2014.07.11核磁共振成像基础
第二节 磁共振成像的物质基础
第二节磁共振成像的物质基础要想理解MRI基本原理，首先必须知道MRI的物质基础是什么，也就是说我们看到的MR图像是由什么物质产生的。
一、原子的结构原子是由原子核及位于其周围轨道中的电子构成的，电子带有负电荷。
原子核由中子和质子构成，中子不带电荷，质子带有正电荷。
二、自旋和核磁的概念任何原子核都有一个特性，就是总以一定的频率绕着自己的轴进行高速旋转，我们把原子核的这一特性称为自旋（spin）。
由于原子核带有正电荷，原子核的自旋就形成电流环路，从而产生具有一定大小和方向的磁化矢量。
我们把这种由带有正电荷的原子核自旋产生的磁场称为核磁。
因此以前大家也把磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）称为核磁共振成像（neuclear magnetic resonance imaging，NMRI）。
三、磁性和非磁性原子核并非所有原子核的自旋运动均能产生核磁，根据原子核内中子和质子的数目不同，不同的原子核产生不同的核磁效应。
如果原子核内的质子数和中子数均为偶数，则这种原子核的自旋并不产生核磁，我们称这种原子核为非磁性原子核。
反之，我们把自旋运动能够产生核磁的原子核称为磁性原子核。
磁性原子核需要符合以下条件：（1）中子和质子均为奇数；（2）中子为奇数，质子为偶数；（3）中子为偶数，质子为奇数。
四、用于人体磁共振成像的原子实际上人体内有许多种磁性原子核，表1.所列的为人体内常见的磁性原子核。
用于人体磁共振成像的原子核为质子（1H），选择1H的理由有：（1）1H是人体中最多的原子核，约占人体中总原子核数的2/3以上；（2）1H的磁化率在人体磁性原子核中是最高的。
从附表1中可以看出，氢原子核（1H）在人体中的摩尔浓度最高，达到99，而处于第二位的是14N，摩尔浓度为1.6，约为1H的1/62，且14N的相对磁化率仅为0.083。
表1还显示1H的磁化率是最高的，以1H的相对磁化率为1，相对磁化率处于第二位的是19F，为0.83，但19F的摩尔浓度仅为0.0066，仅为1H的1/15 000。
MRI磁共振成像基本原理及读片(139页)PPT课件
tomography,PET)
20世纪70年代以后兴起介入放射学(interventional radiology) 21世纪初出现CT-PET
医学影像学各种技术涉及：
X线源 体外放射源（核素） 声能 磁场 微电子技术 计算机技术
时间
1946 1971 1973 1974 1976 1977 1980 2003
磁共振发展史
发生事件
作者或公司
发现磁共振现象
Bloch Purcell
发现肿瘤的T1、T2时间长 Damadian
做出两个充水试管MR图像 Lauterbur
活鼠的MR图像
Lauterbur等
人体胸部的MR图像Communi源自ation System, PACS)
影像科管理、quality control,QC、quality assurance,QA.
全新的医学影像学在医学领域的应用包括：
★ 影像诊断学：X线、CT、DSA、MRI、US、 ECT等。
★ 影像介入性治疗学：DSA、超声、CT、MR等。
★ 信息放射学：影像学工作管理、质控；影像 的传输与存储（PACS）存储、 传输、远程会诊（远程放射学 teleradiology)
当今的医学影像学内容包括：
传统X线诊断学
透视 照相 （普通Ｘ摄影、体层摄影） 造影
计算X线摄影 (computed radiography， CR)
数字X线摄影 （Digital radiography，DR) X线CT (computed Tomography， CT) 数字减影血管造影 （Digital Subtraction
核磁共振成像
δ (ppm)
乙基苯的质子核共振谱线
MRS分析的应用
MRS 技术观测细胞代谢的医学基础
细胞中物质和能量的代谢变化
早于组织学结构改变 MRS出现异常早于MRI图像异常 对细胞能量代谢的观测 对疾病的早期诊断、鉴别性诊断、病理分期、判断 预后及治疗效果会有重大作用 目前较先进的MRI装置均附有MRS功能
各种情况发生的序列和决定图像对比度的因素
脑灰质、脑白质和脑脊液
加权图像
T1WI
T2WI
PDWI
脑白质 T1(ms)/WI T2(ms)/WI 515/白 74/灰
脑灰质 817/灰 87/灰白
脑脊液 1900/黑 250/白
核磁共振信号的有关概念 软脉冲和硬脉冲 90°脉冲和180°脉冲 FID信号 SE信号 感生电动势，核磁共振信号MR 化学位移和磁共振谱
ＭＺ
Ｍ０
ＭＸＹ
０
综合弛豫轨迹
90 脉冲后磁化强度矢量的弛豫
自由感应衰减信号 FID
Vt M 0 sin cos0t e
t / T2 *
自旋回波信号 Spin Echo
用于成像的信号是采集线圈中的感应电动势
B =0 M = BS
d dM 0 S dt dt
Raymond Damadian Paul Lauterbur
1973年 NMR成像突然出现在 人们面前
磁共振成像的成熟期
1973年到1978年
达马迪安、FONAR成像法和他 的Indomitable 坚定 执著 无所畏惧
磁共振成像的成熟期
1973年到1978年
1971年9月的一天 数周的实验弄清三个问题 长达几个月的研究 梯度场、劳特伯及其组合层析 成像法 1973年 《自然》发表 4mm的蛤蜊，活鼠 劳特伯首先创立了用一组投影得到NMR图像的方法
磁共振成像基本概念
（2）主磁场的不均匀。尽管我们追求主磁场 的绝对均匀，但实际上这是不可能的，主 磁场总是存在一定程度的不均匀，这种不 均匀一般认为是恒定的பைடு நூலகம்也就是说某处一 直轻微偏高，而另一处一直轻微偏低，主 磁场的这种不均匀同样会造成质子失相位， 引起宏观横向磁化矢量的衰减。
由于受上述两个方面磁场不均匀的影响，实
进动频率也称为Larmor（拉莫尔）频率， 其计算公式为：w=r.B,其中w为Larmor频率， r为磁旋比（r对于某一种磁性原子核来说是 个常数，质子的r约为42.5mHz/T），B为主 磁场的场强，单位为特斯拉（T）。从公式 中可知，质子的进动频率与主磁场场强成
正比。
处于低能级和高能级状态下的质子由于进动 产生纵向和旋转的横向磁化分矢量
• 进动频率
处于主磁场中的质子，除了自旋运动外，还绕着 主磁场轴进行旋转摆动，我们把质子的这种旋 转摆动称为进动。就像地球除了自转，还绕着 太阳公转。太阳就像主磁场的轴，地球就是自 旋运动的质子。（课本图6-9示）
进动是磁性原子核自旋产生的小磁场与主 磁场相互作用的结果，进动频率明显低于自旋 频率，但对于磁共振成像来说，进动频率要比 自旋频率重要得多。
学医路上 与君共勉
濮阳市安阳地区医院核磁室 主讲人： 华小霞 15039962816
MRI基本概念
• 磁共振现象 • 弛豫 • 梯度场和空间定位 • K空间的基本概念
磁共振现象
• 实现磁共振现象的物质基础（磁性原子核） • 实现磁共振现象的条件：
（1）具有磁矩的自旋原子核（即磁性原 子核）
（二）核磁弛豫
90°脉冲关闭后，组织的宏观磁化矢量逐 渐又回到平衡状态，我们把这个过程称为 核磁弛豫。核磁弛豫可以分解成两个相对 独立的部分：（1）横向磁化矢量逐渐减小 直至消失，称为横向弛豫（2）纵向磁化矢 量逐渐恢复直至最大值（平衡状态），称 为纵向弛豫。
核磁共振成像原理
核+磁
它们仅在平行或反平行于 外磁场两个方向上排列
107+7 : 107 平行 反平行
能级分布
不同能级上分布的核数目可由Boltzmann 定律计算：
Ni Nj
exp
Ei E xp
h
kT
磁场强度2.3488 T；25C；1H的共振频率与分配比：
共振频率
2
B0
氢核
核
65 % H2O
磁
• 发电； • 带动马达； • 磁带、录像带； • 磁盘； • 音响； • MRI的核心。
磁场的大小
• 单位：Tesla (T)； • 1T=10000Gs • 地球磁场的大小：0.00005T； • 冰箱表面的磁场，保持你最喜爱的手指
画不掉的大小约为 0.1T； • MRI中常用到的主磁场为0.1T到1.5T，并
1
软脉冲
弱而宽，频带窄，选择性激励； 带宽由脉宽决定（反比关系）； τ 不可调，因此通过调整输出功率进行调节角度；
软脉冲主瓣的宽度一 半的倒数对应着其频 谱宽度
2
如果此时去掉RF脉冲，质子将会恢复到原来状态，当然 恢复有一个时间过程，这个过程就叫弛豫过程。
弛豫Relaxation：松弛、舒张、放松
纵向弛豫时间T1
T1与静磁场的强度大小有关，一般静磁场 强度越大， T1就大
T1长短取决于组织进行能量传递的有效性。
一般大分子
（如生物蛋白）和小分子（如水）由于共振频率与拉莫尔频率 差别较大，对能量传递有效性差，因此T1较长。上图中白线表 示的脑脊液的t1为3秒。
中等分子
（如脂肪）的共振频率接近于拉莫尔频率，能量传递越有效， 因此T1较短。上图中红线代表的脑白质的t1为0.9秒
三基训练指南第3篇影像技术第4部分磁共振成像(MRI)第3章磁共振成像的基本知识
第三章磁共振成像的基本知识一、梯度磁场当射频脉冲激发后，用接收线圈接收到MR信号，这个信号代表所有被激发部位的总和，没有空间位置信息，不能将身体的一部分与另一部分区分开来，即不能区分组织结构。
在均匀的静磁场上，以一定的方向叠加一均匀过渡的弱磁场。
例如1．0 T磁场上，在z轴(沿磁体长轴)上加一个10 mT／m(每米10毫T)的梯度磁场(10 mT约相当于100 GS)，500 mm成像范围内脚侧为 10 000—50 GS，共振频率为42．3671 mHz；头侧为10 000+50 GS，频率为42．7929 mHz；相差O．4308 mHz，或430．8 kHz。
如此时RF脉冲频率为42．58 mHz，很显然只有中间一层发生核磁共振现象，即这一层发生了激励。
这一梯度称为层面选择梯度。
梯度磁场具有空间位置依赖性，即在一定方向上梯度磁场强度随空间位置变化而不同。
在X轴上加一梯度，各列质子的共振频率有所不同，经FT (：[ourier transformation)傅立叶转换，各频率可区分开来。
该梯度称为频率编码梯度或读出梯度。
在Y轴上加一梯度，可使同一行的质子运动的相位不同，称相位编码梯度。
二、K一空间与图像重建每次激励时相位编码梯度磁场的大小都有变化，与相位编码方向上的矩阵数一致。
相位编码梯度磁场的大小是从负逐渐到零再从零逐渐到正。
如192×256矩阵的一幅图像，其中192为相位编码数。
必须要施加192次不同幅度的相位编码，并得到192个磁共振信号才能重建出一幅完整的图像。
这192个信号排列起来就构成了K一空间，而每一个信号就是一个所谓的K平面；当相位编码梯度在零附近所得到的回波信号称低K一空间信息，与图像的对比度有关；反之，高K空间的信号与图像的空间分辨率(轮廓线)有关。
由此可见，每一个信号对整个一幅图像的各个像素都有贡献。
得到磁共振信号后，需要经过复杂的重建过程。
重建的方法是傅里叶变换，复杂的信号由此变成了简单的频率和相位的分布，具有不同的频率和相位的信号对应于图像中不同的像素。
磁共振成像的基本原理
hB0
平行状态原子核：
E2
1 2
hB0
能量差为 ：
E E2 E1
所以 B0 越大，质子之间能量差也越大，MRI图
像信噪比也就越好。
BoNltz1manen能(E量1 分E2 布) /k原T 理 N2
其中 k 玻尔兹曼常数，T为绝对温度。 在常温稳定情况下，处于低能量的粒子数多于处 于高能量的粒子数。 当场强为1.5T时，低能级的数目只比高能级多 8/2,000,000个，两个方向的净自旋产生的磁场称为 净磁化，或磁化矢量，所以磁化矢量是十分微弱。
平均化，从而降低T2弛豫效应。 T2变长。
T2*弛豫(表观或有效T2)
由于主磁场的不均匀性，引起质子自旋频率就不 同，因而加速了横向弛豫的过程导致横向磁化弛豫的 加快，T2的下降。T2*加权像称磁敏感对比。
磁共振信号接收
接收线圈位于XOY平面内，随着M的旋转，Mxy每 旋转一次，就会在线圈内形成一个感应电流，感应电 流的大小随时间逐渐减小，形成自由衰减信号FID。
í晶格状态(固体、液体)，固体T1长(晶格振动频率高
1012~1013Hz)
í大分子的存在(亲水基因与自由水结合形成水化层，
降低水分子运动速率，T1下降)
í主磁场强度(B0越大，T1越大)
í温度：温度上升，热运动加快有效弛豫频带分子
数减小， T1下降
横向弛豫过程
又称：自旋-自旋弛豫。指90 脉冲终止后，Mxy 由于磁相互作用，导致逐渐衰减过程。 T2纵向弛豫时间：
磁共振成像基本原理
Fundamental Principal of MRI
原子核在外磁场中的运动
原子核在磁场中运动像 “陀螺”，除了自身的旋转 外，还绕外磁场作旋转“进 动”。
MRI基础
MRI基础磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）对于神经科疾病的诊断和鉴别诊断非常重要，准确的识别和判读 MRI 图像不仅仅是影像医师应掌握的技术，也已成为神经科医师的基本功之一。
如何进行磁共振图像的阅片呢？这篇文章对你一定会有帮助。
1 磁共振成像（MRI）概述基本原理：磁共振成像是将人体置于强磁场内，此时体内的氢质子发生自旋运动而产生磁矩，操作者给予计算机指令让线圈发出事先设计好的不同外加磁场（即射频脉冲），使得氢质子发生重排，之后去除外加射频脉冲，反复多次并通过接收器采集信号，通过计算机后处理即得到 MRI 图像。
简单的来讲，相当于把一瓶水摇一摇，让水分子振动起来，再停止下来，反复多次，感受振动情况。
而这些不同射频脉冲的排列和组合就形成了不同的检查序列。
对于MRI 初学者，我们无须知道MRI 图像怎么来的、射频脉冲怎么激发的、信号怎么采集的以及扫描参数如何调整优化的，因为MRI 成像原理太复杂了且枯燥乏味很难理解，即使花费很大功夫，当时理解了，如果不常用，很快就会忘的一干二净。
我们只要知道怎么识别各个检查序列以及如何判读就可以了。
下面以神经系统为例，介绍读片的步骤：MRI 读片的前提：掌握脑部 MRI 的正常解剖及变异；MRI 读片的基础：识别 MRI 不同检查序列及其应用；MRI 读片的核心：分析和判读 MRI 图像及信号特点；MRI 读片的目的：图像结合临床信息做出最终诊断。
2 磁共振图像如何识别？01. MRI 扫描序列MRI 扫描序列很多，包括：T2 加权成像（T2WI）、T1WI 加权成像（T1WI）、扩散加权成像（DWI）、液体翻转恢复衰减序列（FLAIR）、T1WI 增强扫描、磁敏感加权成像（SWI）、动脉自旋标记灌注成像（ASL）、灌注成像（PWI）、磁共振波谱成像（MRS）、颅脑动脉成像（MRA）、颅脑静脉成像（MRV）等。
国内大多数医院无法将这些检查序列全部扫描。
核磁共振成像PPT课件
人体危害
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 的病人，高热的病人，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
25
人体危害
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
22
03 MRI检查注意事项
人体危害
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
六类人群不适宜进行核磁共振检查
安装心脏起搏器的人 有或疑有眼球内金属异物的人 动脉瘤银夹结扎术的人 体内金属异物存留或金属假体的人 有生命危险的危重病人 幽闭恐惧症患者等
24
13 24
属无创伤 无射线检查
成像参数多 信息量大
13
MRI检查的限制
01 体内有金属异物，尤其被 检部位有磁铁性金属异物
02 重危病人需要生命监护 系统和生命维持系统者 扫描时间较长，噪声大。严
03 重不合作者，精神病患者， 危重病人，幽闭恐惧症患者
04 妊娠病人，尤其妊娠3个月内 急诊（脊髓损伤除外）
11
发展前景
快速成像技术
MR扫描时间过长和人体的生理运动之 间的矛盾仍是目前MR成像诊断中的一 大问题。如果屏气一次或数次即可完 成图像采集的话，那么胸部和腹部的 成像质量就能改善。工程技术人员在 这方面进行了很多研究并且仍在不断 改进完善中
12
MRI优点
具有较高 的分辨率 具有任意方向直 接切层的能力
进入扫描室前勿穿戴任何金属 物品如手表、发夹、眼镜、活 动假牙等，女性带有金属节育 环时，检查前一周取出节育环
核磁共振成像
核磁共振成像文章目录*一、核磁共振成像的基本信息1. 定义2. 专科分类3. 检查分类4. 适用性别5. 是否空腹*二、核磁共振成像的正常值和临床意义1. 正常值2. 临床意义*三、核磁共振成像的检查过程及注意事项1. 检查过程2. 注意事项*四、核磁共振成像的相关疾病和症状1. 相关疾病2. 相关症状*五、核磁共振成像的不适宜人群和不良反应1. 不适宜人群2. 不良反应核磁共振成像的基本信息1、定义核磁共振成像也称磁共振成像,是利用核磁共振原理,经常为人们所利用的原子核有: 1H、11B、13C、17O、19F、31P,在物理、化学、医疗、石油化工、考古等方面获得了广泛的应用。
2、专科分类神经3、检查分类核磁共振4、适用性别男女均适用5、是否空腹空腹核磁共振成像的正常值和临床意义1、正常值正常。
2、临床意义MRI在临床上主要用于以下部位:头部可清晰分辨脑灰质和白质,对多发性硬化等一类脱髓鞘和白质病变优于CT。
对脑外伤、脑出血、脑梗塞、脑肿瘤等同CT类似,但可显示CT为等密度的硬膜下血肿。
对CT不能很好显示的早期或较小的脑梗塞或脑肿瘤病灶MRI能够理想的显示。
脑干及小脑病变的MRI图像由于没有伪影是临床首选检查方法。
MRI对钙化灶显示不够理想。
脊柱不需要造影剂就能清晰区分脊髓、硬膜囊和硬膜外脂肪。
对肿瘤、脊髓空洞症、脱髓鞘病变等均有较高诊断价值。
能够显示早期和微创的骨折或椎体脱位,尤其能观察脊髓损伤情况。
显示椎间盘病变很好,可以分辨纤维环和髓核,特别是矢状面图像可以同时显示多个椎间盘突出。
四肢能够辅助常规X射线或CT对骨质本身病变的显示。
对软组织及肌肉病变包括肿瘤及炎症都能清晰显示,特别是对早期急性骨髓炎,是一种灵敏度很高的检查方法。
MRI也是检查膝关节半月板病变的首选方法。
盆腔对直肠及泌尿生殖系统优于CT,无辐射损害,特别适用于孕妇及胎儿检查。
胸部对肺的检查不如CT和常规X射线,对纵隔检查则优于CT,不用造影剂即可分辨纵隔血管和肿物,也是一项有价值的心血管检查技术。
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核磁共振成像基础《医学成像的基本原理》11章一、微观描述核磁共振（NMR, nuclear magnetic resonance）：某些物质的原子核磁矩再外磁场的作用下能级发生分裂，并在外加磁场能量的作用下产生能级跃迁的和物理现象。
（1942年提出核磁共振现象）（1）普遍存在性。
92种天然元素中，有核磁矩的元素有88种。
（2）高度选择性。
不同类型的核具有不同的磁矩，NMR作用的谱线很窄，因此对特定核，NMR具有很高的分辨能力。
（3）功能检测。
人体组织中广泛存在氢核，通过对氢核分布变化的检测，不但能了解生物组织的结构特征，也能对活体组织的生物过程和功能进行动态测量。
1973年，Lauterbur发表在Nature杂志上的论文使得NMR的应用进入到成像领域，提出了核磁共振成像的方法和实验装置。
随着Mansfield“选择激发序列”MRI成像方法论文的发表，核磁共振成像技术迅速走出实验室，进入医学临床诊断领域。
拉莫尔进动（力学性质）+塞曼效应（能的性质）原子核进动的角频率w0和旋磁比γ及外磁场磁感应强度的大小B0成正比，与μ和B0之间的夹角无关。
共振：自然界普遍存在的能量交换现象。
一个以一定频率运动的系统在接受同样频率的外来能量运输时，运动系统最容易吸收外来能量，这就是共振。
核磁共振：当自旋核处于外磁场B0时，核的能级讲产生塞曼分裂，分裂的结果是塞曼能级的出现，且两相邻塞曼能级之间的能量差为ΔE=g IμN B0=γħB0。
因此，处在外磁场B0中的一个自旋核要从低能态向高能态跃迁，就必须洗手ΔE的能量。
这也就是说，处于低能态的自旋核在洗手ΔE的能量后会产生共振。
通常用一定频率的射频脉冲为自旋核提供能量。
满足w=2πf=γB0（拉莫尔方程），射频脉冲具有的能量正好等于自旋核两相邻塞曼能级间的能量差，自旋核会表现出对射频脉冲能量的强烈吸收，从低能态跃迁到高能态，这种现象称为核磁共振。
MRI领域所用的射频信号可以视为一个交变的电磁场，只不过这里只考虑磁场分量。
（1）拉莫尔方程将共振频率w与外加磁场B0、自旋核的旋磁比用简单的数学关系连接起来，使计算各种自旋核的共振频率变得非常容易。
（2）根据拉莫尔方程，科学研究或工程实际中为了使核磁共振发生可以有多种方法，包括扫频法、扫场法、脉冲法等。
扫频法（B0不变，w变），扫场法（w不变，B0变）都是连续波法。
脉冲法需要使用傅里叶变换处理接收信号，所以有时也将脉冲法成为傅里叶变换法。
（3）对同一种自旋核来说，旋磁比保持不变，外磁场越强，原子核的进动频率就越高，磁共振发生的共振拉莫尔频率也就越高。
0.2-2T是目前临床医学用MRI设备的常用场强。
二、宏观描述磁化强度矢量，简称磁化强度，指单位体积ΔV内所有核磁矩μI的矢量和，常用M表示。
在没有外磁场B0的情况下，自旋核群体中各原子的磁矩方向是杂乱无章的，从统计学的观点来看，所有磁矩的矢量和M=0，对外不显磁性。
当自旋核群体置入外磁场B0以后，在外磁场作用下绕磁场方向以w0=γB0的角频率进动，且B0与μI的夹角保持不变，对于自旋与磁场平行的核θ<π/2，对于自旋与外磁场反相平行的核θ>π/2。
不同核的磁矩在外磁场中只能取2I+1个确定的方向，氢原子I=1/2，磁矩只可能在两个方向上发生进动。
从原子核的能量的角度上看，处于外磁场中的质子其核能呈现塞曼分裂。
有些核因为自选方向与外场平行处于低能级，也就是上进动圆锥；而另外有些核则因为自选方向与外场反平行而处于高能级，也就是下进动圆锥。
这是如果在垂直于外场方向施加角频率满足拉莫尔方程的激励脉冲，就会发生共振吸收，处在上进动圆锥上的低能级原子核就会吸收激励射频脉冲的能量而跃迁到下面的高能级圆锥上来。
当然，当核磁矩从下进动圆锥跃迁到上进动圆锥，即从高能级跃迁到低能级上时，原子核会通过辐射的形式释放出能量。
自旋核数的玻尔兹曼分布：（1）常温下自旋核群体在静磁场中因塞曼分裂而处于不同的能级上，在低能级上的自旋核数目多余高能级上的自旋核数目。
（2）低能级和高能级上的核数之差非常小。
事实上，MRI成像所需要的信号就是依靠不同能级上这一微小差值形成的。
由此可以看出，NMR的灵敏度是很低的。
（3）随着外磁场B0的增大，高能级间的能量差变大，两能级的数量差也相应变大。
可见，适当增加外磁场的强度有利于提高信号强度，增加图像的信噪比。
由于低能级的自旋核和高能级的自旋核数目不对等，所以总的磁化强度M≠0，自旋核群体形成的系统被磁化了。
（磁化：原来没有磁性的物体由于放入磁场而获得磁性的过程。
）磁化强度的横向分量：外场B0方向的磁矩分量是可以确定的，但是由于xoy平面的进动核磁矩分布可以视为是均匀的，所以磁矩相互抵消，总的磁化强度M在xoy平面上的横向分量M xy=0。
纵向磁化：自旋核在热平衡后形成的磁化强度M仅在纵向存在分量，且M=M++M-=M0，这里的M0成为系统的最大纵向磁化强度矢量。
影响纵向磁化的因素：外场B0越强，两能级之间的自旋核数之差占总数的比例就越大，最大纵向磁化强度矢量M0也越大；自旋核群体所在环境的绝对温度也影响M0的大小，温度高，两能级的核数差小，M0也减小；M0的大小还与自旋核数N成正比，说明单位体积内自旋核越多，动态平衡后统计平均得到的磁化效果越显著。
除此之外，M0的大小也与自旋核的磁旋比γ2成正比。
磁化强度的激发与章动（BMI发的册子最后一页，书P. 298 P. 299）旋转坐标系（书P. 299）由于B1的存在，所以M绕x‘轴以w1旋转，与z轴形成一个θ的翻转角θ= w1t=γB1t。
上式说明，翻转角θ正比于脉冲作用时间、由脉冲强度决定的磁场强度B1和旋磁比γ。
能使翻转θ叫的射频脉冲称为θ角脉冲。
π/2脉冲核π脉冲（书P.300）饱和现象：在射频脉冲的作用下，处于低能级的自旋核跃迁到高能级，两能级上的“核数差”趋于相等，这是，自旋核系统对射频能量的吸收就要减少或完全不能吸收，导致核磁共振信号的减小或消失，这就是饱和现象。
弛豫现象：粒子收到激发后，以非辐射方式释放能量回到基态而达到玻尔兹曼平衡的过程，在核磁共振相关领域中，弛豫是指原子核发生共振处在非平衡的高能级状态向平衡的低能级状态恢复的过程。
弛豫是一种不经能量辐射使系统回到低能态的能量交换过程，需要一定的时间，反映质子系统中质子之间和质子与周围环境之间的相互作用。
弛豫的方式有两种：晶格弛豫核自旋弛豫纵向弛豫和横向弛豫纵向弛豫：z轴M z恢复M0的过程，用T1表示。
横向弛豫：相位失相干的过程，用T2表示。
（自旋-自旋弛豫，磁场不均匀两个原因）纵向弛豫是横向弛豫的5-10倍。
T1、T2都是自旋核的固有属性，所以可以作为医学磁共振成像形成图像对比度的基本依据。
弛豫具有温度依赖性，温度越高，T1、T2值越大。
自由感应衰减信号（FID信号）检测核磁共振信号T1、T2的依据。
三、脉冲序列与组织对比1、部分饱和序列与T1对比在成像过程中，激发所用黑色拼脉冲往往不是单次作用的，因为这样产生的能用于成像的信息太少，也不易于测量。
通常的办法是采用一个特定的脉冲序列来激励，改变脉冲序列的某些参数则可以突出或缩小组织时间的T1、T2差异。
根据采用的不同脉冲序列，经常调节的参数包括重复时间TR、回波时间TE等。
不同参数的脉冲序列形成图像的灰度、对比度等指标的影响不同。
部分饱和序列与T1对比（1）部分饱和序列也成饱和恢复序列（saturation recovery，SR），简称SR序列，是贺词共振成像中使用的最简单的脉冲序列，有一系列等间隔的π/2脉冲组成，其周期为任意两个π/2脉冲之间的时间间隔，称重复时间（time of repetition, TR）,矩形的高度和宽度分别表示射频脉冲的强度和持续时间。
一次成像所需激励的脉冲个数可以由操作人员选择，脉冲个数多有利于提高信噪比，但是数据采集时间则会延长。
（2）由于横向弛豫要比纵向弛豫快的多，以至于采用SR序列难以测量到反映组织T2的信息。
既然这样，干脆在SR序列的每个π/2脉冲作用后立即进行信号测量，得到的信号强度将不含T2导致信号衰减的信息。
因此采用SR序列只能测量纵向磁化矢量Mz的变化及反映组织T1的信息。
（3）选择部分饱和射频脉冲，系统时钟处于饱和状态，最终逐步达到稳态。
T1时间长的组织最后达到的稳态时，横向磁化强度的值要比T1时间段的组织小。
（恢复会使得磁化强度变大，而T1大，则组织没有办法完全恢复，则纵向磁化强度小。
）（4）T1的FID信号测量，仍然采用x轴的线圈进行测量，因为有π/2的作用，所以信号在π/2射频信号作用后，还会在x轴形成发生核磁共振的磁化信号。
而且是逐步达到稳态的磁化信号。
测量得到的FID信号的强度取决于翻转到xOy平面内横向磁化强度的大小，具体来说取决于TR的选择，对于同一已知的某一种组织，磁化强度I只取决于TR的时间选取，具体公式见书P.311。
在外磁场确定是，T1是特定组织的内在属性，与激励脉冲序列的形成无关。
由于不同组织的T1具有明显差异，可以完全通过组织的T1差异形成图像的对比度。
不同组织的T1差异也称为T1对比。
由T1对比形成具有对比度的图像称为“T1加权成像”，意思是T1这一形成图像对比度的因素占了主要的权重，图像给出的灰度对比主要表达组织间T1差异，其他也可形成图像灰度对比的因素（如组织的质子密度、T2等）在这时对形成图像灰度对比贡献不大。
使用TR适中选择的SR序列激发后，通过FID信号测量可以间接得到组织的T1值。
通过两次不同TR选取的序列进行两次实验，通过公示可以求解出T1的值（见书P. 312）。
如果能解出观察断层中每个体素的T1值，就可以形成断层的一幅T1加权图像。
图像中像素的灰度代表T1值得大小。
一般来说，T1值小的组织在T1加权图像中比T1大的组织更亮一些。
（T1值越小，恢复的越快，恢复会使得信号变大，所得到的磁化信号值越大）SR序列测量T1时，对FID信号重视的是初始值，因为是要通过两个初始值的对比来进行T1值的计算。
而此测量的到信号的衰减即不是T1也不是T2。
2、组织的T2对比与自旋回波技术1）不同组织的T2对比。
由于不同组织的T2不同，一定外磁场下组织的T2反映该组织的内在属性，在脉冲激发一段时间后，利用接收线圈测量由于组织的T2差异形成信号强度的差异，这样可以形成成像时组织间的T2对比。
2）T2信息的信号测量方法。
由于外场核化学位移的非均匀性等非组织本征因素的存在，FID信号会快速衰减以至于来不及测量。
实际MRI成像过程中常采用自旋回波技术补偿场外非均匀等因素导致的信号快速衰减，以自旋回波脉冲序列激发质子系统，通过对回波的测量替代对FID信号的测量，用自旋回波信号的强度代替FID信号形成图像像素的亮度。