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文檔簡(jiǎn)介
1、MR總論及成像原理磁共振成像的優(yōu)點(diǎn):多參數(shù)成像,可提供豐富的診斷信息。- 高對(duì)比度成像,可得出詳盡的解剖學(xué)圖譜。-任意方位斷層,使醫(yī)學(xué)界從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實(shí)。亠 人體能量代謝研究,有可能直接觀察細(xì)胞活動(dòng)的生化藍(lán)圖。亠不使用造影劑,可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)。亠 無電離輻射,一定條件下可進(jìn)行介入MRI治療。無骨偽影干擾,后顱凹病變清晰可辨。磁共振成像的缺點(diǎn):亠成像速度慢,不適合運(yùn)動(dòng)性器官和危重病人的檢查-對(duì)鈣化灶和骨皮質(zhì)灶不夠敏感- 圖像易受多種偽影影響- 禁忌癥多亠定量診斷困難一、主磁體常導(dǎo)磁體和超其他輔助?根據(jù)磁場(chǎng)產(chǎn)生的方式可將主磁體分為永磁型和電磁型;根據(jù)導(dǎo)線材料不同又可將電磁型主磁體分
2、為導(dǎo)磁體;一般的MRI儀由以下幾部分組成主磁體:主磁體 梯度線圈 脈沖線圈 計(jì)算機(jī)系統(tǒng)設(shè)備;主磁體按磁體的外形可分為:開放式磁體封閉式磁體特殊外形磁體。MR按主磁場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)分類: MRI圖像信噪比(SNR)與主磁體的場(chǎng)強(qiáng)成正比 低場(chǎng):小于0.5T ;中場(chǎng):0.5T 1.0T ; 高場(chǎng):1.0T 2.0T (1.0T、1.5T、2.0T); 超高場(chǎng)強(qiáng):大于2.0T ( 3.0T、4.7T、7T)場(chǎng)強(qiáng)高低的計(jì)量單位:1高斯為距離5安培電流的直導(dǎo)線1厘米處檢測(cè)到的磁場(chǎng)強(qiáng)度特斯拉 1 T = 10000G主磁場(chǎng)的均勻性的重要性:空間定位;MRS頻譜分析(各種代謝物之間的共振頻率相差極?。?;FS脂肪抑制(
3、脂肪和水分子中的氫質(zhì)子共振頻率很接近);提高SNR ;減少偽影;大FOV掃描。磁場(chǎng)均勻度的指標(biāo):頻率半高寬,N厘米球表面均勻度;N厘米球表面均勻度二、梯度線圈作用:空間定位產(chǎn)生信號(hào)其他作用。梯度線圈性能的提高磁共振成速度加快;MR儀至少有三套梯度線圈。梯度線圈性能指標(biāo): 梯度場(chǎng)強(qiáng)(mT/M )=梯度場(chǎng)兩端的磁場(chǎng)強(qiáng)度差值 /梯度場(chǎng)的長(zhǎng)度 切換率=梯度場(chǎng)預(yù)定強(qiáng)度 /爬升時(shí)間三、脈沖線圈 發(fā)射線圈和接收線圈 發(fā)射線圈 發(fā)射射頻脈沖(無線電波)激發(fā)人體內(nèi)的質(zhì)子發(fā)生共振,就如同電臺(tái)的發(fā)射天線; 接收線圈 接收人體內(nèi)發(fā)出的 MR信號(hào)(也是一種無線電波),就如同收音機(jī)的天線。脈沖線圈按作用分兩類: 激發(fā)并采
4、集MRI信號(hào)(體線圈) 僅采集MRI信號(hào),激發(fā)采用體線圈進(jìn)行(絕大多數(shù)表面線圈)按與檢查部位的關(guān)系分類: 體線圈 表面線圈接收線圈與MRI圖像SNR密切相關(guān):接收線圈離身體越近,所接收到的信號(hào)越強(qiáng);線圈內(nèi)體積越小,所接收到的噪聲越低四、計(jì)算機(jī)系統(tǒng)及譜儀數(shù)據(jù)的運(yùn)算 控制掃描 顯示圖像五、其他輔助設(shè)備MRI的物理學(xué)原理、MRI成像的物質(zhì)基礎(chǔ)原子的結(jié)構(gòu):電子(-)、質(zhì)子(+)、中子NMR)。原子核總是繞著自身的軸旋轉(zhuǎn)自旋(Spin )原子核的質(zhì)子帶正電荷,原子核自旋產(chǎn)生的磁場(chǎng)稱為 核磁,因而以前把磁共振成像稱為核磁共振成像(質(zhì)子為偶數(shù),中子為偶數(shù)不產(chǎn)生核磁質(zhì)子為奇數(shù),中子為奇數(shù);質(zhì)子為奇數(shù),中子為偶
5、數(shù);質(zhì)子為偶數(shù),中子為奇數(shù)產(chǎn)生核磁用于人體MRI的為泊,原因有:1H的磁化率很高;1H占人體原子的絕大多數(shù)。水分子可分為自由水和結(jié)合水,結(jié)合水不可產(chǎn)生信號(hào),人體組織 MR信號(hào)的直接來源主要是 自由水。進(jìn)入主磁場(chǎng)后磁化矢量的影響因素為溫度、主磁場(chǎng)強(qiáng)度、質(zhì)子含量 溫度升高,磁化率降低;場(chǎng)強(qiáng)越高,磁化率越高,場(chǎng)強(qiáng)幾乎與磁化率成正比 質(zhì)子含量越高,與主磁場(chǎng)同向的質(zhì)子總數(shù)增加(磁化率不變)進(jìn)動(dòng) 是核磁與主磁場(chǎng)相互作用的結(jié)果,進(jìn)動(dòng)的頻率明顯低于質(zhì)子的自旋頻率,但比后者更為重要。=.B:進(jìn)動(dòng)頻率Larmor頻率;:磁旋比42.5兆赫/ T ; B:主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)處于低能狀態(tài)的質(zhì)子略多于處于高能狀態(tài)的質(zhì)子,因而產(chǎn)
6、生縱向宏觀磁化矢量。進(jìn)動(dòng)使每個(gè)質(zhì)子的核磁存在方向穩(wěn)定的縱向磁化分矢量和旋轉(zhuǎn)的橫向磁化分矢量;由于相位不同,只有宏觀縱向磁化矢量產(chǎn)生,并無宏觀橫向磁化矢量產(chǎn)生?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗? 進(jìn)入主磁場(chǎng)后人體被磁化了,產(chǎn)生縱向宏觀磁化矢量; 不同的組織由于氫質(zhì)子含量的不同,宏觀磁化矢量也不同; 磁共振不能檢測(cè)出縱向磁化矢量。MR不能檢測(cè)到縱向磁化矢量,但能檢測(cè)到旋轉(zhuǎn)的橫向磁化矢。 共振:能量從一個(gè)震動(dòng)著的物體傳遞到另一個(gè)物體,而后者以前者相同的頻率震動(dòng)。 條件:頻率一致;實(shí)質(zhì):能量傳遞如何讓氫質(zhì)子產(chǎn)生共振?答案:施加 RF脈沖給低能的氫質(zhì)子能量,氫質(zhì)子獲得能量進(jìn)入高能狀態(tài),即核
7、磁共振。磁共振現(xiàn)象 是靠射頻線圈發(fā)射 無線電波(射頻脈沖)激發(fā)人體內(nèi)的氫質(zhì)子來引發(fā)的,這種射頻脈沖的頻率必須與 氫質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率相同,低能的質(zhì)子獲能進(jìn)入高能狀態(tài)。射頻脈沖的強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)間決定射頻脈沖激發(fā)后的效應(yīng)。非常重要?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?無線電波激發(fā)后,人體內(nèi)宏觀磁場(chǎng)偏轉(zhuǎn)了90, MRI可以檢測(cè)到人體發(fā)出的信號(hào)- 氫質(zhì)子含量高的組織縱向磁化矢量大,90脈沖后磁化矢量偏轉(zhuǎn),產(chǎn)生的旋轉(zhuǎn)的宏觀橫向矢量越大,MR信號(hào)強(qiáng)度越高。- 此時(shí)的MR圖像可區(qū)分質(zhì)子密度不同的兩種組織亠檢測(cè)到的僅僅是不同組織氫質(zhì)子含量的差別,對(duì)于臨床診斷來說是遠(yuǎn)遠(yuǎn)不夠的。亠 我
8、們總是 在90脈沖關(guān)閉后過一定時(shí)間才進(jìn)行MR信號(hào)采集。XY平面內(nèi)磁化矢量,是 MR信號(hào)產(chǎn)生的必要條件FID:自由感應(yīng)衰減 表示90射頻脈沖發(fā)射終止后,接收線圈接收到的可測(cè)量的MR信號(hào)。射頻脈沖停止后,在主磁場(chǎng)的作用下,橫向宏觀磁化矢量逐漸縮小到零,縱向宏觀磁化矢量從零逐漸回到平衡狀態(tài),這個(gè)過程稱為核磁弛豫。核磁弛豫又可分解為兩個(gè)部分:橫向弛豫;縱向弛豫。橫向弛豫(也稱Mxy弛豫,自旋-自旋弛豫,T2弛豫)就是橫向磁化矢量減少的過程。(由于進(jìn)動(dòng)質(zhì)子的失相位)。Mxy衰減到原來的37%所需時(shí)間。橫向磁化矢量 Mxy衰減原因: 主磁場(chǎng)的不均勻(恒定存在,可用180 RF糾正); 旋進(jìn)的質(zhì)子之間、周圍
9、分子與原子,由于不停的運(yùn)動(dòng),導(dǎo)致局部微環(huán)境的磁場(chǎng)波動(dòng)(真正的T2弛豫); 根據(jù)Larmor定律,磁場(chǎng)高的微環(huán)境中氫質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的快;磁場(chǎng)低的進(jìn)動(dòng)的慢; 上述原因?qū)е峦辔贿M(jìn)動(dòng)的質(zhì)子失相位。T2時(shí)間:橫向磁化矢量從由最大衰減至37%所經(jīng)歷的馳。人體各種組織的 T2弛豫要比T1弛豫快得多??v向弛豫(也稱Mz弛豫,自旋-晶格弛豫,T1弛豫)是指90脈沖關(guān)閉后,在主磁場(chǎng)的作用下,縱向磁化矢量開始恢復(fù),直至恢復(fù)到平衡狀態(tài)的過程。T1時(shí)間:縱向磁化矢量從最小恢復(fù)至平衡態(tài)的63%所經(jīng)歷的馳豫時(shí)間?不同組織有著不同 質(zhì)子密度橫向T2弛豫速度 縱向T1弛豫速度,這是MRI顯示解剖結(jié)構(gòu)和病變的基礎(chǔ)。5、磁共振“加權(quán)成
10、像”(加權(quán)-重點(diǎn)突出) ?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?T1加權(quán)成像(T1WI) -突出組織 T1弛豫(縱向弛豫)差別-T2加權(quán)成像(T2W) -突出組織T2弛豫(橫向弛豫)差別-質(zhì)子密度加權(quán)成像(PD -突出組織氫質(zhì)子含量差別MR只能采集 旋轉(zhuǎn)的(Mxy)橫向磁化矢量,不能測(cè)量靜止的 Mz在任何序列圖像上,信號(hào)采集時(shí)刻旋轉(zhuǎn)橫向的磁化矢量越大,MRB號(hào)越強(qiáng)T1加權(quán)成像(T1WI) 反映組織縱向弛豫的快慢T1值越小縱向磁化矢量恢復(fù)越快已經(jīng)恢復(fù)的縱向磁化矢量大MR信號(hào)強(qiáng)度越高(白)-T1值越大縱向磁化矢量恢復(fù)越慢已經(jīng)恢復(fù)的縱向磁化矢量小MR信號(hào)強(qiáng)度越低(黑脂肪的T1值約為250毫
11、秒MR信號(hào)高(白)-水的T1值約為3000毫秒MR信號(hào)低(黑)T2加權(quán)成像(T2WI)反映組織橫向弛豫的快慢T2值小橫向磁化矢量減少快殘留的橫向磁化矢量小MR信號(hào)低(黑)-T2值大橫向磁化矢量減少慢殘留的橫向磁化矢量大MR信號(hào)高(白)水T2值約為1600毫秒 MR信號(hào)高-腦T2值約為100毫秒MR信號(hào)低重要提示!!!?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小狗?黃丹丹小pig?人體大多病變的 T1值和T2值均較相應(yīng)的正常組織大 ,因而在 T1WI上比正常組織“黑”,在T2WI上比正常組織 6、MRI的空間定位X軸、Y軸、Z軸三維空間定位:層面層厚,選擇頻率編碼,相位編碼梯度磁場(chǎng)
12、目前設(shè)計(jì)有三種:層面選擇梯度 Gz;頻率編碼梯度 Gx;相位編碼梯度Gy;切記:磁場(chǎng)強(qiáng)度改變導(dǎo)致進(jìn)動(dòng)頻率改變。當(dāng)發(fā)射共振頻率射頻脈沖時(shí),將產(chǎn)生橫向磁化向量。數(shù)據(jù)采集過程分三個(gè)階段(以軸位成像為例)激勵(lì)射頻脈沖激勵(lì)做Gz層面選擇。-相位編碼一在Y軸增加梯度磁場(chǎng) Gy,使Y坐標(biāo)上質(zhì)子處于不同相位。頻率編碼一Gy關(guān)閉后,立即加上 Gx頻率編碼梯度,自旋質(zhì)子進(jìn)動(dòng),含有頻率和相位編碼的混合MR信號(hào)經(jīng)二維傅立葉轉(zhuǎn)換,分出每個(gè)體素在矩陣中的位置和信號(hào)強(qiáng)度,最后重建成圖像。1)層面選擇梯度 Gz2)相位編碼梯度 Gy3)頻率編碼梯度 Gx層面選擇發(fā)射的射頻脈沖不可能是單一頻率;射頻脈沖有一定的頻率范圍(帶寬)
13、,我們可以控制和調(diào)整射頻脈沖的帶寬。CT的層面選擇和層厚控制靠床位和準(zhǔn)直器層厚選擇1. 頻率越寬,層面越厚;2梯度越大,層面越薄。決定層厚的因素:梯度場(chǎng)強(qiáng)射頻帶寬梯度場(chǎng)強(qiáng)不變 t射頻帶寬越寬,層厚越厚;射頻帶寬不變t梯度場(chǎng)強(qiáng)越高,層厚越薄調(diào)整射頻脈沖的帶寬、梯度場(chǎng)強(qiáng)的強(qiáng)度和位置,即可隨意選擇層面的位置和層厚層面內(nèi)的空間定位:體素( Voxel )像素(Pixel? MR采集到的每一個(gè)信號(hào)均含有全層信息?必須進(jìn)行層面內(nèi)的空間定位編碼才能把整個(gè)信息分配到各個(gè)像素?空間定位編碼包括頻率編碼和相位編碼 相位編碼和頻率編碼都是依靠梯度磁場(chǎng)。付立葉轉(zhuǎn)換只能區(qū)分相位相差180的MR信號(hào)?傅立葉變換傅立葉變換
14、是將信號(hào)的強(qiáng)度 -時(shí)間(位置)的對(duì)應(yīng)關(guān)系,轉(zhuǎn)變?yōu)閺?qiáng)度-頻率(空間頻率)的對(duì)應(yīng)關(guān)系。變換前橫坐標(biāo)代表時(shí)間或位置,變換后的橫坐標(biāo)對(duì)應(yīng)于其頻率,高度對(duì)應(yīng)相應(yīng)頻率信號(hào)的幅度(即含量。7、K空間及其特性特點(diǎn):K空間中每一點(diǎn)不對(duì)應(yīng)圖像中的一個(gè)點(diǎn),而是包含整幅MR圖像中的信息 K空間中的信息經(jīng)傅立葉逆轉(zhuǎn)換而產(chǎn)生MR圖像。K空間中心的線決定圖像的對(duì)比,周邊的線決定圖像的空間分辨率特性:K空間具有對(duì)稱性:相位編碼方向的鏡像對(duì)稱;頻率編碼方向的對(duì)稱 填充K空間中央?yún)^(qū)域的相位編碼線決定圖像的對(duì)比 填充K空間周邊區(qū)域的相位編碼線決定圖像的解剖細(xì)節(jié)常規(guī)K空間的填充形式(對(duì)稱、循序填充),其他填充形式有螺旋式填充,放射狀
15、填充。激發(fā)編碼總結(jié)MR成像的過程:信號(hào)采集K空間填充付立葉轉(zhuǎn)換圖像顯示? 把病人放進(jìn)磁場(chǎng)? 發(fā)射射頻脈沖? 關(guān)掉射頻脈沖人體被磁化產(chǎn)生縱向磁化矢量人體內(nèi)氫質(zhì)子發(fā)生共振從而產(chǎn)生橫向磁化矢量質(zhì)子發(fā)生T1、T2弛豫(同時(shí)進(jìn)行空間定位編碼)? 線圈采集人體發(fā)出的 MR信號(hào)計(jì)算機(jī)處理(付立葉轉(zhuǎn)換)顯示圖像MRI成像脈沖序列弛豫的兩種形式:1縱向弛豫射頻脈沖停止,縱向弛豫恢復(fù)到原來大小平衡的狀態(tài),縱向弛豫是能量變化的過程,有能量的快遞,擴(kuò)散變化??v向弛豫也叫自旋一晶格弛豫??v向磁化向量恢復(fù)原來數(shù)值所經(jīng)歷的時(shí)間過程稱縱向弛豫時(shí)間(T1)。縱向弛豫過程表現(xiàn)為一種指數(shù)遞增曲線。T1值被定義為從零恢復(fù)到原來縱向磁
16、化向量63%的時(shí)間。影響T1弛豫時(shí)|(1) 不同組織分子結(jié)構(gòu) T1弛豫時(shí)間不同,縱向弛豫是高能原子核釋放能量恢復(fù)至低能態(tài)的過程,所以它必須通 過有效途徑將能量傳遞至周圍環(huán)境(晶格)中去,晶格是影響其弛豫的決定因素。(2) 當(dāng)質(zhì)子的自然運(yùn)動(dòng)頻率與拉莫頻率接近時(shí)就會(huì)產(chǎn)生最有效的能量傳遞。高能的質(zhì)子把能量釋放給周圍的晶格(分子);晶格震動(dòng)頻率高于質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率-能量傳遞慢純水晶格震動(dòng)頻率接近于質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率-能量傳遞快脂肪,含中小分子蛋白質(zhì)晶格震動(dòng)頻率低于質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率-能量傳遞慢含高濃度大分子蛋白2. 橫向弛豫射頻脈沖停止,橫向磁化向量開始逐漸消失的過程。橫向弛豫不是能量變化的過程,是進(jìn)動(dòng)相位失去的過程
17、(Dephasing )。橫向磁化向量逐漸消失的過程稱橫向弛豫時(shí)間(T2),橫向弛豫過程表現(xiàn)為一種指數(shù)遞減曲線T2值被定義為橫向磁化向量從最大到其原來37%的時(shí)間。影響T2弛豫時(shí)間長(zhǎng)短的因素:(1) 組織失相位的快慢決定了組織T2的長(zhǎng)短(2) 水分子空間分布稀疏,導(dǎo)致氫質(zhì)子間自旋-自旋相互作用很小。這樣水分子中失相位的發(fā)生速度,要較在其它組織中慢很多,因此水的T2弛豫時(shí)間很長(zhǎng)。(3) 固體、脂肪和蛋白質(zhì)。(4) 主磁場(chǎng)T2弛豫時(shí)間比T1要短許多。與T1相比,T2對(duì)主磁場(chǎng)強(qiáng)度不敏感,但是對(duì)磁場(chǎng)均勻度敏感。* T2*弛豫用自由感應(yīng)衰減方法測(cè)得的自旋一自旋弛豫時(shí)間標(biāo)記為 T2*。MR信號(hào)與下列因素有
18、關(guān):質(zhì)子密度;T1、T2值;化學(xué)位移;相位;運(yùn)動(dòng)上述每個(gè)因素對(duì) MR信號(hào)的貢獻(xiàn)受RF脈沖的調(diào)節(jié)、所用的梯度以及信號(hào)采集時(shí)刻的控制。MR成像過程中,RF脈沖、梯度、信號(hào)采集時(shí)刻的設(shè)置參數(shù)的組合稱為脈沖序列。 脈沖序列的兩部分:自旋準(zhǔn)備與;信號(hào)的產(chǎn)生與采集。圖像的轉(zhuǎn)換屬于后處理過程。脈沖序列的作用:獲得不同的組織對(duì)比;抑制某些物質(zhì)的信號(hào);縮短掃描時(shí)間;減少偽影MRI序列的分類1. 脈沖激發(fā)后直接采集自由感應(yīng)衰減信號(hào)t自由感應(yīng)衰減序列 FID2. 用射頻脈沖(180)產(chǎn)生回波的序列 t自旋回波序列SE3. 用讀出(頻率編碼)梯度切換產(chǎn)生回波的序列t梯度回波序列 GRE4. 同時(shí)有自旋回波和梯度回波的
19、序列t雜合序列HS一、自由感應(yīng)衰減序列 (FID序列)90 RF可以產(chǎn)生最大的橫向磁化矢量Mz,此時(shí)采集的 MR信號(hào)最強(qiáng),但因T2 *衰減太快,臨床上很少采用。一般稱為飽和恢復(fù)或部分飽和恢復(fù)序列R二、自旋回波類序列(重點(diǎn)掌握)SE (自旋回波);RARE (弛豫增強(qiáng)快速采集);SS-RARE (單次激發(fā)RARE );HF-SS-RARE (半傅里葉采集單次激發(fā)RARE ); IR (反轉(zhuǎn)恢復(fù)):TIR (快速反轉(zhuǎn)恢復(fù))?1、自旋回波序列磁共振掃描最基本,最常用的脈沖序列。其過程為先發(fā)射一個(gè)90射頻脈沖,間隔數(shù)十毫秒,再發(fā)射一個(gè)180 0射頻脈沖,激發(fā)后10-100ms測(cè)量回波信號(hào)強(qiáng)度。TE 回
20、波時(shí)間,從 90度脈沖到接收回波信號(hào)之間的時(shí)間。TE是90。脈沖到180。脈沖間期的2倍。TR 重復(fù)時(shí)間,重復(fù)這一過程,兩個(gè)90。脈沖之間的時(shí)間。SE序列的特點(diǎn): 目前最常用的T1WI序列;組織對(duì)比度良好,SNR較高,偽影少;信號(hào)變化容易解釋;最常用于顱腦,骨關(guān)節(jié)軟組織,脊柱;腹部已經(jīng)逐漸被GRE序列取代;T2WI少用SE序列;掃描時(shí)間2-5分鐘質(zhì)子失相位的原因: 質(zhì)子小磁場(chǎng)的相互作用造成磁場(chǎng)不均勻(隨機(jī))-真正的T2弛豫 主磁場(chǎng)的不均勻(恒定),后者是造成質(zhì)子失相位的主要原因180。脈沖可使因主磁場(chǎng)恒定不均勻造成失相質(zhì)子的相位重聚,產(chǎn)生自旋回波。通過調(diào)節(jié)TR , TE等參數(shù),得到突出某個(gè)組織
21、特征參數(shù)的圖像稱為加權(quán)像( WI )。能夠反映組織 T1 , T2弛豫時(shí) 間和質(zhì)子密度特征的圖像分別稱為T1W , T2W , PDW像。每種組織圖像信號(hào)強(qiáng)度由質(zhì)子密度(受檢組織氫原子數(shù)量)影響,形成的影像稱質(zhì)子密度加權(quán)像。T1加權(quán)像組織間的對(duì)比度是由組織的T1值所決定。T1較短的組織信號(hào)較強(qiáng)。T1加權(quán)像是MR成像最基本的脈沖序列。特點(diǎn):水為低信號(hào)脂肪為高信號(hào)亞急性出血位高信號(hào)T2加權(quán)像組織信號(hào)強(qiáng)度是由組織的T2值決定的。具有較長(zhǎng) T2組織的信號(hào)較強(qiáng)。T2加權(quán)像是MR成像最基本的脈沖序列。特點(diǎn):水為高信號(hào)脂肪為高信號(hào)亞急性出血位高信號(hào) T1加權(quán)像短 TR,短TE ; T2加權(quán)像長(zhǎng) TR,長(zhǎng)TE
22、 ; PD加權(quán)像長(zhǎng) TR,短TETR決定圖像的T1成分;TE決定圖像的T2成分很長(zhǎng)的TR 所有的組織T1完全弛豫剔除圖像的 T1弛豫差別很短的TE 可基本剔除圖像的 T2成分SE多回波脈沖序列(MSE ) TE時(shí)間在120ms以上稱為重加權(quán)像。?2、RARE 序列臨床上常稱快速自旋回波TSE (西門子,飛利浦) FSE(GE公司)FSE序列的特點(diǎn):快速成像;回波鏈中每個(gè)回波信號(hào)的TE時(shí)間不同,從而降低了組織對(duì)比;FSE序列圖像的模糊效應(yīng); 脂肪組織信號(hào)強(qiáng)度增高;對(duì)磁場(chǎng)不均勻性不敏感;能量沉積增加。FSE序列重要參數(shù)改變產(chǎn)生的效果: ETL越長(zhǎng)t成像越快;圖像SNR越低;圖像T2對(duì)比越差;圖像的
23、模糊效應(yīng)越重;脂肪信號(hào)越亮;SAR值越高 回波間隙越小 t回波間幅度差別越小,圖像對(duì)比增加;圖像模糊效應(yīng)越輕;脂肪信號(hào)越高;在保持對(duì)比和模糊效應(yīng)的前提下,允許的ETL越長(zhǎng);SAR值越高?單次激發(fā)RARE序列一次激發(fā)后利用連續(xù)的 180 脈沖采集全部信號(hào)優(yōu)點(diǎn):快速;缺點(diǎn):T2加權(quán)太重,T2對(duì)比差用途:水成像,尤其是 MRCP、MRM?半傅里葉采集單次激發(fā) RARE半傅里葉技術(shù)+單次激發(fā)+快速自旋回波優(yōu)點(diǎn):快速,有效TE短,幾乎無偽影; 缺點(diǎn):T2對(duì)不不及SE及呼吸門控TSE? 3、翻轉(zhuǎn)恢復(fù)序列IR TI時(shí)間控制組織抑制和對(duì)比;TE時(shí)間控制T2權(quán)重臨床主要用于鬧灰白質(zhì)顯像、抑水、抑脂序列,實(shí)際上還
24、屬于SE類序列。激發(fā)角度越大,縱向弛豫所需時(shí)間越長(zhǎng);激發(fā)角度越大,T1成分越大,T1對(duì)比越大;90脈沖能產(chǎn)生最大的橫向磁化矢量;180脈沖產(chǎn)生反向的縱向磁化矢量。IR = 180 預(yù)脈沖+ SE? SE序列的T1對(duì)比決定于TR,選用的TR接近于組織的T1值可獲得較好的 T1對(duì)比。? IR序列的T1對(duì)比決定于TI,選用的TI接近于組織的T1值可獲得更好的 T1對(duì)比。? 與SE序列一樣,IR序列應(yīng)選用盡量短的 TE盡量剔除T2弛豫對(duì)圖像對(duì)比的影響。? IR序列中,TR應(yīng)盡量長(zhǎng)(TR- TI 5T1 ),至少與 T2WI的TR一樣長(zhǎng)。IR序列的優(yōu)點(diǎn):T1對(duì)比很好;IR 序列的缺點(diǎn):掃描時(shí)間很長(zhǎng)(長(zhǎng)T
25、R)?快速IR序列SIEMENS:TIR/IR-TSE/TIRM ; PHILIPS:IR-TSE/TIR ; GE:IR-FSE/FIRR-FSE=180 反轉(zhuǎn)脈沖+ FSE臨床應(yīng)用:注意:IR-TSE序列需要采用較長(zhǎng)的 TR? 脂肪抑制(short TI in version recovery, STIR),特別適用于低場(chǎng)強(qiáng)MR? 黑水作用(fluid atte nuated in version recovery, FLAIR),抑水序列? T1WIFLAIR?T1WI FLAIRFIR T1WI ; IR+ 短回波鏈 FSE 利用 IR 增加 T1 對(duì)比;TI 750ms(1.5T )
26、 ; TI 500ms(0.3T );TR1500ms(低場(chǎng))TR 2000ms (高場(chǎng));TE盡量短( 20ms) ; T1對(duì)比高于 SE但低于IR? 4、梯度回波類序列GRE序列是最常用的快速成像序列之一,利用梯度場(chǎng)的反向切換產(chǎn)生回波。它的序列結(jié)構(gòu)特點(diǎn)是:短TR和小偏轉(zhuǎn)角( 90)GRE序列中,下一個(gè) RF脈沖激發(fā)前的縱向磁化矢量由下列兩部分構(gòu)成:前一次脈沖繼發(fā)后殘留的縱向磁化矢量;TR間期內(nèi)T1弛豫恢復(fù)的縱向磁化矢量 GRE:TR短TE短小角度激發(fā)梯度切換采集信號(hào)T2*弛豫成像快 SE :TR長(zhǎng)TE短90激發(fā) 180 脈沖采集信號(hào) T2弛豫成像慢GRE序列的特點(diǎn):梯度場(chǎng)的切換比180聚焦
27、快1、采用小角度激發(fā),加快成像速度2、采用梯度場(chǎng)切換采集回波信號(hào)進(jìn)一步加快了采集速度3、反映的是T2*弛豫信息而不是 T2弛豫信息4、GREF固有信噪比較低5、GRE序列對(duì)磁場(chǎng)的不均勻性敏感 GRE序列中的穩(wěn)態(tài):1. 縱向磁化矢量穩(wěn)態(tài) MzMZ越小,縱向弛豫越快。每一次激發(fā),MZ進(jìn)一步縮小,但縱向弛豫也同時(shí)進(jìn)一步加快。數(shù)個(gè)脈沖后,這兩種相反的過程將達(dá)到平衡(穩(wěn)態(tài))。自此,每次脈沖繼發(fā)后,MZ保持相同。2. 橫向磁化矢量穩(wěn)態(tài) Mxy如果TR沒有明顯大于T2;下一個(gè)小角度脈沖將對(duì)前一個(gè)脈沖產(chǎn)生的Mxy產(chǎn)生聚焦作用;聚焦的Mxy在第三個(gè)脈沖時(shí)刻達(dá)到最大值;連續(xù)幾個(gè)脈沖后,Mxy大小也將保持穩(wěn)定;Mx
28、y穩(wěn)定。穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng) SSFP縱向磁化矢量和橫向磁化矢量都達(dá)到穩(wěn)態(tài)的GRE序列也被稱為穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列(SSFP ,SSFP中,一個(gè)TR間期內(nèi)組織的 Mxy存在兩種穩(wěn)定的變化: 小角度脈沖產(chǎn)生 Mxy,及其自由感應(yīng)衰減(SSFP-FID) 小角度脈沖對(duì)上一次小角度脈沖所產(chǎn)生的Mxy的重聚焦(SSFP-重聚焦)梯度回波類序列:擾相梯度回波(Spoiled GRE;真實(shí)穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)快速成像( True FISP);磁化準(zhǔn)備梯度回波序列( MPGRE 擾相梯度回波(SIEMENS-FLASH; PHILIPS-FFE ; GE-SPGR)SPGR序列進(jìn)行加權(quán)成像,但由于施加的射頻脈沖以及產(chǎn)生回波的方式不
29、同,與SE類序列存在差別: 一般SE多90激發(fā),因此T1成分主要TR決定,但是GRE序列中,激發(fā)角度小于90,且激發(fā)角度隨時(shí)調(diào)整, 所以GRE序列的T1成分受TR和激發(fā)角度雙重影像。 由于采用小角度激發(fā),組織縱向弛豫所需要的時(shí)間縮短,因此相對(duì)SE序列來說,GRE序列可以選用較短的 TRO GRE序列的圖像的 橫向弛豫成分(T2成分)也由TE來決定,但由于GRE序列采集的回波未剔除主磁場(chǎng)不均勻造成的質(zhì)子失相位,僅能反映組織T2*弛豫信息,只能得到 T2*WI。? SPGR T1WI :擾相 GRE序列多數(shù)情況下用于 T1WI。?與SE序列一樣,需要較短 TE剔除T2*影像,而且因?yàn)樽x出梯度場(chǎng)切換
30、所需的時(shí)間明顯短于180脈沖所需要的時(shí)間,因此擾相 GREF最短TE明顯短于SE序列。? T1WI權(quán)重則取決于 TR和激發(fā)角度: 保持TR不變,激發(fā)角度越大,T1權(quán)重越重;保持激發(fā)角度不變,TR越短,T1權(quán)重越重。I、FLASH-T1WI(A) 腹部屏氣 FLASH-T1WI臨床上最常用的腹部快速T1WI序列。優(yōu)點(diǎn):掃描速度快,組織T1對(duì)比好;缺點(diǎn):屏氣不好有偽影。(B) FLASH-3D 對(duì)比增強(qiáng) MRA極短的TR TE;極快的掃描速度;可采用減影技術(shù)減低背景信號(hào)。、擾相梯度回波 T2*WI成像參數(shù):TR 300-800ms , TE 1540ms,激發(fā)角度30度臨床應(yīng)用:椎間盤病變,半月板
31、病變,陳舊出血病變優(yōu)點(diǎn):成像速度快,對(duì)關(guān)節(jié)軟骨、半月板、椎間盤顯示較好,有利于陳舊出血的顯示 缺點(diǎn):對(duì)其他結(jié)構(gòu)顯示欠佳,對(duì)磁場(chǎng)不均勻比較敏感Gy相位編碼梯度導(dǎo)致 Mxy-RE F不穩(wěn),出現(xiàn)條帶狀偽影?如何去除SSFP-Refocused與條帶狀偽影去除殘留橫向磁化矢量可去除條帶狀偽影,主要方法是使質(zhì)子群失相位,從而消除Mxy,該技術(shù)稱為擾相技術(shù)或毀損技術(shù)。主要方法:梯度擾相,射頻擾相,梯度擾相+射頻擾相。真實(shí)穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)快速成像(True FISP )SIEMENS- True FISP ; PHILIPS Bala nee FFE ; GEFIESTA在層面選擇方向、相位編碼方向及頻率編碼方向3
32、個(gè)方向都利用反向梯度進(jìn)行相位重聚,達(dá)到縱向磁化矢量和橫向磁化矢量真正的穩(wěn)態(tài)。很短的TR、TE和很大的翻轉(zhuǎn)角:TR:2-8ms , TE:1-4ms,翻轉(zhuǎn)角:40-80度;對(duì)比決定于 T2/T1 優(yōu)點(diǎn):組織結(jié)構(gòu)顯示好;血管都呈均勻高信號(hào);液體顯示為很高信號(hào);成像速度快(0.5- 10秒);缺點(diǎn):軟組織T2對(duì)比差;磁化敏感偽影磁化準(zhǔn)備快速梯度回波序列(MP-RAGESIEMENS-Turbo FLASH ; PHILIPS-TFE ; GE-Rapid SPGR / FGRE可用于T1WI或T2WI , T1WI常用。預(yù)脈沖決定對(duì)比,預(yù)脈沖后用小角度超快速激發(fā)和采集。T1對(duì)比決定于180脈沖后的有
33、效 TI 優(yōu)點(diǎn):快速(1秒);缺點(diǎn):T1對(duì)比較差 臨床應(yīng)用:顱腦快速成像心肌灌注腎臟灌注肝臟灌注 ? 5、平面回波成像 EPI? EPI是目前最快的 MRI信號(hào)采集方式,單層圖像的信號(hào)采集時(shí)間可縮短到100毫秒以內(nèi)?梯度回波的一次激發(fā)采集多個(gè)回波的形式?普通梯度回波為一次脈沖激發(fā)后利用梯度線圈反向切換一次采集一個(gè)梯度回波? EPI是在一次脈沖激發(fā)后依靠梯度線圈的連續(xù)反向切換,采集一連串梯度回波信號(hào)EPI可分為: 多次激發(fā)(Multi shot ) EPI:在一次脈沖激發(fā)后利用讀出梯度線圈的連續(xù)反向切換采集多個(gè)梯度回波信號(hào),填充部分K空間。通過多次如此重復(fù)激發(fā)和采集完成整個(gè)K空間的填充。 單次激
34、發(fā)(Single shot) EPI:在一次脈沖激發(fā)后利用讀出梯度線圈的連續(xù)反向切換,采集填充整個(gè)K空間所需的全部梯度回波信號(hào)。EPI技術(shù)僅僅是MR信號(hào)的采集方式,而非MRI掃描序列。EPI必須結(jié)合特定的激發(fā)脈沖才能成為真正的MRI序列。EPI序列的對(duì)比和權(quán)重決定于預(yù)脈沖、EPI-T1WI (IR-EPI )預(yù)脈沖是翻轉(zhuǎn)恢復(fù)序列,則得到T1加權(quán)的EPI圖像IR-EPI T1WI主要用于心肌灌注加權(quán)成像 ,采用短回波鏈的多次激發(fā) IR-EPI、EPI-T2*WI ( GRE-EPI )預(yù)脈沖為單個(gè)90射頻脈沖;也稱FID-EPI; GRE-EPI 圖像GRE-EPI T2*WI 的臨床應(yīng)用:腦
35、fMRI ;腦灌注加權(quán)成像(3)、EPI-T2WI ( SE-EPI )預(yù)脈沖是SE序列,所得到的稱為 SE-EPI圖像SE-EPI-T2WI的臨床應(yīng)用:顱腦(不能配合的病人)腹部T2WI成像(T2對(duì)比優(yōu)于其他屏氣 T2WI,但偽影較重)水分子擴(kuò)散加權(quán)成像(DWI Diffusion Tensor Imaging (彌散加權(quán)成像 DTI)螺旋槳技術(shù)的FSE及FIR常規(guī)的FSE或FIR具有回波鏈,需要進(jìn)行頻率和相位編碼,其K空間的填充軌跡為 平行線對(duì)稱填充。Propeller技術(shù)則是兩種技術(shù)的組合,即( FSE或FIR)+K空間放射狀填充。Propeller技術(shù)的K空間填充軌跡是平行填充與放射狀
36、填充相結(jié)合螺旋槳序列一PROPELLORPropellor這種槳形填充方式,導(dǎo)致了 K中心的數(shù)據(jù)被多次采集。這樣就給我們帶來了不少好處。高SNR糾正運(yùn)動(dòng)偽影 降低金屬偽影 減少磁敏感偽影 特點(diǎn):K空間中心區(qū)域有大量的信息重疊,因此圖像有較高的信噪比。 K空間中心區(qū)域大量的信號(hào)重復(fù),為數(shù)據(jù)的校正提供更多的機(jī)會(huì)。 運(yùn)動(dòng)偽影不再沿著相位編碼方向被重建出來,而是沿著放射狀的方向被拋射到FOV以外,從而明顯減輕運(yùn)動(dòng)偽影。 由于Propeller技術(shù)采用的是FSE或FIR序列,對(duì)磁場(chǎng)不均勻性不太敏感,與EPI序列比較,不易產(chǎn)生磁敏感偽影。磁共振特殊成像技術(shù)磁共振血管成像MRA主要特點(diǎn):非介入性、無損傷技術(shù)
37、;三維信息多畫面;顯示多方位及動(dòng)態(tài)觀察(電影);不用造影劑;掃描、重建時(shí)間越來越短。 血流的信號(hào)比較復(fù)雜,取決于血流形式、血流方向、血流速度、脈沖序列及其成像參數(shù)等。流動(dòng)液體的MR信號(hào)特征:。層流一血流質(zhì)點(diǎn)與血管長(zhǎng)軸呈平行運(yùn)動(dòng),靠血管壁近質(zhì)點(diǎn)流動(dòng)速度慢,中心流速快。層流血液使信號(hào)減弱。湍流(渦流)一血液在血管內(nèi)不沿血管直線運(yùn)動(dòng),向其他方向不規(guī)則迅速流動(dòng),引起質(zhì)子群去相位移動(dòng),產(chǎn)生流 空效應(yīng)使血管呈低信號(hào)。血液通過狹窄處后在血流兩側(cè)形成旋渦狀運(yùn)動(dòng)。MRA成像中流體的流動(dòng)效應(yīng):流空效應(yīng)(Flow void )由于信號(hào)采集需一定的時(shí)間,快速流動(dòng)的血液不產(chǎn)生或只產(chǎn)生極低信號(hào),與周圍組織、結(jié)構(gòu)間形成良好
38、的對(duì)比,這種現(xiàn)象就是流空效應(yīng)”。流空效應(yīng):應(yīng)用SE技術(shù),以一定速度流動(dòng)的液體產(chǎn)生流空效應(yīng),呈無或低信號(hào)。產(chǎn)生此效應(yīng)的原因在于:射頻脈沖所激發(fā) 的質(zhì)子在接收線圈獲取 MR信號(hào)時(shí),因流動(dòng)已移出成像層面,而此時(shí)成像層面內(nèi)原部位的質(zhì)子為新流人的非激發(fā) 質(zhì)子,故不產(chǎn)生 MRI信號(hào)。與流動(dòng)的液體相比,周圍靜止組織發(fā)出的MRI信號(hào)強(qiáng)度不變。流入增強(qiáng)效應(yīng):如果血流垂直或基本垂直于掃描層面,同時(shí)所選用的TR比較短,這樣層面內(nèi)靜止組織的質(zhì)子群因沒有足夠的時(shí)間發(fā)生充分的縱向弛豫,出現(xiàn)飽和現(xiàn)象,因而信號(hào)發(fā)生衰減。而對(duì)于血流來講,總有未經(jīng)激發(fā)的質(zhì)子群流入掃描平面,經(jīng)射頻脈沖激發(fā)后產(chǎn)生較強(qiáng)的信號(hào),與靜止組織相 比表現(xiàn)為高
39、信號(hào)。流入增強(qiáng)效應(yīng)常出現(xiàn)在梯度回波序列,也可出現(xiàn)在自旋回波序列。在二維多層面掃描時(shí),血流上游方向第一層內(nèi)血流的流入效應(yīng)最強(qiáng),信號(hào)高,而血流方向的其他層面內(nèi)由于血流中飽和的質(zhì)子群逐漸增多,信號(hào)逐漸減弱。流動(dòng)去相位效應(yīng)-血流動(dòng)改變相位反映出信號(hào)有高有低。運(yùn)動(dòng)自旋都會(huì)產(chǎn)生相位變化,包括移動(dòng)、流動(dòng)及水分子的彌散運(yùn)動(dòng)等,這種單個(gè)自旋在梯度磁場(chǎng)中的相位改變稱為相位漂移效應(yīng),是由橫向磁化的變化所致。預(yù)飽和效應(yīng)-預(yù)飽和區(qū)常位于成像容積層厚之外,血流經(jīng)過即處于飽和狀態(tài),進(jìn)入成像容積時(shí)已呈黑色低信號(hào)。?表現(xiàn)為低信號(hào)的血流:1流空效應(yīng):血流方向垂直于掃描層面(TE/2越長(zhǎng),流空效應(yīng)越明顯)。2、掃描層面內(nèi)質(zhì)子群位置
40、移動(dòng)造成的信號(hào)衰減。3、層流流速差別造成的失相位。4、層流引起的分子旋轉(zhuǎn)造成的失相位。5、湍流。6、血流的長(zhǎng)T1特性。決定血液信號(hào)的主要是其 T1值。血液的T1值很長(zhǎng),因此呈現(xiàn)相對(duì)低信號(hào)。 ?表現(xiàn)為高信號(hào)的血流:1、流入增強(qiáng)效應(yīng)。2、偶回波效應(yīng)。SE多回波成像時(shí),奇數(shù)回波的圖像上血流表現(xiàn)為低信號(hào),偶數(shù)回波的圖像上表現(xiàn)為高信號(hào)。3、 非常緩慢的血流。 主要取決于血液的 T1和T2值,由于血液具有較長(zhǎng)的 T2值,在T2WI可表現(xiàn)為高信號(hào)。4、血流在梯度回波序列上表現(xiàn)為高信號(hào)。與SE序列不同,GRE序列的回波是利用梯度場(chǎng)的切換產(chǎn)生的,而梯度場(chǎng)的切換不需要進(jìn)行層面選擇,因此受小角度激發(fā)產(chǎn)生宏觀橫向磁化
41、矢量的血流盡管離開了掃描層面,但只要不超出有效梯度場(chǎng)和采集線圈的有效范 圍,還是可以感受梯度場(chǎng)的切換而產(chǎn)生回波,因而不表現(xiàn)為流空而呈現(xiàn)相對(duì)高的信號(hào)強(qiáng)度。MRA成像的幾種方法: TOF ( Time of Flight )時(shí)間飛越法: 2DTOF 3D TOF ;PC( Phase Contrast )相位對(duì)比法;對(duì)比增強(qiáng) MRA(一)、時(shí)間飛越法(Time of fly TOF)基本原理:均采用GRE序列,短TR,短TE。飽和效應(yīng)(靜態(tài)組織),流動(dòng)(入)相關(guān)增強(qiáng)效應(yīng)(血液)TOF時(shí)空飛逝法:通過血液流入流動(dòng)相關(guān)增強(qiáng)效應(yīng),靜止組織信號(hào)弱,相對(duì)流動(dòng)血液信號(hào)對(duì)比增強(qiáng)而獲得TOFMRA的對(duì)比主要依賴于
42、血管進(jìn)入的角度一般要求掃描層面垂直于血管走向。2D TOF SPGR優(yōu)點(diǎn): 血流/背景對(duì)比;慢血流的顯示;成像速度 缺點(diǎn):1、層面方向空間分辨率較低,體素較大,流動(dòng)失相位較明顯,特別是受湍流的影響較大,容易出現(xiàn)相應(yīng)的假象。2、后處理效果不好。3、容易因原始圖像變形引起的層間配準(zhǔn)錯(cuò)誤而出現(xiàn)血管影扭曲。3DTOF SPGR優(yōu)點(diǎn):1、空間分辨率高;2、體素小,流動(dòng)失相位相對(duì)較輕,受湍流的影響??;3、信噪比高;4、后處理效果好。缺點(diǎn):1、血流的飽和較明顯,不利于慢血流的顯示;2、背景的抑制效果不及 2D TOF MRA ; 3、掃描時(shí)間相對(duì)較長(zhǎng)。(二)、相位對(duì)比法PC基本原理:使用強(qiáng)度相同、持續(xù)時(shí)間相
43、等的極性相反的兩個(gè)梯度(流動(dòng)編碼梯度);靜止組織,凈相位改變?yōu)榱?,無信號(hào);流動(dòng)組織,由于相位漂移,產(chǎn)生一個(gè)凈相位,有信號(hào) ;減影技術(shù)PC序列及作用:?2D PC 時(shí)間短:空間分辨力低,常用于3D PC的流速預(yù)測(cè),可反應(yīng)血流的流速及方向,進(jìn)行血流方向和流速定量分析?3D PC分辨力高,對(duì)快慢血流均敏感,靜止組織抑制效果好。缺點(diǎn):時(shí)間長(zhǎng)? PC與TOF的比較時(shí)間湍流信號(hào)復(fù)合血流效應(yīng)相位移位慢血流末梢血流短T1偽跡夸大狹窄背景分辨率TOF 長(zhǎng)好好少差好(平均)有多差好PC 2D短3D長(zhǎng)差差多好差無少好差(三)、增強(qiáng)血管造影 ceMRAceMRA 原理-快速掃描:快速掃描,時(shí)間在 30秒之內(nèi);消除呼吸
44、運(yùn)動(dòng)偽影;捕捉 CM的首次循環(huán);避免靜脈污染;臨床應(yīng)用:主動(dòng)脈夾層,胸腹主動(dòng)脈瘤成像,肺動(dòng)脈血栓,頸動(dòng)脈狹窄,周圍血管的疾病,不必進(jìn)行血管穿刺, 并發(fā)癥少,CM引發(fā)的副作用少,多角度成像,后處理簡(jiǎn)單。ceMRA影響因素: 掃描參數(shù):TR,翻轉(zhuǎn)角度(2040。翻轉(zhuǎn)角最合適); Gd-DTPA:劑量,注射速度; K空間填充方式:順序式、中心、橢圓填充; 峰值時(shí)間的判定(從靜脈注射CM到靶血管最亮的間隔時(shí)間):團(tuán)注測(cè)試; 適當(dāng)短的TR時(shí)間:TR時(shí)間過長(zhǎng),會(huì)導(dǎo)致背景組織信號(hào)增加,過短會(huì)導(dǎo)致SNR明顯降低,最終圖像有明顯噪音 CM劑量:保證圖像質(zhì)量情況下的低劑量-單倍劑量0.1mmol/kg,雙倍劑量0
45、.2mmol/kg保證安全和圖像質(zhì)量的兒童劑量-0.25mmol/kg CM注射速度:文獻(xiàn)報(bào)道的注射速度從0.1ml/sec到6ml/sec不等,但是最佳的注射速度是3ml/sec; Flurro Trigger?K空間的填充方式有三種,每一種都有各自的特點(diǎn):順序式K空間填充方法:因?yàn)椴僮鞣爆?,只?yīng)用于多段血管成像,因?yàn)轫樞蚴終空間填充的延遲時(shí)間是最小的中心K空間填充方法:廣泛應(yīng)用于多部位血管造影成像,特別是腹部的ceMRA磁共振水成像MRH成像原理:水的長(zhǎng)T2特點(diǎn)臨床應(yīng)用(一)、MRCP :磁共振胰膽管造影(MRCP )檢查是近年來迅速發(fā)展起來并廣泛應(yīng)用于臨床的一種非創(chuàng)傷性而且不需要造影劑即
46、 可顯示胰膽管系統(tǒng)的磁共振檢查技術(shù)基本原理利用快速采集弛豫增強(qiáng)序列( RARE )獲得重T2加權(quán)圖像(T2WI)MRCP檢查方法1、三維容積采集:因獲得多層連續(xù)的薄層圖像,常稱為薄層采集;利用MIP進(jìn)行重建;掃描時(shí)間長(zhǎng);受呼吸影響大2、二維厚層塊投射掃描:掃描速度塊;不能后出理;無薄層原始圖像(二)、MR尿路成像:原理與方法與 MRCP基本相同(三)、MR內(nèi)耳水成像常采用Balance-SSFP序列;改進(jìn)雙激發(fā) Balance-SSFP序列(脈沖在MXY 處于不同相位時(shí)進(jìn)行激發(fā),采集兩組回 波,消除因磁敏感效應(yīng)導(dǎo)致的條狀偽影)磁共振功能成像fMRI?解剖成像利用成像組織自身的物理特性,如X射線
47、吸收率、組織 T1弛豫時(shí)間、T2弛豫時(shí)間。? 功能成像 利用組織的生化代謝特性或組織與探測(cè)分子之間相互影響的特性。 fMRI包括擴(kuò)散加權(quán)成像,灌注加權(quán)成像,皮層活動(dòng)功能定義及MR波譜成像(一)、彌散現(xiàn)象(擴(kuò)散現(xiàn)象)DWI研究水分子擴(kuò)散運(yùn)動(dòng)的成像方法成像原理:基本脈沖序列:SE, EPI彌散的影響因素:組織結(jié)構(gòu);生化特性;溫度;外加使局部組織運(yùn)動(dòng)的因素 彌散的測(cè)量生物、物理方法:放射活性或熒光標(biāo)記:核磁共振成像(目前在人體上進(jìn)行水分子彌散測(cè)量與成像的唯一方法) DWI是在常規(guī)MRI序列的基礎(chǔ)上,在 X、Y、Z軸三個(gè)互相垂直的方向上施加彌散敏感梯度,從而獲得反映體內(nèi)水分子彌散運(yùn) 動(dòng)狀況的MR圖像。
48、其計(jì)算公式為:A=exp (-bD )A代表彌散運(yùn)動(dòng)引起的 MR信號(hào)衰減,D為彌散系數(shù),反映彌散運(yùn)動(dòng)的快慢,單位為mm2/s, b為彌散因子,單位為 s/mm2 ,低b值(v 1000 s/mm2)對(duì)快速?gòu)浬⑦\(yùn)動(dòng)敏感,b值與彌散敏感梯度持續(xù)的時(shí)間、幅度、形狀等有關(guān)。在DWI中通常以表觀彌散系數(shù)(ADC )描述組織中水分子彌散的快慢,而不直接采用彌散系數(shù),其原因是DWI所觀察到的彌散效應(yīng)除反映水分子自身彌散運(yùn)動(dòng)之外,還與使用的b值、病人呼吸、脈搏等運(yùn)動(dòng)的影響有關(guān)。ADC 的計(jì)算公式為:ADC =( lnS1/lnS2) / (b1-b2)S1、S2分別代表兩個(gè)彌散加權(quán)的信號(hào)強(qiáng)度,b1、b2為兩個(gè)
49、不同的彌散因子,通常 b2值為0, b1值多為1000s/mm2,b值為0時(shí)相當(dāng)于T2WI,具有較大b值的序列是較強(qiáng)彌散加權(quán),因而引起較大的信號(hào)衰減。將每一像素的表觀彌散系數(shù)值進(jìn)行自然對(duì)數(shù)運(yùn) 算后即可得到DWI圖,因此同一像素在表觀彌散系數(shù)圖和DWI圖中的信號(hào)強(qiáng)度通常相反,即彌散運(yùn)動(dòng)快的像素,其表觀彌散系數(shù)值高,在DWI上呈低信號(hào),反之亦然。彌散圖像的影響因素:體內(nèi)各種因素的變化影響彌散運(yùn)動(dòng)呼吸、心跳、毛細(xì)血管灌注、組織結(jié)構(gòu)等 T2透過效應(yīng) 由于DWI圖像以SE-EPI序列掃描,含有不同程度的質(zhì)子加權(quán)和T2成分,不能真正反映腦組織的彌散系數(shù) 彌散圖像包含有 T2、質(zhì)子和彌散程度變化的綜合信息
50、臨床應(yīng)用:1. 缺血性腦梗死的早期診斷2. 其他疾病的鑒別診斷(二八灌注成像PWIPWI以順磁性對(duì)比劑首過灌注成像應(yīng)用最為廣泛,Gd-DTPA是血管內(nèi)對(duì)比劑,不能通過完整的血腦屏障進(jìn)入組織間隙,不與組織間隙的氫質(zhì)子發(fā)生作用,不產(chǎn)生縮短T1效應(yīng),符合單一隔室模型。團(tuán)注對(duì)比劑,首過作用產(chǎn)生磁場(chǎng)不均勻變化,質(zhì)子自旋失相,致組織T1、T2*迅速衰減,產(chǎn)生信號(hào)變化。首次通過法PWI的基本原理,通過數(shù)學(xué)模型的計(jì)算還可得到組織血流灌注的半定量信息,如組織血流量、血容量和平均通過時(shí)間等。成像技術(shù):對(duì)比劑首過法;動(dòng)脈自旋標(biāo)記法臨床應(yīng)用:腦卒中;腦腫瘤;腦功能(三)、腦功能定位成像fMRIfMRI的特點(diǎn):空間分辨
51、率高;無創(chuàng);簡(jiǎn)便;易于重復(fù)研究。(四八磁敏感加權(quán)成像SWI磁敏感加權(quán)成像(SWI)是基于不同組織間磁敏感性的差異,形成不同于傳統(tǒng)T1、T2及質(zhì)子密度的新型對(duì)比,它是反映組織磁化屬性的對(duì)比度增強(qiáng)技術(shù)?;驹恚褐饕媒M織間磁敏感差異形成圖像對(duì)比,磁敏感性反映了物質(zhì)在外加磁場(chǎng) (H)作用下的磁化程度,可以用磁化率(x )來度量。常見的磁敏感物質(zhì)有順磁性物質(zhì)、反磁性物質(zhì)及鐵磁性物質(zhì)。順磁性物質(zhì)具有正的磁化率、反磁性物質(zhì)具有負(fù)的 磁化率。?血紅蛋白及其降解產(chǎn)物的磁敏感性氧合血紅蛋白呈反磁性;脫氧血紅蛋白有4個(gè)不成對(duì)電子,呈順磁性;含鐵血黃素為高順磁性物質(zhì)。?非血紅素鐵及鈣化的磁敏感性常以鐵蛋白的形式
52、存在,表現(xiàn)為反磁性。組織內(nèi)的鈣化通常也呈反磁性,雖然磁敏感效應(yīng)比鐵弱,但也能導(dǎo)致可 測(cè)量到的敏感性的變化。無論是順磁性還是反磁性物質(zhì),均可使局部磁場(chǎng)發(fā)生改變而引起質(zhì)子失相位,造成T2*減小。臨床應(yīng)用:腦創(chuàng)傷及靜脈畸形的檢查,腦血管病,退行性神經(jīng)變性病及腦腫瘤的血管評(píng)價(jià)(五八 磁共振波譜成像 MRS磁共振波譜(MRS )成像是利用質(zhì)子在化合物中共振頻率的化學(xué)位移現(xiàn)象,測(cè)定化合物組成成分及其含量的檢測(cè) 技術(shù)。目前唯一能無創(chuàng)性觀察活動(dòng)組織代謝及生化變化的技術(shù),MRS是將按時(shí)間域分布的函數(shù)轉(zhuǎn)變成按頻率域分布的譜線,MRS譜線的橫軸代表化學(xué)移位,即頻率。.原理:化學(xué)位移:氫質(zhì)子的進(jìn)動(dòng) 拉莫公式:3 =
53、y Bo2成像方法影響H質(zhì)子在不同化合物中磁共振頻率的因素: 化學(xué)位移 自旋耦合:在分子中,不僅核外的電子會(huì)對(duì)質(zhì)子的共振吸收產(chǎn)生影響,鄰近質(zhì)子之間也會(huì)因互相之間的作用影響對(duì)方的的核 磁共振吸收,弓I起共振譜線增多。這種相鄰原子核之間的相互作用稱為自旋偶合偶合而引起的譜線增多 現(xiàn)象稱為自旋裂分。 弛豫化學(xué)交換(六)、磁共振飽和成像技術(shù)一、局部飽和技術(shù)最常用的飽和技術(shù)應(yīng)用:腹部去流動(dòng)偽影; MRA中的應(yīng)用脂肪和水信號(hào)分離的方法:? 脂肪信號(hào)過高的弊端? 脂肪信號(hào)所出現(xiàn)的偽影? 脂肪和水信號(hào)分離的方法 頻率選擇飽和法;頻率選擇反轉(zhuǎn)脈沖脂肪抑制技術(shù);Dixon技術(shù);STIR技術(shù)脂肪抑制技術(shù)顯示病理改變
54、特點(diǎn):脂肪為低信號(hào)脂肪抑制成像對(duì)各種病理改變有助于進(jìn)一步明確診斷二、化學(xué)位移頻率選擇飽和技術(shù)利用特定頻率的射頻脈沖,選擇性地飽和水中質(zhì)子或脂肪中的質(zhì)子。對(duì)磁場(chǎng)的均勻度要求較高。利用頻率的差異,在信號(hào)激發(fā)前,預(yù)先發(fā)射具有高度頻率選擇性的預(yù)飽和脈沖。三、化學(xué)位移水-脂反相位飽和成像技術(shù)由于化學(xué)位移效應(yīng),水質(zhì)子較脂肪質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率稍快,若干時(shí)間水質(zhì)子與脂肪質(zhì)子進(jìn)動(dòng)相位就會(huì)出現(xiàn)在相反方 向上,稱為水-脂反相位。含有水和脂的組織信號(hào)被飽和,表現(xiàn)為低信號(hào)。這種技術(shù)常用于診斷肝臟的脂肪浸潤(rùn)。四、 磁化傳遞飽和技術(shù)磁化傳遞(MT)飽和又稱磁化傳遞抑制(MTS)人體中的水分子存在著兩種不同的狀態(tài),自由運(yùn)動(dòng)的水分子(自由水)大分子蛋白質(zhì)結(jié)合的水分子(結(jié)合水) 這兩部分水分別也稱自由池和結(jié)合池。
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