下面是范文网小编收集的磁共振成像仿真平台设计与实现3篇 功能性磁共振成像实验设计，供大家品鉴。
磁共振成像仿真平台设计与实现1
一、磁共振成像基本原理
1．磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩，类似于 小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化 来，其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动（一方面不 断自旋，同时以静磁场为轴做圆周运动），进动频率(precession frequency)（即质子每秒进动的次数）为(00一/Bo，7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核，7是一个常数且各不相同，如氢质子7值为/T)，Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水，又由于氢质子磁矩不为零，这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源，其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内，故称为射频(radio frequency，RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转（章动），其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然，一个关键条件是：射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量，使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解，会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量（纵向磁化）减小，而垂直于静磁场方向的磁化（横向磁化）增 大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应，质子同一时间指向同一方向，处于所谓“同相”，其磁化矢量在该方向上叠加起来，即横向磁化增大。使质子进动角度增大至90。的RF脉冲称为90。脉冲，此时纵向磁化矢量消失，只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的RF脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响，强度越强、持续时间越长，质 子的进动角度越大，且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。
2．弛豫及弛豫时间短暂的射频激励（一般为几十微秒）以后，宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程，一个是横向磁化逐渐减小的过程（即为横向弛豫过程，T2过程）（图6-1）；另一个是纵向磁化逐渐增大的过程（纵向弛豫过程，T1过程）（图6-2）。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放的有效程度与质子所在分子大小有关，分子过大或很小，能量释放将越慢，弛豫需要的时间就越长。如水中的质子，场强下弛豫时间>4000毫秒；分子结构处于中等大小，能量释放就很快，T1就短，如脂肪内的质子，场强下弛豫时间仅为260毫秒左右。横向弛豫过程的本质是激励过程使质子进动相位的一致性逐渐散相（即逐渐失去相位一致性）的过程，其散相的有效程度与质子所处的周围分子结构的均匀性有关，分子结构越均匀，散相效果越差，横向磁化减小的越慢，需要的横向弛豫时间(T2)就越长；反之，分子结构越不均匀，散相效果越妤，横向磁化减小越快，T2就越短。
3．自由感应衰减磁共振成像设备中，接收信号用的线圈和发射用的线圈可以是同一线圈，也可以是方向相互正交的两个线圈，线圈平面与主磁场Bo平行，其工作频率都需要尽量接近Larmor频率。线圈发射RF脉冲对组织进行激励，在停止发射RF脉冲后进行接收。RF脉冲停止后组织出现弛豫过程，磁化矢量只受主磁场Bo的作用时，这部分质子的 进动即自由进动，因与主磁场方向一致，所以无法测量，而横向磁化矢量垂直并围绕主磁场 方向旋进，按电磁感应定律（即法拉第定律），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，这个感应电流经放大即为MR信号。由于弛豫过程横向磁化矢量的幅度按指数方式不断衰减，决定了感应电流 为随时间周期性不断衰减的振荡电流，因而它是自由进动感应产生的，被称为自由感应衰减(free induction decay，FID)。90。脉冲后，由于受纵向弛豫(T1)和横向弛豫(T2)的影响，磁 共振信号以指数曲线形式衰减，如图6-3所示，其幅度随时间指数式衰减的速度就是横向弛 豫速率(l/T2)。
图6-3 自由感应哀减信号及其产生
4．空间定位磁共振信号的三维空间定位是利用施加三个相互垂直的可控的线性梯度磁场来实现的。根据定位作用的不同，三个梯度场分别称为选层梯度场(Gs)、频率编码 梯度场(Gf)和相位编码梯度场(G。)；三者在使用时是等效的，可以互换，而且可以使用两个梯度场的线性组合来实现某一定位功能，从而实现磁共振的任意截面断层成像。(1)选层：沿静磁场方向叠加一线性梯度场Gs可以选择发生磁共振现象的人体断层层 面，RF的频带宽度与梯度场强度共同决定层厚（图6-4）。层厚与RF带宽呈正相关，与梯度强度呈负相关；
图6-4射频带宽与选层梯度场共同决定层厚
(2)频率编码：沿选定层面内的X方向叠加一线性梯度场Gf，可使沿X向质子所处磁场线性变化，从而共振频率线性变化，将采集信号经傅立叶变换后即可得到信号频率与X方向位置的线性一一对应关系，如图6-5所示。(3)相位编码：沿选定层面内的Y方向施加一线性梯度场G。（时间很短，在选层梯度之 后，读出梯度之前），则沿Y方向的质子在进动相位上呈现线性关系，将采集信号经傅立叶 变换后，可以得到Y向位置与相位的一一对应关系，如图6-6所示。
实际的序列中还有一些梯度场不起空间定位作用，主要有相位平衡梯度、快速散相梯度、重聚相梯度等。
5．成像方法磁共振成像方法指的是将人体组织所发出的微弱的磁共振信号如何重建成一幅二维断面图像的方法，主要有点成像法、线成像法、面威。纭法，钵薇『成缭法等。
(1)点成像法：对每个组织体素信号逐一进行测量成像的方法，主要包括敏感点法和场聚焦法。
(2)线成像法：一次采集一条扫描线数据的方法，主要包括敏感线成像法、线扫描以及多线扫描成像法、化学位移成像法等。
(3)面成像法：同时采集整个断面数据的成像方法，主要包括投影重建法、备种平面成像法以及傅立叶变换成像法等。
(4)体积成像法：在面成像法的基础上发展起来的，不使用选层梯度进行面的选择，而 是施加二维的相位编码梯度和一维的频率编码梯度同时对组织进行整个三维体积的数据采 集和成像方法。磁共振的成像方法很多，但选择RF脉冲的带宽和形状，使之能激发一个已知的频带，并控制梯度场来选取一个点、一条线、一个层面，甚至选取整个成像体积来获得信号，是各种 成像方法的共同点。任何一种成像法的实现，均与机器的软硬件设计紧密相关。
二、磁共振成像脉冲序列
一幅灰度磁共振图像的实质有两个：①每个像素与人体组织体素之间的一一对应关系，即对获取到的MR信号进行空间定位；②是每个像素的灰度值的确定，即尽量使正常组织 和病变组织在图像上体现出较大的明暗差别（对比度）来。磁共振脉冲序列(pulse sequence)就是为了解决第二个问题的。根据病变组织和正常组织之间的多个参数（密度、T1、T2、含氧量、扩散系数、弹性、温度、流动效应等）的不同，研发出不同的脉冲序列，通过不同的灰度更好地显示出病变组织和正常组织之间的对比。所谓脉冲序列就是通过对射频脉冲的幅度、宽度、波形、软硬以及时间间隔、施加顺序、周期等和梯度磁场的方向、梯度大小、空间定位作用的协调控制与配合施加的总称，目的是获取符 合诊断要求的图像来。目前的脉冲序列名目繁多，各个公司推出的序列名称总计大概有100多种，出现了许多同质不同名的序列，如同为快速自旋回波序列，可称为TES(turbo SE)、FSE(fast SE)、RISE(rapid imaging SE)。按照MR信号的类型脉冲序列可划分为三大家族：自由感应衰 减(free induction decay，FID)序列家族、自旋回波(spin echo，SE)序列家族、梯度回波(gra-dient echo，GE)序列家族。自由感应衰减序列家族利用FID信号来进行重建图像。晟早期的磁共振序列就是这 一家族的部分饱和(partial saturation，PS)脉冲序列，又称为饱和恢复(saturation recovery，SR)脉冲序列，其序列形式如图6-7所示。实际上它是TR时间极长（3～5倍T1时间）而 TE极短（为0）的SE序列，因此图像反映的是完全的质子密度像，与CT图像反映的组织参数相同。
图6-7部分饱和恢复序列(FID)自旋回波序列家族中的SE序列是目前临床中最基础、最常用的序列，其序列形式如图6-8所示。
该序列可以通过采用相应的TR时间和TE时间来获取不同的组织参数加权像，使得正常组织和病变组织（或两种组织）之间的不同参数的差别体现在图像对比度上，比 如人脑内的脑白质和脑灰质，二者的密度参数很接近，因此反映密度参数的CT图像上二者 灰度很接近，不能很好地分辨。但二者的T1和T2参数差别较大，因此通过配合改变TR和TE时间，可以获得脑部的T1加权像或T2加权像，在这些图像上，灰质和白质将有着较大的对比。一般，较长的TR和较长的TE，获得T2加权像(T2WI)；较短的TR和较短 的TE，获得Tl加权像(TIWI)；较长的TR和较短的TE，获得质子密度加权像(PdWI)； 这一序列中较常用的序列还有多层自旋回波序列(multi-slice SE)和多次回波序列(multi-echo SE)。
图6-8基本自旋回波（SE序列）
梯度回波序列家族中最基本的序列就是梯度回波脉冲序列，其序列形式如图6-9所示。它利用翻转的梯度获取信号，相比SE序列缩短了获取信号的时间，开创了快速磁共振成像的先河。该家族序列通过对射频翻转角(a)、TR和TE三个参数的配合控制，可以在较短的时间内分别获取反映组织Pd、Tl、T2和T2”参数差别的图像来。因此该序列家族得到了 越来越广泛的使用。
图6—9梯度回波(GRE)系列
快速磁共振成像序列是磁共振发展的一个热点，也是磁共振的生命所在。不管其如俩快速，具体实现的时候可能是两种或三种的结合再结合减少傅立叶并行采集技术来达到缩 短扫描时间的目的的。快速磁共振成像序列是指可以用较短的时间获取或重建出磁共振图像的序列。缩短磁共振的扫描时间对磁共振的飞速发展和广泛使用具有极其重要的意义：
①功能磁共振的开展直接取决于快速磁共振成像序列； ②对一些运动器官或组织的成像也依赖于快速序列；
③对于流体比如血管、心脏的造影也是基于快速成像序列的基础上的； ④提高磁共振的临床使用效率也得益于快速成像序列。磁共振快速序列的发展基本上经历了三个阶段：第一阶段，使用快速自旋回波序列(fast spin echo．FSE)使成像时间从原始的10分钟级缩短到了分钟级；第二阶段，梯度回波序列(gradient echo，(;E)使成像时间从分钟级缩短到了秒级；第三阶段，回波平面序列(echoplanner imaging，EPI)将成像时间从秒级缩短到了几十毫秒级；许多方法都利用了K空问的对称性而减少了用以重建图像所需要的数据量的技术，还有结合了不同的缩短成像时间的方法。脉冲序列的控制参数主要有重复时间(TR)、回波时间(TE)、反转时间(TI)、扫描矩阵、计算矩阵、扫捕视野、层面厚度、层间距、翻转角、信号平均次数、回波链长度、回波间隔时问、有效回波时间、第一回波时间等。
磁共振成像仿真平台设计与实现2
（一）分类 磁共振按照不同的分类方法有不同的分类。按照场强大小分为高场、中场、低场磁共振；高场一般为场强高于的磁共振；巾场 为场强高于而低于的磁共振；低场一般为低于的磁共振。按照磁体类型一般分为：永磁型磁共振、常寻型磁共振和超导型磁共振。永磁型磁共振维护费用小；逸散磁场小，对周围环境影响小；造价低；安装费用也较少；
一般只能产生垂直磁场；场强范围一般在～；磁场随温度漂移严重，磁体需要很好的恒温；磁场不能关断，对安装检修带来困难；磁体沉重；且随着场强增大，磁体厚度增大，更加沉重。常导型磁共振生产制造较简单，造价低；可产生水平或垂直磁场；重量轻；检修方便，磁 场均匀度也很高；场强一般在～；运行耗费较大，通电线圈耗电达60kW以上；还需配用专门的供电设备和水冷系统。超导型磁共振场强范围～9T；磁场均匀性高；稳定性好；图像质量好；运行耗费很 高，制冷剂主要是液氦的费用很高；运输、安装、维护费用也很高。目前主要市场上的磁共振以高场和低场为主，高场一般为超导型，低场一般为永磁型；且低场永磁型磁共振往往做成开放式，有C形式或立柱式；高场超导磁共振往往做成圆形孔腔式或站立式的磁共振。常导磁共振一般也做成圆形孔腔式。还有些公司推出了某些部位如头颅、四肢或关节专用检查的磁共振设备，其形态变化较灵活。一般来讲，低场永磁型以出诊断图像为主要目的，图像质量已经能够满足诊断要求；高 场超寻型主要以功能磁共振为主，图像质量是其基础。
（二）MRI系统结构
磁共振系统的典型结构如图6-10所示，主要包括磁体子系统、梯度场子系统、射频子系 统、数据采集和图像重建子系统、主计算机和图像显示子系统、射频屏蔽与磁屏蔽、MRI软 件等，分述如下。
图6-10 磁共振系统框图
1．磁体子系统用以产生均匀稳定的静磁场Bo的主磁场，是磁共振系统的关键组成部分。其主要参数有：磁场强度、磁场均匀性、磁场稳定性、孔腔大小、逸散磁场等；其中磁场强度越高，信号幅度越高，图像信噪比会越高；磁场均匀性越好，图像分辨率越高。磁体可有 永磁型、常导型、混合型和超导型4种。
2．梯度场子系统是指与梯度磁场有关的一切单元电路，提供给系统线性度满足要求的、可快速开关的梯度场，以便动态地修改主磁场，实现成像体素的空间定位，是MRI系统的核心部件之一。由梯度线圈、梯度控制器、数模转换器、梯度放大器、梯度冷却系统等组 成。其主要参数有有效容积、线性、梯度场强度、梯度变换率和梯度上升时间等；有效容积越大，可成像区域越大；线性越好，图像质量越好；图6-11所示为超导型或常导型磁共振的三个梯度线圈的形状及其组合结构。
图6-11 圆孔腔磁体的梯度线圈组成示意图
3．射频子系统是MRI系统中实施射频激励并接收和处理RF信号的功能单元，不仅要根据扫描序列的要求发射各种翻转角的射频波，还要接收成像区域内氢质子的共振信号。射频子系统包括射频发射单元和信号接收单元：射频发射单元是在时序控制器的作用下，产生各种符合序列要求的射频脉冲的系统；射频接收单元是在时序控制器的作用下，接收人体产生的磁共振信号的系统。
主要参数有射频场均匀性、灵敏度、线圈填充容积等。
4．教据采集和图像重建子系统 信号采集的核心是A/D转换器，转换精度和速度是 重要指标。在MRI系统中，一般用16位的A/D转换器进行MR信号的数字化，经一定的数据接口送往接收缓冲器等待进一步处理，其结构如图6-13所示。射频子系统和数据采集 子系统被合称为谱仪系统。A/D转换所得数据不能直接用来进行图像重建，还需要进行数据处理，即拼接带有控制信息的数据。然后通过专用图像处理计算机进行图像处理。图像 重建的运算主要是快速傅立叶变换，重建速度是MRI系统的重要指标之一。
图6-12中a、b分别为射频发射单元和信号接收单元框图。
图6-13 信号采集子系统框图
5．主计算机和图像显示子系统MRI系统中，计算机的应用非常广泛，各种规模的计 算机、单片机、微处理器构成了MRI系统的控制网络。主计算机介于用户与MRI系统的测量系统之间，其功能主要是控制用户与磁共振子系统之间的通信，并通过运行扫描软件来满足用户的所有应用要求。具体包括：扫描控制、患者数据管理、归档图像、评价图像以及机器 检测等功能。同时，随着医学影像标准化的发展，还必须提供标准的网络通信接口。
6．射频屏蔽与磁屏蔽用于把外界和磁共振扫描系统之间严格屏蔽开来的系统，防止 彼此之间的干扰和危害。磁共振的屏蔽一般都采用铜片或铜板来完成。
7．MR1软件包括系统软件、磁共振操作系统、磁共振图像处理系统；系统软件指主 计算机进行自身管理、维护、控制运行的软件，即计算机操作系统。目前磁共振可使用 Windows 2000、Windows XP、Windows NT、UNIX；磁共振操作系统包括患者信息管理系统、图像管理系统、扫描控制系统、系统维护、报告打印、图片输出等；磁共振图像处理系统指 图像重建软件以及对图像进行一系列后处理，包括柔和、平滑、锐化、滤波、局部放大等处理功能的软件。
（三）磁共振指标及范围 目前进入医院临床使用的磁共振型号很多，但其基本技术参数有以下几个部分：
1．磁体系统(1)磁体类型：一般为永磁型、常导型、超导型；
(2)磁场方向：一般为水平或垂直方向；
(3)场强：目前从～；
(4)液氦蒸发速率：指超导磁体制冷剂液氦的消耗速率，如/H，液氦补充间隔24个月；
(5)稳定性：一般
(6)磁场均匀性：一般定义为以磁场中心点为球心多少cm为半径的球体内的磁力线均匀性，比如
(7)逸散磁场（5高斯线）：一般定义为5高斯逸散磁场距离，分为轴向和径向，比如 /4m;(8)磁体形状：一般为开放式（包括C形、立柱式、宽孔腔式）或封闭式（一般为圆柱体孑L腔式）；(9)匀场方式：无源（又称祓动匀场，贴小磁片匀场）和有源匀场（又称主动匀场，使用通 电小线圈匀场）。
2．梯度系统
(l)梯度线圈形状：平面型（一般做永磁梯度）、马鞍型、线圈对型；
(2)梯度场强度：即梯度斜率，比如25mT/m；
(3)梯度上升率：即梯度场达到最大强度的快慢，比如65mT/(m．s)；
(4)梯度非线性：梯度场的线性好坏，如<5%;(5)冷却方式：冷却梯度线圈产生热量的方式，一般为水冷却或空气冷却，永磁型一般 不需要。
3．射频系统
(1)射频功率：射频功率放大器的最大输出功率，一般为5～45kW;(2)射频带宽：射频脉冲的频带宽度，比如500kHz；
(3)信号检测方式：正交检测还是线性检测；
(4)接收线圈：接收线圈的种类和性质，一般有头、体、脊椎、乳房、各种关节、腔内等线 圈，按性质分有表面线圈、容积线圈、正交线圈、相控阵列线圈等；
(5)前置放大器增益：前放的放大倍数，比如20dB；(6)输入／输出阻抗：分为高阻和低阻之分，比如50fl。
4．谱仪图像取样功能
(1)预采样：一般包括自动校正中心频率、自动校正90。射频脉冲、频率锁定、RF自动增 益设定；梯度自动优化等；
(2)图像种类：一般包括Tl、T2、T2’、Pd筹权重像，以及MRA、DWI、ADC、PI、脂肪抑制图像、水抑制图像、水图像以及用BOLD法产生的大脑功能图像等；
(3)扫描视野：指磁共振可以扫描的人体范围，一般为10～50cm；(4)采集矩阵：指磁共振对扫描视野进行采集所划分的矩阵范围，一般为64～256，可为 长方形或矩形；
(5)显示矩阵：指显示磁共振图像的矩阵大小，一般可为256～1280，也可以为长方形；
(6)空间分辨率：指图像可以反映（或分辨）的最小的组织大小，一般从到 ;(7)断面视角：磁共振一般可以获取任意视角断面的图像；
(8)层厚：指磁共振图像的断面厚度，一般为1～20mm；(9)层间距：指数据采集层面之间的间隔，一般大于0，而小于层厚；
(10)序列：指获取磁共振图像所使用的成像序列的配备情况。一般常用的序列有SE、FSE、FISP、FLASH、FLAIR、STIR等，特殊序列有黑水序列、MRA、MRCP、EPI、CINE等；
(11)门控技术：指为了抑制运动伪影而采用的运动控制技术，一般包括心脏门控、心电 门控、呼吸门控、脉搏门控等。
5．计算机系统
(l)计算机性能：包括处理器速度、显示器最高分辨率、内存大小、存储器、外存储介 履等；
(2)网络性能：一般指图像输出设备的DICOM接口；(3)测试与诊断功能：指系统进行自身性能测试、远程诊断等。
6．图像显示、处理和分析
(1)图像显示：指图像显示的各种手段，比如手动、自动，图像灰阶调整、多格式显示、参数显示、文档显示等；
(2)图像处理：主要包括降噪、图像大小缩放、图像旋转、图像边缘增强、图像平滑等功能；
(3)图像分析：距离和角度测定、感兴趣区设定、病灶大小测定以及病灶标识等功能。
磁共振成像仿真平台设计与实现3
关于磁共振成像的空间定位
对于二维成像来说，接收线圈所采集的每一个信号，都代表了所扫描的部位中全部层面的组织信息；同样的，在三维成像中，每一个信号都代表了整个采集容积的组织信息。因此，我们要进行空间定位区分来自扫描层面或容积中不同位置的信息，那么我们如何来进行空间定位呢？空间定位的依据有是什么呢？
磁共振依靠梯度磁场进行空间定位。
实际上我们地球磁场也是存在梯度的，因此我们可以根据地磁实现地球上某点的定位。
地磁呈梯度分布，已知地磁中两极的磁场场强最高，为，赤道处的场强最低，为，从两极到赤道地磁场强呈递减分布，如此可以说，一定的磁场强度可以代表一定的位置，便可以进行地球上各点位置的确定，尤其是纬度的确定。
当然，依靠地磁进行位置定位在实际操作中要复杂的多，事实上，地球并非平滑的规则球体，另外某一地的地形、地貌乃至地球上地质活动或生物活动都会在一定程度上影响地磁场强，但大体原理就是利用地磁本身的不均匀性，由于存在有规律的梯度差，所以可以特定的场强可以代表特定的场强，可以说，梯度磁场中每一个不同的磁场强度代表了该磁场中不同点的位置信息。
磁共振的定位也是利用梯度磁场来实现的。
磁共振仪利用三套梯度线圈来产生梯度磁场，制造我们可控的磁场不均匀性。在梯度磁场的作用下，来自不同位置的磁共振信号带有不同的空间定位信息，再通过复杂的数学转换解码，将转码后的信号分配到各个像素中，而形成可用于诊断的医学磁共振影像。
数学转换解码的过程，是复杂的数学知识，作为医师不需要进行深入了解，是完全由程序化的电脑计算完成的，而最终转码完成的MR信号，就是图像信号。至于像素分配的过程，有书上说，当磁共振信号经过最后一步转换，成为色彩明暗不同的图像信号，就和数码相机成像的原理相同了，关于这一点，我专门问过我学摄影的朋友，对于相机本身，它并不能识别和储存图像信号，它所能识别的只能是数字信号，而在拍照的过程中都要经过两次信息转码，即先把取景的图像信号转成数字信号，再将数字信号提取转码，还原成图像信号。即使MR的转码过程要比数码相机复杂的多，但不论你使用何种机型，选择何种扫描序列，当采集信号经过复杂的数学转码、傅里叶转换、K空间排序和填充之后，都要进行同数码相机一样由数字信号到图像信号的转换，而转换成图像信号后，这些信号也仅仅是一个个无序的信号点，并不能直观地被人识别，而像素，相当于空间或平面中的网格，将这些有色彩明暗差别的图像信号点有规律和次序地放置到对应得网格中，就获得一副完整的、能直观理解的MR影像。
MR的空间定位包括以下几个方面：层面的选择、层厚的选择、频率编码还有相位编码。
一、层面的选择和层厚的决定
层面的选择和层厚的选择在MR的工作过程中是同时进行的，因此我们放到一起进行。
我们知道，要想使组织中的氢质子发生磁共振现象，需要对组织发射一个射频脉冲进行激发，而该脉冲的频率要与所激发质子的进动频率相同。
理论上讲，如果磁场处于绝对均匀的状态，那其中质子的进动频率也都是一致的，而理想化的射频脉冲的频率也是单一的，并且与质子的进动频率完全一致。但事实上，完全均匀的磁场几乎是不存在的，而我们所发射的射频脉冲也并非是单一频率脉冲，而总是包含有一定范围的频率，不过，这种脉冲的中心频率以及频率范围是可以人为控制的。
我们利用这种可控的磁场不均匀性即梯度磁场，和频率范围可控的射频脉冲，就可以实现二维MR图像的层面及层厚的选择。
例如，在场强的磁场下，质子的进动频率约为64MHz，如果我们要进行横断面的层面及层厚选择，就需要在组织长轴方向及Z轴方向施加梯度场。我们之前说过，在梯度场下，磁化矢量轴的中点的场强总是等于主磁场场强，假设我们施加的梯度场是头侧低足侧高，那么在Z轴的中点，其场强还是，那么中点处的质子进洞频率依然是64MHz，由中点到头侧的场强逐渐递减，因此质子的进洞频率也逐渐减慢，越来越小于64MHz；同理，由中点到足侧的场强逐渐递增，因此质子的进动频率也逐渐加快，越来越大于64MHz。例如对于头部来说，头顶部的组织质子进洞频率最低，下颌部组织的质子进动频率最高。
而这种质子进动频率的差别大小与梯度场强成正比，梯度场越大，Z轴方向上磁场的差别越大，Z轴上各处质子的进动频率差别也越大。假设我们施加的梯度场所造成的质子进动频率的差别为1MHz/cm，我们所用的射频脉冲的频率范围为~，脉冲的中心频率正好等于Z轴中心点质子的进洞频率64MHz，这就是我们所激发的层面中心，即我们选择的层面就是Z轴中心所在的平面，而由于我们的射频脉冲不只包含64MHz这一个频率，那所有进动频率为~的质子都将被激发，进动频率最快质子和最慢质子的频率差为=1MHz，又因为我们所施加的梯度场中，质子的进洞频率差为1MHz/cm，因此我们所决定层厚为1cm，而我们所选择层厚中最外层的层面就是Z轴上质子进洞频率分别等于和等于的所在平面，即位于Z轴中点两侧分别的层面。
在物理学中，将射频脉冲的中心频率称为脉冲的频率，将所包含的频率范围称为带宽，例如上文中的脉冲带宽为1cm。
如果其他条件都与上文保持不变，我们对Z轴上施加的梯度场、射频脉冲的频率和带宽进行调整，所选择的层面和层厚也会发生如下规律的变化：1】梯度场不变，射频脉冲的频率提高1MHz，则层面中心将向足侧移动1cm，层厚依然是1cm。2】梯度场不变，脉冲频率不变，带宽变为厘米，则层面中心不变，层厚变薄为。3】脉冲的频率和带宽都不变，梯度场增强，使质子进动频率差达到2MHz/cm，则层面中心不变，层厚变薄，为，这是因为带宽还是1MHz，而由于质子频率的差达到了2MHz/cm，即每就会满足带宽所包括1MHz的进动频率差，所以层厚变为了，而无论多高的梯度场下，中点场强永远等于主磁场强度，因此Z轴中点处的质子频率永远保持不变，因此层面中心不会变。
因此我得出以下结论：在检查部位在梯度场中位置保持不变的情况下，层面和层厚收梯度场强、射频脉冲的影响有如下规律：1】梯度场不变，射频脉冲的频率增加，层面位置会沿z轴向场高的一侧移动。2】梯度场不变，射频带宽加宽，层面中心不变，层厚会增加。3】脉冲的中心频率及带宽保持不变，梯度场强增加，中心层面不变，层厚变薄。
同理，除了在Z轴上施加梯度场从而进行横断面扫描的层面层厚选择，实际上MR仪可以利用在XYZ三个轴上施加梯度场及进行三个轴有序的组合实现矢状面、冠状面、斜横断面、斜矢状面、斜冠状面乃至空间中任意平面的层面、层厚选择。
二、频率编码
开头我们介绍过，MR采集到的每一个磁共振信号，都包含有全层或全容积内的所有信息，那么即使我们进行了层面和层厚选择，还是无法识别该层面内的各个位置的不同信息，因此，我们必须把采集到的信号分配到层面内不同的空间位置上，即分配到像素中，才能区分同层面内的不同位置。这就要求我们进行针对以选定层面内的空间定位。空间定位编码包括频率编码和相位编码。首先，我们介绍频率编码。
磁共振频率编码的原理与三菱镜分解阳光的原理相似，我们先来复习一下。
白色的太阳光通过三菱镜，会被分解成红橙黄绿青蓝紫七种颜色的光，其实不止其中，这其中颜色在人类的可见光谱中，在红色光谱之外的不可见光称为红外线，紫色光谱外的不可见光称为紫外线，太阳光之所以会被分解，是因为太阳光中本就包含这些光线，我们知道光的本质是一种电磁波，具有一定的频率，可见光中红色的光频率最低，紫色的光频率最高，红外线比红光的频率更低，紫外线比紫色光的频率更高，都不可被人眼识别，频率的差别正是我们可以区别这些光信号的原因，同理，磁共振的频率编码可以利用不同频率来识别不同的信号，频率编码的对磁共振的作用相当三菱镜之于太阳光。
当然，我们要通过频率编码来区分层面中的不同MR信号，首先要使层面中不同位置中的MR有不同的频率。
我们还是以横断面的扫描为例，一般以前后方向为频率编码方向，我们在信号采集的时刻，在前后方向上施加一个前高后低的梯度场，这样在前后方向上，质子所感受到的磁场强度就不同，质子的进动频率就会产生差别，即越近前面的质子进动频率越高，越近后面的进动频率越低，这样按照不同频率代表不同位置信息的原理，同层面采集到的信号在前后方向上就会有所不同，从而在进行傅里叶转换解码后的MR信号在该层面前后方向上得以区分出来，可以被分配到前后方向上特定的位置上。需要指出的是，频率编码的梯度场必须在磁共振信号采集的时刻同时施加，这样所采集的信号才会有频率编码信息。
三、相位编码
在一个层面上我们进行了频率编码，那经过傅里叶转换的MR信号仅仅完成了前后方向上的空间信息编码，也就是说，我们在此层面上仅仅能区别前后方向上信号的区别，而左右方向上必须也进行空间定位编码，才能完成层面内的信号定位。
那么，沿用之前的例子，在横断面扫描成像中，如果我们在前后方向上施加频率编码，完成了此层面中前后方向上的信号空间定位，在左右方向上信号的位置信息依然是混乱的，那么我们是否也可以在左右方向上施加频率编码来实现左右方向的空间定位呢？回答是否定的，如果在前后和左右方向都进行同样的空间定位编码，那么MR信号在经过傅里叶转换后就不能区分出事左右方向还是前后方向的频率差别，那么我们就需要在左右方向即与频率编码垂直方向上施加一个不同的空间定位编码，即相位编码。
相位编码要比频率编码复杂一些，我们知道质子有自己的进动频率，频率就是利用梯度场造成的质子进动频率进行空间定位，而在质子的进动运动中，每一个质子的横向磁化矢量都会时刻处在一定的相位中，相位编码就是利用相位的梯度场造成的相位不同来进行空间定位的。
相位编码的梯度场与频率编码的不同之处是：1】施加方向不同，相位编码的梯度场施加方向是同层面中频率编码的垂直方向。这也决定了在实际使用中频率编码和相位编码的方向是可以互相切换的。2】施加的时刻不同，前文提到频率编码要在信号采集的时刻同时施加，而相位编码要在信号采集之前施加，而且在信号采集的时刻，相位编码的梯度场必须是已经关闭的。3】在一个层面中，每个MR信号的频率编码处在同一大小和方向的频率编码梯度场下，而每个MR信号的相位编码梯度场的场强大小和（或）方向是不同的。
还以横断面的扫描为例，我们在左右方向上施加一个左高右低的梯度场，这样在层面内左右方向场强将存在差别，和所有的梯度场一样，在梯度场中点的场强等于主磁场场强，该处的质子进动频率保持不变；越靠左边的场强越高，质子进动频率越快；越靠右边的场强越低，质子进洞频率越慢，因为进动频率不同，一段时间后左右方向上质子进动的相位也会不同，这时如果关闭梯度场，左右方向上的场强都会等于主磁场场强，如此左右方向上所有质子的进动频率也会恢复相等，但是左右方向上的质子进动相位已经产生的差别将会保留下来，而且由于现在的进动频率已经相等，因此这种相位差将会保持在一个水平，这时采集MR信号，在该层面左右方向上的信号就会包含有不同的相位信息，而不同的相位信息可以代表左右方向的不同位置信息，如此就完成了左右方向上的磁共振信号空间定位。
然而，实际上，虽然原理是这样，但是MR仪本身的特点，它可以区分质子在频率上各个大小的差别，但是区别相位差别的能力却相对较弱，只能区别相位相差180°的信号。所以相位编码就不能如频率编码一样一步到位，而要进行多次重复采集。例如矩阵为256*256的图像就要进行256次相位编码。由于MR只能识别相位相差180°的信号，那么一次性施加梯度场使得左右方向各质子相位相差180°的话，第二个信号和第一个信号相差180°，第三个信号与第二个信号差180°，就会使第三个信号与第一个信号相位相同，因此一般在采集第一个信号的时候施加一个梯度场，使第二个信号与第一个信号相位差别180°，进行采集，采集第二个信号时要施加一个比之间的场强稍小的梯度场，使得第一个信号与第三个信号相差180°，以此类推，之后每次施加的梯度场对比之间的场强稍小，一直到使第一个信号与第二百五十六个信号相位相差180°也就是说要进行大小不同的梯度场造成256个180°的差别，才能完成相位编码。256个信号要进行256个不同的梯度场进行相位编码，每一个相位编码梯度场等到的MR信号也称为编码线。
还是以横断面扫描为例，在实际成像中，施加右侧高左侧低的相位编码，一般是先施加强度最大的梯度场，场强逐渐变小直至为零，然后要改变梯度场的方向即改为右侧低左侧高，这时场强则由小开始，逐渐变大，场强变化的步级和之前梯度场方向变化前的一样。
四、三维采集的空间编码
三维激发和采集的信号不是针对平面，而是针对成像容积，为了获得薄层的图像，要在层面方向上也进行空间定位编码，这种编码也采用相位编码，一个容积要将其分为几层，就要进行几个步级的相位编码，我们在做MRA的时候看到MRA一边都是一百三十几张或一百四十几张图像组成，说明将该容积分为了这么多的层面，例如132个层面，就以为着进行了132个步级的层面方向的相位编码，当然，每个平面上都要进行层面内的相位编码，假设每一层面为256*256像素的矩阵，说明在层面内的相位编码要进行256个部级，一共132个层面，那么在这个MRA三维成像中，一共进行了256*132=个步级的相位编码。
磁共振室：陈凯
2013/12/16
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