磁共振特殊成像技术课件

1、磁共振特殊成像技术磁共振血管成像MRA主要特点非介入性、无损伤技术三维信息多画面显示多方位及动态观察（电影）不用造影剂扫描、重建时间越来越短磁共振血管成像技术作为一种无创伤性的检查，与CT 及常规放射学相比，具有特殊的优势，不需穿刺插管、不需注入造影剂和无X 射线，流体的流动即是MR 成像固有的生理造影剂。 血流的信号比较复杂，与周围静止组织相比，血流可表现为高信号、等信号或低信号，取决于血流形式、血流方向、血流速度、脉冲序列及其成像参数等。血管内血液流体因质子群发生移动，影响MR信号强弱变化，与周围固体组织相比显示不同的MR信号特征。层流血流质点与血管长轴呈平行运动，靠血管壁近质点流动速度慢

2、，越向中心流速越快。层流血液使信号减弱。湍流(涡流)血液在血管内不沿血管直线运动，向其他方向不规则迅速流动，引起质子群去相位移动，产生流空效应使血管呈低信号。血液通过狭窄处后在血流两侧形成旋涡状运动。流动液体的MR信号特征MRA成像中流体的流动效应流空效应（Flow void）由于信号采集需一定的时间，快速流动的血液不产生或只产生极低信号，与周围组织、结构间形成良好的对比，这种现象就是“流空效应”。 20 9 0脉冲血流方向180脉冲血流方向层面选择梯度层面选择梯度流空效应： 应用SE技术，以一定速度流动的液体产生流空效应，呈无或低信号。 产生此效应的原因在于：射频脉冲所激发的质子在接收线圈获

3、取MR信号时，因流动已移出成像层面，而此时成像层面内原部位的质子为新流人的非激发质子，故不产生MRI信号。与流动的液体相比，周围静止组织发出的MRI信号强度不变。流入相关增强当TR较短时，成像体积内静止的质子被饱和，显示低或无信号。流动的质子未被先前的激发脉冲饱和，产生高信号。流动去相位效应 血流动改变相位反映出信号有高有低。运动自旋都会产生相位变化，包括移动、流动及水分子的弥散运动等，这种单个自旋在梯度磁场中的相位改变称为相位漂移效应，是由横向磁化的变化所致。预饱和效应用额外的 RF 脉冲在选定区域内饱和全部组织的磁化向量，使该区组织在MR 图像上呈黑色低信号。预饱和区通常位于成像容积层厚之

4、外，血流经过即处于饱和状态，进入成像容积时已呈黑色低信号。 3、层流流速差别造成的失相位。4、层流引起的分子旋转造成的失相位。5、湍流。使血流出现方向和速度无规律的运动，因而体素内的质子群将失相位，MR信号明显衰减。湍流容易发生在血管狭窄处的远侧、血管分叉处、血管转弯处、动脉瘤等部位。6、血流的长T1特性。在某些TR和TE很短的超快速T1WI中，流动对血液的信号影响很小，决定血液信号的主要是其T1值。血液的T1值很长，在1.5T场强下约为1200ms，因此呈现相对低信号。表现为高信号的血流1、流入增强效应。2、偶回波效应。SE多回波成像时，奇数回波的图像上血流表现为低信号，偶数回波的图像上表现

5、为高信号。也叫偶回波相位重聚。3、非常缓慢的血流。椎旁静脉丛或盆腔静脉丛等血管内的血流非常缓慢，流动造成的失相位或流空效应表现的不明显，那么这些血管内血流的信号与流动本身关系不大，而主要取决于血液的T1和T2值，由于血液具有较长的T2值，在T2WI可表现为高信号。MRA成像的几种方法TOF（Time of Flight）时空飞逝法2DTOF3DTOFPC（Phase Contrast）相位对比法一、时间飞跃法（Time of fly TOF）基本原理： GRE 短TR 短TE 饱和效应(静态组织) 流动(入)相关增强效应(血液)TOF（Time of Flight）时空飞逝法通过血液流入流动相

6、关增强效应，静止组织信号弱，相对流动血液信号对比增强而获得TOF MRA的对比主要依赖于血管进入的角度一般要求扫描层面垂直于血管走向 2DTOF 是逐层的进行激励和图像数据采集，然后将整个感兴趣区以一连续多层方式进行图像数据重建和处理的方法。 2D TOF MRA的层厚限制了投影影像的空间分辨率,这种血管成像不适合细小血管的显示。为了保证一条血管在不同层面始终具有流入效应,不会出现血管衔接不吻合,选择扫描参数时,必须采用最短的TR、TE,及最小的采集次数,以缩短扫描时间。 2D TOF SPGR优点： 血流/背景对比 慢血流的显示 成像速度缺点：1、层面方向空间分辨率较低，体素较大，流动失相位

7、较明显，特别是受湍流的影响较大，容易出现相应的假象。2、后处理效果不好。3、容易因原始图像变形引起的层间配准错误而出现血管影扭曲。 2D TOF SPGR临床应用： 颈动脉成像 颅内静脉系统成像 作为ceMRA的定位像参数设置和定位：TE = min; TR = min 翻转角5060 层面定位方向逆血流而行以减小饱和效应头部2D TOF血管成像在选择3D TOF MRA扫描参数时为有效抑制静止组织信号,TR应短于静止组织的T1；为削除流动伪影,应利用流动补偿技术；为减少湍流引起的相为弥散,应选取尽量短的TE。 优点：1、空间分辨率高，特别是层面方向，原始图像层厚可1mm；2、体素小，流动失相

8、位相对较轻，受湍流的影响小。3、信噪比高。4、后处理效果好。缺点：1、血流的饱和较明显，不利于慢血流的显示；2、为了减轻血流的饱和效应需要缩小激发角度，背景的抑制效果不及二维TOF MRA；3、扫描时间相对较长。三维TOF MRA的血流饱和现象不容忽视，饱和现象主要有两个方面的影响1、慢血流信号明显减弱2、容积内血流远侧的信号明显减弱 3D TOF SPGR临床应用： 颅内动脉成像参数设置和定位：TE = min or outphase; 翻转角20 采用斜坡脉冲使厚块内血流信号强度均一可加磁化对比转移增加背景抑制多块采集时厚块之间须有至少1/4的层面重叠3D TOF SPGR优点：SNR 分

9、辨率对各个方向血流的敏感度一致缺点： 背景抑制 慢血流饱和成像范围头部3D TOF血管成像 3D TOF SPGRMulti Slab优点：成像范围 饱和效应对慢血流和动脉细小分支显示缺点： 层块交界处因饱和程度不同而出现分界线2D-TOF与3D-TOF MRA的比较2D-TOF具有较小的流入饱和效应，对慢血流成像较好，对血流方向一致的血管显示良好，便适合大范围大血管、慢血流。 3D-TOF 流入饱和效应明显，成像容积厚度受到血液流速的制约。2D-TOF 因层面较厚、空间分辨率差，对弯曲血管亦产生信号丢失， 3D-TOF成像面薄，空间分辨率高，对弯曲血管信号丢失少，更适合小血管、弯曲血管检查。

10、相同容积2D-TOF较3D-TOF 成像时间短临床应用1、血管走行。走行方向比较直如颈部和下肢血管-二维，而走行迂曲的血管如脑动脉则三维效果好。2、血流速度。速度快如大多数动脉特别是头颈部动脉多三维，而血流速度慢的静脉多二维。3、目标血管长度。小用三维，长度大的血管如下肢血管用二维。临床：脑动脉-三维；颈动脉-二维或三维；下肢-二维；静脉-二维。二维速度快，腹部血管特别是静脉可多次屏气分段采集。采用TOF技术采集的MRA可同时显示动脉和静脉，但有时会重叠。血流上游加饱和带，选择性显示动脉或静脉。分析TOF MRA注意事项：1、如果光滑整齐，没有狭窄，则正常。2、可出现血管狭窄的假象-湍流造成的

11、失相位，血管转弯处-颈内动脉虹吸段和血管分叉处-颈内外动脉分叉处。3、狭窄程度常被夸大，因狭窄处容易湍流，造成信号丢失。4、动脉瘤有可能被遗漏。因动脉瘤内多有湍流，造成信号丢失。5、应注意观察薄层原始图像。6、当考虑到有假象的时候，增强。 基本原理：使用强度相同、持续时间相等的极性相反的两个梯度(流动编码梯度）静止组织，净相位改变为零，无信号流动组织，由于相位漂移，产生一个净相位，有信号减影技术二、相位对比MRA （Phase contrast，PC）PC序列及作用 2DPC 时间短：空间分辨力低，常用于3DPC的流速预测，可反应血流的流速及方向，进行血流方向和流速定量分析3DPC 分辨力高，

12、对快慢血流均敏感，静止组织抑制效果好缺点：时间长PC与TOF的比较 TOF PC时间 长 2D短，3D长湍流信号 好 差复合血流信号 好 差相位移位 少 多慢血流 差 好末梢血流 差 好（平均）短T1伪迹 有 无夸大狭窄 多 少背景 差 好分辨力 好 差 头部2D PC血管成像 头部3D PC血管成像 腹部血管DCE MRA(动脉和静脉期) 颈部2D TOF血管成像 颈部3D PC MRA 颈部3D DCE MRA 胸腰段脊髓血管3D PC MRA成像增强血管造影ceMRAceMRA 临床背景血管疾病是常见病、多发病，其诊断极为重要3D TOF 血管成像时间长，要求扫描层面与血管垂直，扫描范围

13、小对层面内流动不敏感PC 成像与血流速度有关，预测速度不准确会导致血管显示不好，而且成像时间长胸腹部扫描受呼吸和心跳影响，TOF和PC扫描出的图像只具有辅助诊断作用，对患者来说实际是金钱和时间的浪费ceMRA 临床背景DSA 检查是有创的检查，需要插入导管DSA 和CTA 都要使患者接受大量的X线照射DSA 和CTA 都需要大量的碘造影剂，容易引发过敏反应肾病患者及糖尿病患者慎用碘造影剂ceMRA无X线照射，造影剂剂量少，相对于碘造影剂安全性较高ceMRA的后处理要比CTA简单ceMRA 原理Gd-DTPA 引进快速、屏气扫描三维、高分辨率成像ceMRA 原理- Gd-DTPA 引进Gd-DT

14、PA可以显著缩短组织的T1时间，在1.5T上血池的T1时间可以缩短至100ms含有高浓度CM的血液在首次通过钯血管时快速成像血管的图像与血流的状态无关，仅与CM有关和扫描参数、CM注射剂量及速度有关ceMRA 原理- 快速扫描快速扫描，时间在30秒之内消除呼吸运动伪影捕捉CM的首次循环避免静脉污染ceMRA 原理- 三维成像多角度旋转观察血管薄层重建观察血管的细微结构主动脉夹层胸腹主动脉瘤成像肺动脉血栓颈动脉狭窄周围血管的疾病 不必进行血管穿刺并发症少CM引发的副作用少多角度成像后处理简单ceMRA临床应用ceMRA 影响因素扫描参数TR，翻转角度Gd-DTPA剂量注射速度K空间填充方式顺序式

15、填充中心填充椭圆填充峰值时间的判定（从静脉注射CM到靶血管最亮的间隔时间）团注测试 test bolusSmartprep Flurro TriggerTR时间过长，会导致背景组织信号增加，过短会导致SNR明显降低，最终图像有明显噪音影响因素扫描矩阵，特别是频率矩阵可以明显地增加TR时间，使ceMRA的血管背景对比度降低采样带宽，较低的带宽虽然可以明显增加图像的SNR，但是会使TR时间明显增加。SNR和TR时间同时增加会降低血管的对比度。扫描的FOV，层厚都会对TR时间有影响，FOV和层厚越小，TR时间越大，SNR也会相应降低。梯度切换率，这是一个不用明显改变SNR就能降低TR时间的参数，它是

16、MR设备的一个参数，一旦购买了设备，就无法改变，切换率越高，TR时间就会越低。ceMRA 影响因素 TR适当短的TR时间当CM浓度越高时，2045o翻转角CM的信号最高背景组织在小翻转角时信号较高，10o左右达到峰值，随着翻转角增大，背景组织信号逐渐降低，CM的对比度在20o翻转角时时对比度最大，随后又逐渐降低ceMRA 影响因素 翻转角2040o翻转角最合适ceMRA 影响因素 CM剂量保证图像质量情况下的低剂量 单倍剂量0.1mmol/kg 双倍剂量0.2mmol/kg保证安全和图像质量的儿童剂量 0.25mmol/kg这是一个非常重要的扫描参数，在造影剂剂量固定的情况下，它直接影响很多因

17、素，从而对最终的ceMRA血管的图像质量起着决定性的作用组织T1缩短的程度造影剂的到达时间静脉显影时间峰值持续时间血管的SNRceMRA 影响因素 CM注射速度文献报道的注射速度从0.1ml/sec到6ml/sec不等，但是最佳的注射速度是3ml/sec顺序填充 中心填充 椭圆中心填充ceMRA 影响因素 K空间的填充方式K空间的填充方式主要有三种，每一种都有各自的特点一定要把造影剂的峰值持续时间放在决定图像对比度的K空间中心区域，才能最终图像填充填充ceMRA 影响因素 K空间的填充方式K空间的填充方式主要有三种，每一种都有各自的特点 一定要把血管最亮即造影剂的峰值持续时间放在决定图像对比度

18、的K空间中心区域，才能保证最终图像具有非常好的动脉显影kykz信噪比 对比度图像细节对比度、信噪比图像细节显示清晰图像细节ArteriesVeins信噪比 对比度图像细节图像细节顺序式K空间填充的方法造 影 剂 浓 度时间为了保证动脉内造影剂浓度最高时的信息能够与K空间正中心采集同步，必须要在造影剂到达扫描的靶血管前开始扫描必须进行团注测试才能算出峰值时间延迟时间需要用公式计算 延迟时间顺序式K空间填充的特点决定图像对比度的区域在K空间的正中心对呼吸运动敏感，躯体部位扫描如果患者屏气能力较差会出现明显的呼吸伪影如果由于计算的误差扫描时间稍提前血管显示仍然很好操作繁琐，必须进行团注测试，并且利用

19、公式计算延迟时间常用的公式是T延迟时间T峰值时间1/2T扫描时间1/2TCM注射时间因为操作繁琐，只应用于多段血管成像，因为顺序式K空间填充的延迟时间是最小的K空间的填充方式顺序式填充ArteriesVeins图像细节图像细节信噪比 对比度造 影 剂 浓 度时间延迟时间中心K空间填充的方法扫描的最初始开始采集K空间的正中心区域，随后一正一负向两端填充。整个图像的对比度由正中心填充1/3决定，即前1/3扫描时间决定图像对比度可以与Flurro Trigger或smartprep等自动探测造影剂的技术合用，无需计算延迟时间K空间的填充方式中心式填充中心式K空间填充的特点扫描的最初始阶段采集的信息决

20、定图像的对比度，即前1/3扫描时间决定图像的对比度对呼吸运动不很敏感如果开始扫描时间不够精确血管会出现伪影，例如中空或中心发暗、或较多的条纹状伪影可以利用自动探测技术探测到造影剂到达靶血管后自动启动扫描发生静脉污染的几率要少于顺序式填充如果利用公式计算的化T延迟时间T峰值时间 广泛应用于多部位血管造影成像，特别是腹部的ceMRAceMRA 影响因素 Flurro Trigger点击扫描后系统自动启动一个实时扫描窗口，操作者可以通过实时定位选择最佳的血管观察造影剂的到达，当观察到造影剂到达后立即点击GO 3D 的按键，系统会自动切换到3D采集模式进行血管造影成像Flurro Trigger技术要

21、点快速扫描和实时重建图像快速切换，从实时成像切换到3D成像需要10msec可以设定静止的延迟时间Flurro Trigger操作要点最好是在身体长轴方向上观察血管观察造影剂的到来一定要稳定情绪观看到造影剂到来后马上点击Go3D同时大声告诉患者吸气、屏住气（腹部）系统自动启动扫描磁共振水成像成像原理：水的长T2特点如何利用这一特点临床应用（一）MRCP 磁共振胰胆管造影（magnetic resonance cholangiopancreatography, MRCP）检查是近年来迅速发展起来并广泛应用于临床的一种非创伤性而且不需要造影剂即可显示胰胆管系统的磁共振检查技术基本原理利用快速采集弛豫

22、增强序列（rapid acquired of relaxation enhancement, RARE）获得重T2加权图像（T2WI）可以利用脂肪抑制及空间预置饱和技术进一步优化图像质量。用最大强度密度投影（maximum intensity projection，MIP）或表面遮蔽显示（surface shaded display, SSD）技术对原始图像进行三维重建，获得胰胆管不同方位，不同角度的二维投影像（MIP）或三维SSD图像，可在监视器上多角度旋转展示胰胆管。 MRCP 检查技术 MR水成像 MR水成像MRCP检查方法 三维容积采集 因获得多层连续的薄层图像，常称为薄层采集 利用M

23、IP进行重建 扫描时间长 受呼吸影响大二维厚层块投射扫描 扫描速度块 不能后出理 无薄层原始图像MR尿路成像原理与方法与MRCP基本相同MRUMR内耳水成像常采用Balance-SSFP序列改进双激发Balance-SSFP序列(脉冲在MXY 处于不同相位时进行激发，采集两组回波，消除因磁敏感效应导致的条状伪影）磁共振功能成像什么是功能成像？ 解剖成像 利用成像组织自身的物理特性，如X射线吸收率、组织T1弛豫时间、T2弛豫时间。 回答：是什么？在哪儿？ 功能成像 利用组织的生化代谢特性或组织与探测分子之间相互影响的特性。 回答：怎么样？如何治？功能成像提供进一步诊断信息！弥散现象 (Diffu

24、sion)水分子的热运动，即布朗运动随机和无规律人体组织大部分是水弥散系数 (Diffusion Coefficience, D)衡量水分子弥散的程度，弥散系数越大，水分子弥散的距离越大。组织的病变引起弥散系数的变化，用表观弥散系数来表示。弥散现象弥散的影响因素组织结构生化特性温度外加使局部组织运动的因素弥散的测量生物、物理方法放射活性或荧光标记核磁共振成像（目前在人体上进行水分子弥散测量与成像的唯一方法）弥散现象DWI研究水分子扩散运动的成像方法DWI的有关问题D扩散系数b值-(b value) 扩散敏感因子ID-（isotropic diffusion）各向同性扩散AD-(anistrop

25、ic diffusion) 各向异性扩散FA-(fractional anisotropy)分数各向异性ADC-(apparent diffusion coefficient) 表观扩散系数DWI的有关问题磁旋比；G磁度场度度梯度场持续时间两个梯度场间隔时间 是MR成像序列对扩散运动表现的敏感程度，是对扩散运动能力检测的指标，称为扩散敏感因子，单位s/mm2，水分子的扩散敏感度随b值的增加而增加，但图像SNRb值（bvalue）2G22（-/3）扩散敏感因子DWI的有关问题 在理想的环境中，水分子在各个方向的扩散速度均同步时，即扩散系数相同，轨迹向球体。ID（isotropic diffusi

26、on）各向同性扩散DWI的有关问题 在人体组织内，水分子的扩散受各种因素的影响，在各个方向不相等，在一段时间后其局部环境的影响导致扩散运动在各个方向不同步时，称为AD。AD（auistropic diffusion）各向异性扩散DWI的有关问题FA（fractional auisotropy）分数各向异性 扩散张量的各向异性成分与整个扩散张量之比，定量测量的单个体素内各向异性值，当FA=0时表示在完全各向同性的介质中，FA接近1，表示在圆柱状对称的各向异性的介质中。用于描述DWI中不同方向的分子的扩散运动速度和范围ADC表示扩散系数DWI的有关问题成像原理基本脉冲序列：SE EPI磁共振弥散成

27、像在原有脉冲序列的基础上加上一对梯度脉冲，此梯度脉冲即水分子弥散的标记物。弥散成像原理b =2G2 (/3 )扩散敏感梯度位于重聚射频脉冲的两侧，当施加扩散敏感梯度时，水分子的扩散引起MR信号衰减。衰减的程度依赖于水分子的表观扩散系数ADC和b值的大小。DWI是在常规MRI序列的基础上，在X、Y、Z轴三个互相垂直的方向上施加弥散敏感梯度，从而获得反映体内水分子弥散运动状况的MR图像。其计算公式为： A=exp（-bD） A代表弥散运动引起的MR信号衰减，D为弥散系数（diffusion coefficient），反映弥散运动的快慢，单位为mm2/s，b为弥散因子，单位为s/mm2，低b值（10

28、00 s/mm2）对快速弥散运动敏感，b值与弥散敏感梯度持续的时间、幅度、形状等有关。在DWI中通常以表观弥散系数（apparent diffusion coefficient，ADC）描述组织中水分子弥散的快慢，而不直接采用弥散系数，其原因是DWI所观察到的弥散效应除反映水分子自身弥散运动之外，还与使用的b值、病人呼吸、脉搏等运动的影响有关。ADC的计算公式为： ADC（lnS1/lnS2）/（b1-b2） S1、S2分别代表两个弥散加权的信号强度，b1、b2为两个不同的弥散因子，通常b2值为0，b1值多为1000s/mm2，b值为0时相当于T2WI，具有较大b值的序列是较强弥散加权，因而引

29、起较大的信号衰减。将每一像素的表观弥散系数值进行自然对数运算后即可得到DWI图，因此同一像素在表观弥散系数图和DWI图中的信号强度通常相反，即弥散运动快的像素，其表观弥散系数值高，在DWI上呈低信号，反之亦然。 弥散图像的影响因素体内各种因素的变化影响弥散运动呼吸、心跳、毛细血管灌注、组织结构等T2透过效应 （T2 shine through)由于DWI图像以SE-EPI序列扫描，含有不同程度的质子加权和T2成分，不能真正反映脑组织的弥散系数弥散图像包含有T2、质子和弥散程度变化的综合信息=&b=0 b=1000 ADCT2spin弥散DWIADC：表观弥散系数弥散改变的病理基础正常组织随机运

30、动的水分子-低信号细胞毒性水肿的组织运动受限的水分子-高信号A B组织内影响水分子弥散的因素 细胞内外的体积变化水分子通过细胞膜的渗透作用细胞外间隙形态的改变临床应用缺血性脑梗死的早期诊断鉴别肿瘤成分前列腺、肝胆及乳腺的应用类PET应用急性脑梗塞弥散成像急性脑梗塞的弥散表现细胞内缺血表现（ 3小时 ） ADC图显示异常降低DWI显示异常高信号T2WI未见异常血脑屏障轻微破坏，间质水肿（ 3 - 8小时 ） ADC图无变化，仍是降低DWI显示异常信号的范围增大T2WI有范围小于DWI的异常信号血脑屏障明显破坏（8 12 小时） ADC图显示的异常降低轻度增高 DWI显示异常高信号T2WI与DWI

31、显示同样的异常高信号血管源性水肿加重，间质水肿明显（12小时以后） ADC图无变化DWI显示异常高信号（面积无变化）T2WI与DWI显示同样的异常高信号 急性脑梗塞弥散成像35分钟3小时7小时弥散成像临床应用临床病例皮层梗死临床病例陈旧瘢痕T2FliarDWIT1+CADCeADC弥散成像其他临床应用灌注成像（PWI） 原 理PWI以顺磁性对比剂首过灌注成像应用最为广泛，Gd-DTPA是血管内对比剂，不能通过完整的血脑屏障进入组织间隙，不与组织间隙的氢质子发生作用，不产生缩短T1效应，符合单一隔室模型。团注对比剂，首过作用产生磁场不均匀变化，质子自旋失相，致组织T1、T2*迅速衰减，产生信号变

32、化。 目前临床上PWI的对比剂多采用离子型非特异性细胞外液对比剂Gd-DTPA。将对比剂经高压注射器快速注入周围静脉，采用时间分辨力足够高的快速MR成像序列对目标器官进行连续多时相扫描，检测带有对比剂的血液首次流经受检组织时引起组织的信号强度随时间的变化来反映组织的血流动力学信息。一定的浓度范围内，血液T1值和T2*值的变化率与血液中对比剂的浓度呈线性关系。团注对比剂后，带有对比剂的血液首次流过组织时将引起组织T1或T2*弛豫率发生变化，因而引起组织信号强度的改变。检测对比剂首次流经组织时引起组织的信号强度变化，可计算出其T1或T2*弛豫率变化，组织T1或T2*弛豫率的变化代表组织中对比剂的浓

33、度变化，而对比剂的浓度变化则代表血流动力学变化。这就是首次通过法PWI的基本原理，通过数学模型的计算还可得到组织血流灌注的半定量信息，如组织血流量、血容量和平均通过时间等。灌注成像 PWI反映组织微观血流动力学成像技术对比剂首过法动脉自旋标记法 利用动脉血液中的质子作为内源性对比剂，需用特殊设计的脉冲序列对流入组织血液质子进行标记、检测来反映组织的血流动力学信息。 临床应用脑卒中脑肿瘤脑功能fMRI一般是指狭义脑功能磁共振成像，可以反映脑神经元功能活动情况。发展背景自古以来，人们总是想探测人脑是如何运作的？别人的脑袋里在想什么？发展背景在fMRI以前就有很多研究脑功能的设备。脑电图（EEG）脑

34、磁图（MEG）PET和SPECT发展背景fMRI的特点空间分辨率高无创简便易于重复研究发展背景fMRI的理论基础及假设在神经元活动区域，激活的神经元的耗氧量增加。在神经元活动区域，血管扩张，局部脑的血流及血容量增加。发展背景fMRI的理论基础及假设激活的神经元所消耗的含氧血红蛋白的量小于局部脑血流增加所提供的含氧血红蛋白量，所以导致局部含氧血红蛋白的比例增加。发展背景fMRI的理论基础及假设含氧血红蛋白和去氧血红蛋白的磁化率是有差异的。（含氧血红蛋白是弱逆磁性，去氧血红蛋白是弱顺磁性）顺磁性的物质会影响局部磁场，导致其不均匀发展背景fMRI的理论基础及假设使用T2*序列扫描的时候，激活区域的含

35、氧血红蛋白含量高，会导致其信号比非激活的时候高。timeTE发展背景血氧水平依赖(blood oxygen level dependent, BOLD)效应最先是由 Ogawa 等于1990 年提出, 他们发现氧合血红蛋白含量减少时, 磁共振信号降低, 并且还发现信号的降低不仅发生在血液里, 而且还发生在血管外, 于是认为这种效应是血液的磁场性质变化引起的。BOLD-fMRI 的成像基础，神经元活动时, 局部脑血流量和耗氧量均增加, 但是两者增加有差异, 即脑血流量的增加多于耗氧量, 这种差异使活动区的静脉血氧浓度较周围组织明显升高, 去氧血红蛋白相对减少。去氧血红蛋白是顺磁性的物质, 在血管

36、和其周边产生局部梯度磁场,使质子快速去相位, 因而具有缩短 T2 的作用。脑区激活时, 由于去氧血红蛋白减少, 缩短 T2 的作用也减少, 同静息状态相比, 局部脑区的 T2 或 T2F 相对延长, 因而在 T2 加权或者 T2F 加权的功能磁共振成像图上表现为信号相对增强。 f MRI实验实验过程用T2*序列每隔一定时间快速采集全脑时间采集实验过程在扫描中，给与一定的刺激和静息时间实验过程从图像中取某个或某几个像素都可以做出一条时间信号曲线。序列实验过程把刺激时间段的信号值和静息时间段的信号值提取出来进行数学统计计算。如果统计学有意义，该区域就不能排除激活区的可能。f MRI结果4Hz8Hz

37、黑白翻转棋盘方格刺激闪烁频率是影响视觉BOLD信号的最重要因素8Hz时激活强、范围大存在右侧优势时间频率与视皮层关系双手握拳运动双侧运动区明显激活时间信号强度曲线右手触觉刺激（毛刷刷手指）左侧中央后回激活时间-信号强度曲线后天性聋哑人激活程度较弱纯音刺激正常人双侧颞上回激活右利手组左利手组数字计算右利手左侧明显; 左利手右侧明显顶下小叶、前额皮层、额下回后部和运动前区激活第四节 磁敏感加权成像 磁敏感加权成像（SWI）是基于不同组织间磁敏感性的差异，形成不同于传统T1、T2及质子密度的新型对比，它是反映组织磁化属性的对比度增强技术。 基本原理主要利用组织间磁敏感差异形成图像对比，磁敏感性反映了

38、物质在外加磁场(H)作用下的磁化程度，可以用磁化率()来度量。常见的磁敏感物质有顺磁性物质、反磁性物质及铁磁性物质。顺磁性物质具有正的磁化率、反磁性物质具有负的磁化率。人体组织中绝大多数磁敏感改变与血液中铁的不同形式或出血等相关。血红蛋白的4个蛋白亚基(珠蛋白)分别包含一个由卟啉环包绕的铁离子(Fe2+)，当血红蛋白中的Fe2+与氧结合时，无不成对电子，形成的氧合血红蛋白呈反磁性。当氧与铁离子分离形成脱氧血红蛋白时，血红蛋白的构像改变阻碍周围的水分子接近铁离子，形成的脱氧血红蛋白有4个不成对电子，呈顺磁性。当脱氧血红蛋白中的Fe2+被进一步被氧化成Fe3+，形成高铁血红蛋白。正常情况下，在红细

39、胞内这一过程被还原型辅酶所抑制，当这种机制失效(如出血)时，脱氧血红蛋白转变为高铁血红蛋白。高铁血红蛋白仅有很弱的磁敏感效应，稳定性差，易于解体，最终被巨噬细胞吞噬引起组织内含铁血黄素沉积，含铁血黄素为高顺磁性物质。去氧血红蛋白和含铁血黄素磁敏感性较强组织内另一种磁敏感的源物质是非血红素铁，它常以铁蛋白的形式存在，表现为反磁性。组织内的钙化通常也呈反磁性，虽然磁敏感效应比铁弱，但也能导致可测量到的敏感性的变化。无论是顺磁性还是反磁性物质，均可使局部磁场发生改变而引起质子失相位，使质子自旋频率产生差别，如果施加一个足够长的TE，自旋频率不同的质子间将形成明显的相位差别。这样，磁敏感度不同的组织在

40、SWI相位图上可以被区别出来。SWI的后处理首先对在原始相位图像施加一个低通滤波器，然后在复数域中用原始图像除以低通滤波后的k空间数据，去除由于背景磁场不均匀造成的低频扰动，最终实际得到的将是高通滤过图像，即校正后的相位图。第二步需要将校正相位图中不同组织的相位值进行标准化处理，建立相位蒙片，并将相位蒙片与幅度图像多次相乘进行加权。临床应用SWI对出血或血液中的脱氧成份极其敏感，能够提供出血、动静脉畸形、铁沉积的确切信息以实现更快更准确的诊断，非常小的病变也可以迅速地被确诊。1静脉血管畸形：对脱氧血红蛋白的敏感可以清晰地显示毛细血管扩张、海绵状血管瘤以及静脉瘤等。2中风：较传统方法对梗塞伴出血

41、的检出以及局部微循环的改变更为敏感，能够更好地评估中风的进展和预后，制定切实有效的治疗方法。脑出血图像SWI显示出血成份及引流静脉明显优于常规T2W TSE。3脑外伤：显示细小出血灶，白质剪切伤和弥漫性思所损伤(DAI)，为硬膜下和蛛网膜下腔出血提供更多信息。4肿瘤：确认肿瘤内可能存在的微小出血和肿瘤血管行为,更好的明确肿瘤的生长状态.SWI显示胶质瘤内出血成份及静脉,有助于评估肿瘤血供。5神经退行性疾病：对矿物化和铁沉积非常敏感,有助于早期检出Alzheimers病和地中海贫血患者灰质中铁沉积的存在。迄今为止，MRI应用T2*加权像来像来显示出血，但是新的经验表明，SWI的敏感性显著高于T2

42、*和其它成像方法，实际上，SWI在出血和血管畸形的高度敏感性打开了MRI诊断轻微出血和小血管畸形的大门。第五节 磁共振波谱成像 (MR spectroscopy, MRS） 磁共振波谱（MR spectroscopy, MRS）成像是利用质子在化合物中共振频率的化学位移现象，测定化合物组成成分及其含量的检测技术。 目前唯一能无创性观察活动组织代谢及生化变化的技术，MRS是将按时间域分布的函数转变成按频率域分布的谱线，MRS谱线的横轴代表化学移位，即频率。磁共振波谱1原理化学位移氢质子的进动拉莫公式：w = g Bow ：进动频率g ：氢核旋磁比42.6B0：磁场强度在1.5T的磁场中，氢质子的

43、进动频率应该为：42.6 X 1.5 = 63.9(MHz)63.90100M Hz含量由于化合物周围都围绕着电子云，电子云对外界施加磁场有屏蔽作用，所以实际到达化合物氢质子的磁场强度要小于外界所施加的磁场。由于不同的化合物周围的电子云浓密不一样，真正到达在不同化合物中的氢质子的磁场强度是不一样的，所以不同的化合物中氢质子的进动频率是不一样的。63.90100M Hz含量由于不同的化合物化学位移的幅度非常的小，化学位移频率数值用MHz来表示很不方便。在实际中用了相对值PPM(百万分之一)表示。（ffr）/g Bo f 表示某种化合物的进动频率fr 表示四甲基硅烷的进动频率表示物质在MRS分析时

44、显示的PPM的大小 2成像方法影响H质子在不同化合物中磁共振频率的因素化学位移自旋耦合 在分子中，不仅核外的电子会对质子的共振吸收产生影响，邻近质子之间也会因互相之间的作用影响对方的的核磁共振吸收，引起共振谱线增多。这种相邻原子核之间的相互作用称为自旋偶合。因自旋偶合而引起的谱线增多现象称为自旋裂分。弛豫化学交换 当一个分子有两种或两种以上的形式，且各种形式的转换速度不同时，会影响谱峰位置和形状。MRS定位技术单体素MRS的序列设计激励回波探测法(stimulatedecho acquisition mode，STEAM)是由3个互相垂直的选择性90射频脉冲(RF)分别激励3个互相垂直的层面，

45、产生一个刺激回波，最后获取三者交叉部分的信号而完成定位。该序列TE较短(TE常为2030 ms)，对T2弛豫较敏感，STEAM 可以获得较点分辨技术(point resolved spectroscopy，PRESS)多的代谢物波峰，但是STEAM序列信噪比较低，并且对运动较敏感。点分辨技术(PRESS)是用两个180RF和一个90RF产生一个自旋回波从而选择感兴趣区。断层选择性90RF后跟随2个断层选择性180射频脉冲。由90RF激发后，磁化强度保持在xy平面内直到数据采集。PRESS应用较多，只激发兴趣区内磁化矢量，清楚显示波峰，波峰易于分辨，基线较平稳。此序列的TE一般较长(TE常为13

46、5270ms)，故信噪比较高，并且扫描时间较短。 多体素成像技术 化学位移成像(Chemical Shift Imaging，CSI)也称频谱成像(Spectros-copy Imaging，SI)，是着眼于特定化学位移采集频谱的技术，反映代谢物在层面内分布的图像 MRS的噪声来自于活体组织中随机运动的带电粒子，造成了谱线的波动起伏。MRS技术受诸多因素的影响，如静磁场的空间均匀性，硬件指标的稳定性（如射频），选择的序列，TE时间，TR时间，采集次数，体素的大小及位置等均会影响谱线的质量及代谢物的比值，为保证MRS的质量，采集时需要充分予以考虑MRS的特点。 磁共振频谱 尽管MRS与MRI基于

47、相同的基本原理，但两者之间仍存在许多不同之处。MRS具有以下特点：得到的是代谢产物的信息，通常以谱线及数值来表示，而非解剖图像；对磁场的强度及磁场均匀度有着更高的要求；外加磁场强度升高有助于提高MRS的质量，不仅可提高SNR，而且由于各种代谢物的化学位移增大，可更好区分各种代谢物；信号较弱，常需要多次平均才能获得足够的SNR，因此检查时间相对较长； 磁共振频谱MRS的特点 得到的代谢产物的含量通常是相对的，通常用两种或两种以上的代谢物含量比来反映组织的代谢变化；对于某一特定的原子核，需要选择一种比较稳定的化学物质作为其相关代谢物进动频率的参照标准物。 磁共振频谱MRS的特点PRESS射频脉冲选

48、层梯度180o90o180o90o90o90oSTEAM射频脉冲选层梯度GyGxGzPoint-REsolved Spectroscopy Sequence STimulated Echo Acquisition Mode 4临床应用Raised Cho peak & inverted Lac peak磁共振频谱反映组织生化代谢情况 T2WI+C磁共振频谱脑干胶质瘤磁共振频谱肝脏波谱磁共振频谱磁共振频谱肝脏波谱浸润性导管癌Choline乳腺MRS磁共振鉴别乳腺良恶性肿瘤的最佳方法磁共振频谱纤维囊性变No Choline乳腺MRS磁共振频谱第六节 磁共振饱和成像技术局部饱和技术原理：应用：腹部去

49、流动伪影MRA中的应用 饱和技术（Saturation Techniques) 空间饱和：将RF脉冲加在特定的位置，使不需要的质子信号达到饱和，从而消除这些信号。饱和脉冲可加在FOV内部或者外部的选定位置。一般来说，使用FOV外的SAT，消除流动引起的伪影；使用FOV内的SAT，消除不需要的信号。应用：与绝大多数序列兼容。 饱和技术（Saturation Techniques)No SAT With SAT:SI方向注意事项：饱和脉冲会占用扫描时间，使SAR增加，使扫描层数减少。同时使用心电门控与SAT，当心电门控中的参数TD选择Min时，图像中会产生一些小伪影。为避免这种现象，TD选择Rec

50、ommend.重叠的饱和带会产生伪影。 饱和技术（Saturation Techniques)脂肪和水信号分离的方法脂肪信号过高的弊端脂肪信号所出现的伪影脂肪和水信号分离的方法频率选择饱和法 频率选择反转脉冲脂肪抑制技术 Dixon技术 STIR技术 脂肪抑制技术显示病理改变特点：脂肪为低信号 脂肪抑制成像对各种病理改变有助于进一步明确诊断饱和技术（Saturation Techniques)化学位移频率选择饱和技术由于化学位移，脂肪和水分子中质子的进动频率存在差别，在成像序列的RF施加前，先连续施加数个预脉冲，如果预脉冲的频率与脂肪中质子进动频率一致，脂肪组织的将被连续激发而发生饱和现象，而

51、水分子中的质子由于进动频率不同不被激发。这时再施加RF，脂肪组织因为饱和不能再接受能量，因而不产生信号，从而达到脂肪抑制的目的。 化学饱和法（Chemical Saturation）：利用特定频率的射频脉冲，选择性地饱和水中质子或脂肪中的质子。对磁场的均匀度要求较高。 饱和技术（Saturation Techniques)频率选择反转脉冲脂肪抑制技术在真正RF激发前，先对被检区进行预脉冲激发，这种预脉冲的带宽很窄，中心频率为脂肪中质子的进动频率，仅有脂肪组织被激发，且这一脉冲略大于90，脂肪组织会出现一个较小的反方向纵向磁化矢量，预脉冲结束后，脂肪组织发生纵向弛豫，其纵向磁化矢量将发生从反向到

52、零，然后逐渐恢复到正向直至平衡状态。预脉冲仅略大于90，因此从反向到零需要的时间很短，选择很短的TI（1020ms），仅需要一次预脉冲激发就能对三维扫描容积内的脂肪组织进行很好的抑制，因此采集时间也仅略有延长。该抑制技术一般用于三维快速GRE序列。 脂肪波谱的反转（SPECIAL)：以脂肪的共振频率发射一个反转脉冲，经过一段TI，脂肪恢复到零点。此时发射射频脉冲，这样水中的质子产生信号，以脂肪的频率进动着的质子的信号会减低。 饱和技术（Saturation Techniques)脂肪谱的反转（SPECIAL)：应用：可用于3D FRGE 和 3D TOF 中。 饱和技术（Saturation

53、Techniques)注意事项：引起扫描时间 增加的程度， 要比FAT SAT 短得多。SPECIAL支持 手动调整中心 频率，不支持 手动调整反转 角。化学位移水-脂反相位饱和成像技术是一种水脂分离成像技术，通过对序列TE的调整，获得水脂相位一致（同相位）图像和水脂相位相反（反相位）的图像。如果把两组图像信息相加或相减可得到水质子图像和脂肪质子图像。把同相位图像加上反相位图像后再除以2，即得到水质子图像；把同相位图像减去反相位图像后再除以2，将得到脂肪质子图像 两点Dixon法分别形成水和脂肪的质子像水和脂肪磁矢量的相位一致和反向15T场强下四、磁化传递饱和技术MT是一种化学交换的方法。在成

54、像的组织内引起饱和效应。将蛋白质的磁矢量传递给周围的组织。偏中心脉冲偏离中心的距离更远, TOF序列中偏离中心频率1200hz。同时应用较大的翻转角(160 degree) 。 大的翻转角在含蛋白的结构中（短TE）可以累积大量的RF脉冲，从而抑制蛋白质信号。仅与3D TOF和SE序列兼容。 磁化传递技术MT -Magnetization Transfer应用：MT 在3D TOF成像中可以改进血流和周围组织的对比度MT 在 SE增强 序列中可以用来压制脑实质的信号，使病变的增强区域显示的更明显 MT 通过将含蛋白的组织饱和而改进对比度（例如脑实质和骨骼肌）原理：人体中的水分子存在着两种不同的状

55、态，自由运动的水分子（自由水）和大分子蛋白质结合的水分子（结合水），我们也把这两部分水分别称自由池和结合池。由于结合水捆绑在大分子上，其T2值小于1ms（通常只有数十微秒），因此常规MRI技术只能采集到自由水的信号，而不能采集到结合水的信号。自由水的进动频率范围很窄，而结合水的进动频率范围明显大于自由水，几乎跨越自由水中心频率2000Hz的频率范围。MT的预饱和脉冲是偏离组织共振中心频率的脉冲，其中心频率偏离自由水共振频率10002000Hz。这样的MT预饱和脉冲施加给组织，组织中只有结合水被激发而饱和，而自由水则几乎不受影响。由于结合水在常规MRI中并不产生信号，结合水被饱和本身并不会影响组

56、织的MR信号。但结合水中的质子与自由水中的质子始终不停的在进行快速的化学交换，而处于动态平衡状态，这样，饱和状态的结合水就会把从MT脉冲获得的能量传递给自由水中的质子，导致自由水被饱和，当真正的成像脉冲施加时，这部分被饱和的自由水将不能产生信号，最终导致组织信号的衰减。这个过程实际上就是结合水把饱和的磁化状态传递给自由水，因此被称为磁化传递或磁化转移。磁化传递技术-MT用于增加TOF MRA的对比度 TOF MRA技术利用血液流入增强效应制造出流动血液与静止组织之间的对比，因此背景组织信号的抑制非常重要，利用3D TOF MRA技术，背景组织信号往往抑制不充分，直径小的血管因与静止组织间对比较

57、差而不能显示。利用MT技术后，静止组织的信号被更好的抑制，而血液信号衰减程度很小，因此增加了静止组织与血液的对比，使小血管得以显示清晰。用于增强扫描 MT技术可以抑制组织的信号，但MRI对比剂可以缩短组织的T1值，而且其短T1效应作用于自由水，与MT技术对组织信号的抑制无关。施加MT技术后，被强化组织的信号衰减不明显，而未被强化组织的信号得以抑制，因此增加了两者的对比。磁化传递技术-MTRegular SEMTSE3DTOF 五、幅度选择饱和技术 反转恢复预备Inversion Recovery Preparation(IR Prep)描述： IR Prep 在成像序列之前使用180 度 的预

58、备RF 来增加T1对比。反转恢复预备(IR Prep) 应用：增强T1对比压制特定组织的信号 IR Prep 时间 受压制的组织200-400 肝脏80-130 脂肪400-600 脾脏700-800 脑脊液第七节 磁共振辅助成像技术磁共振电影成像技术 磁共振电影（magneticresonanceciue，MRC）成像技术是利用MRI快速成像序列对运动脏器实施快速成像，产生一系列运动过程的不同时段（时相）的“静态”图像。将这些“静态”图像对应于脏器的运动过程依次连续显示，即产生了运动脏器的电影图像。MRC成像不仅具有很好的空间分辨力，更重要的是它具有优良的时间分辨力，对运动脏器的运动功能评价有重要价值。对于无固定周期运动的脏器，如膝关节、颠颌关节等，其MRC的方法是将其运动的范围分成若干相等的空间等分，在每一个等分点采集一幅图像，然后将每个空间位置的图像放在一个序列内连续显示即成为关节运动功能的电影图像 磁共振生理同步采集技术心电触发及门控技术 利用心电图（ECG）的信号作为心脏运动周期运动的依据，从而保证采集过程与心脏搏动周期的同步性