MRI 成像（一）：成像原理
磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，简称 MRI）通过对静磁场中的人体施加某种特定频率的射频脉冲，使人体中的原子核（主要是氢质子）受到激励而发生磁共振现象，在停止脉冲后，原子核在弛豫过程中产生 MR 信号，通过对 MR 信号的接收、空间编码和图像重建等处理过程，最终处理成图像信息。
磁共振硬件组成
包括主磁体，梯度系统，射频系统，计算机系统，辅助设备。
主磁体： 产生均匀分布磁场的磁体，场强从 0.2T 到 7T。 MRI图像信噪比与主磁场场强成正比，高场强优缺点：
优点：提高信噪比（SNR），高SNR前提下加快采集速度，更容易进行脂肪抑制
缺点：成本增高，噪音增加，伪影增加
梯度系统：扫描层面的空间定位，决定成像层面的位置和厚度。
组成：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。
作用：
- 空间定位：频率编码，相位编码
- 产生信号：读出梯度用于频率编码，从而读取磁共振信号
- 扩散梯度：用DWI做扩散加权
- 流动补偿：抑制流动伪影；
梯度场强和切换率越大，成像速度越快。更高的梯度场强和切换率可以缩短回波时间（TE）和重复时间（TR），从而提高成像速度，但同时也可能增加对硬件的要求和成本，并且可能需要更好的梯度线圈冷却系统来避免过热。
射频线圈：
- 组成： 射频放大器，射频通道，脉冲线圈（发射线圈，接收线圈）
- 作用：发射射频脉冲，产生MR信号并接收
接收线圈与MRI图像SNR密切相关： 接收线圈离身体越近，所接收到的信号越强；
线圈内体积越小，所接收到的噪声越低。因此出现了很多各种部位专用的线圈，比如头线圈和体线圈，以得到更高的信噪比。
磁共振成像基本原理
质子自旋 Proton spin
施加外部静态磁场$B_0$，质子宏观上会指向同一个平行于静磁场的方向，由于低能态质子略多于高能态质子而产生的净磁矩，产生一个小的磁矩$M_0$（纵向磁化矢量），大小满足 \(M \backsim \frac{\gamma \={h} B_0}{2k_B T}\) 其中，$T$ 是稳定， $k_B$是玻尔兹曼常数， $={h}$是普朗克常数， $\gamma$是原子相关的磁旋比， $B_0$是外部磁场的强度。
当质子的磁矩偏离 $B_0$ 方向时，不管是平行于或反平行于静磁场方向的质子都会在XY平面上产生投影向量值，叫做横向磁化。
- 处于低能态质子略多于高能态质子，因而产生宏观纵向磁化矢量；
- 由于相位不同，每个质子的横向磁化分矢量相抵消，因而并无宏观横向磁化矢量产生。
进动 precession
原子核自身旋转的同时围绕着 $B_0$ 为轴旋转, 氢质子以拉莫尔频率 $\omega _0 = \gamma B_0$ 进动。
考虑在以拉莫尔频率旋转的第二个坐标系，在此坐标系中，没有进动（因为在跟着一起转），所以需要另一个磁场 $B_1$ 来使旋转轴失去平衡（excitation），才能测量到特定质子的信号，即射频磁场。
施加射频脉冲，纵向磁化矢量减小，横向磁化矢量增大，通过测量横向磁化矢量可以获得生物组织的磁共振信号（从何而来）， 但是现在还不能信号来源的确定位置。
信号如何测量？
终止射频脉冲后，宏观磁化矢量逐渐恢复平衡态，这个过程称为弛豫，是产生MR信号的过程。
中断RF后，质子释放能量，从高能级回到低能级，纵向磁化逐渐增大，称为纵向弛豫。
高能的质子把能量释放给周围的晶格（分子），转变为晶格的热运动，同时自旋核就从高能态跃迁到低能态。因此T1弛豫也称为自旋-晶格弛豫。
- 晶格振动频率高于质子进动频率，能量传递慢，纵向磁化恢复慢，已恢复的纵向磁化少，MR信号强度小，黑色—纯水
- 晶格振动频率接近于质子进动频率，能量传递快—脂肪，含中小分子蛋白质
- 晶格振动频率低于质子进动频率，能量传递慢—含高浓度大分子蛋白
纵向弛豫 T1是纵向磁化由 0 恢复到原来数值的 63%的时间。
与此同时，质子不被强制处于同步状态（同相位），每个质子开始按照不同频率进动，指向同一方向的质子散开，横向磁化减小，称为横向弛豫。
T2弛豫能量传递发生于质子群内部，即自旋质子与自旋质子之间，因此也被称为自旋-自旋弛豫。
MR采集的信号是横向磁化矢量。90°射频脉冲关闭后，所产生的横向磁化矢量很快衰减—自由感应衰减（FID）。横向磁化矢量的衰减（T2弛豫）是由于质子失相位。
- 能量传递慢，横向磁化恢复慢，残留的横向磁化矢量大，MR信号强度大，白色—纯水
- 能量传递中等，MR信号强度中等—脂肪，含中小分子蛋白质
- 能量传递快，MRI信号强度小，黑色—固体
横向弛豫T2是横向磁化由最大衰减至原来的37%的时间。 
梯度线圈 Gradient Coils
在 z 方向使用两个电流方向相反的线圈，这就在磁场中产生了梯度。通过在静磁场上叠加线性变换的梯度磁场，可以让不同空间位置上的磁场强度产生变化。
根据拉莫尔频率，如果通过控制射频脉冲的激励频率，就可以使z方向上相应位置的质子发生共振，达到空间定位的目的（目前只有z轴）。
如果我们只使用一种频率的射频脉冲，就只能激发物体的一层，因此实现了层面选择。
如果只选一层，信号会十分微弱，因此实际发射的射频脉冲具有一定的范围，即射频的带宽，用于选择层厚，带宽越大, 层厚越大。
y 方向的编码是通过改变自旋的相位来执行的（相位编码），通过在y 方向上短时间打开梯度来实现的。
沿 y 方向施加一线性梯度场（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线性关系，将采集信号经傅里叶变换后，可以得到 y 方向位置与相位的一一对应关系。
x 方向编码是通过在读取 RF 脉冲期间改变磁场来执行的（频率编码）。
- 选层结束后，先打开 y 轴的梯度场，越靠上的质子转得越快。持续一段时间后关闭梯度，质子进动频率恢复一致，但转动的相位差却保留了下来，越靠上的质子转的相位越大（该过程为相位编码）。
- 接下来打开 X 轴的梯度磁场，质子进动频率会形成差异（即频率编码）。进行频率编码的同时，接收线圈开始采集信号（采样），此时的信号就包含层内所有质子的进动频率和相位。信号被填充至K空间。
综上所述，一个磁共振成像的序列需要按照如下序列执行：RF 脉冲，z 方向施加梯度磁场， y 方向上的相位编码，x 方向上的频率编码以及读出信号。 
射频脉冲产生的MR 信号
| MR 信号类别 | 形成方式 |
|---|---|
| 自由感应衰减（FID） | 1 次RF 脉冲 |
| 梯度回波（GRE） | 1次RF脉冲+梯度逆转 |
| 自旋回波（SE） | 2次RF脉冲 |
FID
MR采集的信号是横向磁化矢量。90°激发脉冲关闭后，所产生的横向磁化矢量很快衰减—自由感应衰减（FID）。横向磁化矢量的衰减（T2弛豫）是由于质子失相位。
FID 的基本频率为正弦波，在拉莫尔频率上振荡，并受到时间常数 T2* 的指数衰减的阻尼。T2* 反映了分子机制导致的真实 T2 效应以及磁场不均匀性导致的相位分散。即以下形式的阻尼正弦波：$sin(ω_0 t) e^{（-t/T2*）}$。
尽管这里考虑由 90° 脉冲的作用产生的 FID，但任何翻转角的 RF 脉冲都会产生 FID，因为纵向磁化的某些分量总是倾斜到横向平面中。 （该规则的唯一理论上的例外可能是 180° 脉冲，原则上它应该只反转纵向磁化强度，不会产生任何横向分量。然而，在实践中，所有 180° 脉冲都是不完美的，因此总是会产生 FID 信号。 ）
GRE
梯度回波（gradient echo ,GRE）是对 FID 信号的一种处理，首先在标本或组织上施加一个外部去相梯度场。这种梯度会引起局部磁场的校准变化，从而轻微改变整个标本的共振频率。这导致 FID 加速退相和 “静噪/扰乱”。
接下来这个过程逆转，使用与去相位梯度强度相同但极性相反的再相位梯度，逆转/消除相位扰乱。这样就产生了一个小的 GRE。请注意，重定向梯度只重新集中了被去相梯度本身扰乱的自旋。T2 和 T2* 过程不受影响。
SE
单个射频脉冲会产生自由感应衰减 (FID)，但两个连续的射频脉冲会产生自旋回波 (SE)。 第一个 RF 脉冲的中间和自旋回波峰值之间的时间称为回波时间 (TE)。
90° 脉冲首先将这些自旋躺到横向平面中。由于局部微观场可能略有不同，因此某些自旋群可能相对于其他自旋群进动更快（并获得相位）。表现为横向平面上箭头的扩散。速度较快的自旋群最初向观察者旋转，速度较慢的自旋群则向远离观察者的方向旋转。
180° 脉冲使整个系统颠倒过来。翻转后，更快的进动旋转现在发现自己处于群体的后面。随着不断的进动，它们最终赶上了之前更慢的旋转。这发生在时间 TE = 2 x t 处，这是自旋回波的中心。在回波中心之外，较快的旋转再次将较慢的旋转抛在后面，系统再次失相。
参考：
- https://mriquestions.com
- MRI: The Basics
- 磁共振成像原理
- Gengsheng Lawrence Zeng. Medical Image Reconstruction – A Conceptual Tutorial. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2010. DOI: 10.1007/978-3-642-05368-9