磁共振成像.ppt

磁共振成像 MR按主磁场的场强分类MRI图像信噪比与主磁场场强成正比低场 小于0 5T中场 0 5T 1 0T高场 1 0T 2 0T 1 0T 1 5T 2 0T 超高场强 大于2 0T 3 0T 4 7T 7T 开放式磁共振机 线圈 概述 1930年美国哥伦比亚大学的I Rabi发现 处于磁场中的原子核受到电磁波的作用后 自旋方向会发生反转 1946年美国斯坦福大学的F Bloch和哈佛大学的E Purcell发现原子核的磁共振跃迁现象 1952年获诺贝尔物理学奖 英国诺丁汉大学P Mansfield发展了在稳定磁场中使用附加梯度磁场的理论 1973年美国纽约州立大学P Lauterber利用磁共振原理 获得一幅二维磁共振图像 为此2003年两人获得诺贝尔生理和医学奖 1978年获得第一幅人体头部磁共振图像 随后获得胸部 腹部的磁共振图像 1980年 磁共振成像开始应用于临床 MRI magneticresonanceimaging 是利用射频 radiofrequency RF 电磁波 脉冲序列 对置于静磁场B0中的含有自旋不为零的原子核 1H 的物质进行激发 发生核磁共振 用感应线圈检测技术获得组织弛豫信息和质子密度信息 采集共振信号 用梯度磁场进行空间定位 通过图像重建 形成磁共振图像的方法和技术 MRI的特点 1 具有较高的组织对比度和组织分辨力 对脑和软组织分辨率极佳 能清楚地显示软组织 软骨结构 解剖结构和病变形态显示清楚 逼真 2 多方位成像 能对被检查部位进行横断面 冠状面 矢状面以及任何斜面成像 且不必变动病人体位 3 多参数成像 获取T1加权像 T1WI T2加权像 T2WI 质子密度加权像 PDWI 在影像上取得组织之间 组织与病变之间在T1 T2 T2 和PD上的信号对比 对显示解剖结构和病变敏感 4 能进行形态学 功能 组织化学和生物化学方面的研究 5 多种特殊成像 如各种血管影像 水成像 脂肪抑制成像 血管影像可以显示颅内的大多数血管 可无创性地作出血管性疾病的诊断 6 以射频脉冲作为成像的能量源 不使用电离辐射 对人体安全 无创 7 流动测量 可以对脑脊液和血液的流动作定量分析 可以提供一组有关流动的非形态学信息 正常颅脑 主要用途 1 用于各种疾病的检查 特别适合于中枢神经系统 头颈部 肌肉关节系统以及心脏大血管系统的检查 也适于纵隔 腹腔 盆腔实质器官及乳腺的检查 颅颈交界区 颅底 后颅窝及椎管内病变最佳检查方式 对脑瘤 脑血管病 感染疾病 脑变性疾病和脑白质病 颅脑先天发育异常等均具有极高的敏感性 发现病变优于CT 2 可以评价血液和脑脊液的流动 MRA magneticresonanceangiography 技术显示头颈部血管狭窄 闭塞 畸形以及颅内动脉 3 可进行弥散成像 灌注成像以及脑皮层活动功能成像 4 可进行MR波谱成像 分析组织的化学结构 不足 1 空间分辨力较低 尤其是与CT等成像手段相比 2 对带有心脏起搏器或体内带有铁磁性物质的病人不能进行检查 危重症病人不能进行检查 3 对钙化的显示远不如CT 难以对病理性钙化为特征的病变作诊断 4 常规扫描信号采集时间较长 使胸 腹检查受到限制 5 对质子密度低的结构 如肺 皮质骨显示不佳 6设备昂贵 发生磁共振现象的基本条件 产生核磁共振现象的基本条件 核磁共振信号产生三个基本条件 1 能够产生共振跃迁的原子核 2 恒定的静磁场 外磁场 主磁场 3 产生一定频率电磁波的交变磁场 射频磁场RF 核 共振跃迁的原子核 磁 主磁场B0和射频磁场RF 共振 当射频磁场的频率与原子核进动的频率一致时原子核吸收能量 发生能级间的共振跃迁 一 原子核的自旋与磁矩 原子核是由质子和中子构成电子 质子 中子有自旋特性自旋 spin 原子核具有磁矩的原因 1 自旋 原子核及质子围绕自身轴进行旋转 由于质子带正电荷 原子核旋转同时产生电流 这种旋转与圆线圈中的电流类似 会产生磁场 磁场的方向由环形电流的法拉第右手螺旋法则确定 2 原子核的磁矩磁矩是一个矢量 有方向和大小 并非所有的原子核均发生磁共振现象 只有具备磁矩的原子核才能在一定条件下发生磁共振现象 每个原子核都具有特定的能级 它与自旋量子数S的特性有关 氢原子核具有两个能态 两个能态方向相反 任何存在奇数质子 中子或质子数与中子数之和为奇数的原子核均存在磁矩 磁场方向 磁场方向 自旋方向 质子的自旋方向决定磁场方向 配对质子自旋产生的磁场净磁场为零 奇数质子产生净磁场 二 静磁场 一 静磁场中的作用自然状态下质子的排列处于无序状态 其磁矩的轴也是以随机方式排列 彼此之间的磁场互相抵消 物质不显示磁性 无静磁场时质子随机运动不产生净磁场 人体如果置于一个强大的静磁场 B0 会出现 质子沿B0的方向排列 产生净磁化矢量质子在自旋的同时 以B0的磁力线为轴进行 进动 或称 自旋 B0 B0 把物质置入一强大的外磁场B0内时 质子的自身磁场被强大的B0规范 质子的南 北极向将被迫沿B0方向排列 一部分低能态质子的磁矩 与B0方向一致 另一部分高能态质子的 与B0方向相反 而且与B0同向排列的质子数略多于反向质子数 物质在B0作用下 在磁场方向上产生磁性的过程称磁化 其大小称为磁化强度 B0 N S M0 净磁化矢量 1 2 3 4 5 6 7 t B0作用下形成净磁场 净磁化矢量随时间变化的曲线以指数曲线的形式进行增长 质子在静磁场中的进动 自旋核有一定的自旋角动量P和磁矩 在B0作用下 将如旋转陀螺在地球引力场中旋进一样运动 称自旋核的进动 取Z轴沿着B0方向 设 与B0间的夹角为 的各坐标分量如图所示 Z为常数 说明 在Z轴上的投影是不变的 质子的进动过程 Z轴代表B0磁力线方向 箭头代表某一方向的自旋质子的矢量即质子的 其长短代表 的大小 质子进动的频率非常快 每秒进动的次数称 进动频率 precessionfrequency 进动频率不是一个常数 是与所在B0的场强相关 即B0越强进动频率越快 用拉莫方程表示 1 0Tesla场强中1H的进动频率为42 5MHz 所有置于B0内的质子 绝大多数沿与B0平行方向或反平行方向排列 其磁力互相抵消 仅处于低能级的数目略多于处于高能级的那一小部份质子 其磁力没有抵消而得以保持 这些质子排列方向相同 其 矢量叠加 形成一个相应的净宏观磁化矢量M0 该磁化矢量与B0方向 Z轴 相同 称 纵向磁化矢量 MZ longitudinalmagnetization MZ可被用于磁共振成像 静磁场的类型 外加静磁场B0是由一个庞大的磁体产生的 磁场强度以tesla T 表示 根据磁体的设计分类 超导型永磁型常导型根据磁体的场强分类 超高场 4 0 7 0T 高场 1 5 3 0T 中场 0 5 1 4T 低场 0 2 0 4T 超低场 0 2T 超导型磁体 由导线缠绕成圆桶状线圈 通电后产生磁场 磁场磁力线方向与磁体圆桶的轴平行 与检查病人的长轴平行 磁体的导线是由超导材料制成的 没有电阻 不消耗电能 为了保持其超导状态 导线必须浸泡在液氦中 温度为4 2K 即 269 优点 磁场场强较高 达0 35 7 0T 临床一般使用0 5T 3 0T 磁场的均匀度好 稳定性强 缺点 不断地消耗液氦等冷却剂 日常维护价格较高 永磁型磁体 由铁磁性物质组成 制造时通过励磁诱发出较强的磁场 磁场磁力线方向与磁体孔垂直 与检查病人的长轴垂直 优点 造价及维护费用低 不消耗电能 不需要补充冷却剂 磁力线垂直 可使用螺线管射频线圈 有利于提高图像的信噪比 容易制成开放式磁体 减少了病人幽闭恐惧症的发生 并且有利于关节动态检查和MR导引下的介入治疗 缺点 磁场场强较低 临床使用的多为0 2 0 35T 磁场的均匀度较差 稳定性低 常导型磁体 与超导型一样也是由导线缠绕成圆桶状线圈 通电后产生磁场 磁场磁力线方向与磁体圆桶轴平行 与检查病人的长轴平行 也有与之垂直者 磁体的导线不是由超导材料制成的 有明显的电阻 消耗电能 优点 造价较低 不需要补充冷却剂 可随时切断电源 关闭磁场 缺点 需要消耗大量的电能 而且产热量大 磁场只能达到中 低场强 临床使用的多为0 2 0 5T 磁场的均匀度较低 三 射频脉冲 RF脉冲是一种电磁波 MRI中仅作短促的发射 MRI中的射频脉冲必须具备条件 射频脉冲的频率与质子的旋进频率相同 已知B0及1H的 值 可根据拉莫尔方程计算出使B0中的1H产生共振所需要的RF脉冲频率 RF脉冲作用 翻转纵向磁化矢量90 翻转180 翻转部分翻转形成横向磁化矢量 RF脉冲作用 向B0内的1H施加有拉莫尔频率的RF脉冲 发生MR后产生两个作用 1 低能级质子吸收RF脉冲能量后跃迁到高能级 使在B0中排列方向由同向变为反向 抵消相同数目低能级质子的磁力 MZ变小 2 受RF脉冲的磁化作用 旋进质子趋向于射频磁场方向变为同步 同速运动 即处于 同相 inphase 在XY平面上叠加起来 形成横向磁化 transversemagnetization 矢量MXY MXY继续绕Z轴旋进 新的M0偏离了Z轴 射频脉冲是一个在XY平面的旋转磁场B1 磁场方向垂直于Z轴 沿XY平面以拉莫尔频率转动 在B1的作用下 M开始绕B1轴旋进 结果由Z轴逐渐向XY平面靠近 在B0的作用下 M还要绕B0轴旋进 在B0和B1的双重作用下 M运动轨迹为螺旋线形 该运动方式称为 章动 RF脉冲发射结束时章动后的M与Z轴之间有一个夹角 称为翻转角 flipangle 的大小与RF脉冲的强度及其持续时间t成正比 使M翻转到XY平面的RF脉冲称90 脉冲 使M翻转到B0反方向上的RF脉冲称180 脉冲 使M偏离B0 角的RF脉冲称 角脉冲 射频脉冲的特征 频率 使进动频率与RF脉冲频率相同的质子发生磁共振带宽 频率的范围 决定扫描时的层面厚度和预饱和 强度和作用时间 决定Mz翻转角度 磁共振图像的信号 一 相位概念 1 相位 平面内旋转的矢量与某一参照轴的夹角称为相位 同相位 in phase 多个矢量在空间的方向一致 离相位 outofphase 相位不一致 聚相位 re phase 由不同相位达到同相位的过程 失相位 de phase 由同相位变成不同相位的过程 磁场中自旋之间的相位 旋进过程中Z轴的矢量方向不变 相位一致的磁矢量叠加成宏观纵向磁化矢量MZ XY平面的矢量因为绕Z轴旋转使其方向不断发生变化 磁场中进动 在XY平面分量的相位不断变化 没有外界能量介入时自旋系统的M在XY平面内相互抵消 不能形成宏观磁化矢量MXY RF脉冲激发后 使处于激发态并在XY平面继续绕Z轴进动的自旋的相位趋于一致 叠加形成横向磁化矢量MXY 此时M的方向发生变化 离开平衡态位置 磁场中自旋之间的相位 二 自旋质子弛豫 一 弛豫概念当向置于B0中的人体发射RF脉冲后激发1H群 改变1H群的进动状态 MZ逐渐变小 同时在XY平面产生MXY 产生MR信号 平衡态 人体进入B0后形成并保持稳定的MZ的状态 但是一种动态平衡 处于高 低两种能级的质子之间不断地交换 激发态 系统吸收射频能量后的不稳定状态 弛豫概念 实际成像中RF对自旋系统的激发作用是瞬间即逝 一旦RF脉冲停止 质子即迅速由激发态向原来的平衡状态恢复 弛豫 relaxation 系统由激发态恢复至平衡状态的过程 弛豫过程中同步发生 纵向弛豫 longitudinalrelaxation 纵向磁化矢量MZ逐步恢复的过程 横向弛豫 transverserelaxation 横向磁化矢量MXY逐步消失的过程 纵向弛豫过程中 吸收了RF脉冲能量跃迁到高能级的质子把能量传递给周围的晶格 重新成为低能级的质子 低能级的质子数量增多而叠加产生MZ M的弛豫过程 纵向弛豫 纵向弛豫 RF脉冲停止后 MZ由最小恢复到原来大小的过程称 自旋 晶格弛豫spin latticerelaxation或T1弛豫 1 纵向弛豫时间T1 T1 纵向磁化矢量从最小值恢复到平衡态磁化矢量63 的时间 纵向弛豫过程 MZ为t时刻的纵向磁化矢量值 M0为平衡态的纵向磁化矢量值 t为弛豫时间 当t T1时 MZ M0 1 e 1 M063 纵向弛豫时间T1 影响T1因素 1 纵向弛豫时间T1具有场强依赖性 在较强磁场中质子的进动频率较快 同种组织 B0的场强越高 T1就越长 反之则短 2 T1与组织分子的大小有关 中等大小的分子 脂肪分子 弛豫较快 T1较短 大分子 蛋白质 的热运动频率较慢 水和蛋白的弛豫较慢 T1较长 饱和 的概念 射频脉冲激发后 纵向磁化矢量MZ被翻转 然后MZ会慢慢恢复 但如果射频脉冲之间的时间t间隔过短 则MZ仅有部分恢复 称作部分饱和 组织信号有所降低 若纵向磁化MZ没有恢复 称作完全饱和 组织信号为零 横向弛豫 1 横向弛豫概念 RF脉冲停止后 MXY由最大逐步消失的过程 自旋 自旋弛豫spin spinrelaxation或T2弛豫 横向弛豫过程没有能量交换 是不同质子的进动失去同步 同速 即失去相位一致性 2 横向弛豫时间T2 T2 横向磁化矢量减少到最大值的37 的时间 T2过程公式 t为弛豫时间 t T2时 即MXY衰减至最大值的37 时所经历的时间等于T2值 影响T2因素 1 组织的成份和结构 大小不同 自旋 自旋作用的强度和时间不同 T2弛豫的速度也不同 小分子 如纯水 的分子运动很快 质子维持处于同相的状态的时间可较长 T2值较长 大分子物质分子运动较慢 质子处于同相状态维持时间较短 T2值即较短 2 T2值的大小与B0场强大小无关 T2 弛豫 T2 称为准T2或有效横向弛豫时间 讨论横向弛豫时间时 假设B0是绝对均匀的 但是任何磁体产生的B0都不可能是绝对均匀的 B0不均匀的影响要比组织本身小磁矩产生的影响大 由于B0不均匀引起的MXY衰减的速度要比单纯由于组织内部磁场不均匀引起的横向磁化衰减速度快得多 这种情况下测得的横向磁化弛豫时间叫做T2 比T2短得多 4 T2 弛豫 四 T1值和T2值比较 纵向弛豫和横向弛豫是同时发生的 T2值比T1值短 短多少依赖于组织的物理和化学结构 纯水中 T2值接近于T1值 在多数组织中 T2值比T1值短得多 三 自由感应衰减信号 由于MXY的进动和弛豫 在线圈两端就会感应出交流电势 线圈接收到的电势V的大小与MXY的大小有关 V MXYcos tV与MXY成正比 以拉莫频率振荡变化 自由感应衰减 freeinductiondecay FID 90 脉冲后弛豫过程中 由于T2弛豫的影响 MXY随时间衰减 磁共振信号呈指数曲线形式衰减的这个信号 三 自由感应衰减信号 FID信号的强度按指数规律衰减 强度的大小与T1 T2以及组织的 有关 FID是MRI系统的信号源 MR信号除FID 还有 自旋回波信号 梯度回波信号 刺激回波信号等 这些信号需要使用特定的射频脉冲和梯度脉冲 四 磁共振图像的对比 一 影响磁共振图像对比的主要因素不同组织之间信号强度的差异形成组织间对比 对比度的主要决定因素是 T1的固有差别 即组织间T1值的差别 T2的固有差别 即组织间T2值的差别 组织氢质子密度的差别 流动效应引起的差别 一 影响MR图像对比主要因素 MR图像组织T1值越短 信号越高 T1值越长 信号越低 组织T2值越长 信号越高 T2值越短 信号越低 组织质子密度越高 信号越高 骨皮质与空气 气腔 质子密度值很低 在所有成像序列中均无信号 呈黑色 流动效应 floweffect 主要来自血流复杂的流动方式 血液的一些特性产生了血管影像的不同表现 最重要的特性 在T1WI上 血流方式影响信号强度 在T2和T2 WI上 血液的氧化状态影响信号强度 血液含水量多 血液具有较高的质子密度和较长的T1值 依赖于血球的含量 T2值则依赖于血液的氧化状态 因脱氧血红蛋白具有强顺磁性 在1 5T磁场中 当氧饱和度由30 96 变化时 T2值则由30 250ms变化 动脉血具有较长的T2值 静脉血具有较短的T2值 脑功能成像是利用血液的这一特性 血液的信号强度不完全依赖于质子密度 T1值和T2值 更多地依赖于其流动方式和采用的成像技术 脉冲序列等 流动导致血液信号的提高和降低 导致血液信号降低的流动现象 体素内失相位 即流动使体素内质子运动速度分散 导致MXY的相位分散 流空效应 使用自旋回波序列时 若血流在一个层面内接受了90 脉冲而还没有接受180 RF脉冲就流出层面 或者流入层面时只接受180 RF脉冲 没接受90 脉冲就流出层面 这时血液信号极低 流空效应的大小决定于 流速 回波时间 TE 层厚 血流快 薄层 长TE时流空效应明显 一般情况下 快速流动的血液因流空效应丧失信号 呈黑色 缓慢流动的血液不产生明显的流空效应 与周围实质性组织的信号类似 中等流速的血液其信号强度难以预料 流空效应是指SE图像上的现象 在梯度回波序列图像上血管多显示为高信号 二 磁共振加权对比图像 为突出显示组织间的对比 可通过脉冲序列的设计得到与各主要因素有关的图像 但至今无一种成像序列能够产生单纯的T1 T2或质子密度图像 1 T1加权像 图像对比主要具有T1值依赖性 反映组织间T1值的差异 2 T2加权像 图像对比主要具有T2值依赖性 反映组织间T2值的差异 3 质子密度加权像 图像对比主要具有质子密度依赖性 反映组织间质子密度的差异 三 影响MR图像对比的其它因素 1 磁敏感效应磁敏感度 magneticsusceptibility 表示物质改变其所处B0的能力 被磁化的能力 处于B0中诱发的组织的M0正比于B0 M0 B0 为组织磁敏感度大小 不同组织磁敏感性能不同 抗磁性物质 有些物质具有对抗B0的作用 降低B0在其内部产生的磁场 顺磁性物质 有些物质处于B0中 其电子沿磁场方向排列 在其内部产生额外磁场 多数蛋白物质有一定程度的抗磁性 脱氧血红蛋白是强顺磁性的 在一个体素内 如果具有不同的磁敏感度 如气体和骨骼交界处 局部磁场就会产生不均匀性 从而产生失相位 导致T2 加权像上的信号丢失 即信号降低 并且产生伪影 但是磁敏感效应对于某些病变的显示有帮助 例如血肿和骨化 2 对比剂 临床上使用的对比剂是通过改变组织的弛豫时间而改变对比 使用的对比剂多数为顺磁性物质 已应用于临床的有钆 铁 锰等 其中应用最广泛也最安全的是钆 1 非选择特异性对比剂 对增强的器官或组织没有选择性 2 选择特异性对比剂 对增强的器官或组织有选择性 具有器官特异性或组织特异性 3 化学位移 原子核的共振频率 与B0成正比 但位于不同化学键上的核产生不同频率的信号 即局部化学环境会影响质子的共振频率 如甲醇CH3OH中的CH3的H和OH的H共振频率不相同 这是由于原子核被带磁性的电子云所包围 使其所处的电子环境不同 围绕着原子核旋转的电子不同程度地削弱了B0强度 若B0大小固定 周围电子云较薄的核经受的局部磁场强度较高 共振频率较高 周围电子云较厚的核局部磁场强度较低 共振频率也较低 化学位移 chemicalshift 因电子环境 即核外电子结构 不同引起的共振频率的差异 化学位移是磁共振波谱的基础 用于检测组织细胞内的代谢物质 化学位移饱和成像可用来突出或抑制某种组织的信号 化学位移特性还会诱发化学位移伪影 4 弥散 diffusion 生物水有一个特性是布朗运动 分子的无规则热运动 弥散运动 从质子的弛豫机制分析 分子的弥散运动会影响组织的T1和T2值 弥散运动会导致失相位 使信号有一定的降低 如急性血肿中 水质子在由顺磁性铁引起的不均匀磁场中的弥散运动会导致失相位 使在SE序列T2加权像上呈现低信号 5 磁化传递对比 生物体中含有游离态的和结合态 与蛋白等大分子结合 的水质子 MR信号主要来自于游离态的水质子 结合态的水质子影响MR信号 游离态的水质子T2较长 产生MR的频率范围较小 结合态的水质子T2较短 产生MR的频率范围较大 磁化传递对比 magnetizationtransfercontrast MTC 技术应用 MRA 降低血管周围背景组织的信号 不影响血管的信号 提高血管和背景间的对比 MR增强检查 降低肿瘤周围组织的信号 而不影响富含钆对比剂的肿瘤的信号 提高肿瘤和背景之间的对比 多发性硬化病变的检查 因磁化传递的程度与组织的物理和化学状态有关 可以显示硬化斑的脱髓鞘程度 6 组织方向 MRI中组织的方向 即组织与B0间的夹角 对信号强度有一定影响 典型的是组织本身具有方向性的纤维结构 最重要的两个效应是T2和弥散运动导致的信号降低具有角度依赖性 磁共振图像空间定位和重建技术 一 梯度磁场 一 MRI系统的坐标系按B0方向 MRI磁体分纵向磁场磁体和横向磁场磁体 超导磁体都采用纵向磁场 纵向磁场系统 Z轴定义为磁体的轴向 Z轴与被检者体轴平行 X轴 Y轴及其正向通过右手规则定义 即以右手握住Z轴 当右手的四个手指从正向X轴以90 转向正向Y轴时 大拇指的指向是Z轴正向 MRI系统的坐标系 二 梯度磁场 梯度磁场是一个很弱的磁场 其峰值一般在10 25mT m 新型的高档机要高些 梯度磁场是由置于磁体内的额外的梯度线圈产生的 与高度均匀的B0不同的是 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的变化而不同 位于磁场内的梯度线圈一般为成对线圈 每对线圈内的电流大小相等 极性相反 一对线圈在一个方向上产生一个强度呈线性变化的梯度磁场 一个线圈产生的磁场使B0增加一定的强度 而另一个线圈则使B0减小同样的程度 梯度磁场的作用 使沿梯度方向的自旋质子具有不同的磁场强度 因而有不同的共振频率 某一位置的磁场是梯度磁场与B0叠加的结果 在FT成像中使用三个正交方向的梯度磁场进行空间定位 一个方向的梯度用于RF脉冲选择性的激发一个层面内质子的自旋 第二个梯度对沿层面内一个方向的MR信号进行频率空间编码 第三个梯度对沿层面内另一个方向的MR信号进行相位空间编码 一般层面选择方向为Z 频率编码方向为X 相位编码方向为Y 对于不同方向的层面 X Y Z的取向是不同的 二 层面选择梯度 应用层面选择 sliceselection 梯度后 组织质子的共振频率与沿Z轴方向的位置成线性相关 特定的共振频率对应于特定平面的质子 这些平面垂直于Z轴 如果在使用平面选择梯度G的同时发射特定频率的RF脉冲 则只有对应于那个频率的平面内的质子发生共振 被激发的质子的位置依赖于RF脉冲的频率 通过增加或减少RF脉冲的频率可以移动被激发平面的位置 短时发射的RF脉冲是由一定范围的频率构成的 这个频率范围称作脉冲的带宽 一个RF脉冲可以激发共振频率处于RF脉冲带宽范围内的所有自旋质子 结果是在层面选择梯度G存在的情况下 RF脉冲激发一个具有有限厚度的组织层面 层厚依赖于 层面选择梯度的大小 斜率 射频脉冲的带宽 层面选择梯度G的大小是调整层面厚度的主要方法 当层面选择梯度G增大时 跨越给定距离频率范围增加了 使具有固定带宽的一个RF脉冲仅能激发较少的自旋质子 层厚较小 使用较小的层面选择梯度G和同样的RF脉冲可以激发一个较厚层面 层面选择方法 层面选择是通过三个梯度的不同组合来实现的 如果是任意斜面成像 层面的确定要两个或三个梯度的共同作用 层面选择应用选择性激励 selectiveexcitation 原理 用一个有限频宽 窄带 的RF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 例 横轴位成像 GZ作为选层梯度 层面选择方法 层面选择方法 空间编码 1 相位编码phaseencoding 先利用相位编码梯度场GY造成质子有规律的旋进相位差 然后用此相位差来标定体素空间位置的方法 RF脉冲终止后 每个体素内的质子均发生横向磁化 M倒向XY平面旋进 90 RF脉冲 旋进的相位与M所处的场强有关 加入GY使各体素Mi的相位发生规律性的变化 利用这种相位特点实现体素位置的识别 相位编码 1 相位编码 1 相位编码 图7 47 相位编码 原理 v1 v2 v3相位编码方向上三行相邻的体素 设开始时所有体素的M1 M2 M3 同相位 以相同频率旋进 某时刻GY开启 在GY作用下 相位编码方向上各行体素将处于不同的磁场中 行方向上Mi以不同频率 Y旋进 Y B0 YGY Mi的旋进频率 Y为Y的函数 Y坐标越大 质子的旋进速度越快 Y不同导致旋进相位不同 设相位编码梯度的持续时间tY tY时间后相位编码方向上各体素的旋进相位 Y Y YtY B0 YGY tY 1 2 3表示相位编码梯度结束时Ml M2和M3的旋进相位 产生的相位差 Y Y YGYtY YYtY Y是相位编码坐标Y 即GY的函数 在GY作用下信号中包含了沿Y方向的位置信息 在t tY时刻GY关断 这时各体素再次置于相同的B0中 Y均恢复至GY作用前的同频率 GY所诱发的旋进相位差保留下来 这是相位编码的 相位记忆 功能 相位编码就是通过梯度磁场G对选中层面内各行间的体素进行相位标定 实现行与行间体素位置识别的技术 作用 确定层面内一维方向的体素 在每个数据采集周期中 相位编码梯度只是瞬间接通 总是工作于脉冲状态 有多少个数据采集周期 该梯度就接通多少次 梯度脉冲的幅度变化多少次 相位编码梯度的一次变化称一个相位编码步 phaseencodingstep 128 128的图像需要128个相位编码步才能完成 梯度值是逐次等刻度递增的 在GY作用期间 体素所发出的MR信号并不利用 相位编码梯度又叫准备梯度Gpe Gpe的波形如图所示 设nY 9 图中用多个不同幅度的梯度脉冲表明幅值不断变化 也表示序列中一个周期要多次重复才能完成 图像在相位编码方向上的步数直接关系到扫描时间的长短 相位编码 2 频率编码 频率编码 frequencyencoding 利用梯度磁场造成相关方向上各Mi旋进频率的不同 并以此来标记体素空间位置的编码方法 GX使成像层面中频率编码方向上的体素列位于不同的场强中 这时与Y轴平行的各列体素的旋进频率 X B0 XGX X为X坐标的函数 即不同的X决定了不同的旋进频率 RF信号中编码了X坐标的位置信息 2 频率编码 相位编码形成的是一行行与GY相垂直的等自旋线 相位编码线 频率编码的结果出现一列列与GX垂直的等自旋线 频率编码线 等自旋线上所有体素Mi的旋进频率均相同 频率编码梯度每个周期的频率编码脉冲均相同 即频率编码梯度以相同的幅度周期性重复出现 频率编码梯度一般只在MR信号出现时施加 又叫读出梯度或测量梯度 简写为Gro 四 图像重建技术 傅里叶变换 测量的MR信号代表一个层面内的无数个原子核发出的信号的总和 这个复合信号的大小是时间的函数 但是原子核的位置信息已经以频率和相位方式被编码到信号中 如何从以时间变化的信号 时间域 中提取出特定的频率成分 频率域 采用FT方法 FT中计算机进行解码运算 解码过程类似于人的耳朵能够分辨出不同频率的声音 FT分解出在读出期间每个频率的信号 FT应用于每个频率编码列的数据 提取出信号的频率成分 确定沿X轴的不同位置的信号强度 再将信号强度以灰度值表示出来形成图像 如果仅使用频率编码梯度 只能区分1D的空间位置 这种方法称为1DFT图像重建 MRI中 经RF脉冲激发和梯度磁场空间编码后获得复合图像 然后还需由计算机将采集到的复合信号经一系列过程转换成图像信号 复合信号转换成MR图像的方法称为图像重建 相位编码识别Y方向不同行的像素的位置 并将相位编码方向进行FT 计算相应行的信号强度 但是MR对相应的识别有限 每次只识别一种相位 所以要完成多行的数据采集 必须重复多次相位编码及测量 得到每行每列体素的信号强度 以及相应的灰度值 即MR图像 这是2DFT MRI中要求有多次的相位编码 每次使用的相位编码梯度的大小和持续时间都有一定改变 这些额外的相位编码通常要求额外的RF脉冲激发 这些多次激发使MRI需要较长时间 五 K 空间的概念 空间 傅里叶频率空间 是一个抽象的频率空间 是一个以空间频率 为单位的空间坐标系所对应的频率空间 如果 仅位于一个平面内 则K 空间为一个二维空间 用Kx和Ky代表两个互相垂直方向的空间频率 如果 位于三轴方向 则K 空间为一个三维空间 用Kx Ky和Kz代表三个互相垂直方向的空间频率 K 空间的每一点代表具有相同 的数据 数据大小代表信号强度 FID信号是以单一拉莫频率振动的信号 不具备空间位置信息 也就不具备 信息 但使用了梯度场后 MR信号具备了空间位置信息 同时具备 信息 MR信号具有不同的 可放入K 空间不同位置的点上 K 空间每一点的灰度值代表具有一定 的MR回波信号的强度 每个信号均来自于整个激发层面 MR信号填充到K 空间的位置 Kx和Ky值 由梯度GX和GY的大小及其作用时间决定 根据K 空间中每一点的信号强度及其所在位置 最终重建成一幅MR图像 K 空间每一点的信号对图像的贡献不一样 K 空间中心部的信号具有较低的 主要决定图像的对比 K 空间边缘部分的信号具有较高的 主要决定图像的分辨力 K 空间中各点的数据是沿一定轨迹的顺序填充的 这种按某种顺序填充数据的方式称为K 空间的轨迹 傅里叶线 K 空间的填充轨迹代表了成像中MR信号的采集过程 常规MRI大多使用2DFT的方法进行空间编码 多采用直线填充轨迹 一个相位编码周期填充一行 直到将K 空间中各点的数据填满 所以K 空间的行数与相位编码步数相同 第五节磁共振成像序列 一 脉冲序列MR图像对比度很大程度上取决于RF脉冲的发射方式和FID的读取方式 与发射的射频脉冲的形式和间隔 与选择的梯度磁场的引入方式 与选择的空间分辨力等因素有关 脉冲序列 为了不同成像目的而设计的一系列射频脉冲和梯度脉冲 一 脉冲序列的基本概念 二 脉冲序列的主要成像参数 1 脉冲序列的周期 1 脉冲序列的周期 SE序列 90 RF脉冲激发1H 使置于B0中的MZ翻转到XY平面 产生MXY RF脉冲中止后 开始T1弛豫和T2弛豫 若在MXY尚未完全消失之前施加一个180 RF脉冲 或复相梯度脉冲 使相位离散的质子群在XY平面相位重新趋向一致 复相 MXY由小变大 某一时刻达到最大值 此过程类似于使自旋的质子群被 反射 回XY平面 称回波 启动GZ GY和GX用以空间定位 上述过程是脉冲序列的一个周期 2 主要成像参数 重复时间TR 从90 脉冲开始至下一次90 脉冲开始的时间间隔 回波时间TE 激发脉冲与产生回波之间的间隔时间 反转时间TI 初始180 与90 RF脉冲的间隔时间 翻转角 射频脉冲发射后质子自旋翻转角度 二 自旋回波序列 一 单回波SE spinecho 序列先发射一个90 RF脉冲 间隔TE 2时间再发射一个180 RF复相脉冲 再经TE 2时间间隔出现回波 测量回波信号的强度 90 RF脉冲激发1H 使MZ翻转到XY平面 M变为MXY 90 RF脉冲中止后 MZ逐步恢复 因B0不均匀性造成质子旋进失相位使MXY由大变小 180 RF脉冲使相位离散的质子群在XY平面相位重新趋向一致 MXY由零逐渐恢复 TE时达到最大值 形成自旋回波 一 单回波SE序列 SE序列组织的MR信号强度 f H 为氢质子密度函数 g v 为流体组织流速函数 静态组织g v 1 T1越短信号越强 T2越长信号越强 质子密度越高信号越强 图像对比特征的回波强度不仅与受检组织的T1 T2 质子密度以及流动液体等条件有关 且与TR TE等参数有关 通过TR和TE值的选择 可获得不同程度的T1WI T2WI和PDWI 1 T1加权像 用短TR 300 600ms 和短TE 10 25ms 时得到T1WI 2 T2加权像 选长TR 1500 2500ms 和长TE 80 120ms 时得到T2WI 3 质子密度加权像 选长TR 1500 2500ms 和短TE 10 25ms 时得到PDWI 如果均选用中等长度的TE与TR 则无法突出T1 T2与质子密度对MR信号强度及组织对比的作用 不适于医学成像 一 单回波SE序列 二 多回波SE序列 一个周期中90 RF脉冲后以特定的时间间隔连续施加多个180 RF脉冲 使MXY产生多个回波 一次扫描中获得多幅具有不同TE值的PDWI和T2WI 可缩短成像时间 因T2弛豫作用 相继产生回波信号幅值呈指数性衰减 图像SNR逐步降低 SE序列保持MR诊断主导地位 一是SE序列采用180 RF脉冲克服B0不均匀性带来的弊端 能显示典型的T1WI T2WI PDWI 尤其T2WI 二是图像对常见的伪影较不敏感 缺点 扫描时间较长 尤其是T2WI 三 快速自旋回波序列 一 概述快速自旋回波 fastspin echo FSE 序列是多回波SE序列的改良 FSE序列 在一个TR周期内先发射一个90 RF脉冲 然后相继发射多个180 RF脉冲 形成多个自旋回波 一 概述 多回波SE序列 每个周期获得一个特定相位编码数据 每个TR中相位梯度以同一强度扫描 采集的数据只填充K 空间的一行 每个回波参与产生一幅图像 最终获得多幅不同加权图像 FSE序列 每个TR内获得多个彼此独立的不同的相位编码数据 形成每个回波所要求的相位梯度大小不同 采集的数据可填充K 空间的几行 最终一组回波结合形成一幅图像 一个TR内获得多个相位编码数据 可用较少的TR周期形成一幅图像 缩短扫描时间 FSE序列扫描时间 ETL为每个90 RF脉冲之后具有独立相位编码的回波数 称回波链长 echotrainlength ETL 与SE序列相比 FSE序列的扫描时间降低了ETL倍 增加回波链能够显著地减少扫描时间 不过回波链过长 使模糊伪影明显 ETL为4 32个 二 半傅里叶采集单次激发快速自旋回波序列 HASTE序列是单次激发快速成像序列 结合半傅里叶采集技术 一幅256 256矩阵的图像数据在1s内可采集完 半傅里叶采集 仅采集正相位编码行 零编码以及少数几个负相位编码行的数据 然后利用 空间的数学对称原理对正相位编码数据进行复制 最终由采集数据以及复制数据重建成一幅完整图像 扫描时间降低了近一半 单次激发序列是在一次90 激发脉冲后使用一连串 如128个 180 复相脉冲 采集一连串的回波信号快速形成图像 HASTE序列主要用于生成T2WI 因为仅需一次激发便可完成采集 大大减少了运动伪影 重T2加权HASTE序列用于胆道 泌尿道 内耳 椎管等部位的水成像 四 反转恢复序列 一 构成IR inversionrecovery 一个180 反转脉冲 一个90 激发脉冲与一个180 复相脉冲 先给180 RF脉冲 MZ由正Z轴转到负Z轴 然后MZ依组织的T2弛豫速度沿正Z轴恢复 T1短的组织MZ沿正Z轴恢复要快于T1长的组织 经过与组织的T1值近似的时间后 MZ在Z轴恢复的量值与组织的T1相关 有效地反映组织T1的差异 但无MXY信号 为测量MXY 需再施加一个90 RF脉冲 使M偏转到XY平面 随后出现FID 一 构成 一 构成 一 构成 早期IR序列 不使用90 RF脉冲后的180 复相脉冲 90 RF脉冲后立即收集FID信号 是一种很重的T1WI 无T2依赖性 但FID信号有较多噪声 受B0不均匀性影响大 图像质量差 目前IR序列 90 RF脉冲后再施加一个180 复相脉冲 在TE时间内产生一个回波信号 回波信号有一定程度的T2依赖性 这种改良IR技术也称反转自旋回波序列 IRSE IR序列信号强度 成像参数 反转时间 timeofinversion TI TE TR TI为初始180 与90 RF脉冲的间隔 控制三个脉冲间的延迟时间 决定图像的加权特性 TI是IR序列图像对比主要决定因素 作用类似于SE序列中TR IR序列的TR对T1加权作用相对小 但TR必须足够长 才能在下一个脉冲序列重复前使MZ的主要部分恢复 IR序列对分辨组织T1值敏感传统IR序列采用长TR和短TE产生T1WI TE是产生T2加权的主要决定因素 IRSE序列中应用长TE也能获得T2WI IR序列 主要用于产生T1WI和PDWI 形成重T1WI 成像中完全除去T2作用 除重T1WI外 主要用于脂肪抑制和水抑制 二 短TI反转恢复序列 IR序列中每一种组织处于特定的TI时 转折点 该种组织的信号为零 组织的转折点所处的TI值依赖于该组织的T1值 T1越长TI值越大 即TI选择要满足在90 脉冲发射时 该组织在负Z轴的MZ恰好恢复到零 没有MXY 图像中该组织信号完全被抑制 利用IR序列这个特性 通过选择特定的TI值 使某一特定组织的信号为零 脂肪组织T1非常短 IR序列采用短的TI值 300ms 抑制脂肪信号 该序列称短时反转恢复序列 shortTIinversionrecovery STIR 用于抑制骨髓 腹部等部位的脂肪信号 更好显示被脂肪遮蔽的病变 可鉴别脂肪与非脂肪结构 因脂肪不产生信号 降低运动伪影 三 液体抑制反转恢复序列 FLAIR fluid attenuatedinversionrecovery 序列 采用长TI和长TE 产生液体信号为零的T2WI 是水抑制的成像方法 一旦脑脊液信号为零 异常组织 特别是含水组织周围的病变信号在图像中会很突出 提高了病变识别能力 普通SE序列T2WI中 延长TE会造成因脑脊液搏动引起的伪影和部分容积效应增加 设置的TE不能太长 在FLAIR序列中 由于脑脊液信号为零 TE可以较长 可获得更重的T2WI 常用于脑多发性硬化 脑梗死 脑肿瘤等疾病的鉴别诊断 尤其是病变与富含脑脊液的结构邻近时 小结与思考 一 脉冲序列的基本概念 一 脉冲序列 二 脉冲序列的主要成像参数1 脉冲序列的周期 2 主要成像参数 重复时间TR回波时间TE反转时间TI翻转角 二 自旋回波序列 一 单回波SE序列 二 多回波SE序列三 快速自旋回波序列 一 概述多回波SE序列与FSE序列区别 二 半傅里叶采集单次激发快速自旋回波序列 四 反转恢复序列 一 IR构成 一个180 反转脉冲 一个90 激发脉冲与一个180 复相脉冲 二 短TI反转恢复序列 三 液体抑制反转恢复序列 1 SE序列去相位是指 A 180 脉冲激励时B 180 脉冲激励后C 90 脉冲激励时D 磁场不均匀引起去相位E 横向整体信号增大2 与SE序列相比 FSE序列的优点是 A 成像速度加快B 图像对比度增加C 脂肪信号增高D 能量沉积减少E 图像模糊效应减轻 3 IR代表 A 自旋回波序列B 反转恢复序列C 部分饱和序列D 梯度回波序列E 快速梯度序列4 梯度回波序列的主要优点是 A 提高图像信噪比B 提高空间分辨率C 增加磁场均匀性D 减少磁场强度E 减少噪声 5 对血流信号影响不大的因素是 D A 血流速度B 血流方向C 血流性质D 血氧浓度E 脉冲序列6 下列MRI扫描参数中 不直接影响采集时间的是 A TRB 回波链长度 ETL C TED 激励次数E 矩阵 7 STIR技术优点在于 D A 信呈抑制的选择性较高B 由于TR缩短 扫描时间较短C 用于增强扫描可增加强化效果D 场强依赖性低 对磁场均匀度的要求也较低E 小的FOV扫描可取得好的脂肪抑制效果 第五节磁共振成像序列 B 三 快速自旋回波序列1 概述多回波SE序列与FSE序列区别2 半傅里叶采集单次激发快速自旋回波序列 HASTE 四 反转恢复序列1 IR构成 一个180 反转脉冲 一个90 激发脉冲与一个180 复相脉冲 2 短TI反转恢复序列 STIR 3 液体抑制反转恢复序列 FLAIR 复习 五 梯度回波序列 GRE gradientecho 序列又称为场回波 fieldecho FE 序列 1 构成 用 90 RF脉冲激发 采用较短的TR时间 用反转梯度取代180 复相脉冲 RF脉冲激发后产生的信号大小与RF前的MZ恢复程度成正比 若用90 RF脉冲 发射后必须等待相当长的时间 使组织的MZ有一定程度的恢复才能重复下一次激发 GRE采用 90 的 角 仅数十毫秒后MZ即可恢复到平衡状态 TR可显著缩短 一 构成 GRE序列的激发脉冲发射后 因施加梯度磁场而使受检层面内的质子群呈现不同的旋进频率 导致快速的失相 MR信号迅速消失 再施加一个强度相同 方向相反的梯度磁场 主要是读出梯度 使离散的相位重聚而产生回波 回波达到最高值时记录其信号 该回波被称梯度回波 用方向相反的梯度磁场代替180 脉冲产生回波的序列 称梯度回波序列 GRE序列不使用180 RF脉冲 信号衰减反映的是B0不均匀性与T2的综合作用 该信号衰减称作 GRE序列因B0不均匀性引起的伪影在图像中比较严重 但减少被检者体内因射频脉冲引起的能量累积 图像对比不仅取决于组织的T1 T2 还与B0的不均匀性有关 主要依赖于翻转角 TR和TE 还与磁敏感性和流动有关 六 梯度自旋回波序列 GSE gradientspinecho 序列是SE序列与GRE序列的结合 又称GRASE gradientandspinecho GSE序列保持SE的对比特点 又进一步缩短扫描时间 比FSE序列快 GSE序列 每个90 RF脉冲激发后 用几个180 脉冲获得自旋回波 又在每两个180 脉冲之间反复改变读出梯度 每个自旋回波之间又产生了几个梯度回波 六 梯度自旋回波序列 六 梯度自旋回波序列 FSE中每个180 脉冲的间隔允许在一定范围 若间隔太短脉冲引起的被检者接收的脉冲能量吸收量很强 超过对特异吸收系数的安全限制 而回波间隔限定使扫描时间不能做到很短 GSE在每个自旋回波前 后增加几个梯度回波克服对回波间隔限制 每一个周期中梯度回波和自旋回波都有独立的相位编码 GSE回波链长比FSE多 扫描时间减少 提高扫描速度 对比与自旋回波相似 七 回波平面成像序列 EPI echoplanarimaging 是快速成像技术 目前最快的MR成像技术 可在30 100ms内读出并收集一幅MR图像需要的所有数据 1 EPI的基本原理 单次激发 singleshot EPI成像时 在一次RF脉冲激发后连续采集一连串的梯度回波 即在一个RF脉冲激发后采集所有的成像数据 用于重建一个平面的MR图像 1 EPI的基本原理 1 EPI的基本原理 与单次激发HASTE序列相似 但EPI序列在激发后 利用的是读出梯度的快速连续振荡 产生的是梯度回波链 数据采集是在读出梯度快速往返振荡过程中进行的 梯度反转一次产生一个具有独立相位编码的梯度回波 读出梯度的快速往返切换即产生一个回波链 MR信号测量要求在读出结束时信号衰减不能太多 实际读出时间应为组织的1 2倍 检测会受流动和磁敏感效应的影响 数据采集必须在50 100ms完成 这决定了一幅EPI图像的成像时间 1 EPI的基本原理 单次激发EPI 信号强度低 空间分辨力差 视野受限及磁敏感性伪影明显等缺点 多次激发 multishot EPI 将原始数据分成两次或更多次采集 可明显克服上述缺点的方法 与单次激发比较 多次激发EPI图像质量较好 对设备的梯度系统要求相对降低 但多次激发EPI的成像时间相对延长 2 EPI图像的对比 EPI只是一种数据读出模式 可与普通MRI脉冲序列的任何形式的RF脉冲结合 产生不同对比 1 T2对比 EPI与自旋回波序列结合 称自旋回波EPI SEEPI 施加一个90