1、1本章學(xué)習(xí)提示(direction) 目的要求 了解磁共振現(xiàn)象及其發(fā)展過程與未來技術(shù)的進(jìn)展趨勢 掌握磁共振的物理原理及空間定位的主要基本原理 掌握磁共振設(shè)備的主要構(gòu)成部件及其成像工作原理 掌握磁共振各部件的性能參數(shù)對成像質(zhì)量的影響 掌握磁共振各成像參數(shù)的優(yōu)化原則和提高磁共振檢查速度的方法 了解MRI的成像序列及其診斷特點(diǎn) 熟悉磁共振成像質(zhì)量控制的主要方法及原理2本章學(xué)習(xí)提示(direction) 參考書(references): 醫(yī)學(xué)影像設(shè)備 磁共振原理 磁共振成像系統(tǒng)的原理及其應(yīng)用 現(xiàn)代生物醫(yī)學(xué)工程 醫(yī)學(xué)診斷數(shù)字影像技術(shù) 數(shù)字成像技術(shù) 磁共振成像入門 醫(yī)學(xué)影像物理學(xué) 3思考題(problem

2、) 1 共振的本質(zhì)是什么？ 2 MR醫(yī)學(xué)成像的依據(jù)是什么？為什么？ 3 射頻的作用是什么？如何發(fā)生作用？4引言 磁共振成像技術(shù)是根據(jù)生物體磁性核(氫核)在磁場中的表現(xiàn)特性成像的高新技術(shù)。 磁共振成像設(shè)備是磁體技術(shù)、超導(dǎo)技術(shù)、低溫技術(shù)、電子技術(shù)和計(jì)算機(jī)等相關(guān)技術(shù)發(fā)展的綜合體現(xiàn)。5引言 磁共振原理最初主要用于測量物質(zhì)的物理和化學(xué)特性，確定分子結(jié)構(gòu)，進(jìn)行生化和代謝過程的研究。 目前，磁共振成像以其豐富的影像信息、任意的幾何參數(shù)、靈活的技術(shù)參數(shù)來滿足不同的診斷需要而成為重要的影像檢查手段。6先驅(qū)者 1905年，愛因斯坦的質(zhì)能聯(lián)系定律(E=mc2 )說明了質(zhì)量和能量的同一性。 1911年，盧瑟福在粒子散

3、射實(shí)驗(yàn)基礎(chǔ)上提出核型結(jié)構(gòu)：原子核集中全部正電荷及大部分質(zhì)量。湯普森證實(shí)了核外電子的存在。 1913年，玻爾把量子概念應(yīng)用于原子系統(tǒng)。斯特恩建立測量磁偶極子運(yùn)動(dòng)的裝置。7先驅(qū)者 1924年，泡利認(rèn)為原子核中存在著角動(dòng)量和核磁矩，可能是原子核和核外電子相互耦合的結(jié)果，提出核磁共振一詞，拉比設(shè)計(jì)和完成世界上第一個(gè)核磁共振實(shí)驗(yàn)。 1920年，斯特恩和蓋拉赫發(fā)現(xiàn)，當(dāng)原子束通過不均勻磁場時(shí)，相對于磁場的取向而偏轉(zhuǎn) 1930年，該二人觀測到十分微弱的核磁矩。 1937年，拉瑟里尤和舒伯尼科用傳統(tǒng)的方法測出氫的核磁矩值，被認(rèn)為的最早發(fā)現(xiàn)核磁現(xiàn)象的人。8先驅(qū)者 Bloch及Purcell分別同時(shí)（1946年）檢

4、測到大塊物質(zhì)內(nèi)核磁共振吸收，更清楚地闡述了原子核自旋(Spin)的存在，為此，他們共同獲得了1952年諾貝爾物理學(xué)獎(jiǎng)。 Felix Bloch and Edward Purcell, both of whom were awarded the Nobel Prize in 1952, discovered the magnetic resonance phenomenon independently in 1946. 1946年，布洛赫及其合作者在斯坦福大學(xué)做了水的核磁共振實(shí)驗(yàn)。9 1946年，珀塞爾及其同事在哈佛大學(xué)進(jìn)行了石臘的核磁共振實(shí)驗(yàn)。 美國紐約州立大學(xué)的一位富有想象力的物理學(xué)家和內(nèi)科

5、醫(yī)生。1988年獲里根頒贈的國家技術(shù)勛章。 1971年，達(dá)馬迪安(Raymond Damadian)發(fā)現(xiàn)正常組織與惡性組織的NMR信號明顯不同。 In 1971 Raymond Damadian showed that the nuclear magnetic relaxation times of tissues and tumors differed, thus motivating scientists to consider magnetic resonance for the detection of disease.10 美國伊利諾大學(xué)的物理學(xué)家，1988年和達(dá)馬迪安一起獲里根頒贈

6、的國家技術(shù)勛章。 1973年，Lauterbur改良了頻譜儀，在磁場內(nèi)形成線性變化的梯度，提供空間編碼信號。首次進(jìn)行了不均勻物體（兩試管水）的磁共振成像。 Magnetic resonance imaging was first demonstrated on small test tube samples that same year by Paul Lauterbur 1973年，與勞特伯幾乎同時(shí)、但又分別獨(dú)立地發(fā)表磁共振成像論文的還有英國諾丁漢(Nottingham)大學(xué)的曼斯菲爾德(Peter Mansfield)等學(xué)者，均認(rèn)識到線性梯度場獲取核磁共振的空間分辨率是一種有效的解決方案。

7、11 In 1975 Richard Ernst proposed magnetic resonance imaging using phase and frequency encoding, and the Fourier Transform. In 1991, Richard Ernst was rewarded for his achievements in pulsed Fourier Transform NMR and MRI with the Nobel Prize in Chemistry.12發(fā)展及趨勢 1976年P(guān)eter Mansfield首次報(bào)導(dǎo)了活人體圖像； 1977年

8、描述了手與胸部圖像。13發(fā)展及趨勢 1978年報(bào)導(dǎo)了頭和腹部圖像 超導(dǎo)全身成像儀發(fā)明后，迅速認(rèn)識到MR系統(tǒng)能夠產(chǎn)生好的軟組織對比，優(yōu)于其它成像技術(shù)14發(fā)展及趨勢 1983年，MR的硬件及軟件的改進(jìn)，已經(jīng)可以獲得全身成像系統(tǒng)產(chǎn)生小于1mm的空間分辨率，總成像時(shí)間僅數(shù)分鐘的高對比圖像15發(fā)展及趨勢 磁共振顯微成像（MRM） 磁共振顯微成像是利用磁共振現(xiàn)象以產(chǎn)生顯微鏡觀察水平上的MR信號圖像的一種專門技術(shù)。 活體MRM，可用于對小動(dòng)物的基礎(chǔ)生理學(xué)、病理生理學(xué)及藥物的篩檢和毒理學(xué)研究，MRM在植物生理、病理以及材料科學(xué)中的應(yīng)用也較廣泛。通過與組織標(biāo)本的對照，磁共振組織學(xué)成像的一些應(yīng)用新領(lǐng)域正在不斷拓展

9、。16發(fā)展及趨勢 磁共振實(shí)時(shí)成像 MR實(shí)時(shí)成像是在MR快速和超快速成像技術(shù)基礎(chǔ)上發(fā)展而來的其發(fā)展適應(yīng)了當(dāng)今微創(chuàng)外科和要求，便利MR介入成為可能。 GE公司開發(fā)的雙子星結(jié)構(gòu)，其磁體縱向平行排列，中間“裂隙”方便介入操作17發(fā)展及趨勢 磁共振功能成像 磁共振功能成像是隨著快速成像技術(shù)的發(fā)展而興趣的成像新領(lǐng)域，是相對于形態(tài)學(xué)診斷而言的。包括彌散、灌注加權(quán)成像、皮質(zhì)功能定位及MR波譜成像等。3D FMRI of Auditory Cortex18發(fā)展及趨勢 腦磁圖 腦磁圖是通過測定腦血流所產(chǎn)生的磁場變化用以標(biāo)測皮質(zhì)腦功能狀態(tài)的新技術(shù)。 磁共振淋巴造影 磁共振淋巴造影是通過皮下注射超順磁性造影劑，以產(chǎn)生

10、陰性對比的新技術(shù)。19發(fā)展及趨勢 磁共振氧測量技術(shù) 磁共振氧測量是運(yùn)用MRI方法測定氧張力和與氧合作用相關(guān)參數(shù)的新技術(shù)。 對脫氧血紅蛋白所致磁場不均進(jìn)行測定，以獲得脫氧血紅蛋白濃度，從而推算出其氧合狀態(tài)。20 心臟和血管成像 MR血管成像最初是應(yīng)用流動(dòng)血液的內(nèi)在對比，近年提出造影劑增強(qiáng)三維掃描成像技術(shù)，目前已能在屏氣時(shí)完成感興趣區(qū)血管成像，成像時(shí)間與造影劑到達(dá)感興趣的血循環(huán)時(shí)間相吻合。 磁共振彈性成像 采用相位對比MR成像序列，運(yùn)用環(huán)狀運(yùn)動(dòng)編碼梯度對某物體內(nèi)不斷傳播的聽力內(nèi)剪波的空間分布進(jìn)行成像的技術(shù)，可用來評價(jià)人體骨骼肌的機(jī)械特性及人腦灰、白質(zhì)的彈性系數(shù)。21發(fā)展及趨勢 超極化氣體MR成像

11、是指通過吸入堿性金屬粉末與惰性氣體的混合物如銣和3He或129Xe以顯著地增強(qiáng)磁化，即達(dá)到超極化，然后進(jìn)行MRI檢查的新技術(shù)。 單一的超極化氣體3He的密度圖像對顯示慢性阻塞性肺部疾患特別有效。22發(fā)展及趨勢 預(yù)極化MR成像 通常情況下低場阻抗MR能提供的圖像信噪比很差，如果自旋極化在瞬間可達(dá)到較高值，則可在低場磁體上實(shí)現(xiàn)高場磁體所具備的圖像信噪比，這種概念命題預(yù)極化MRI。 由于磁體不需要很均勻，因而可采用便宜的電磁體。23MRI Timeline1946 MR phenomenon - Bloch & Purcell 1952 Nobel Prize - Bloch & P

12、urcell 1960 NMR developed as analytical tool 1972 Computerized Tomography 1973 Backprojection MRI - Lauterbur 1975 Fourier Imaging - Ernst 1980 MRI demonstrated - Edelstein 1986 Gradient Echo Imaging 、NMR Microscope 1988 Angiography - Dumoulin 1989 Echo-Planar Imaging 1991 Nobel Prize - Ernst 1994 H

13、yperpolarized 129Xe Imaging 24磁共振物理基礎(chǔ) 核的磁性（nuclear magnetsm) 帶有不對稱電荷（electric charge)分布的粒子的自旋(spin)，感應(yīng)(interaction)產(chǎn)生符合右手螺旋定則的磁場(megnetic field)，25 具有磁矩的快速自旋核可以看成為極小磁棒具有磁矩的快速自旋核可以看成為極小磁棒,圖中磁矩(magnetic vector ,)表示其大小及方向 Think of the spin of this proton as a magnetic moment vector, causing the proton

14、to behave like a tiny magnet with a north and south pole. 磁共振物理基礎(chǔ)26磁共振物理基礎(chǔ)27Properties of Spin When placed in a magnetic field of strength B, a particle with a net spin can absorb a photon of frequency . The frequency depends on the gyromagnetic ratio , of the particle. = B For hydrogen, = 42.58 MHz

15、 / T.磁共振物理基礎(chǔ)28磁共振物理基礎(chǔ) 磁化（magnetization)前后的原子核 核的磁矩按照布郎運(yùn)動(dòng)原理隨機(jī)取向29磁共振物理基礎(chǔ) 靜止磁場內(nèi)，這些磁偶極子傾向于與使用的磁場順向平行或逆向平行取向排列30磁共振物理基礎(chǔ) 低能級(energy level)方向排列較高能級方向略占優(yōu)勢，產(chǎn)生沿外磁場方向排列的凈磁化。 There is a low energy configuration or state where the poles are aligned N-S-N-S and a high energy state N-N-S-S. 31磁共振物理基礎(chǔ)32Transitions

16、 This particle can undergo a transition between the two energy states by the absorption of a photon. The energy of this photon must exactly match the energy difference between the two states. The energy, E, of a photon is related to its frequency, , by Planks constant (h = 6.626x10-34 J s). E = h In

17、 NMR and MRI, the quantity is called the resonance frequency and the Larmor frequency.磁共振物理基礎(chǔ)33磁共振物理基礎(chǔ) 凈(net)磁矩的矢量描述：磁矢量的合成：宏觀磁化矢量。34 Adapting the conventional NMR coordinate system, the external magnetic field and the net magnetization vector at equilibrium are both along the Z axis. 35磁共振物理基礎(chǔ) 磁矩的分

18、解36磁共振物理基礎(chǔ) 靜磁場中質(zhì)子(proton)的狀態(tài)37磁共振物理基礎(chǔ)38磁共振物理基礎(chǔ)磁矩與外磁場磁矩與外磁場(B(Bo o) )方向方向不完全一致不完全一致在外加磁場中，核在外加磁場中，核自旋矢量經(jīng)歷轉(zhuǎn)矩作自旋矢量經(jīng)歷轉(zhuǎn)矩作用，又稱作耦合用，又稱作耦合, ,引起引起自旋以一定頻率圍繞自旋以一定頻率圍繞外磁場軸旋轉(zhuǎn)。類似外磁場軸旋轉(zhuǎn)。類似地球引力場內(nèi)的一個(gè)地球引力場內(nèi)的一個(gè)旋轉(zhuǎn)陀螺運(yùn)動(dòng)，稱為旋轉(zhuǎn)陀螺運(yùn)動(dòng)，稱為拉莫爾進(jìn)動(dòng)（拉莫爾進(jìn)動(dòng)（LarmorLarmor process)process)， =Bo 39磁共振物理基礎(chǔ)40磁共振物理基礎(chǔ)41磁共振物理基礎(chǔ) 射頻(radiationfreq

19、uency) 脈沖形成射頻場B1一種短促的無線電波，與感興趣核的拉莫爾頻率一致42磁共振物理基礎(chǔ) 共振的本質(zhì)（吸收能量，產(chǎn)生能級躍遷，使B0方向宏觀磁矩變?。?3磁共振物理基礎(chǔ)4445磁共振物理基礎(chǔ)B0方向B1方向B1軌跡運(yùn)動(dòng)軌跡的分解XZY46磁共振物理基礎(chǔ) 射頻激勵(lì)(excite)脈沖實(shí)際上是另一個(gè)磁場（B1） B1方向垂直于Bo及作用非常短的時(shí)間 B1磁場的作用是使磁化沿其進(jìn)動(dòng)，從垂直方向轉(zhuǎn)向Mxy平面 B1翻轉(zhuǎn)角度與所使用射頻脈沖的強(qiáng)度及作用時(shí)間相關(guān)=B1t47磁共振物理基礎(chǔ) 調(diào)整射頻脈沖強(qiáng)度和時(shí)間，可使磁化從平衡狀態(tài)（equilibrium state）翻轉(zhuǎn)需要的角度時(shí)，稱為翻轉(zhuǎn)角。

20、 常用的有90度和180度射頻脈沖。48 角脈沖角脈沖 = = 1 1t=t= B B1 1t t49磁共振物理基礎(chǔ)90度射頻脈沖作用的宏觀表現(xiàn)50思考題(problem) 4 縱向弛豫的機(jī)制是什么？ 5 橫向弛豫的機(jī)制是什么？ 6 磁共振信號是如何產(chǎn)生的？51磁共振物理基礎(chǔ) MR信息載體RF。 MR信號的實(shí)質(zhì)是變化的電磁波5253磁共振物理基礎(chǔ) 電磁波譜(electromagnetic spectrum)54 Magnetic resonance imaging is based on the absorption and emission of energy in the radio fr

21、equency range of the electromagnetic spectrum. MRI gets around this limitation by producing images based on spatial variations in the phase and frequency of the radio frequency energy being absorbed and emitted by the imaged object.55磁共振物理基礎(chǔ) MR信號的產(chǎn)生 弛豫（relaxation）過程：射頻脈沖激勵(lì)結(jié)束時(shí)即開始釋放電磁輻射并將能量轉(zhuǎn)移到晶格（latti

22、ce）或其自身之間而回到平衡狀態(tài)，這一過程被稱為弛豫。56 弛豫過程期間，凈磁矩的縱向（longitudinal ，Mz）和橫向（transverse ，Mxy）成分均呈指數(shù)形式，恢復(fù)到它們的平衡值橫向弛豫、縱向弛豫57磁共振物理基礎(chǔ) 縱向（自旋晶格）弛豫（spin lattice relaxation） 分子晶格為激勵(lì)核與晶格間能量交換提供了機(jī)會，激勵(lì)的核與鄰近晶格的相互影響提供了縱向弛豫的機(jī)制58磁共振物理基礎(chǔ) 在單純的水分子內(nèi)，一個(gè)質(zhì)子的磁偶極子場產(chǎn)生晶格場，它影響鄰近核的弛豫59磁共振物理基礎(chǔ) 能量以離散量子數(shù)方式從激勵(lì)核轉(zhuǎn)移出去，結(jié)果凈磁化矢量以指數(shù)函數(shù)恢復(fù)到初始值。 The tim

23、e constant which describes how MZ returns to its equilibrium value is called the spin lattice relaxation time (T1). The equation governing this behavior as a function of the time t after its displacement is: Mz = Mo ( 1 - e-t/T1 ) 60磁共振物理基礎(chǔ) If the net magnetization is placed along the -Z axis, it wi

24、ll gradually return to its equilibrium position along the +Z axis at a rate governed by T1. The equation governing this behavior as a function of the time t after its displacement is: Mz = Mo ( 1 - 2e-t/T1 ) 61磁共振物理基礎(chǔ) 用T1值表示縱向弛豫時(shí)間，T1是時(shí)間常數(shù)，表示縱向磁化矢量恢復(fù)到它的初始值的63所需要的時(shí)間生物組織的T1值從大約50毫秒到幾秒不等。62磁共振物理基礎(chǔ)橫向（自旋自

25、旋）弛豫（spinspin relaxation） 激勵(lì)后，自旋磁矩以相同相位進(jìn)動(dòng)，產(chǎn)生較大磁化橫向成分，單個(gè)自旋磁矩間相互作用引起局部隨機(jī)性磁場的變化，使得單個(gè)核的進(jìn)動(dòng)頻率波動(dòng)，相互分散，出現(xiàn)自旋磁矩逐漸的、隨機(jī)的相位異步（dephase） ，引起凈磁化橫向成分呈指數(shù)形式衰減（reduce) Two factors contribute to the decay of transverse magnetization.1) molecular interactions (said to lead to a pure T2 molecular effect)2) variations in B

26、o (said to lead to an inhomogeneous T2 effect63磁共振物理基礎(chǔ) If the net magnetization is placed in the XY plane it will rotate about the Z axis at a frequency equal to the frequency of the photon which would cause a transition between the two energy levels of the spin.64磁共振物理基礎(chǔ) In addition to the rotation

27、, the net magnetization starts to dephase because each of the spin packets making it up is experiencing a slightly different magnetic field and rotates at its own Larmor frequency. The longer the elapsed time, the greater the phase difference. Here the net magnetization vector is initially along +Y.

28、 65磁共振物理基礎(chǔ)zMxy相位異步66 The time constant which describes the return to equilibrium of the transverse magnetization, MXY, is called the spin-spin relaxation time, T2. MXY =MXYo e-t/T2 指數(shù)衰減67磁共振物理基礎(chǔ) 用T2值表示橫向弛豫時(shí)間，T2是時(shí)間常數(shù)，表示橫向磁化矢量恢復(fù)到它的初始值的37所需要的時(shí)間橫向磁化在縱向磁化恢復(fù)以前很久就消失了，因此生物組織的橫向弛豫時(shí)間要短于縱向弛豫時(shí)間68磁共振物理基礎(chǔ)人體部分組織、值

29、69磁共振物理基礎(chǔ) MR信號的探測70磁共振物理基礎(chǔ) 只有在XY平面的成分能被探測到7172 MR信號波形 自由感應(yīng)衰減（FID）73磁共振物理基礎(chǔ) 信號與頻譜（spectrum） 信號包括時(shí)間、強(qiáng)度、相位、頻率等成分（A）是單一頻率正弦波。其譜線是頻譜某點(diǎn)的豎線，高度取決于信號強(qiáng)度。74 （B）是二個(gè)頻率正弦波，每個(gè)成分具有相等的強(qiáng)度75磁共振物理基礎(chǔ) 復(fù)雜信號的頻譜 付立葉變換下時(shí)間有關(guān)的信號可以通過付立葉變換生成相應(yīng)的頻譜，及反之亦然7677磁共振物理基礎(chǔ)78磁共振物理基礎(chǔ)79思考題(problem)7 如何確定磁共振信號的空間位置？ 8 選層梯度如何實(shí)現(xiàn)其功能？9 梯度磁場及射頻如何影

30、響層厚？10 MR圖像上的點(diǎn)與K 空間上的點(diǎn)是對應(yīng)的嗎？為什么？80磁共振成像原理 組織的空間定位 當(dāng)RF脈沖停止時(shí)，MR信號就可接收到了，此時(shí)接收線圈范圍內(nèi)的所有原子核會以相同的頻率輻射信號，并不攜帶任何空間位置信息。81投影（project）磁共振成像原理82梯度磁場（Magnetic Field Gradient ）磁共振成像原理83梯度場的作用（effect)磁共振成像原理84空間定位需要解決的問題 為了重建圖像，必須確定組織間的空間位置，涉及兩個(gè)方面：）層面選擇）層面上共振信號的空間編碼85磁共振成像原理 選層梯度(Slice Selection) 由于共振頻率是磁場強(qiáng)度的函數(shù)，在人

31、體長軸方向上附加一梯度磁場Z，則每一橫斷面的共振頻率均不一樣，只有那些與射頻脈沖頻率相同的掃描層面內(nèi)的核才會吸收射頻脈沖能量。Z = Z = f / Gs 8687磁共振成像原理 選層梯度與層厚 層面厚度取決于磁場梯度和射頻帶寬及形狀88磁共振成像原理 被選層面內(nèi)質(zhì)子的頻差及校正 螺旋階梯樣散開施加自旋復(fù)相位梯度89磁共振成像原理 選定層面的空間編碼 使用讀識梯度(頻率編碼Frequency Encoding ) 接受信號時(shí)，使用與層面選擇梯度Gz垂直的第二個(gè)磁場梯度，散發(fā)出來的信號頻率與沿x梯度軸位置不同而不同。信號經(jīng)付立葉轉(zhuǎn)換為軸上的頻譜。每個(gè)頻率成分的振幅，即沿軸每個(gè)位置上的強(qiáng)度，與軸位

32、置上方向信號總和成正比90磁共振成像原理頻率編碼（讀識梯度）91f= ( Bo + x Gx ) = fo + x Gx x = ( f - fo ) / ( Gx ) This procedure is called frequency encoding and causes the resonance frequency to be proportional to the position of the spin. 92磁共振成像原理 相位編碼梯度(Phase Encoding Gradient) 在讀識梯度前施加，與讀識梯度方向垂直 層面選擇梯度與90度射頻激勵(lì)脈沖后，所選擇層面內(nèi)所有自

33、旋同頻同相進(jìn)動(dòng)；相位編碼梯度打開后，自旋將受該梯度影響以不同頻率進(jìn)動(dòng)，相位編碼梯度關(guān)閉時(shí)，所有自旋又同頻進(jìn)動(dòng)，而位置各異，每個(gè)核有各自的相位，依梯度位置而定，這種改變稱為“相位記憶”93磁共振成像原理相位編碼梯度相位記憶Phase Encoding Gradient949596磁共振成像原理97磁共振成像原理圖像細(xì)節(jié)的獲得過程圖像細(xì)節(jié)的獲得過程：在相位編碼梯度方向，圖像的空間分辨力在相位編碼梯度的升高過程中被逐漸獲得，系統(tǒng)所能識別的最小兩點(diǎn)間相位差別是有一定限度的(即空間分辨力)，比如是180度，這樣隨著梯度場強(qiáng)的升高，相差180度相位的兩點(diǎn)間距離逐漸變小，圖像的細(xì)節(jié)在相位編碼的過程中被獲得。

34、98Gradient Slice Plane Slice Phase Frequency XY Z X or Y Y or X XZ Y X or Z Z or X YZ X Y or Z Z or Y 磁共振成像原理99磁共振成像原理 空間編碼及空間 MR掃描期間，采集的數(shù)據(jù)并不分別對每個(gè)相位編碼步的數(shù)據(jù)進(jìn)行付里葉變換，來產(chǎn)生圖像灰度，而是按照相位編碼順序，暫存在一個(gè)地方-即K空間，K空間是一個(gè)抽象空間或平面，每幅影像都有它自己的K空間數(shù)據(jù)陣列。K空間水平方向的Kx值對應(yīng)于測量梯度的時(shí)間(積分)，垂直方向的Ky值正比于相位編碼梯度的強(qiáng)度，每一相位編碼步由一個(gè)Ky值表示。100磁共振成像原理

35、K空間、數(shù)據(jù)矩陣與相位編碼步101磁共振成像原理 K空間實(shí)際由數(shù)據(jù)采集獲取的全部回波數(shù)據(jù)或投影一行一行疊排起來組成。Ky=0的投影是相位編碼梯度為零的條件下測量的回波的數(shù)據(jù)。K空間數(shù)據(jù)陣列垂直方向具有共軛對稱性。因?yàn)閮啥说南辔痪幋a梯度幅度相等極性相反102磁共振成像原理 K空間數(shù)據(jù)模型 K空間中心有最大信號103磁共振成像原理 K空間數(shù)據(jù)獲取過程104Im ageExperim entFouriertransform (FT)Inverse2D FTNphase encodinggradientsNlinesyyGyGxNdata pointsk-space data setkkyxxNpoi

36、nts磁共振成像原理105 當(dāng)一個(gè)掃描序列完成后，系統(tǒng)會對該序列中所有予設(shè)層面的K空間的數(shù)據(jù)進(jìn)行付里葉變換，最終得到對應(yīng)層面具有相應(yīng)灰度等級的亮度圖像。在MR圖像中，圖像上每一點(diǎn)與K空間內(nèi)每一點(diǎn)不是一一對應(yīng)關(guān)系，圖像上每一點(diǎn)的信號都來源于K空間所有點(diǎn)，K空間內(nèi)每一點(diǎn)都參與圖像上所有點(diǎn)信號的形成。磁共振成像原理106磁共振成像原理圖像轉(zhuǎn)換107磁共振成像原理采樣時(shí)序108磁共振成像原理 全回波與部分回波80%60%109磁共振成像原理 掃描時(shí)間=YxTRxNSA110磁共振成像原理 K空間軌跡類型KyKxoKyKxo111磁共振成像原理112磁共振成像原理113二維付里葉變換 接收線圈所探測到的

37、電流，實(shí)際上是頻率和相位的函數(shù)，如果假設(shè)掃描層面中某一體素所對應(yīng)的頻率和相位是單一的，則每一體素所產(chǎn)生的電流df(t)可用下式來表示:df(t)=A(df(t)=A( , , )cos()cos( t+t+ ) d) d d d 磁共振成像原理114 每進(jìn)行一次采樣，在掃描脈沖序列作用下，掃描平面內(nèi)所有體素發(fā)出的信號總和為f f1 1(t)=(t)= A(A( , , 1 1)cos()cos( t+t+ 1 1) d) d d d 1 1磁共振成像原理115 上式和f(t)的傅里葉變換式很相似，差別在于增加了相位分布的積分，加第二個(gè)脈沖序列時(shí)，相位編碼梯度的功率增加到使所有體素再多產(chǎn)生相位增

38、量，第三個(gè)脈沖序列則使相位增量為2 ，因此所得的各級數(shù)據(jù)可以用下面一組式子來表示：磁共振成像原理116f f1 1(t)=(t)= A(A( , , 1 1)cos()cos( t+t+ 1 1) d) d d d 1 1f f2 2(t)=(t)= AA , , 1 1(1+(1+ )cos )cos t, t, 1 1(1+(1+ ) d) d d d 1 1 f fn n(t)=(t)= AA , , 1 1 1+ (n-1) 1+ (n-1) cos cos t, t, 1 1 1+ (n-1) 1+ (n-1) d d d d 1 1磁共振成像原理117 這一系列等式可用以下等式來代

39、表：當(dāng)我們采用256個(gè)相位編碼步時(shí)，增量 360/2561.4f f (s,t)=(s,t)= AA , , 1 1 1+ (s-1) 1+ (s-1) cos cos t, t, 1 1 1+ (s-1) 1+ (s-1) d d d d 1 1磁共振成像原理118MR圖像究竟是如何得到的？119思考題(problem) 11請畫出自旋回波序列的時(shí)序圖。 12請畫出FLAIR序列的時(shí)序圖。 13 IR序列為什么可以選擇性地抑制某些組織信號？ 14 EPI序列的時(shí)序圖120磁共振成像方法 射頻脈沖和自由感應(yīng)衰減的檢測是連續(xù)進(jìn)行的，然而并不是RF停止后立即進(jìn)行自由感應(yīng)衰減取樣，而是檢測自由感應(yīng)衰

40、減消失后一定時(shí)間重新出現(xiàn)回波信號 磁共振測量使用兩種方法產(chǎn)生回波信號 自旋回波（Spin-Echo ） 梯度回波（Gradient-Echo ） 121磁共振成像方法 脈沖序列的構(gòu)成自旋準(zhǔn)備準(zhǔn)備脈沖組織預(yù)飽和信號產(chǎn)生自由感應(yīng)衰減自旋回波梯度回波付氏變換亮度轉(zhuǎn)換圖像122磁共振成像方法 脈沖序列的表達(dá) 時(shí)序圖表達(dá)射頻、選層梯度、相位編碼梯度、頻率編碼梯度、回波、采樣等過程的波形敘述 流程圖表達(dá)用數(shù)字或數(shù)學(xué)符號表達(dá)123磁共振成像方法 脈沖序列分類： 按信號：FID、SPINECHO、GRADIENT ECHO 、EPI ECHO 按用途：通用：常規(guī)檢查序列專用：心臟、脂肪抑制、偽影抑制等 按成像

41、速度：普通、快速124磁共振成像方法 被激勵(lì)核經(jīng)歷兩個(gè)根本不同的失相位過程 自旋自旋相互作用，該作用是隨機(jī)的，隨時(shí)間而變化，是不可逆的過程 磁場的不均勻，產(chǎn)生對自旋系統(tǒng)的恒定的影響，需采用一定的方法糾正凈磁場不均勻性的影響125磁共振成像方法 自旋回波 磁場不均勻的靜態(tài)作用，可以在90度RF脈沖之后一段時(shí)間使用180度RF重聚相脈沖消除126磁共振成像方法 A 180o pulse will rotate the magnetization vector by 180 degrees. A 180o pulse rotates the equilibrium magnetization dow

42、n to along the -Z axis. 127磁共振成像方法 The net magnetization at any orientation will behave according to the rotation equation. For example, a net magnetization vector along the Y axis will end up along the -Y axis when acted upon by a 180o pulse of B1 along the X axis. 128磁共振成像方法 在旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系中，相位調(diào)制后，180度脈沖可加

43、在X軸上，使得質(zhì)子群繞X軸折疊129磁共振成像方法 自旋回波的形成130磁共振成像方法 A net magnetization vector between X and Y will end up between X and Y after the application of a 180o pulse of B1 applied along the X axis. 131磁共振成像方法 自旋回波脈沖序列 自旋回波（SE，spin echo)脈沖序列是指以90度脈沖開始，后續(xù)以180度相位重聚焦脈沖，以獲得有用信號的脈沖序列。并且可以多次施加180度脈沖，以獲得多次回波信號。SE序列是目前臨床

44、磁共振成像中最基本、最常用的脈沖序列。132磁共振成像方法180 180 90TE1TE2133磁共振成像方法 時(shí)序與信號幅度變化趨勢134磁共振成像方法 幾個(gè)重要參數(shù) 反轉(zhuǎn)時(shí)間TI 回波時(shí)間TE 重復(fù)時(shí)間TR 靜息時(shí)間Tdead （TR 、TE之差) SE序列的執(zhí)行過程分為激發(fā)、編碼、相位重聚和信號讀出四個(gè)階段135磁共振成像方法180 RFGpc90next 90TITE/2TETRGssEchoGroTdead136磁共振成像方法 2DFT&3DFT137磁共振成像方法138磁共振成像方法 自旋回波信號的應(yīng)用 測量組織T2：由外磁場不均勻引起的失相位的可逆的，組織本身橫向弛豫引起

45、的、由其表征的信號衰減是不可逆的。1/T2139磁共振成像方法 多次回波信號的最大幅度正比于組織的本征弛豫時(shí)間T2： Sm(n) e-n/T2 根據(jù)此式可獲得比較準(zhǔn)確的T2值。140磁共振成像方法 自旋回波序列的圖像特征 SE序列的信號強(qiáng)度至少取決于氫質(zhì)子密度、T1和T2弛豫時(shí)間、TR及TE等5個(gè)因素，當(dāng)組織一定時(shí)，改變序列參數(shù)TR和TE就可改變質(zhì)子密度、T1及T2對圖像的影響程度或加權(quán)權(quán)重。141磁共振成像方法 自旋回波序列信號強(qiáng)度的近似表達(dá)： S r(1e-TR/T1 )e-TE/T2 在式中，當(dāng)取TRT1時(shí)信號強(qiáng)度與T1幾乎無關(guān)系；當(dāng)TR一定時(shí)，如果TET2，信號強(qiáng)度受T2影響減少。因此

46、，TR和TE是自旋回波序列的重要操作參數(shù)。可以通過調(diào)節(jié)TR和TE來靈活地實(shí)施所謂加權(quán)成像：T1加權(quán)像，T2加權(quán)像及質(zhì)子密度加權(quán)像。142磁共振成像方法 圖像亮度與信號強(qiáng)度的關(guān)系 線性關(guān)系： I=S143磁共振成像方法 梯度回波脈沖序列 梯度回波（GRE，gradient echo），是一種采用小角度RF波替代SE中的90度RF脈沖，通過有關(guān)梯度場方向的翻轉(zhuǎn)替代自旋回波中180度脈沖而產(chǎn)生回波信號的成像技術(shù)，該技術(shù)掃描時(shí)間大大短于SE序列成像時(shí)間。144磁共振成像方法 梯度回波的原理：相位回聚Gy無梯度正梯度負(fù)梯度翻轉(zhuǎn)梯度145磁共振成像方法146 時(shí)序圖：RFGpcGssEchoGronext

47、ssrope147磁共振成像方法 梯度回波信號強(qiáng)度： S = k r (1-exp(-TR/T1) Sin exp(-TE/T2*) / (1 -Cos exp(-TR/T1) GRE序列只能獲得T2加權(quán)的圖像 給定T1和TR時(shí)，信號的幅度與角相關(guān)：1arccosTTRErnste-=148磁共振成像方法 擾相梯度： 減少剩余磁化采用的手段。使梯度回波序列在較短的TR下獲得更大的權(quán)重。 將加大梯度系統(tǒng)的負(fù)擔(dān)。149磁共振成像方法 橫向殘余磁化矢量破壞序列150磁共振成像方法 TSE&GRE序列 RF后多次進(jìn)行梯度翻轉(zhuǎn)：兩種回波成分151磁共振成像方法 GRE-EPI(Gx翻轉(zhuǎn))152磁

48、共振成像方法 GRE-spiral 螺旋磁共振153154磁共振成像方法 其他序列： 飽和恢復(fù)序列（saturation recovery,SR) 部分飽和序列（partial saturation,PS) 反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列（inversion recovery,IR)STIR（short time inversion recovery)SPIR(spectral presaturation with inversion recovery)FLAIR(fluid attenuated inversion recovery)IRSE(inversion recovery spin echo) 回波平

49、面成像序列（ echo planar image ,EPI)155磁共振成像方法 飽和恢復(fù)序列使用長TR，縱向弛豫最大，質(zhì)子密度加權(quán)像156磁共振成像方法 部分飽和序列（可測T1）90RFFID909090TR157磁共振成像方法 部分飽和恢復(fù)序列TR短，得到T1W目標(biāo)圖像 TR值(ms)TE值(ms)T1加權(quán)短(500)短(2000)長(75)質(zhì)子密度加權(quán)長(2000)短(25)無加權(quán)短(75)158磁共振成像方法 翻轉(zhuǎn)序列（抑制某種組織）FIDRF90180180TI159160磁共振成像方法 IR序列時(shí)序圖161磁共振成像方法 EPI序列恒定相位編碼162磁共振成像方法 EPI序列脈沖式

50、相位編碼163信號強(qiáng)度公式小結(jié) Spin-Echo S = k r (1-exp(-TR/T1) exp(-TE/T2) Inversion Recovery (180-90) S = k r (1-2exp(-TI/T1)+exp(-TR/T1) Inversion Recovery (180-90-180) S = k r (1-2exp(-TI/T1)+exp(-TR/T1) exp(-TE/T2) Gradient Recalled Echo S = k r (1-exp(-TR/T1) Sin exp(-TE/T2*) / (1 -Cos exp(-TR/T1) 164決定信號強(qiáng)度的

51、參量 Repetition Time, TR Echo Time, TE Inversion Time, TI Rotation Angle, T2* 165圖像對比與加權(quán) T1值和T1圖像對比度 組織的T1值越短，縱向磁矩分量恢復(fù)越快，在測量T1的序列中，呈高信號，圖像中相應(yīng)像素較亮。組織0.5T1.0T1.5T脂肪260180215肝臟490270323腎臟650449白質(zhì)790390539脾臟780480554肺臟830600灰質(zhì)920520656肌肉600600870血液800腦脊液2000水400025004000人體主要組織的T1值166圖像對比與加權(quán)167圖像對比與加權(quán) T2值與T2圖像對比度 弛豫緩慢（T2長）的組織將保持較高的剩余橫向磁化168圖像對比與加權(quán)169圖像對比與加權(quán) 質(zhì)子密度圖像對比度170圖像對比與加權(quán) 圖像的加權(quán) 調(diào)節(jié)TR，TE，TI或翻轉(zhuǎn)角等脈沖序列參數(shù)，就可達(dá)到在圖像中突出某一對比度的目的。常將這樣獲取的圖像稱