导型磁体实际上就是某种螺线管线圈（图1-4-10A）。由于绕制线圈的铜导线有一定的电阻，故又将这种线圈制成的磁体称之为阻抗型磁体（resistive magnet）。为了产生较高的场强，往往数个线圈并用。图1-4-10B是常见的四线圈常导型磁体。

常导型磁体有明显的电阻，电阻会消耗电能产热，产热量与电流强度的平方成正比，场强越高电流越大，过高的场强将使冷却系统无法承受。故常导型MRI系统的以低场强为主，通常为0.2T左右。

常导型磁体结构简单，造价及运行费用低，磁体重量较轻，磁场可关闭。但耗电量和产热量大，场强低，磁场的热稳定性较差，磁场的稳定性受线圈电源波动的影响。

2.永磁型磁体

永磁型磁体（permanent magnet）是最早应用于MR全身成像的磁体。永磁型磁体的制作材料主要有铝镍钴、铁氧体和稀土钴3种类型，是将多块永磁材料固定在钢架上拼接而成。

图1-4-10C是永磁型磁体及其磁路示意图，图中两个磁极呈上下分布，磁场方向与被检者身体轴线垂直，称为横向磁场。在保证磁体孔径（磁极上下距离）的前提下，提高场强的唯一方法就是增加磁铁用量，但这样做又会增加磁体的重量。传统磁体的重量可达数十吨甚至上百吨，近年来改用稀土材料如钐钴和钕铁合金，可使产生的场强高而重量轻，用钕铁合金生产的永磁型磁体其场强为0.2T，重量仅为5 000kg左右。

永磁型磁体场强一般最高可达0.35T。永磁型磁体具有结构简单，造价低、不耗电、无需冷却系统因而维护费用低；杂散磁场小，对周围环境影响小；磁力线垂直于孔洞可以做成开放型磁体。缺点是场强低，只能达到0.3～0.35T；磁场热稳定性较差，要求室温波动<1℃；磁场不能关闭。

3.超导型磁体

超导型磁体（superconducting magnet）也是由导线中的电流产生磁场，与常导型磁体的区别在于导线是由某些超导材料如铌钛合金（超导温度8K，-265℃）制成，将这种导线制成的线圈放置于液氦（温度4.2K，-269℃）当中时，其导线电阻降为0，线圈呈超导状态，此时线圈中可以通过强大的电流而不产生任何能量损耗。励磁后切断电源，超导线圈中的电流恒定不变。只要磁体内有足够的液氦，磁体中的磁场将长久存在并基本保持不变。

图1-4-10D是超导型磁体示意图，由物理学有关结论可知，导电螺线管轴线上的磁场强度是匀强的，其场强仅与线圈的匝数和流经线圈的电流强度有关，在螺线管的两个端点处，场强将减少为其最大值即线圈中心场值的一半，因此，可在两端增加匝数即场强校正，使螺线管内场强处处相等。由图1-4-10D可知磁体内部的磁场方向为线圈的轴向，又称之为纵向磁场。磁体中心部为液氦腔即超导线圈所在的位置，其周围是真空绝热层，外面包绕着液氮腔和真空层。液氮的作用是为了减少液氦的挥发。所以早期的超导型磁体既要消耗液氦也要消耗液氮，都需要定期补充。

目前的超导型磁体都已用外屏蔽式机械制冷器代替液氮制冷，因而无液氮消耗。氦压缩机和二级冷头组成的制冷系统工作效率高，使屏蔽制冷的温度更低，液氦的挥发率进一步降低。液氦的补充周期由1年延长至3年，少数型号的磁体甚至7年补充一次。而最新型的超导型磁体则完全由制冷机组代替液氮、液氦制冷，无需补充液氮、液氦，使超导型磁体的运行成本大大降低，但由于对制冷机组和电源的要求非常高，磁体的安全性尚待研究，故并未进入实用阶段。

超导型磁体可以获得较高的磁场强度，目前医用MRI系统的场强最高可达7T。但与永磁型磁体相比运行费用也相应增加。未来随着高温（液氮温区）超导材料的研究取得进展，新型液氮温区的超导型磁体必将涌现，从而极大地降低运行及维护费用。

超导型磁体具有场强高，9T甚至15.4T的产品已进入动物实验阶段；磁场的均匀性和稳定性好，尤其高场强磁体，可用于波谱分析、弥散张量和脑功能成像等研究项目；磁场可关闭。缺点是：工艺复杂，造价高；需要一套专用的制冷系统及消耗较昂贵的液氦，使日常维持费用增高；超导线圈及开关因材料内部应力的不均衡或液氦过少容易造成失超（quench）事故，导致液氦大量挥发，造成损失。

4.混合型磁体

混合型磁体（hybrid magnet）一般是利用永磁型和常导型两种磁体技术制造出的磁体。在永磁型磁体的两个磁极绕上铜质线圈，使线圈产生的磁场与永磁场固有的磁场方向一致，这样两个磁场相互叠加，使场强大为增强。混合型磁体的优点是场强高（可达0.6T），并部分克服了永磁型磁体不稳定、重量大和常导型磁体功耗大的缺点，不足之处是结构复杂，且常导部分需要用液氮制冷，使造价增高。

典型的磁体系统除磁体本身之外，还包括匀场线圈、梯度线圈和射频体线圈，上述三个线圈由外向内依次套叠在磁体内腔。与上述线圈相连的是各自的电源，即磁体电源、匀场电源、梯度电源和射频电源。超导型磁体还应有制冷剂（液氦）液位计、超导开关、励磁和退磁电路、失超开关和安全保护电路等。

三、梯度子系统

梯度子系统（gradient system）是指与梯度磁场有关的一切电路单元。它的作用是产生线性变化的、可快速开启的梯度场，用于组织的空间定位。在梯度回波和其他一些快速成像序列中，梯度场的翻转还起着射频激发后自旋系统的相位重聚作用。因此，梯度子系统是MRI系统的核心部件之一。梯度子系统由梯度线圈、梯度控制器、数模转换器、梯度放大器和梯度冷却系统等部分组成。

（一）梯度磁场的性能

梯度磁场（gradient magnetic field，ΔB）简称梯度场。它的性能指标主要有有效容积、线性、梯度场强度、梯度场切换率、梯度场启动时间（上升时间）等。

梯度场有效容积又叫均匀容积。是指梯度线圈所包容的能够满足一定线性要求的空间区域。这一区域位于磁体中心，有效容积越大则成像范围就越大。

梯度场的线性是衡量梯度场平稳性的指标。线性越好，梯度场越精确，图像质量越好。

梯度场强度是指梯度场能够达到的最大值。梯度场越强，就可以扫描更薄的层面。

梯度场切换率和梯度场上升时间是梯度系统两个重要指标。梯度变化快，启动时间就短，就可以提高扫描速度。

由此可见，梯度子系统从扫描速度和空间分辨率上限制着整个MRI系统性能的改善，此外，一些复杂序列的实现也取决于梯度的性能。现代的临床扫描用MRI系统梯度场强度已经能达到60mT/m以上，部分梯度场强度已经达到80mT/m，使得一些复杂超快的扫描序列得以应用。

（二）梯度线圈

由x、y、z方向3个互相正交的梯度线圈组成。通常用两个环形线圈产生z向的梯度场G_z，当两线圈分别通以相反的电流时，可使中间平面的磁场强度为0，而两侧产生的梯度场ΔB分别与主磁场B₀同向或反向，形成由负值到0再到正值沿斜线连续变化的梯度场，这样，ΔB与B₀叠加，使得z轴方向每个平面的磁场强度都不相同，即平面与场强一一对应，从而确定平面在空间的位置。

x轴、y轴梯度线圈结构相同，彼此相差90°，均采用鞍形线圈，其产生的梯度场G_x、G_y与z轴的梯度场G_z正交，空间定位原理与Z轴梯度线圈相同。

传统梯度线圈，只有x、y、z一组线圈，近年来出现的双梯度线圈则具有两组。有的双梯系统设计了两套完全相同梯度线圈，在快速和薄层扫描时，两组线圈共同作用，其梯度场可达到80mT/m。有的则分别设计了一个大FOV和一个小FOV的梯度线圈，大的用于体部成像，小的则用于头部和高分辨率成像。

（三）梯度控制器和数模转换器

梯度控制器（gradient control unit，GCU）的任务是按照系统主控单元的指令，发出数模转换器（D/A转换器）所需要的标准输入信号。在梯度子系统中，GCU和D/A转换器共同完成对梯度放大器的各种精确控制。

（四）梯度放大器

梯度放大器是梯度子系统的核心部件，它是整个梯度控制电路的功率输出级，具有功率大、开关时间短、输出电流精确和系统可靠的特点。其输出的电流即梯度电流流过梯度线圈，梯度场正是在此电流的作用下产生的。

扫描过程中需要不断改变梯度场的强度和方向，所以，除了好的功率特性外，还要有良好的开关特性，梯度场的快速变化所产生的力与主磁场相互作用，使梯度线圈发生机械振动形成较强烈的噪声，这也是MRI系统有别于其他检查的特点之一，同时也是需要克服的难题。

一个梯度放大器通常有3个电流驱动放大器，在各自梯度控制单元的控制下输出需要的梯度电流，分别驱动3个梯度线圈。

（五）梯度冷却系统

梯度子系统是大功率系统，梯度电流高达上百安培甚至数百安培，必然会在梯度线圈和梯度放大器中产生非常大的热量，因此，必须采取冷却措施，常用的冷却方式有风冷和水冷或者两者并用。

（六）涡流的影响

变化的磁场会在其周围的金属体内产生感应电流，称之为涡电流（eddy current），简称涡流。同样梯度场的快速开关也必然在梯度线圈周围的金属材料中产生涡流，涡流的存在会大大影响梯度场的变化，使其脉冲波形严重畸变，因此，需要采取涡流补偿等方法来消除其负面影响。

四、射频子系统

射频子系统（RF system）主要由发射与接收两部分组成，其功能是发射射频脉冲，使检查区域磁化的氢质子吸收能量产生共振，并接收氢质子弛豫过程中释放的MRI信号。

（一）射频发射单元

射频发射单元由射频振荡器、频率合成器、滤波放大器、波形调制器、射频功率放大器、终端发射匹配电路和RF发射线圈组成。其功能是：在射频控制器的作用之下，产生扫描序列所需的各种角度的射频脉冲，最常用的有90°和180°脉冲。

一般来说，射频脉冲的频率就是氢质子的共振频率，但是，在有波谱（包括磷、碳、等原子核）分析的系统中，还要求射频发射单元能产生其他频率的脉冲。

由振荡器产生的射频脉冲首先被送入频率合成器进行频率校正。然后符合频率要求的射频波进入调制器产生需要的波形。经过逐级放大由功率放大器输出一定功率的射频波，通过阻抗匹配网络进入射频线圈对被检区域的氢质子进行激励。

射频功率放大器（RF transmitter）是射频发射单元的关键组成部分，要求它既能够输出足够的功率，还要有一定的带宽和良好的线性及工作非常可靠。

（二）射频接收单元

射频接收单元主要由前置放大器、混频器、中频放大器、相位检波器和低通滤波器组成。其功能是接收人体产生的磁共振信号，并适当放大处理后供数据采集单元使用。

前置放大器是射频接收单元的重要组成部分。由于接收线圈感应的MRI信号功率只有纳瓦级，所以要求它既要有很高的放大倍数，又要有很小的噪声，故又称为低噪声放大器。

MRI信号经前置放大器放大后到达混频器，在这里被转换成较低的中间频率，再经中频放大器放大后送往相位检波器，然后，相位检波器输出两个相位差为90°的信号经两个低通滤波器送往数据采集子系统。

（三）射频线圈

射频线圈（RF coil）是发射RF脉冲和接收MRI信号的设备。包括发射线圈和接收线圈。在射频激励过程中，RF线圈将射频功率转换为在成像空间沿主磁场方向横向旋转的射频磁场B₁，该磁场的旋转角速度或角频率与主磁场中的氢质子进动角速度或角频率相同，两者处于共振状态，于是，氢质子吸收能量，其自旋轴心偏离主磁场方向。在信号接收阶段，RF线圈又将氢质子磁化矢量M的进动转化为电信号。

MRI系统中使用的线圈种类很多，按线圈功能可分为发射线圈和接收线圈。接收线圈是只接收信号但不发射频脉冲的一类线圈，又称之为被动线圈，大部分表面线圈都是被动线圈，而射频激励任务则是由体线圈来完成，此时体线圈就是发射线圈，它提供的射频磁场B₁具有均匀性好、增益高和激励范围大的特点。有些线圈既能够发射RF脉冲，又能接收MRI信号，统称为主动线圈。最常用的主动线圈是体线圈（body coil），头线圈（head coil）和肢体线圈既有主动线圈也有被动线圈。

按适用范围可分为全容积线圈、表面线圈、部分容积线圈、腔内线圈和相控阵线圈。

全容积线圈（whole-volume coil），是指能够包容或包裹一定成像部位的柱状线圈，主要有鞍形、笼形和螺线管形式的线圈，如体线圈和头线圈。

表面线圈（surface coil）是一种紧贴成像部位放置的接收线圈，其结构既有固定形状（如扁平形）的线圈，又有软表面线圈，其种类繁多，主要有脊柱线圈、体部软线圈、关节线圈等。表面线圈成像局部信号强，信噪比高，但图像不均匀，目前已有厂家采取信号均匀技术，有效克服了上述缺点。

部分容积线圈（partial-volume coil）是综合了全容积线圈和部分容积线圈技术构成的线圈。通常包括两个成像线圈。

腔内线圈（intracavitary coil）是置于人体腔内的小型线圈。如直肠内线圈。

相控阵线圈（phased-array coil）是由两个以上的线圈组成的线圈阵列，可以从较大范围内获取数据进行成像。常见的有全脊柱成像阵列线圈、体部阵列线圈、心脏专用阵列线圈和颞下颌关节（temporomandibular joint，TMJ）线圈等。

按极化方式可分为早期的线极化线圈和目前广泛使用的圆极化线圈。圆极化线圈又称为正交线圈（quadrature coil），它的两个线圈互相垂直放置，彼此独立互不干扰，可同时接收同一MRI信号，使获得的信息量增加，图像质量提高。此外，用正交线圈发射激励脉冲时，所需的发射功率较小，降低了患者所承受的射频功率。如体线圈、头线圈等。

另外，还有用于磁共振特定原子核波谱分析的特殊线圈，如磷谱和碳谱线圈。

近年来随着磁共振并行采集技术的出现，一些新型多通道线圈（如6通道或8通道头线圈）也被成功应用于磁共振成像，使得扫描速度更快，图像质量进一步提高。

五、信号采集和图像重建子系统

信号采集（data acquisition）单元的核心是A/D转换器。所谓信号采集指对相位检波后的两路信号分别进行A/D转换，使之成为数字信号的过程。这些数字信号经过累加和变换成为重建图像的原始数据。

图像重建单元的核心是专用图像处理计算机（阵列计算机），它将经A/D转换的数字信号加入图像重建所必需的其他信息，包括空间定位信息、生理信号门控数据等识别信息或标志信息，然后以直接存储器存储（direct memory access，DMA）方式高速存取数据并重建成图像。

六、主机算机和图像显示子系统

主机算机（host computer）由硬件和软件两部分组成，其功能是进行系统控制，产生脉冲序列，完成MRI系统的扫描，数据的采集，图像的重建、显示和存储。

（一）硬件部分

早期的MRI系统计算机一般采用16位或32位小型计算机，1～8MB内存，硬盘500MB左右，如PDP11/24、VAX11/750、MICRO VAXΠ等。采用磁带机存储图像和原始数据，显示器由字符终端和图像显示器组成，配键盘和轨迹球（track ball），照相机为模拟多幅相机。

目前MRI系统计算机普遍采用64～128位计算机工作站，如SUN工作站、SGIonyx工作站及DEC Alpha工作站等，特别是近年来随着计算机技术的不断进步，微型计算机为众多厂家采用，小型电脑系统接口（small computer standard interface，SCSI）的硬盘也由最初的1～4GB提高到现在的18～120GB以上，快速内存为256M～3GB，并配有网络适配器和DICOM3.0接口及可擦写光盘（eraserable optic disc，EOD）驱动器用来在网络上存储图像及备份软件，微型计算机还配有DVD刻录机等设备，显示器采用大屏幕彩色专用显示器或液晶显示器，照相机采用湿式数字激光相机或干式激光相机。

（二）软件系统

磁共振计算机软件可分为系统软件和应用软件。

1.系统软件

包括操作系统（operation system，OS）、语言处理系统和例行服务程序等三个模块，由计算机厂家编制，用于计算机的管理、维护、控制和运行等功能。其中操作系统是系统软件的核心。早期计算机操作系统软件主要有RT11、VMS等，目前多采用DOS、Unix和Windows等。

2.应用软件

用于MRI系统的运行控制、患者数据的录入、扫描序列的选择和参数设定，患者扫描数据的采集、存储和图像重建，以及各种图像和数据的后处理。如磁共振血管成像（MRA）、磁共振胰胆管成像（MRCP）、电影回放（CINE）、脑功能分析和波谱（spectroscopy）分析等。此外，还包括系统维护软件和网络管理软件，维护软件用于MRI系统的故障检测、分析和调整，并随时监测系统的运行情况，以便根据错误信息及时排除故障。网络管理软件是通信控制软件，它主要提供上网登记、网络传输和管理等有关的协议。

七、辅助设备部分

（一）磁屏蔽

由于磁体有强磁场，一方面可以使附近磁敏感性强的精密仪器包括CT、X光机、心脏起搏器等设备产生磁化，其不能正常工作，造成严重后果；另一方面，扫描室外较大的铁磁性物体如汽车、钢瓶等从附近经过，也会影响磁场的均匀性，导致图像质量下降，所以必须有适当的屏蔽对磁体和磁场加以保护。

磁屏蔽（magnetic shielding）分为有源屏蔽和无源屏蔽两种。有源屏蔽（active shield）是由磁体外的一个线圈或线圈系统组成的磁屏蔽。无源屏蔽（passive shield）是用铁磁性材料来包容特定范围内的磁力线，包括房屋屏蔽、定向屏蔽和自屏蔽，屏蔽材料一般选用厚度约2cm的钢板，有的磁体自屏蔽则由厚达8cm的钢质材料构成。

早期的磁屏蔽通常采用房屋屏蔽，现代的磁体许多都具备有源屏蔽，一般不需要做房屋屏蔽。

鉴于扫描室的强磁场环境，绝对禁止带有心脏起搏器的患者进入，也不允许将其他铁磁性物体带入室内，以避免对磁体和患者造成伤害及影响图像质量。

（二）射频屏蔽

射频发射器按照拉莫尔（Larmor）频率发射射频（radio frequency，RF）脉冲，接收器则在质子的弛豫阶段接收磁共振信号，由于发射器的功率高达数千瓦以上，且RF脉冲的频率又处于电磁波谱的米波段，极易干扰邻近的精密仪器，使其正常工作受到影响，同时，线圈接收的磁共振信号功率为纳瓦级，容易受到干扰而湮没，因此，磁体室安装射频屏蔽是非常必要的。射频屏蔽（radio frequency shielding）一般安装在磁体室的四壁、天花板和地板内，由薄铜板焊接成一个完整的屏蔽体；观察窗则应安装目数符合要求的双层铜网；磁体室门和墙壁之间的屏蔽层要贴合紧密；进出磁体室的电源线、信号线均应通过滤波板；所有进出磁体室的送风管、回风口和失超管等穿过射频屏蔽时必须通过相应的波导管。射频屏蔽应与周围地面绝缘，并通过一点接地，其接地电阻应小于规定值（如1Ω以下）。

（三）其他辅助设备

除上述屏蔽以外，MRI系统辅助设备还有匀场线圈，用于调整主磁场的均匀性；水冷系统，用于消减梯度子系统和磁体子系统产生的热量；空调系统和不间断电源等设备。

第六节　MRI的临床应用

一、MRI的生物安全性

目前，经过各国医药工业管理部门批准生产的MR成像仪都是安全的。均证明对人体没有不良作用。文献报道低于20 000Gs的磁场没有任何生物损害作用，虽然梯度磁场引起的场强变化可使受激励组织发生生物电流感应，但电流强度十分微弱，远远低于能够刺激心脏、神经细胞与肌肉纤维需要的强度。迄今为止，尚未发现医用磁共振设备引起人体基因的变异或婴儿发育异常。

尽管MRI检查被认为是安全可靠的，但是MRI的安全问题仍然不容忽视。MRI的安全性是指处于MRI磁场环境中的物体对患者或其他人员不构成危险，但有可能影响诊断信息的质量。自20世纪80年代初MRI应用于临床以来，MRI扫描机的软硬件经历了不断更新和改进，目前3.0 T扫描机已在我国医院广泛使用。与此同时，接受各种生物医学置入物和置入设备治疗的患者数也越来越多，且这些置入体的构成成分、种类和复杂性也在不断变化，使得这些患者在接受MRI检查时的安全性问题再次引起人们的关注。例如，置入物受磁力相互作用引起的移动、被诱导产生电流与加热，以及保持生物医学置入设备的功能等问题。只有熟悉MRI相关的注意事项，才能更好更安全地使用MRI仪，使之发挥更大的功能：

（1）磁共振检查时，要把人体置于强大的外加静磁场和变化着的梯度磁场内。这些磁场对磁铁性物质有巨大的吸引力，所以人体内或由于外伤后遗留在体内的金属弹片、碎屑，或因治疗需要而置于体内的植入体，如起搏器、人工关节和动脉瘤术后的金属夹等，都会受到巨大吸力而移动，从而造成危害。而且也会产生金属伪影，致使图像质量不良。

（2）由于射频线圈的电流所致的电阻率丧失，组织中可产生热量，高场强的MRI扫描机比低场强者更有可能产生能被测到的体温升高。尽管证明没有危害，但对那些散热功能障碍的患者，高热的患者，必须谨慎处理，防止产生过多的热量，特别是在热而又潮湿的环境下更应注意过多的热量，特别是在热而又潮湿的环境下更应注意。

（3）在临床MRI检查过程中，约有2%～9%的患者会出现紧张、恐慌、焦虑等精神症状，不能忍受扫描腔狭小的空间，从而不能很好配合只得中止检查，即所谓的幽闭恐惧症（claustrophobia）。对这样的患者，检查前应耐心介绍MRI检查过程及可能出现的噪声等情况，尽量减轻患者的精神负担，必要时可辅以镇静剂或改用其他检查手段。

（4）尽管目前尚无证据表明磁场对人体发育有危害，但为谨慎起见，对妊娠患者，尤其妊娠早期必须慎重对待。虽然目前已经开展了有关胎儿MRI的研究，但还是主张妊娠3个月以内的孕妇不宜接受MRI检查。

（5）尽管MRI扫描速度已经明显加快，但与CT相比，MRI采集时间仍相对较长；同时由于强磁场会干扰监护仪的正常工作，因此危重患者、无法控制的不自主运动及不合作的患者一般不宜进行MRI检查。

二、MRI技术的优势与限度

（一）MRI的优势

与CT相比，MRI具有很多优势，具体表现在：

1.MRI检查的生物安全性较高

MRI图像信号的采集不是利用电离辐射，对人体无辐射损伤，MRI增强扫描时所用的顺磁性对比剂无毒性反应，无需含碘的对比剂，同时在检查前也不用对患者进行特殊的准备。因此，为一种无创伤性的检查，易被患者所接受。

2.多参数、多方位成像提供更多的诊断信息

MRI可利用不同的技术来反映组织多参数信息。常规MR T₁WI可有利于观察组织的解剖结构；T₂WI有利于观察病变的信号变化；弥散加权图像可获取水分子扩散等信息；MRS可无创地获取组织代谢产物的信息；利用被检组织的物理和生物化学特性（如水、铁、脂肪、血管外血液及其降解后的产物等），通过调整不同的参数来显示和区分特定组织如关节软骨、血液等。同时，MRI扫描时，无需移动患者即可作多方向的断面成像，无需后处理重建技术，对制定放射治疗和手术方案很有帮助。因此，MRI所得到的组织信息远比CT要多得多。

3.心脏和大血管成像的优势

MRI通过流动效应来评价血流的流动，因此，无需使用对比剂即可使心脏和大血管清晰显示。MRA技术可在不注射对比剂的情况下清晰显示血管的分支结构，其显示效果可与DSA相媲美。功能分析软件还可对心功能进行定量评价，可检测血流的流速和流量。

4.避免骨伪影的干扰

自旋回波序列扫描时，骨皮质及钙不发射信号。因此，为骨骼所包围的组织，如小脑、脑干和椎管内的组织得以清楚显示，不像CT那样会受因骨产生的伪影所影响。

5.软组织分辨力高

与CT相比，MRI具有更高的软组织分辨力，对肌肉、半月板、关节软骨及脑灰白质等的清晰显示是CT所无法比拟的。

6.形态与功能并重

近几年MRI技术已发展到能够对组织血流量或去氧血红蛋白水平的变化进行定位，而这些变化与被激活的脑活动直接相关。因此，功能磁共振成像与PET相似，可以探查与认知、感觉和运动功能相对应的神经元活动所在的脑活动区。与PET相比，功能磁共振成像的优势在于可以同时获取功能与形态图像，做到形态与功能并重。

（二）MRI的限度

尽管MRI具备上述技术上的优势，但也有一定的不足之处，如：

1.扫描时信号采集相对较慢，伪影相对较多

与CT相比，MRI的采集时间相对较长，一些生理性活动，如心血管、脑脊液的搏动、呼吸动和胃肠道的蠕动等，均会产生一定程度的运动伪影，从而影响成像的清晰。尽管目前已开发出许多MRI超快速成像技术，但由于图像质量相对较差，因此还不能替代常规的SE或FSE序列。

2.禁忌证相对较多

重危患者，不能很好合作和配合的患者，仍不能接受此项检查，或因监护系统及生命保障系统不能进入磁体房，或因扫描时间太长而不能耐受之故；带有心脏起搏器或体内带有磁铁性医疗装置的患者均受到限制，不能接受检查。

3.对钙化及骨性结构显示效果欠佳

自旋回波成像时，钙常无信号，并与周围组织的对比不佳；同时钙盐的结晶形态不同可表现出不同的信号，如成熟的钙化T₁WI和T₂WI上多呈低信号；而不成熟的结合钙可在T₁WI上表现为高信号。因此，在诊断以病理钙化为特征的病变时，会受到影响。骨性结构由于质子的含量较低，使得在MRI上信号减低，分辨力下降。因此，对骨骼系统疾病的诊断常辅以X线或CT检查，以利于对细微骨小梁结构的观察。

4.信号变化多样，图像的解释相对复杂

由于MRI为多参数、多序列成像，因此，在不同序列上同一组织可表现为不同的信号变化。同时，由于信号的影响因素较多，同一信号变化可由不同原因所引起，这就给我们的解释工作带来困难。因此，需要我们掌握MRI的基础理论知识，在影像诊断前应了解图像的扫描参数以及不同序列上组织的信号变化，对复杂的信号变化做出合理的解释。

5.费用相对较高

MRI仪为较精密的成像仪器，需要一定的技术力量和器材来维持其运转，因此费用相对较高。如超导型磁共振仪需要有一套专用的制冷系统及消耗较昂贵的液氦，使日常维持费用增高。

6.噪声相对较大

MRI的噪声主要来自梯度线圈中电流的开启和关闭切换所造成的振荡。噪声的强度与梯度场的强度及切换速度、所采用的序列及成像的参数有关。尽管新型MR仪采用所谓的“静音”降噪技术来减低噪声，但许多患者接受检查时仍难以忍受噪声的影响，因此，在MRI检查时，应做好患者的防护，主要是佩戴MRI专用耳塞。

三、MRI的临床适应证

（一）中枢神经系统

在神经系统应用较为成熟。三维成像使病变定位诊断更为准确，血流成像则可观察病变与血管的关系。对脑干、幕下区、枕大孔区、脊髓与椎间盘的显示明显优于CT。

1.脑肿瘤的诊断MRI优于CT之处在于图像对比及分辨率好，可行多方向平面扫描，而且无伪影。尤其在检查头顶部、后颅窝和颅底部等靠近骨壁的脑组织时，因无骨的干扰，明显优于CT。三维成像的使用对脑肿瘤的定性、定位诊断更准确。

幕上胶质瘤及转移瘤，CT和MRI都同样有效。然而MRI因其具有多方向平面扫描功能，可提供更多的解剖学的信息；多参数图像可对有关瘤体的成分、囊变坏死等情况的判断提供帮助。肿瘤界限常因瘤周大量水肿而显示不清，但用增强扫描可以将二者区分开来；诊断幕下肿瘤，则MRI明显优于CT。近年来的研究发现，应用弥散、灌注及MRS在判断胶质瘤瘤周浸润及其与单发转移瘤的鉴别方面能够提供有价值的信息，为指导治疗及其预后提供帮助。

脑膜瘤在MRI可有特征性的信号改变，根据MRI可判断瘤内的成分如脂肪、血管等，对病理类型的诊断可能有帮助，但观察邻近骨质增生、破坏及其病理性钙化，则CT优于MRI。

听神经瘤中MRI可发现较小的管内肿瘤，可明确判断肿瘤与听神经的空间解剖关系，但对于内听道骨质的破坏情况则不如CT。

对垂体瘤、鞍上及鞍旁肿瘤的诊断MRI明显优于CT。MRI则因具有多方向平面的扫描功能对病变扩展的精确范围及其对邻近器官的影响能提供更多的信息。对微小肿瘤的显示，特别是垂体微腺瘤的诊断极有价值，结合常规增强扫描及动态增强扫描可精确地显示肿瘤的大小，捕捉到肿瘤的早期强化。

2.脑内非肿瘤性疾病对脑组织有任何损害时都会伴有含水量或髓鞘脱失等改变，这些改变的反映是MRI信号强度的变化。因此，MRI对很多脑的非肿瘤疾病的诊断非常敏感，明显优于CT。

脑缺血（ischemia）由于弥散、灌注及FLAIR序列等的应用，使得MRI诊断的敏感性、特异性均明显高于CT。在血管闭塞后几小时或更短，脑梗死的改变即可通过MRI检查来发现。

脑出血（hemorrhage），在24～48h的急性出血，特别是蛛网膜下腔出血，不易为MRI所发现，而CT则可以诊断。MRI对脑出血的价值在于其能对血肿进行准确分期。

脑血管病变，包括动脉瘤和动静脉畸形及其并发病如出血和脑血管闭塞的诊断有较高价值，更由于其无创性，使之更易于推广应用。MRI对血流非常敏感，而且证明在发现血管畸形，特别是一些未被血管造影所发现的海绵状血管瘤及发育性静脉异常等都非常有效。当然在治疗前进行评估时，脑血管造影仍是不可少的。

炎症包括各种细菌、病毒、真菌性脑炎、脑膜炎与肉芽肿在MRI均可显示，注射顺磁性对比剂Gd-DTPA对定性诊断更有价值。对弓形虫脑炎、脑囊虫、脑包虫病可作定性诊断，并能分期分型。

脑退行性病变MRI能清楚地显示皮质性、髓质性及弥漫性脑萎缩。MR还能诊断原发性小脑萎缩。协助诊断皮质下动脉硬化性脑病及阿尔茨海默病等疾病。

髓鞘脱失及髓鞘形成障碍（disorders of myelination）均很容易被MRI发现。MRI被认为是诊断多发性硬化（multiple sclerosis，MS）最好、最敏感的方法。另外，MRI对诊断肾上腺脑白质营养不良、中毒性脑病及肝豆状核变性等疾病都有重要价值。

脑先天性发育畸形MRI是显示畸形程度最敏感而准确的方法，如大脑及小脑发育不良、胼胝体发育不良、神经元移行异常、神经皮肤综合征、丹迪-沃克综合征（Dandy-Walker综合征）及阿诺尔德-基亚里综合征（Arnold-Chiari综合征，Chiari畸形）等。特别是对复合畸形发生的判断具有重要价值。

3.脑室与蛛网膜下腔病变MRI能清楚地显示孟氏孔和中脑导水管，能明确分辨梗阻性和交通性脑积水。MRI显示蛛网膜囊肿、室管膜囊肿、脑室内肿瘤及脑室内囊肿等均很敏感。

4.在评价肿瘤术后及放疗后的损伤等方面，MRI也明显优于CT。结合MRS等技术可以为肿瘤放疗后坏死与复发的鉴别提供帮助。

5.脊髓与脊椎病变从矢状面、轴位与冠状面上直接显示脊髓与脊椎是MRI的突出贡献。脊柱骨折、椎间盘突出、脊髓受累在MRI上一目了然。MRI还能对颈椎病进行分期、分型；MRI椎动脉造影是唯一无创伤性的血管造影方法；MRI还能直接显示脊髓空洞、脊髓动静脉畸形、髓内出血、硬膜下或硬膜外血肿以及蛛网膜囊肿等。MRI还能明确肿瘤位于髓内或髓外，协助诊断和定位，增强扫描更能勾画出肿瘤侵犯的具体范围。

（二）五官与头颈部

五官与头颈部病变由于MRI的软组织分辨力高，可进行矢、冠、轴多方位扫描，又无骨骼伪影的干扰，内耳水成像、颈部血管成像等技术的应用，在检查眼部、鼻窦、内耳、鼻咽、喉与颈部病变方面比CT有明显优势，例如水成像技术使膜迷路显示清晰，从而对内耳前庭、耳蜗及半规管显示清晰，有助于先天发育异常的诊断。

在头颈部肿瘤的发现、定位及制订治疗方案时，MRI优于CT，因它具有多方向平面扫描的功能，可确定组织特性并且无骨骼和牙齿伪影的干扰。而且由于流空效应MRI还可以很容易地区分血管断面与淋巴结。

在眼部检查中，MRI能清楚显示视神经全貌，脂肪抑制技术更能明确眼部组织结构。对视网膜脱离、黑素瘤有特征性的信号改变。而鼻咽部、颞下颌关节及颈部软组织等复杂解剖部位的检查更能体现MRI的优越性。

（三）心血管系统

由于流动效应，MRI对心脏和大血管的成像非常有用，无需对比剂即可看清心脏和大血管的内腔。但心脏的MRI检查需加心电门控。

1.心脏缺血性疾病（ischemic heart disease）

MRI可发现心肌梗死的瘢痕、室壁瘤和心腔内血栓。由于快速流空效应，心腔与大血管均呈无信号黑影，其内的肿瘤呈软组织信号；血栓呈正铁血红蛋白独特的高信号；急性与慢性心肌梗死区呈长T₁与长T₂异常信号。

2.心肌病（cardiomyopathy）

对于肥厚型心肌病及扩张型心肌病的诊断和鉴别诊断MRI能够提供有价值的信息。

3.心脏瓣膜病（valvular heart disease，VHD）

MRI能显示风心病瓣膜改变，并能显示前负荷增加所致的继发性改变。结合心脏电影技术及功能性分析软件还可对血流方向、流经瓣膜的血流速度、血流量等进行测定。

4.心内和心旁肿块

MRI能显示心包、心腔和心壁、大血管和纵隔，因此在诊断心内及心旁肿块时优于CT，当然超声心动图因其简便易行，且费用便宜，可用作筛选检查。

5.先天性心脏病

MRI可提供一种非创伤性的不用对比剂的检查方法。对各种先天性心脏病变如心间隔缺损、法洛四联症、马方综合征等病理改变则须选择的层面才能显示。

6.主动脉疾病

MRI诊断主动脉夹层优于CT，不用对比剂即可显示真、假腔及病变范围和发现内膜破口。

（四）胸部

1.肺癌MRI的总体显示效果不如CT，但对于决定有无纵隔或肺门淋巴结增大，MRI比非增强的CT扫描优越。借助于流空效应能清楚与血管结构相区分；当中心型肺癌引起肺不张时，MRI能清楚地显示肿瘤本身与不张的肺组织，有助于判断肿瘤的大小。

2.纵隔肿瘤的诊断MRI优于CT，这是因为它具备多方向平面扫描的特点，能揭示肿块与心脏大血管的解剖关系，提供手术切除可能性的信息。

3.由于MRI流空效应和多平面成像的能力，故最适于诊断肺隔离症（pulmonary sequestration）。无需使用造影剂，就能极好地显示隔离肺的供血动脉和引流静脉，还可以观察隔离肺的内部结构变化及其与周围肺的关系。研究表明，MRI可以代替创伤性血管造影来显示隔离肺的供血动脉，为手术提供准确的解剖信息。

4.MRI对乳腺疾病特别是乳腺癌的诊断很有帮助。

（五）肝胆疾病

1.肝脏疾病

MRI对鉴别海绵状血管瘤与肝癌（包括转移瘤）有特别重要的价值，CT动态增强扫描难以确诊的海绵状血管瘤在MRI重T₂加权像上可以与肝癌明确地加以鉴别。特异性的磁共振超顺磁性造影剂（SPIO）的使用，开辟了肝癌诊断的新途径。Gd-DTPA的动态增强扫描改变了MRI只能靠信号改变，不能反映血流动力学变化的弱点。总之，MRI对肝脏内局灶性病变有较高的诊断价值。

2.急慢性胆囊炎

MRI可以借用CT的诊断标准。不用造影剂MRI可以鉴定胆囊浓缩法的能力，有助于鉴别急慢性胆囊炎。

3.梗阻性黄疸

MRI的诊断作用优于CT。对肝胆管扩张，MRI可以直接区分呈流空低信号的肝内静脉与呈长T₁、长T₂的淤滞的胆管。基于水成像技术的无创伤性MRCP已基本取代了ERCP的诊断价值。虽然MRCP不能取代ERCP的治疗作用，但作为无创伤、无痛苦，并可获得相关的肝脏MRI断面图像，能直接观察胆总管腔内外病变情况的新兴检查手段，MRCP有着无比的优越性。

（六）胰腺疾病

胰腺疾病MRI可以沿袭CT的标准显示胰腺癌、胰岛细胞瘤、急性胰腺炎、慢性胰腺炎与假囊肿形成，但尚不如CT的影像清晰。

（七）泌尿系统

肾脏与泌尿系统器官位置相对较固定，受呼吸影响小，因此MRI能清楚地显示肾、输尿管、膀胱等组织结构。对泌尿系统所有疾病，炎症、结石、肿瘤、畸形、梗阻、血管性病变等均可获得清晰图像，使肾皮质髓质对比清晰，有效监测肾脏移植后排斥反应。磁共振血管成像可对肾血管性疾病作出明确诊断。方法简单、无创，磁共振尿路水成像对尿路梗阻可作出明确诊断。

（八）女性骨盆

MRI主要用于妇科肿瘤分期。

1.子宫内膜癌（endometrial carcinoma）

MRI可作为一种非创伤性的肿瘤分期和制订治疗方案的依据。T₂加权像可以发现肿瘤的存在，其敏感性可达84%。对肿瘤分期的准确性可达92%。

2.子宫颈癌（cervical carcinoma）

MRI通过直接显示肿物，测量其体积以及对邻近器官的侵袭来分期。

3.卵巢癌（ovarian carcinoma）

MRI的作用为对肿瘤分期。但仍有限度。不能区分肿瘤的恶性程度。只能了解肿物是囊性还是实性，有无出血和判定肿瘤包膜的厚度及肿瘤的扩展。

4.良性病变MRI检查的适应证

发育异常的分类，平滑肌瘤的诊断和定位，子宫内膜异位的诊断以及超声尚未确诊的盆腔肿块。

（九）男性骨盆

1.前列腺

常规MRI虽然并不能对前列腺癌和前列腺肥大进行可靠的鉴别，但与常规X线、常规超声、肛门直肠内超声以及CT相比。它在了解肿物侵及范围及瘤体组织内的变化方面有一定优越性。近年研究表明，MRS在二者的鉴别诊断方面能提供帮助。

2.膀胱癌（carcinoma of bladder）

对膀胱癌的分期，MRI的作用较CT优越。

（十）肌肉骨关节系统

MRI对组织分辨力高的优势在骨骼肌肉系统的表现最为明显。因为肌肉、韧带、肌腱、软骨及液体的密度差别不大，在其他影像检查中难以区分，而它们的T₁、T₂弛豫时间不同，所以这些组织在MRI上显示清晰。任意方向成像更能显示肌腱、韧带的全貌。在传统放射学中，骨科疾病是的诊断难点，肌肉、关节软骨内疾病的诊断几乎是空白，因此MRI现普遍应用于骨、关节疾病的诊断。在绝大多数骨、关节疾病的诊断如膝关节半月板的损伤、剥脱性骨软骨炎、软组织肿瘤、早期股骨头缺血坏死以及骨髓系统疾病等，MRI都有无可替代的作用。

四、MRI图像的分析与诊断

首先要了解MRI设备的类型、磁场强度和扫描技术条件，例如使用的脉冲序列，如TR、TE的长短，因为它们直接影响图像的对比，并有助于分辨T₁WI、T₂WI和PWI。

观察MRI时需要对每帧图像进行分析，要结合冠状面、矢状面和横断面图像进行观察，以便获得立体的概念，便于对病变位置乃至起源作出判断。要结合T₁WI、T₂WI和PWI，尤其对加权程度轻重不同的T₂WI进行分析，因为比较不同加权像上病变信号强度的演变，有助于对病变性质的判断。进行增强检查还要观察病灶有无强化和强化的形式与程度。

MRI显示解剖结构清晰而逼真，可很好地观察器官大小、形状和位置等方面的情况，所以，引起器官形态变化的疾病有可能作出诊断。

在良好的解剖影像背景上显示病变是MRI诊断的突出优点。在观察病变时需注意病变的位置、大小、形状、边缘、轮廓以及与有关器官的关系等，还要观察病变T₁、T₂的长短或MRI信号的强弱与均匀性，因为这有助于病变性质的判断。例如脑水肿表现为长T₁、长T₂，多数脑瘤为长T₁、长T₂，含脂类病变表现为短T₁和不同程度的长T₂。

血管由于流空现象而显影，故可分析病变与血管的关系以及观察血管自身的病变。此外，根据疾病的不同和成像技术的不同也要有针对性和重点地进行观察。例如T₁WI上发现肝内低信号病变，可考虑为肝血管瘤或肝细胞癌，为了鉴别二者，注意观察T₂WI，特别是重T₂WI很有帮助。因为肝血管瘤在中度、重度T₂WI上，不仅呈高信号而且随着加重程度的增加，其信号强度也递增，重度T₂WI信号很强。肝细胞癌则不同，虽然T₂WI也呈高信号，但在重度T₂WI上其高信号强度反比中度T₂WI的信号强度为低。同时，也应注意病灶是否为多发，门静脉中有无瘤栓等。因为观察这些，不仅有诊断意义，对判断预后也有帮助。

观察内容与重点还依成像技术与方法的不同而异。例如对MRA的观察，则要了解MRA的成像方法，血管的形态是正常还是有局部扩张或狭窄或闭塞等。同样，水成像技术或功能成像也都有各自需要观察与分析的内容。

总之，在MRI图像的分析和诊断中，必须充分了解各种上述因素对图像形成的影响，并且正确选择和运用不同脉冲序列来最大限度地增加正常和病理组织间的对比，这样才能更好地利用这一新的成像手段。一般说来，T₁加权图像基本上以发现病变为主，而T₂加权图像则一般可对病变性质进行评价。

第七节　MRI的新进展与发展前景

一、MRI的新进展对临床医学的宏观影响

1.形态学信息显示方式的改变

目前显示的信息类型已经从简单的二维模拟影像转变为复杂的重组影像，可作二维、三维、四维显示、内镜显示、曲面重组、多平面重组、最大密度投影、最小密度投影、遮蔽表面显示、容积再现等。同时，除可获取形态学信息外还可作功能性信息和代谢性信息的显示。目前磁共振成像信息可以将相当于大体解剖学的形态学信息乃至远较大体解剖学信息丰富的各种信息直观地提供给临床医生，使临床医生免去解读常规的二维模式信息及横断层面信息的困难，得到丰富的，很多是其他检查方法无法提供的信息类型。

2.形态学信息显示时相的改变

信息显示中时间分辨率的提高已从早期的“实时重建”发展为动态器官的实时动态显示和多期相采集，从时间的概念上扩大了采集到信息的“质”和“量”。如肝脏的MRI动态扫描已经可以准确地分辨动脉早期、动脉期、动脉晚期、门脉流入期、门脉晚期等期相，从而可捕捉到以往不能显示的病变和表现。

此外，MR弥散成像、MR灌注成像等除特定应用外，也具有显示时相方面的优势，如可以显著地提早脑缺血病变的显示时间，从传统CT的发病后24h提早到发病后2h即可显示病变。

3.新的信息模式的不断涌现

近年来开发并日趋完善的脑白质束成像是基于MR弥散成像发展的弥散张量成像的直接结果，对神经内、外科有重要的意义；脑功能性成像已开发了若干年，且已在广泛地应用于临床中；MR肿瘤灌注成像已逐步开展，以提供参数性诊断信息；心脏与其他实质性器官，如肝脏，灌注成像将提供相应器官微循环改变的更直观的信息；心脏的MR向量成像是研究心腔内循环状况的新方法；分子影像学与基因影像学的出现反映了医学影像学几乎同步地冲入了这些崭新的医学领域。这些还只是新的信息模式的一部分。这些新的信息模式给临床医生提供了大量新的有用的诊断信息，直接影响对疾病的病情与预后的判断。

4.对医学基本理论的冲击

医学影像学的迅速进展和新的信息类型涌现，对临床医学乃至基础医学的冲击已经到了必须改写教科书的程度。如MR皮层功能定位研究已发现了传统的解剖学与生理学不了解、甚至描述不正确的神经反射投射路径；脑与心肌的灌注成像可直接提供缺血的脑或心肌存活状况，从而需要彻底修改传统的治疗方案。

二、主要应用领域的新进展与发展前景

1.中枢神经系统

①卒中：传统的CT检查对缺血性卒中诊断的时间盲区达24h或更久；传统的MRI诊断缺血性卒中的时间盲区也为12h左右；MR弥散成像及MR灌注成像可提早到发病后2h作出诊断。缺血性卒中的溶栓治疗是公认的介入性治疗方法，但该疗法的时间窗为发病后6h之内。MR扩散及灌注成像对缺血性卒中诊断的提早则为及时实施介入治疗提供了有效的时间窗。此外，缺血性卒中的部位、供血障碍的程度、侧支循环的发展等因素不同，具体病例在卒中发病后不同时间的可恢复性也有差别。MR弥散成像中“缺血半暗带”的概念和MR灌注成像中的相关参数则可进一步指导介入性治疗与其他治疗措施的实施。②脑肿瘤：脑肿瘤的形态学改变已有很多的研究。MR灌注成像已用于脑肿瘤更精确的定位诊断，通过灌注成像中相关参数的改变，可进一步明确肿瘤的血管生成特征、血管结构与循环动力学，借以提示病变的性质。脑肿瘤是磁共振波谱（MRS）最早应用的领域，尽管目前尚不能单独对大多数不同病理类型的脑肿瘤作出定性诊断，但对区分原发与转移性肿瘤、肿瘤与非肿瘤性病变、肿瘤术后复发或残存与术后反应，以及通过检测某些特征性化学成分提高定性诊断的精确性等方面已有很多经验。MR弥散成像也已用于脑肿瘤的诊断。最近的研究已注意到，恶性肿瘤的实际范围并不完全与MR增强检查中的强化范围一致，在周围的水肿区仍可有肿瘤细胞，也即为日后复发的根源。MR弥散成像则可根据各部分的扩散行为和表观扩散系数（ADC）等各种参数值，对肿瘤的范围和性质作出更精确的诊断。在MR弥散成像基础上发展的弥散张量成像可在多个方向上采集水分子的扩散各向异性特征，目前可在多达6～128个方向上采集，从而可以极好地显示脑白质束的形态，即白质束成像或示踪成像（tractography）。示踪成像除显示白质束自身的特征外，还可明确显示脑肿瘤或其他病变与邻近白质束的关系及指导手术。BOLD法功能磁共振成像也可用于肿瘤的研究，如标记肿瘤与功能区之间的关系，其临床意义在于明确了功能区之后，可以在最大限度地切除肿瘤的同时使功能区得到保护。使用功能成像可以显示出功能区的个体化差异。功能区脑肿瘤常常是功能区受压移位，脑沟回的解剖出现变化，有时很难去确定某些沟回的位置。使用功能图像可以提示功能区的位置，为临床中个体化优化手术方法，尽可能地保护功能区，最大限度地切除肿瘤，提供了直接依据。在针刺活检中，功能成像对于提示临床医生如何回避功能区也可提供帮助。③癫痫：MRI可以确切地发现癫痫灶的结构性改变，对肿瘤、动静脉畸形，特别是对海马硬化和神经元移行障碍有很高的敏感性。斜冠状平面、薄层（≤2mm）全脑容积扫描伴高分辨和高对比的敏感序列可发现微小病变和海马硬化的表现。海马结构的容积测量可以客观地判断海马体积的细微变化，同时也有关于海马以外其他相关部位，如杏仁核和前颞叶体积改变的研究。海马的T₂弛豫时间测量可定量地评价T₂弛豫时间的变化，可以发现轻微的、进行性的和双侧海马硬化，而无需做双侧对比。弥散加权成像可反映癫痫急性期的能量代谢障碍与慢性期的神经元丢失而导致的ADC值的变化；弥散张量成像（DTI）可望通过局部脑白质束的扩散各向异性与脑细胞电活动的密切关系，显示癫痫异常脑活动的神经传导通路。1HMRS在癫痫的研究方面具有重要的价值，可检测各种化合物的变化，N-乙酰天门冬氨酸（NAA）的减低与神经元的减少有明显的相关性；胆碱（Cho）和肌醇（MI）的升高可反映胶质细胞的增生；乳酸（Lac）可反映癫痫发作时的能量代谢异常区域。更有意义的是，通过MRS技术可以检测脑内某些具有神经递质活性的小的氨基酸分子，如抑制性神经递质γ-氨基丁酸（GABA）与兴奋性神经递质谷氨酸（Glu）的变化，对于二者的研究将更好地揭示癫痫造成的病理生理改变。最新的多体素MRS技术，利用相位编码技术可以同时进行多小体素的采集，从而可反映不同解剖结构间的代谢异常。脑功能成像（fMRI）是最新的应用于癫痫诊断的MRI技术之一，可测量神经元活动导致的氧消耗量和血流灌注量变化。研究显示，其可能在以下方面具有潜在价值：癫痫灶的定位；术前语言乃至记忆功能区在大脑半球的定位；切除癫痫灶前的功能区的定位。但其在准确性和可重复性方面尚需更多的研究，因而有其广阔的研究空间。

2.心脏检查

磁共振的另外一个发展方向就是心脏和大血管成像。使用门控技术和快速MR实时成像，可以显示心脏的搏动状态，显示心脏和大血管的主动脉弓狭窄，左右侧冠状动脉和心肌运动，瓣膜开闭，血液的搏动，心肌病理状态下的反向运动；使用方格标记心肌的运动，观察心肌收缩时方格运动是否同步；使用心肌的灌注成像观察心肌缺血情况。从1980年磁共振的开始应用在心血管系统直到今天，应该说，我们经历了一个单纯的形态学、电影快速成像到灌注成像的过程，但目前仍未能完全满足临床的要求，需要进一步完善各项技术。①冠状动脉：MRA可用于冠状动脉的成像，但目前与CT血管成像（CTA）相比，后者在冠状动脉的显示中具有更大的优势。软斑块为不稳定性粥样硬化，是发生急性心肌梗死的最危险的因素，同样，目前MRA仍不能对软斑块进行直接显示。最近的研究显示，血管腔内MRI在直接显示软斑块，评价斑块的危险因素，以及指导血管腔内斑块介入治疗等方面具有广阔的发展空间。②心肌灌注成像：应用MRI可实施心肌灌注成像，其基本原理是在注射对比剂后，通过提取一系列功能性参数，量化地反映心肌在毛细血管水平的灌注状况，尤其是在缺血状态下的灌注特征，以提示预后及治疗指征。由于心肌是运动的结构，灌注成像的实施要比相对静止的脑灌注成像困难得多，需要高时间分辨率的采集设备及前瞻性触发或回顾性门控。③心腔成像：MRI可直接在长轴面、短轴面或其他位置显示心腔，从而进一步显示血流状态、心瓣膜的形态与功能、心肌运动状况，以及人工瓣膜及其功能。④心脏功能分析：心脏功能的显示，如室壁厚度、每搏输出量、射血分数、心腔容量等，在若干年前即可施行，但实施这些功能对于采集速度、心脏的生理与病理状况及分析软件等因素依赖性很强，尤其是采集速度和相应的触发或门控方式，新一代的MRI可在极短的时间内采集，因而可实施更精确的心脏功能分析。同时，新一代MR成像系统及其专用的心功能软件包还可实施心脏向量成像，可反映瞬时心脏各腔内血流运动的向量。

3.腹部检查

①肝脏检查：对于大多数应用目的来说，精确地反映肝的血供特征最为重要。因此，MR动态增强扫描目前已经能够提供期相分明的肝脏血供特征。肝脏以及腹部其他实质脏器的MR灌注成像已经开始临床研究，希望相关的灌注参数提供更多的临床有用的信息。目前尚没有较为成熟的应用结果。已可应用磁共振胰胆管成像（MRCP）取代传统的经内镜逆行胰胆管造影（ERCP）行胰胆管成像。MRCP已可在大多数MR设备上实施，除其无创性的优势以外，成像也不受ERCP检查中的技术与病理状况制约，尤适于重复检查。因MRCP系水成像技术，其成像效果要受胆系扩张、淤滞程度的影响，正常且已排空的胆系在MRCP影像上的显示则较差。②中空器官：胃和结肠、直肠近年来应用MRI的研究已经开展，主要是应用三维和透明化显示技术作宏观显示，也可作仿真导航内镜显示。在结肠成像中可使用黏膜展平技术更仔细地观察各部位的黏膜。但目前由于空间分辨率较低，尚不能取代常规X线胃肠道造影及内镜检查，但宏观显示即可同时显示腔内、外病变是其特点。迄今为止，中空器官的检查还需综合应用几种成像方式，以求信息互补。③妇科与盆腔病变：妇科与盆腔病变的MRI检查已有很长历史。由于X线剂量问题，CT不适用于胎儿检查，但MRI在提高采集速度的基础上可克服胎儿的运动而行胎儿成像，其信息可与超声互补。④前列腺：前列腺形态学检查开展已久，除脑之外，前列腺是少数已经开展MRS研究且已可临床应用的器官之一。体素体积减小及多体素MRS、多核MRS研究是前列腺MRS应用日益增多的因素，超高场MRI、直肠内线圈及以伪彩色作模拟显示的技术也使研究进一步深入。前列腺的MRS检查目前为热点研究的领域之一。

4.胸部检查

由于MRI设备的高场强技术和快速成像序列的应用，肺部MRI应用范围，包括形态和功能方面有了明显的增加。MRI的多平面、多序列成像和增强扫描技术，可为肺部疾病的诊断提供更为充分和全面的信息。在MRI的初期应用阶段，临床及研究重点为纵隔、胸壁疾病。近十年来扩展到早期肺癌、肺内孤立结节和肺血管疾病的诊断，并开展了MRI在肺功能检查方面的动物实验研究和进行了初步的临床应用。肺MRI通气成像可采用吸入氧分子以减少T₁值的方法。动物实验研究表明，此法能够发现肺的通气异常，从而反映局部肺功能。MRI通气成像可用于肺气肿、弥漫性肺间质性疾病、肺癌和肺栓塞等。MRI还可反映局部的灌注情况。动态增强MRI可获取局部血流量的定量参数，如平均通过时间和血流量。肺的MRI功能性检查还处于研究阶段，临床应用的适应证和预期效果等还需要进一步的探讨。

（于兵　范国光　孙宝海）