MRI以其独特的优势广泛应用于临床，特别是在心血管系统疾病中的诊断价值得到日益体现。由于MR成像内容的多样性及技术的相对复杂性，在工作实践中，放射科医师、技师及相关工程人员不易透彻掌握和随时更新这种挑战性技术背后的物理原理。但是，MR成像的物理基础在临床实践中又至关重要，因为其决定了图像质量，优良的图像质量是保证诊断准确性的关键。心血管MR(CMR)能无创性地一站式评价心血管的解剖、功能、心肌灌注和病变的组织特性，并且评价的可重复性高^[1]。CMR成像技术内容丰富，尚具挑战性，需克服心脏自身和随呼吸的运动伪影^[2]。MR的软硬件系统性能不断提高，特别是磁场强度革命性地提升，使得成像技术不断地完善和更新。CMR扫描仪场强的提升更为CMR的应用拓宽了深度和广度，提高了图像信噪比，增大了水和脂的共振频率差异^[3]，也增加了患者吸收的射频能量沉积和相邻组织的磁敏感度差异。笔者用4个篇章分别阐明上述MRI尤其是CMR的基本成像原理及技术要点。第一部分，归纳MR基本物理原理及MR图像的产生过程。第二部分回顾CMR成像的基本技术内容及基本序列；第三部分总结CMR成像的应用内容，概述其特点及疾病适用性。第四部分剖析目前不同场强MR扫描仪对CMR成像效果的优势及不足。笔者致力于用简明易懂的语言使大多数放射科一线工作者能轻松愉悦地领悟MRI尤其是CMR的魅力。

1　物理原理

1.1　自旋与磁矩

       电磁理论告诉我们电流通过直导线时会产生环绕的磁场。当导线形成圆形时，磁场就会垂直于圆的平面。从基础化学我们得知任何生物样本或物体均能依次分解为分子，再到原子，然后到原子核和其轨道电子。原子核由质子和中子构成，具有有限半径（约10^-14m）、有限质量（约10^-27 kg）和净电荷（约10^-19库伦）。原子中的质子、中子和电子都具有自旋的内在禀性。自旋可以简单理解为微观粒子绕其自转轴的高速旋转，是一种基本的物质属性。与圆电流类似，带电的质子和电子的自旋都会产生小的磁场，称为磁矩（图1）。中子虽然呈电中性，但由于其内部的电荷分布不均匀，自旋也能产生磁矩。2个自旋方向相反的质子或中子通常配成一对。若原子核内质子和中子数均为偶数时，则原子核的总自旋和总磁矩为零。若原子核内质子数或中子数有一个为奇数时，则原子核的总自旋和总磁矩不为零，则称这类原子核为磁性原子核。譬如，人体MR成像一般用到的氢原子核(¹H)仅有一个质子而没有中子，直接称其为氢质子或质子。以后叙述中磁性原子核都用氢质子进行描述。正常情况下，某一体素内大量氢核磁矩的取向随机分布，磁矩磁场相互抵消，对外不显磁性（图2）。有外加磁场时，大量氢核有的处于高能级且磁矩和外磁场方向相反，有的处于低能级且磁矩和外磁场方向一致^[4]。处于低能级的氢核比处于高能级的氢核略多，所以宏观上体素内大量氢核一起产生了与外磁场方向一致的磁场，也称净磁化或宏观磁化（M0）(图3)。

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图1  自旋和磁矩
图2  体素中大量自旋磁矩随机取向，净磁化为零
图3  外加磁场存在时产生净磁化
图4  外磁场中自旋的拉莫尔进动
图5  射频磁场引入前后，自旋状态的变化。左图为射频（RF）脉冲施加前，自旋在主磁场B0中的分布，处于低能级的自旋数目略多于高能级，整体形成平行于B0方向的净磁化。右图为RF脉冲，即射频磁场B1施加一定时间后的自旋系统状态，B1垂直于B0且频率和氢质子的进动频率一致，处于高低能级的自旋数据相等，系统的净磁化为零
图6  自旋的同相位和失相位
图7  RF脉冲使净磁化发生偏转，分解为Mz和Mxy
Fig. 1  Spin and magnetic field.
Fig 2  A large amount of different directions of spin within voxel oriented randomly, so the net magnetization is zero.
Fig. 3  In the presence of an external magnetic field, net magnetization is produced.
Fig. 4  In the presence of an external magnetic field B0,a proton not only rotates about its own axis but also wobbles about the axis of B0.
Fig. 5  Changes of state of spins after the application of the RF pulse. Left figure shows that after the spins are placed in the main magnetic field B0, they will fall into one of two energy states: in the lower energy state, spins are lined parallel to B0, whereas in the higher energy state they are antiparallel to it. At equilibrium, the number of spins in the low energy state is greater than the number in the high energy state, resulting in the net magnetization, M0. Right figure shows after the application of the RF pulse for a while, the number of spins in two energy states becomes equally, resulting the net magnetization reduces to zero.
Fig. 6  In phase and out phase.
Fig. 7  RF pulse made the net magnetization rotate, and divided it to Mz, Mxy.

1.2　进动

       当自旋被置于外磁场中时，磁矩并非完全与外磁场方向平行，而总是与外磁场方向有一定的角度。经典物理学中，自旋将会像陀螺一样围绕外磁场方向进动（图4）。进动频率也称拉莫尔频率，由拉莫尔方程：ω=γ·B决定（ω为拉莫尔频率，γ为磁旋比，B为外磁场的场强）。磁旋比对某一种磁性原子核来说是个常数，氢质子的γ约为42.5 MHz/T。对于氢质子，在1.5 T的场强下，自旋的进动频率为63.8 MHz，处于射频的范围。

1.3　射频磁场与共振

       处于外磁场中的净磁化M0是成像信号的基础。它可以看作是一个没有进动的大自旋，为各个独立自旋的矢量和。为了检测这个信号，由适当的射频（radiofrequency, RF）发射线圈发射RF脉冲，产生第二个额外的振荡磁场，称作射频磁场( B1)。相应的把前面的外磁场称为主磁场（B0）。B1必须符合两个条件：(1)方向垂直于B0的方向；(2)频率和氢质子的进动频率一致，即为共振频率。这样氢质子就会发生共振，从量子物理学来解释即为氢质子吸收能量而发生能级跃迁，即从低能级的状态变为高能级的状态，从而B0方向上的宏观磁化减低（图5）。

1.4　同相位与失相位

       引入一个三维正交坐标系，并规定z轴方向（纵向）即为B0方向，则RF脉冲在x-y（横向）平面内，规定其沿着x轴方向。在施加B1前，自旋围绕z轴进动，但是所有独立的自旋互相失相位，即自旋产生的磁矩在x-y平面内投影的方向相互分散，所以没有x-y平面内的宏观横向磁化（图6左）。施加RF脉冲后，自旋同时又会围绕B1方向，即x轴进动。因此，将会使所有独立的自旋同相位，即自旋产生的磁矩排列在相同的方向且自旋频率相同，从而具有宏观横向磁化（图6右）。所以结合上节可以看到施加RF脉冲后，质子群的净磁化分解为纵向磁化（Mz）和横向磁化（Mxy）。在三维坐标系中观察，净磁化M0发生了偏转，偏转角的大小正比于RF脉冲的强度和持续时间（图7）。见如下公式：θ=γB1τ。式中θ为偏转角，γ为旋磁比，B1为RF磁场的强度，即RF脉冲的强度，τ为RF脉冲的持续时间。对于90°的RF脉冲，净磁化完全偏转到x-y平面内，使得Mz=0，Mxy达到最大值，即Mxy=M0。

       RF脉冲关闭后，MR信号被RF接收线圈探测。值得注意的是，接收线圈仅仅能探测到旋转的宏观横向磁化，而不能探测到方向固定不变的宏观纵向磁化。

1.5　组织弛豫

       弛豫是指自旋逐渐返回到均衡态（最低的能级状态）的过程，分别有T1、T2或T2^*弛豫。RF脉冲关闭后线圈立刻就能检测到一个振荡的，呈指数式快速衰减的信号，称作自由感应衰减（free induction decay, FID）（图8）。T1弛豫叫做纵向弛豫，因为它是RF脉冲关闭后自旋沿纵(z)轴重新排列，即Mz恢复到M0的过程（图9）。T1弛豫也叫做自旋-晶格弛豫，因为它是自旋把从RF脉冲获得的能量释放给周围晶格而回到均衡态的过程。T1弛豫过程可以用时间常数T1来测量。

       RF脉冲关闭后，T1弛豫的同时，Mxy也开始逐渐衰减直至趋近于零。这是由于自旋的失相位所致。导致失相位的原因有两个：自旋间的相互影响和外磁场的不均匀性。自旋间的相互影响导致每个自旋所处的磁场微环境略微不同，进而自旋的进动频率也有差异。外磁场的不均匀性直接导致了各个自旋的进动频率不同。所以随着时间的延长，各个自旋越来越处于失相位，这个过程也称散相。我们把由自旋间的相互影响造成Mxy衰减的过程叫做T2弛豫（图10），也叫自旋-自旋弛豫，其过程可以由时间常数T2来测量。而把两种原因一起造成Mxy衰减的过程叫做T2^*弛豫，其过程可以由时间常数T2^*来测量。显然，T2^*比T2弛豫速度更快（图11）。

       对于给定的磁场强度，T1和T2都是组织的内在属性，所以对于特定组织T1和T2值是一定的。然而，T2^*依赖于主磁场的不均匀性，但对于给定的外磁场环境特定组织也有确定的T2^*值。

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图8  自由感应衰减
图9  T1弛豫过程
图10  T2弛豫过程
图11  T2和T2^*衰减曲线
图12  自旋回波原理图
图13  MRI系统构成
图14  层面选择
图15  脉冲时序图
图16  梯度回波原理图
Fig. 8  Free induction delay (FID).
Fig. 9  T1 relaxation curve.
Fig. 10  T2 relaxation curve.
Fig. 11  T2 and T2^* decay curve.
Fig. 12  Spin echo.
Fig. 13  MRI system.
Fig. 14  Slice selection.
Fig. 15  Pulse sequence diagram.
Fig. 16  Gradient echo.

1.6　自旋回波（spin echo，SE）

       通过自旋回波的方法，MR信号能够部分恢复（图12）。90°RF激发脉冲后FID产生后的某一时刻，使用重聚焦RF脉冲使自旋磁矩翻转180°，每个自旋的相位发生反转，即原来进动快的自旋落后于原来进动慢的自旋。每个自旋的实际空间位置没有改变，换句话说，施加180°脉冲后自旋仍然经历和以前相同的磁场，所以进动频率没有改变。一段时间后自旋将会互相靠近而形成自旋回波，在回波时间（echo time, TE）时达信号的峰值。重聚焦RF脉冲去除了磁场不均匀导致的去相位，使得采集到的自旋回波信号只受组织自身T2弛豫的影响。

1.7　图像对比

       MR成像的重要优势之一是其优良的软组织对比。脉冲序列是指MR成像中重复施加的一系列RF脉冲的组合。图像采集中，序列的基本单元重复数百次。通过改变回波时间或重复时间(repetition time, TR)，即2个连续RF激励脉冲之间的时间，信号对比能被改变或被加权。TE控制T2对比。若使用长TE，则组织T2值的内在差异将会体现。长T2的组织（如水）横向磁化需要更长的时间衰减，故其信号将会比短T2的组织（如脂肪）大，图像上信号表现为更明亮。同样，TR控制T1对比。若使用短TR，则由于长T1的组织（如水）和短T1的组织（如脂肪）相比较，磁化回到均衡态需要的时间更长，所以图像上信号表现更暗。当选择TR和TE最小化T1和T2对比时，即选择长TR和短TE时，信号对比仅仅取决于给定组织内的自旋数量（密度）。因此，把这种图像称为质子密度（proton density, PD）加权。总结：T2加权需要长TR和长TE，T1加权需要短TR和短TE，PD加权需要长TR和短TE。

2　成像策略

2.1　MR系统组成

       MRI系统主要由三部分构成：主磁体线圈、梯度线圈、射频发射和接受线圈。主磁体线圈生成强大的稳定外磁场，MRI检查时患者置于其中。磁场强度用符号B0标示，称主磁场的磁场强度，单位为特斯拉（Tesla, T）。1.0 T约等于地磁场的20 000倍。商业生产的临床MR系统的标称场强有从0.2 T到3.0 T，其中心脏成像最常用的场强是1.5 T。图13示，磁场方向用由x、y、z 3个正交轴构成的参考坐标系表示，z轴平行于B0的方向。

       安装于主磁体内的三个梯度线圈分别产生能快速开关切换的梯度磁场。这些梯度线圈产生与B0同向的磁场，场强分别沿x、y、z方向发生线性变化。梯度磁场叠加在B0上，导致外磁场强度沿梯度磁场方向递增或递减。梯度磁场场强反映梯度磁场变化的大小，用毫特斯拉每米（mT/m）表示。

       射频发射线圈安装于梯度线圈内部即最靠近患者，产生RF磁场。相比其他磁场，RF场的振幅最小，以兆赫级的特征频率（射频）振荡，振荡频率由B0决定。射频磁场通常用B1场表示。静态磁场和射频磁场联合产生MRI信号，梯度磁场空间定位和编码，RF接受线圈接受，再经模数转换及数学处理，生成MR图像。心脏成像时，通常单独使用能获得最大信号的特制心脏RF接受线圈来检测MRI信号。

2.2　傅里叶变换

       为了更好地理解MR图像如何产生，首先有必要知道傅里叶变换（Fourier transformation, FT）。运用FT，信号被分解成许多个不同频率，相位和幅度的正弦波。

       S(t)=a0+ a1sin(w1t+ f1)+ a2sin(w2t+ f2)+ ……

       由此，时间域内信号的FT能表示成相应频率域内的一系列不同幅度的峰值。MR成像中信号依据相位／频率的变化空间编码，然后通过二维FT解码识别整幅图像中的像素强度。

2.3　层面选择

       由拉莫尔方程得知共振频率正比于磁场强度。施加梯度磁场，使某方向上的磁场强度线性变化，则此方向上不同空间点自旋的共振频率不同。只有在通过选定点和梯度磁场方向垂直的平面内的质子才能共振，由此实现了层面选择^[5]，该梯度称为层面选择梯度（GS）。施加的梯度磁场的方向，称层面选择方向。发射RF脉冲不仅仅是单一的频率，而是由小范围的一系列频率组成，称作RF脉冲的发射带宽。因此，层面具有厚度。RF脉冲带宽和梯度陡峭程度（或强度）共同决定了层面厚度（图14）。

2.4　相位编码

       层面选择之后，在指定时期施加相位编码梯度（Gp）。质子依据沿梯度方向上不同的相对位置以不同频率旋转。当梯度使磁场增加时，质子获得更高的进动频率，然而当梯度使磁场减弱时，质子获得更低的进动频率。因此，质子根据沿梯度方向上的不同位置持续改变相对相位。当梯度磁场关闭，质子依据沿梯度方向上的位置变化了一定量的相对相位。这个过程称为相位编码，施加的梯度磁场方向被称为相位编码方向。由于傅里叶变换只能区分相位相差180°的MR信号，所以相位编码需反复多次进行。

2.5　频率编码

       相位编码之后，频率编码梯度（GF）被施加在垂直的方向上，同样造成质子依据沿梯度磁场方向上的相对位置以不同频率旋转。这个梯度施加时间稍长，同时信号被测量或数字采样。信号由一系列频率（或带宽）组成，质子磁矩的拉莫尔频率与沿着梯度磁场方向上的不同位置一致。这个过程称频率编码，其梯度方向称频率编码方向。

2.6　脉冲序列和k空间

       上述谈到生成MR图像要经历RF脉冲的激励，梯度磁场的层面选择、相位编码、频率编码，信号的采集等环节。我们通过调整各环节的参数，就能控制图像的信号强度和对比，即组织特定的弛豫特性在图像中占据的权重。脉冲序列就是指射频脉冲、梯度磁场的施加和MRI信号的采集等各个不同环节的时序排列（图15）。2个连续RF激励脉冲之间的时间间隔称为重复时间，RF激励脉冲中点到采集的回波中点的时间间隔称为回波时间。由于需要多次重复进行相位编码，即需经历多个相位编码步，所以需要多个重复时间。相位编码步数也决定了相位编码方向上的像素个数(NP)。因此，图像的采集时间=TR×NP。采集到的MRI信号是带有空间编码信息的无线电波，经模数转换填充到k空间，再经傅里叶变换重建出图像。k空间由多条k空间线组成，空间内的每一点包含全层的信息，不是和图像点阵一一对应。对于经典自旋回波脉冲序列，每个重复时间填充一条k空间线。填充次序可以是顺序填充，也可以是优先中间，然后周边的填充方式。k空间的特性是其中间线条决定图像对比，周边线条决定解剖细节。

2.7　梯度回波

       梯度回波（gradient echo, GRE）和自旋回波不同，是由梯度磁场的切换产生（图16）。当离相位梯度磁场接通时，自旋以不同频率进动，沿梯度方向迅速去相位。失相位造成FID信号幅度迅速衰减。然后施加大小相等但方向相反的第二个聚相位梯度磁场反转自旋的相位。如果聚相位梯度磁场和离相位梯度磁场的持续时间相同，失相位能被抵消，重新得到FID。当去相位的自旋又回到原来的相位，即重聚相位，FID信号达到最大幅度。如果聚相位梯度磁场持续施加，自旋再次去相位，FID信号迅速衰减。这个信号是由梯度磁场方向的切换而聚相得到的，因而称为梯度回波^[6]。从RF脉冲产生横向磁化到梯度回波达到最大峰值的时间叫做回波时间。改变梯度磁场施加的时间可以改变回波时间值。如果选择的回波时间太长，由于T2^*弛豫，更多的去相位发生，回波幅度最大峰值就会变小。故而回波时间决定了图像的T2^*对比。

2.8　自旋回波和梯度回波的比较

       通常，180°重聚脉冲去除了由于磁场不均匀性导致的去相位，自旋回波信号的幅度比梯度回波大。由金属性物质（如胸骨钢丝或金属心脏）导致的磁场不均匀性影响也会在自旋回波成像中变小。梯度回波成像更容易受由铁带来的磁场不均匀性的影响，所以有利于评价分析心脏和肝脏有铁沉积的患者。

       笔者从物质基本结构及基本属性出发，说明了核磁共振现象及发生条件，阐述了核磁系统的构成及图像产生过程，诠释脉冲序列和k空间的概念，描述自旋回波及梯度回波，最后比较两者的成像特点。