MRA基本原理――

1、MRA基本原理 时间飞越效应相位效应预饱和技术是流体地流速效应，即常规SE序列与GRE序列中常见的流空效应和流入增强效应。MRA是通过时间飞越效应和相位效应，经增强时间飞越效应、减少相位弥散效应、流入增强效应采集、三维数据采集以及后处理技术而重建血管影像。TOF time of flight effect一般流动血液的激励与检测不发生于同一层面，故产生快速流空现象。采用快速扫描序列，使血流激励与检测在同一层面发生，并获得该层面的血流信号，称为时间飞跃效应，亦称饱和效应。血流与周围组织对比度取决于扫描层面内饱和的氢质子被充分磁化的氢质子所置换的比例。置换率与流速、厚度、TR有关。相对减慢流速、相

2、对增加层厚、缩短TR时间都会收到强化流入增强的效果，从而使进入扫描层面的血流信号大大增强，突出了血管的高信号。当血流流入成像层厚时，新进入的自旋氢质子处于未饱和状态而呈高信号。这种增强相当于常规血管造影时注射造影剂引起的血管增强现象。而成像层面内未流出的氢质子处于相对饱和状态，比流入血流信号要低。流入性增强仅出现在血流流入成像容积层厚的第一或最初几个层面，随时间延长血液到达成像容积内部层面，氢质子受RF脉冲多次激励而处于饱和状态，致使流入增强消失。除流入性增强效应外，血管流动的氢质子在SE序列中很容易因流空效应而使信号丢失。相位效应未饱和氢质子：指那些几乎充分磁化（充分弛豫）的氢质子，当受到R

3、F脉冲激励会产生强信号饱和氢质子：指反复接受RF脉冲激励的氢质子，其磁化向量小，产生的MR信号弱。相位效应指血流中氢质子流过梯度磁场时失去相位一致性而使信号减弱或消失。静止组织的氢质子相位仍保持一致而使信号增强，于是血管与组织间形成对比。流动的氢质子会失相。偶数回波复相：可使失相的氢质子重聚，尤其是流动缓慢的氢质子。而任何静止组织都不会出现偶数回波复相。多数情况下偶数回波复相仅见于缓慢的层流如静脉或硬膜窦。GMR：gradient motion rephrasing 这种质子群相位重聚技术与流速大小无关，GMR补偿流速失相位，其信号强度并未增加，只不过恢复到假定这些质子群未曾运动的水平。预饱和

4、技术黑血技术。采用一个饱和脉冲失血流呈低信号，其所选用的参数可使静息组织呈高信号。这样在血流流入成像容积后施加RF脉冲，已经饱和的氢质子不能接受新的激励而出现MR信号，此时血流无信号。从而能可靠辨别血管结构。有助于确定可疑血栓形成与动脉粥样硬化改变。预饱和脉冲可选择性去除动脉或静脉血流信号，饱和静脉血流仅保留动脉信号。EPIecho planar imaging 平面回波成像单次激发后一条连续的轨迹可填充整个K空间。多次激发后几条连续的轨迹从中心点向周边呈螺旋形扩散充满整个K空间。EPI可在不到100ms内完成一幅图像。有镶嵌法、节段采集法和内插法。任何用于传统脉冲序列的射频脉冲均可用于EPI

5、。优势：1 实时成像以最大限度去除运动伪影。2 图象质量分辨力与传统高质量SE序列类似。3 最有效利用每单位时间内MR信号。4 图像对比选择无限制 SE-EPI GRE-EPI IR-EPI。但梯度要求高，40mT/m，为传统MRI4倍。磁场快速切换1000次/s。EPI最主要用于弥散、灌注和功能成像。1 弥散成像：脑缺血开始几分钟，脑组织表面的弥散系数明显减少，在弥散加权图象上缺血比正常组织亮。故弥散成像比传统MR成像发现缺血早。这种弥散变化是可逆的。2 灌注成像：常用灌注成像序列（SE-EPI GRE-EPI IR-EPI）。静脉团注顺磁造影剂后，EPI在首过的造影增强图象上产生相关的脑血

6、容量。IRSE-EPI被灌注的脑组织中的造影剂表现为高信号；GREEPI造影剂表现为被灌注区的信号减低。对发现脑缺血病人的低灌注方面有用，并可与弥散成像相印证。灌注成像还可用于脑皮质活动的定位，是神经研究最活跃的领域。以顺磁造影剂或去氧血红蛋白磁敏感效应为基础。一般认为脑皮质层激活增加血流，但不增加氧耗。含大量氧合血红蛋白的动脉血，其T2比静脉血长，皮层激活时动脉血流入静脉床，引起静脉血T2延长，在T2加权像上信号增高。研究表明各种感觉中枢激活，在脑功能成像上信号强度亦有改变。3 心肌成像：GRE-EPI最适合T2*加权灌注研究和实时电影成像。正常灌注的心肌信号强度减低，而缺血心肌变化较少。4

7、 腹部成像：多层EPI可在短时间内取20层全肝图像，每45秒重复一次可作动态研究。K空间傅立叶频率空间 傅立叶转换可以看作是一系列信号强度在频率（Kx）和相位（Ky）编码方向上对傅立叶频率（K）的函数，频率信息由读出梯度编码，相位编码则填充K空间线对应相应编码梯度中的每一个点。K空间中心部分空间频率低，决定着图像的对比；而外周部分空间频率高，决定图像的细节。介入性磁共振 器械被动显示（passive visualization） 指任何经一般成像即可显示介入器械的技术。1 依靠器械本身置换水成份而产生的信号缺失。2 利用各种器械材料和从人体组织间的磁化率差异（magnetic suscepti

8、bility）所形成的伪影。3 通过对比剂增强器械信号强度，以形成其与组织间对比。只有直径大的器械才能依靠信号缺失而获得清晰显示，但不能用于腹腔镜和肺活检，因为介入器械要通过气体。 磁敏感伪影susceptibility artifact 由于磁化率不同所致。磁化率的不同可导致静磁场的不均匀性，从而导致几何学失真和体素内去相位。人体内充满磁化率不同的区域，其中最明显的是在组织和空气交界处，如鼻窦、肺、肠道。抗磁性材料（diamagnetic material）：相对磁化率ur1。铁磁性材料（ferromagnetic）：ur1。水也是一种抗磁性物质，u为磁化率（permeability）。 利

9、用磁敏感伪影技术是在MR下观察经皮介入器械最常采用的方法。一般为cook非铁磁性合金穿刺针、光纤导丝和聚乙烯导管。 器械被动显示先对病人全身进行激励产生MR信号，再由机械探测这些MR信号。安装在介入器械内的小接受线圈进行示踪，如MR示踪脉冲序列。 MR导向活检理想序列1 成像速度快 2 穿刺针伪影足够大 3 保证病灶与临近组织间、病灶与穿刺针伪影间有足够的对比度 4 必须选择理想的序列以能显示沿穿刺针道上的易损结构，即必须将血管结构显示清楚。使用SE序列穿刺针的伪影较GRE小。使用梯度回波序列时，回波时间是决定穿刺针伪影大小的最基本因素。回波时间短，伪影越小。由于流入效应，垂直于扫描层面血管显

10、示为亮点。TSE快速自旋回波序列Turbo GRE快速梯度回波序列STIRshort TI inversion recovery 短时反转恢复脉冲序列FLASHfast low angle shot SPGR(GE) SHORT(Elsint) GFE(Hitachi) CE-FFE-T1(Philips) RF-FAST T1-FAST(Picker) STAGE()ShimadzuFISPFast imaging with steady state procession GRASS(GE) FSHORT(Elsint) FFE(philips) FAST(Picker) FE(Toshib

11、a) GFE(Hitachi) 与FLASH最大不同之处必须首先形成横向相关共振，然后施加射频脉冲。FISP很大程度上依赖横向磁化向量。重复时间TR极短，横向磁化向量无足够时间去相位。为保持稳态，用一个重聚梯度使弥散相位重聚。SSFPsteady state free procession 稳态自由进动成像 PSIF(Simens) E-SHORT(Elisint) CE-FFE-Ti(Philips) CE-FAST(Picker) STERF(Shimadzu)是把相位重聚作用与SE信号连在一起。其过程类似SE序列，同时又处在稳定状态。与FISP相比，FID之后有充分时间进行T2弛豫，TE

12、较长，产生图像为重T2加权。第2个90脉冲后，回波至第3个90脉冲时达最大，但此时不能同时发射脉冲及采集信号，只好在第3个脉冲前加一个梯度场使信号重聚并接受信号，此时间约提前9ms，TE=2TR9ms。SSFP在高流速时可以看到信号的丢失，在慢速血流为高信号。因此选择SSPF时应尽量减少与流动方向垂直的层面。常用于三维成像序列，为重T2加权像，对病变显示及其敏感。血流的正常影像血流呈高信号或低信号主要取决于流速，快速流动的血液因流空效应而呈黑色低信号。慢速血流（静脉）可呈高信号。血流信号降低有3个独立影像因素：1 高速 2 涡流 3 奇数回波失相。三者均可因快速流空而造成信号缺失。血流信号增加

13、的3个独立影响因素：1 偶数回波复相 2 舒张期假门控 3 流入增强效应1 高速信号缺失为产生自旋回波信号，必须有一群质子暴露在90180脉冲之间。当垂直于成像层面的血流速度较高时，一部分受过90脉冲作用的而未接受180脉冲就流出成像层面；另一种在90脉冲作用后进入成像层面只接受180脉冲作用，均不产生自旋回波信号。2 涡流总处于自旋相位弥散状态，图像表现未流空效应。3奇数回波失相 奇数回波自旋相位弥散效应。4偶数回波复相。5舒张期门控 收缩期升主动脉、降主动脉、肺动脉流出道呈流空低信号，而在舒张期由于血流变慢有可能呈高信号。6流入性增强效应 当缓慢流动的血液进入多层面成像容积的第一层时，前一

14、脉冲序列残留下来的部分饱和血液被完全未饱和的血液代替，从未饱和的血液中引出来的强信号反映其完全强化程度，而临近的静息组织仍处于部分饱和状态，即在成像区血液中流入了充分弛豫的质子群，形成MR强信号。这种超过静止组织与流入有关的信号增强称为流入性增强效应。1 强信号来自未饱和的充分磁化（弛豫）的氢质子。2 弱信号来自扫描层面下游受过前一次激励的氢质子（部分饱和）。脑脊液信号脑脊液处在不断流动中，脑脊液流空效应在T2加权图像上显示较好，随着每次心搏脑脊液会产生快速往返运动，这种往复运动在脑室与基底池均有，但以中脑导水管最明显。脑脊液可在椎管内某个部位局限流动，容易误为肿瘤病变、炎性病变或椎间盘突出的

15、表现。脂肪抑制技术1 STIR 短时反转脉冲恢复法。对脂肪信号的抑制，不是根据化学位移的情况，而是基于弛豫时间的长短。如果选择的TI值恰好等于某一组织到达零点的时间，利用此点能使不同组织产生信号缺失。因为此时即使施加一个90脉冲，也不能产生横向磁化，而无横向磁化是不能产生MR信号的。零点值因组织而异，一般相当T1时间的60；另外零点值还取决于TR长短，因此要抑制脂肪信号，TI的选择应根据不同场强、不同机型选用不同脂肪组织的零点值。STIR抑制脂肪信号的效果强，对病变敏感性强，且受磁场均匀性影响小。1 扫描时间长。2 图像信噪比差。3 特异性差。2 Chemsat 化学饱和法。先施加一个针对脂肪

16、频率的预饱和脉冲以消除脂肪的纵向磁化；继而发射激励脉冲，因脂肪尚未弛豫，所以就没有或仅少量磁化被倾斜到横向平面上。此脂肪抑制技术与SE序列结合比较容易。3 Dixon和Choper法。Dison化学位移成像技术，将水和脂肪的信号区分开来。先产生两幅相位敏感图像：一幅为常规（同相位）图像，一幅为水和脂肪质子的相位差180图像。然后根据两幅图像进行剪影，可得到单一的水或脂肪图像。Choper是对其软件改良。4 混和法。应用两种独立物理机制来消除脂肪信号，即频率激发方法和相位敏感法。使用1331的频率选择脉冲，再加上失相位和同相位的数据采集方法。所谓1331脉冲是指一系列相等间隔，按1331比例发射

17、宽频带脉冲，在无外加梯度场条件下，作用于含水和脂肪的样本时，或激发水或激发脂肪。将其用于混和序列时，脂肪受激后会很快发生相位分散，便产生仅有水质子图像。该技术有极好的脂肪抑制效果并不伴成像时间明显延长。颅底抑制骨髓高信号，显示颅神经；抑制眶尖脂肪，显示视神经；脊髓强化病变与周围高信号脂肪在T1加权不易分辨；肾上腺、肾、胰腺等需用脂肪抑制技术；蝶鞍T1加权主要显示为高信号，如脂肪垫、正铁血红蛋白、蝶骨和斜坡底骨髓。化学位移成像 常规MR成像中化学位移对原子核共振频率的影响往往忽略不计。原子核共振频率与磁场强度成正比，但原子核并非孤立存在，位于不同种类化学键上的原子会产生不同频率的信号。若固定静磁

18、场的大小，周围电子云较薄的原子核经受局部磁场强度较高，其共振频率也较高，而周围电子云胶厚的原子核局部磁场强度弱，共振频率较低，这种因分子环境不同引起共振频率上的差异称作化学位移（chemical shift），不同分子环境其共振频率仅相差百余Hz。化学位移伪影 计算机分配信号时不可能分辨信号来自水分子还是脂肪中的氢质子，而是理解为来源于不同磁场梯度位置。脂肪信号在图象上位置与水比较有轻度移位，脂肪信号被移至已有水信号分布的区域，结果图像变得特别明亮；在脂肪信号与水信号分界面上出现一种信号真空。凡含水组织与脂肪组织间界面在MR图像上都有这种伪影。磁共振波谱分析MRS 是检测体内化学成份唯一的无创

19、检测手段。MRS数据差异一般无需磁场强度。1 MRS外磁场B0均匀性优于常规MRI。0.1ppm。2 不需磁场梯度线圈。3 必须产生较宽的频率范围以便研究。4 不需成像处理装置，但软件必须显示波谱，计算化学位移频率，测定波峰的峰阈。一般MRS检测信号比氢原子MRI所获得的信号弱的多。MRS实验必须重复多次才能使系统接受的叠加信号达到检测水平，并能克服噪声干扰，采集一次MRS需数分钟。分析内容：1 受检波峰的共振频率中心。2 波峰高度。3 半峰线宽，代表波峰尖锐度。 4 峰阈，代表波峰包绕总面积，与标本内受检成份浓度成正比。5 峰型。FMRI原理 激活局部脑组织而产生氧合血红蛋白合脱氧血红蛋白的

20、相对增减，从而引起磁化率改变。利用这一点变化所得到的图像，称为脑功能成像（functional imaging of the brain）。脑功能脑功能区被激活时局部血流量增加，而耗氧量增加并不明显。Oxy-Hb为氧合血红蛋白，呈反磁性；Deoxy-Hb是脱氧血红蛋白，呈顺磁性，可使T2明显缩短；MetHb是变性的血红蛋白，呈强的顺磁性，可使T1显著缩短，不会发生强的T2缩短效应。 生物组织中，Oxy-Hb和Deoxy-Hb是相互掺杂的，但只有Deoxy-Hb才能引起辛哈变化。随脑功能的激活，脑血流量及脑血液量增加，但氧的消耗量并不明显增加。脑功能被激活时，局部Oxy-Hb增加，Deoxy-H

21、b相对减少，T2或T2*WI上局部信号增加。观察Oxy-Hb和Deoxy-Hb之间对比更可靠，称血氧水平依赖法（BOLD blood oxygenation level dependent）。Oxy-Hb和Deoxy-Hb铁离子虽为二价铁，但Oxy-Hb只有一个不成对电子，是反磁体，对质子弛豫无影响。，Deoxy-Hb铁离子有4个不成对电子，为顺磁体，使附近质子弛豫加快，称PEDPRE效应（protonelectron dipole proton relaxation enhancement），T1、T2弛豫时间均明显缩短。另外一个影响弛豫时间的因素是局部磁化率的不同，即磁场不均匀性，只影响T

22、2弛豫时间，称PT2PRE效应（preterential T2 proton relaxation）。Deoxy-Hb中铁离子被珠蛋白包绕，水分子不能靠近，无PEDPRE效应，具有PT2PRE效应，仅缩短T2弛豫时间。MR波谱基本原理磁共振信号取决于以下两个因素：1旋磁比，此乃共振原子核固有属性。2共振原子核所处位置的磁场强度，主要取决于外磁场B0，也感受自由电子及邻近原子核周围电子的作用，这些电子与外磁场相互作用亦可改变原子核局部的磁场强度。MRS需要良好的磁场均匀性，才能最大限度利用化学位移产生的MR频率差异。到目前为止，除水与脂肪，其他物质化学位移成像尚未实现。波谱由一系列较窄的波峰组成

23、，波峰高度等于受检原子核数量，横轴代表共振频率。由于MRS采用不同的磁共振场强，横坐标通常被划分为百分之几（ppm），代表与实验中采用总共振频率相应的一段频率。P31ATP、ADP、磷酸肌苷PCr。脑肿瘤中PCr浓度下降，无机磷浓度上升。用于心肌缺血和心肌移植后的排斥反应。F195氟尿嘧啶的代谢研究。Na13生长快的肿瘤含量高。MRS信号很弱，在1.5-2.0T波峰的信噪比较好。T1加权高信号产生机制1. 结合水效应 自由水运动频率高，T1弛豫时间远高于其他组织。如在水中加入蛋白质，蛋白分子与水分子结合时间延长，致使水分子结合频率下降，接近于Larmor频率，T1时间缩短。2. 顺磁性物质 特

24、点是含有不成对电子，在磁场中顺磁性物质的磁进动与质子进动相互作用，产生一个随机变化的局部微小磁场，微小磁场的变化频率与Larmor频率接近，从而使T1弛豫时间缩短。3. 脂质分子 自由水分子小，运动频率非常高，远高于Larmor频率；大分子蛋白质合DNA分子运动频率较慢，低于Larmor频率；上述两者T1加权均呈低信号。脂质分子较小，运动频率高于蛋白质，低于纯水，与Larmor频率接近，T1时间短。自由水脂质（Larmor频率）蛋白质。MRI显示脑部铁沉着是高浓度铁蛋白缩短T2时间而不影响T1时间，T2加权呈低信号。Gd-DTPA缩短T1T2时间与下列时间有关：1 顺磁性物质的浓度2 顺磁性物

25、质的磁矩，不成对电子越多，磁矩越大，顺磁作用越强。3 顺磁性物质局部磁场的扑动率。4 顺磁性物质结合的水分子时，结合水分子越多，顺磁作用越强。4. SPIO磁矩合磁化率人体组织结构顺磁性螯合物，Gd-DTPA 100倍；T2或T2*弛豫时间缩短，而对T1时间无影响。 T1 T2顺磁性物质 缩短（低浓度） 缩短（高浓度）超顺磁性微粒 无改变 明显缩短铁磁性颗粒 无改变 极大缩短抑制伪影技术的不同称谓SAT saturation GE SiemensREST regional saturation technique PhilipsPRE-SAT presatuation technique PickerPRESAT presaturation Simens ToshibaBFAST blood fl