磁共振成像原理最新版本

磁共振成像Magneticresonanceimaging MRI 王振軍主任技師1390313846615530396842 磁共振成像Magneticresonanceimaging MRI 主要內(nèi)容 1 核磁共振原理2 弛豫過程 特征量T1 T2的意義3 MRI空間位置編碼4 磁共振信號5 脈沖序列6 圖像的重建7 磁共振成像的質(zhì)量控制 GE1 5TMRI GE2 0TOPENMRI 磁共振成像Magneticresonanceimaging MRI 磁共振成像Magneticresonanceimaging MRI T1Weightedslice T2Weightedslice 磁共振成像Magneticresonanceimaging MRI 原子核及其磁特性 原子核的一般特性同位素 質(zhì)子數(shù)相同 中子數(shù)不同的核構(gòu)成的元素H有三種同位素 只有質(zhì)子 沒有中子臨床MRI主要原子核 自旋 spin MRI基礎(chǔ)自旋角動量大小 原子核 質(zhì)子 中子數(shù)方向 自旋軸 自旋磁矩原子核自旋運動產(chǎn)生的微觀磁場 磁旋比 磁矩與角動量之比 約化普朗克常數(shù) 凈自旋只有奇數(shù)質(zhì)子或奇數(shù)中子數(shù)的原子核產(chǎn)生的自旋磁矩泡利不相容原理 原子核內(nèi)成對質(zhì)子或中子的自旋相互抵消 第一節(jié) 磁共振現(xiàn)象 一 旋進 precession 角動量受到一個與之垂直的力矩的作用 角動量矢量沿一圓周轉(zhuǎn)動的現(xiàn)象 為進動角速度 反映旋轉(zhuǎn)軸轉(zhuǎn)動的快慢 T為力矩 L為角動量 反映旋轉(zhuǎn)的快慢 自旋在磁場中的運動1 進動 1 核的自旋磁矩 磁場對磁體的作用 磁矩可以理解為由于電荷轉(zhuǎn)動形成的小磁體磁性的強弱 顯然其與電荷轉(zhuǎn)動的角動量有關(guān) 同時與電荷的大小有關(guān) 2 自旋質(zhì)子在磁場中的旋進 量子力學告訴我們 質(zhì)子在磁場中形成定態(tài)時 有如圖所示的兩種狀態(tài) 這兩種狀態(tài)的能量不同 這稱為自旋核能級在外磁場中的劈裂 無外加磁場時自旋的運動 磁化 磁場中樣體在外磁場作用下 在磁場方向上產(chǎn)生磁性的過程 大小用磁化強度m表示磁化率 樣體在磁場中被磁化產(chǎn)生磁化的能力 磁敏感性 磁化強度來源 原子核自旋磁矩核外電子分布 自旋核磁矩在外加磁場中能量 自旋核的能級 自旋核的能級 量子化自旋系統(tǒng)在外磁場作用下趨于磁場方向兩種能態(tài) 上旋 平行于磁場方向的核磁矩低能態(tài)E 1 2 下旋 反向磁場方向的核磁矩高能態(tài)E 1 2 磁場對自旋的量子化作用 TheEffectofIrradiationtotheSpinSystem Lower Higher BasicQuantumMechanicsTheoryofMR SpinSystemAfterIrradiation BasicQuantumMechanicsTheoryofMR 兩種能態(tài)自旋粒子分布服從波爾茲曼分公式H 下旋態(tài) 上旋態(tài)k 波爾茲曼常數(shù) 1 38 10 23Jk 1T 絕對溫度 兩種能態(tài)自旋粒子分布 兩種能態(tài)自旋粒子分布 兩種能態(tài)自旋粒子分布 兩種能態(tài)自旋粒子分布 兩種能態(tài)自旋粒子分布 兩種能態(tài)自旋粒子分布 兩種能態(tài)自旋粒子分布 原子核系的靜磁學 原子核系的靜磁學 原子核系的靜磁學 剩余自旋與凈磁化剩余自旋 平衡磁場中上旋態(tài)核磁矩與下旋態(tài)核磁矩之差凈磁化 平行于磁場方向由剩余自旋產(chǎn)生的磁化矢量 宏觀磁化矢量 凈磁化的產(chǎn)生 影響凈磁化矢量的因素凈磁化矢量M 由于自旋的量子化分布 平衡態(tài)樣體在磁力線方向上形成的穩(wěn)定磁化矢量 M B0 N T 常數(shù)B0 磁場強度N 單位體積樣體質(zhì)子數(shù) 組織質(zhì)子密度 T 絕對溫度 核磁矩 在凈磁場 0作用下產(chǎn)生力矩 0核磁矩對時間的變化率 核磁矩 在凈磁場 0中的運動磁矩分解為Z軸 X Y平面矢量旋進過程中Z軸矢量方向不變X Y平面矢量繞Z軸方向不斷變化X Y平面矢量相位隨機不形成宏觀磁化矢量 進動時核磁矩各分量的運動 在靜磁場中 核磁矩圍繞 0進動 運動軌跡為圓錐進動的特征頻率 拉莫頻率 0 Larmorfrequency 0 0拉莫進動 核磁矩的進動 0取決于 原子核種類外加磁場強度 二 磁共振現(xiàn)象 分子 原子或原子核能級在外磁場中劈裂后 當外界電磁場 電磁波 的頻率適當 光子能量適當 時 處于低能態(tài)的分子 原子或原子核等吸收電磁波的能量躍遷至高能態(tài) 這種現(xiàn)象稱為磁共振現(xiàn)象 核磁共振NMR的條件原子核在進動中吸收外界能量產(chǎn)生能級躍遷現(xiàn)象外界能量短射頻脈沖激發(fā)源射頻磁場RF自旋磁矩在主磁場中進動 核磁共振NMR的條件射頻脈沖頻率必須與磁場中自旋磁矩的旋進頻率相同 與宏觀磁化M的固有頻率相同 與質(zhì)子的拉莫頻率相同 射頻對自旋系統(tǒng)做功 系統(tǒng)內(nèi)能增加 在RF激發(fā)下 宏觀磁化矢量產(chǎn)生共振 NMR 三 磁共振的宏觀描述 1 磁化現(xiàn)象 作為宏觀物體 包含大量的自旋磁矩 即大量的微小磁體 但是 一般物體并不對外顯磁性 是由于這些小磁體雜亂無章的排列 磁性相互抵消 對外不顯磁性 在外磁場的作用下 這些磁矩有沿外磁場排列的趨勢 從而對外顯磁性 這就是我們熟知的磁化現(xiàn)象 激發(fā) 射頻磁場對自旋系統(tǒng)的作用過程核磁共振 原子核自旋系統(tǒng)吸收相同頻率的射頻磁場能量而從平衡態(tài)變?yōu)榧ぐl(fā)態(tài)的過程系統(tǒng)激發(fā)后特征 MZ M0 MXY 0 飽和現(xiàn)象 Saturation 自旋核系統(tǒng)對射頻能量的吸收減少或完全不能吸收 導致NMR信號減小或消失的現(xiàn)象化學位移 chemicalshift 由化學環(huán)境不同而引起的共振頻率偏移的現(xiàn)象 MRI中的弛豫原子核系統(tǒng)從受激的不平衡態(tài)向平衡態(tài)恢復的過程包括兩方面 縱向磁化分量MZ的恢復橫向磁化分量MXY的衰減 磁化強度矢量的弛豫過程 核磁化強度的運動 Bloch方程 核磁化強度的運動 Bloch方程 2 射頻電磁波對樣品的激勵 如圖 在射頻電磁波旋轉(zhuǎn)磁場的作用下 磁化強度矢量或宏觀磁矩矢量沿著如圖所示的曲線變化 從而改變了宏觀磁矩的大小和方向 在磁共振中主要是改變方向 角脈沖 射頻 RF電磁波 脈沖使磁化矢量偏離外磁場方向的角度 與脈沖時間成正比 ElectromagneticExcitationPulse RFPulse 0 t Fo Fo Fo 1 t Time Frequency t Fo Fo DF 1 t FT FT 3 自由感應(yīng)衰減信號 freeinduceddecay FID 射頻脈沖停止后樣品的射頻輻射 1 弛豫過程 relaxationprocess 磁矩在射頻場結(jié)束后 在主磁場的作用下 進行 自由旋轉(zhuǎn) 由于粒子之間的能量交換 所有磁矩將從不平衡態(tài)逐漸過渡到平衡態(tài) 這一過程稱為弛豫過程 這一過程將發(fā)生相對獨立的縱向弛豫和橫向弛豫 下面以90度脈沖后弛豫過程加以說明 a 橫向弛豫 在垂直于主磁場的橫向磁化矢量由初始值逐漸復零的過程 滿足下式 T2稱為橫向弛豫時間 經(jīng)過T2 Mxy減少63 由于磁矩之間的相互作用 各磁矩的旋進速度不一樣 從而使基本一致的取向逐漸消失 變?yōu)樵跈M向雜亂無章的排列 從而使橫向磁化矢量減小至最后為零 又稱自旋 自旋弛豫 主要反應(yīng)樣品磁環(huán)境的不均勻性 b 縱向弛豫 和主磁場方向平行的磁化矢量由零逐漸恢復最大值的過程 滿足下式 T1稱為縱向弛豫時間 經(jīng)過T1 Mz恢復63 這是由于熱輻射的存在 從低能態(tài)躍遷至高能態(tài)的磁矩逐漸躍遷至低能態(tài) 恢復平衡態(tài) 這一馳豫過程常又稱熱弛豫或自旋 晶格弛豫 主要反映局部的能量交換信息 一般說來 縱向弛豫時間遠大于橫向弛豫時間 而且 不同的組織與器官的弛豫時間顯著不同 從而對軟組織及器官有特殊的分辨能力 在主磁場為0 4 2T時 人體組織T1 103ms T2 102ms 縱向弛豫與縱向弛豫時間常數(shù)的關(guān)系t T1時 Mz M0 1 e 1 63 縱向磁化對比 組織對比 各種組織在縱向磁化完全恢復之前 已恢復的縱向磁化內(nèi)產(chǎn)生的不同組織T1不同而形成縱向磁化不同的現(xiàn)象 不同組織的縱向弛豫時間常數(shù) 橫向弛豫與橫向弛豫時間常數(shù)的關(guān)系t T2時 MXY M0 1 e 37 在1 0T磁場中不同組織的橫向弛豫時間常數(shù) T2 弛豫 有效橫向弛豫T2 弛豫效應(yīng) 由于磁場不均勻性所致橫向弛豫效應(yīng)T2 弛豫 由T2弛豫效應(yīng)和T2 弛豫效應(yīng)共同作用所產(chǎn)生的橫向弛豫1 T2 1 T2 1 T2 T2 T2 和T2 衰減的關(guān)系 T2 加權(quán)又稱磁敏感加權(quán)磁敏感對比MRI常采集T2 產(chǎn)生T2 加權(quán)圖象 用于發(fā)現(xiàn)具有磁化率不同的病灶 自由感應(yīng)衰減信號 freeinductiondecaysignal FID 射頻脈沖停止 橫向磁化矢量MXY在X Y平面以拉莫頻率自由旋進 相位相干逐漸消失 MXY迅速衰減 翻轉(zhuǎn)角 自由感應(yīng)衰減信號FID 以拉莫頻率在X Y平面內(nèi)自由旋進的橫向磁化矢量 在線圈內(nèi)感應(yīng)出與拉莫頻率相同 幅度快速衰減的MR的波動信號 自由感應(yīng)衰減信號 FID不包含位置信息FID是NMR信號源FID又稱自由進動衰減自由進動 射頻場作用停止后磁化矢量M的運動 自旋回波的信號 1 自旋回波靜磁場的不均勻性所致的自旋磁矩去相位效應(yīng)T2 可用180 翻轉(zhuǎn)脈沖重聚相位而產(chǎn)生回波信號 相位重聚 180 翻轉(zhuǎn)脈沖作用后 慢頻率自旋磁矩在遠位趕上快頻率自旋磁矩的過程自旋回波信號 隨著相位的重新聚合 產(chǎn)生的新的MR信號 Hahn回波 沿與激發(fā)脈沖垂直方向施加180 翻轉(zhuǎn)脈沖 所產(chǎn)生的回波 回波在 Y方向CPMG自旋回波序列 沿激發(fā)脈沖方向施加180 翻轉(zhuǎn)脈沖 所產(chǎn)生的回波 回波在 Y方向 與FID同相位的SE Hahn回波 與FID反相的SE CPMG回波 回波時間TE自旋回波信號幅度隨相位重聚達到峰值的時間 回波時間信號的變化180 翻轉(zhuǎn)脈沖只能使由于靜磁場不均勻所造成的自旋去相位產(chǎn)生相位重聚 自旋回波信號的變化 四 弛豫時間的測量 自旋回波 SE 法 在磁共振現(xiàn)象中 物質(zhì)的宏觀磁化強度及變化與自旋核的密度 T1 T2密切相關(guān) 但這些信息不能直接測出 只能通過弛豫過程中輻射的射頻信號來分析 180度脈沖的作用 使去相位狀態(tài) dephase 變?yōu)樵谙辔粻顟B(tài) inphase 考慮自旋核運動 如血流 時 討論 自由衰減速信號包含了 T1 T2信息 不同時刻測得的信號各因素起的作用 權(quán)重 不一樣 可以通過不同時刻測得的自由衰減信號聯(lián)立解方程求出上述三個物理量 這就是核磁共振成像的數(shù)理基礎(chǔ) 第二節(jié) 圖像重建原理 一 加權(quán)圖像 imagineweight IW MR回波信號僅由 自旋核密度 決定 稱為 加權(quán) MR回波信號由 自旋核密度 和T2決定 稱為T2加權(quán) MR回波信號由 自旋核密度 和T1決定 稱為T1加權(quán) 通過 的測量可以判斷自旋核的密度 例如 人體氫核磁共振圖像反映不同組織含水量的多少 T1 T2的測量可能反應(yīng)自旋核所處的化學環(huán)境的差異 如水以自由水還是結(jié)合水存在 或者氫核存在于特定的原子團中等 對于揭示能量代謝和生化反應(yīng)的過程很有幫助 磁共振技術(shù)必將在未來的人體檢查中發(fā)揮越來越重要的作用 二 空間位置編碼 我們測到的MR信號 但如何知道這一信號來自何處呢 收音機給了我們有益的啟示 如果空間兩點的磁場強度不同 則與之發(fā)生共振的射頻頻率不同 從而依據(jù)共振頻率可確定磁場強度 進而確定空間位置 這就是層面選擇的原理 1 層面選擇 樣品中加一個均勻的主磁場B0后 再在主磁場上加一不均勻的梯度磁場BG 從而使不同層面的磁場強度不一樣 共振頻率不一樣 依據(jù)不同的共振頻率可以確定自旋核所處的層面 層厚取決于對頻率差別的區(qū)分能力 梯度磁場的梯度大小 一般為3 20mm 梯度場與層面厚度的關(guān)系 1 選層梯度GSS2 相位重聚梯度 與選層梯度脈沖相位相反 180 使層面內(nèi)質(zhì)子相位相干 補償信號幅度的降低 選層梯度及相位重聚梯度 相位重聚梯度 2 相位編碼 在激勵脈沖結(jié)束后 在沿層面的Y軸方向加一短時間的梯度磁場GY 由于不同Y坐標的自旋磁矩的進動頻率不一樣 從而在磁場GY撤除后 磁矩的位相不一樣 依據(jù)位相的不同可以區(qū)分Y坐標 這稱為相位編碼 v1 v2 v3分別表示相位編碼方向上三個相鄰的體素1 開始時所有體素的磁化矢量M1 M2 M3相位相同并以相同頻率進動 t 0時 相位編碼梯度Gy開啟 相位編碼數(shù)學原理 Gy加入前磁化矢量的相位 相位編碼數(shù)學原理 相位編碼數(shù)學原理 2 Gy作用下 相位編碼方向上各體素處于不同磁場 沿相位編碼方向各磁化強度矢量進動頻率為 y B0 yGy v3進動頻率 v2進動頻率 v1進動頻率 相位編碼數(shù)學原理 3 進動頻率不同導致進動相位不同相位編碼梯度持續(xù)時間tyty時間后各體素的進動相位 y y ytv B0 yGy tv相位差 y yGytv yytv Gy對相位的作用 4 t ty時刻 相位編碼梯度關(guān)斷各體素再次置于相同的外磁場 進動頻率恢復Gy作用前數(shù)值Gy誘發(fā)的進動相位差保留 相位記憶 相位編碼數(shù)學原理 3 頻率編碼 在相位編碼結(jié)速后 沿X軸方向加一梯度磁場GX 從而使不同X坐標的自旋磁矩的進動頻率不一樣 進而依據(jù)這種進動頻率的差異來確定X坐標 稱為頻率編碼 通過空間編碼以后 不同體素發(fā)射的MR信號頻率 相位 相位變化率不同 依據(jù)這些信息和信號強度可正確地重建圖像 沿x軸方向施加x梯度Gx 與y軸平行的各列體素的進動頻率 x為 x B0 xGx x是x的函數(shù) 不同的x決定了不同的進動頻率所接受的信號中已包含有體素的空間位置信息 頻率編碼數(shù)學原理 頻率編碼數(shù)學原理 頻率編碼梯度一般只在NMR信號出現(xiàn)時施加 所以又被稱為讀出梯度或測量梯度 每個測量周期的頻率編碼脈沖均相同 頻率編碼基本特征 頻率編碼信號特征 頻率編碼信號特征 三 磁共振成像系統(tǒng) 1 磁場系統(tǒng) 1 靜磁場 是核心部鍵 要求磁場強度大 1T 且要求均勻度高 常用超導電磁體產(chǎn)生 維護費用高 也是磁共振系統(tǒng)的關(guān)鍵部鍵 2 梯度磁場 3個 是空間編碼磁場 比靜磁場小得多 約百分之一 2 射頻率系統(tǒng) 由射頻發(fā)生器 射頻接收器 控制系統(tǒng)組成 3 圖像重建系統(tǒng) 核心是計算機處理系統(tǒng) 處于靜磁場的成像物體 用Z軸方向的梯度磁場選擇層面 用X軸方向的梯度磁場頻率編碼 用Y軸方向的梯度磁場相位編碼 信號采集 信號處理 得到數(shù)字圖像 層面圖像顯示 磁共振成像過程框圖 磁共振成像過程 1 梯度周期與成像時序 1 t 0時刻Gz開啟 同時產(chǎn)生90 射頻脈沖激勵限制在Gz所決定的特定平面內(nèi) 受激層面宏觀磁化矢量M倒向xoy面2 t t1時刻Gz關(guān)斷 相位編碼梯度Gy加入t1 t2Gz持續(xù)時間 相位編碼梯度脈寬ty t2 t1FID信號出現(xiàn) 但暫不檢測ty稱為預備期 3 t t2時刻 Gy關(guān)斷 Gz再一次開啟限制180 重聚焦脈沖僅作用于既定層面4 t t3時刻 頻率編碼梯度Gx出現(xiàn)t3 t5Gx持續(xù)時間 采樣從回波信號的峰值開始檢測期 Gx的脈寬tx t5 t3 5 t5 t6延遲時間等待宏觀磁化矢量Mz恢復至其穩(wěn)態(tài)值M0 為下一次掃描做準備t0 t6 重復時間TR 反映每個掃描周期的長短t0 t4 回波時間TE 2 MRI圖像重建過程 2 MRI圖像重建過程 FrequencyandPhaseAreKeyParameterinMRImaging ThespatialinformationoftheprotonpoolscontributingMRsignalisdeterminedbythespatialfrequencyandphaseoftheirmagnetization GradientMagneticField Gradientcoilsgeneratespatiallyvaryingmagneticfieldsothatspinsatdifferentlocationprecessatfrequenciesuniquetotheirlocation allowingustoreconstruct2Dor3Dimages XgradientYgradientZgradient x y z x z z x y y ASimpleExampleofSpatialEncoding w oencoding w encoding ConstantMagneticField VaryingMagneticField SpatialDecodingoftheMRSignal FrequencyDecomposition 應(yīng)用專用的圖像處理計算機 圖像處理器 中進行圖像重建2DFT成像方法中 圖像重建所進行的運算主要是快速傅里葉變換 FFT thefastFouriertransform FFT包括行和列兩個方向 運算量極大 FFT的快慢 基本上決定著圖像重建的速度 3 圖像重建 每幅圖像對應(yīng)兩個原始數(shù)據(jù)矩陣 信號的實部矩陣 信號的虛部矩陣 實部和虛部矩陣送入傅里葉變換器 行和列兩個方向快速傅里葉變換 還原出帶有定位信息的實部和虛部圖像矩陣 圖像處理器對兩個矩陣的對應(yīng)點取模 得出一個新矩陣 模矩陣 行和列數(shù)分別為L和C 模矩陣中元素值大小正比于每個體素NMR信號強度 以其作為亮度值得出所需的圖像 第三節(jié) 磁共振成像的質(zhì)量控制 一 信噪比 正確信號與噪聲信號之比 影響因素主要有 能級劈裂間距 由磁場大小決定 體素大小 自旋核密度 T2 接收線圈形狀 樣品和線圈的溫度等 增大V可提高信噪比 但會降低空間分辨力 增加磁場強度可提高信噪比 對磁場的要求高 同時會增加RF能量 人體劑量增加 二 均勻度 主要由靜磁場B0的均勻度決定 因為人體內(nèi)的磁環(huán)境相差很小 靜磁場很小的不均勻度將掩蓋這種差異 靜磁場的不均勻性要求在百萬分之幾 三 線性度 決定于梯度磁場的線性度 四 空間分辨力 指單個體素的大小 主要由三個梯度磁場的梯度和靜磁場及檢測器對頻率差異的區(qū)分能力決定 五 對比度 核磁共振圖像有三種加權(quán)圖像 根據(jù)具體情形可以選擇適當?shù)募訖?quán)圖像 以氫核為例 由于除骨外 人體其他組織的含水量差別并不大 即 加權(quán)圖像的對比度并不大 但病變組織和正常組織T1 T2的差別大 因此可以用T1或T2加權(quán)圖像 在需要時 可以用造影劑來增加對比度 討論 磁共振成像的優(yōu)缺點 優(yōu)點 多個參數(shù)成像 診斷信息豐富 無電離輻射 安全 組織分辨力強 容易觀察心臟和血管系統(tǒng) 不需造影劑 掃描 切層 靈活 缺點 掃描時間長 空間分辨力不理想 第四節(jié) 脈沖序列構(gòu)成 磁共振成像的脈沖序列是各種參數(shù)測量技術(shù)的總稱 質(zhì)子密度 T1 T2弛豫時間以及流動效應(yīng)等都是組織的本征參數(shù) 通過它們可以推知組織結(jié)構(gòu)甚至功能狀態(tài) 在MR中參數(shù)測量通過對90 或180 射頻脈沖及梯度脈沖的適當編排實現(xiàn) 脈沖的幅度 寬度 間隔時間 施加順序直接影響信號的產(chǎn)生和空間編碼 MRI信號強度取決于多參數(shù) 多因素對信號的貢獻可由RF脈沖的大小 形狀 梯度脈沖的幅值及寬度 數(shù)據(jù)采集時間等控制 脈沖序列設(shè)置 射頻脈沖 梯度脈沖順序設(shè)置 脈沖參數(shù) 時序設(shè)置 具有一定帶寬 一定幅度的射頻脈沖與梯度脈沖的有機組合典型MRI序列由自旋準備和信號產(chǎn)生兩個功能單元組成 1 脈沖序列構(gòu)成 2 脈沖序列分類 按檢測信號類型分直接測定FID信號的序列測定自旋回波的序列測定梯度回波的序列按序列用途分通用序列 人體組織正常成像專用序列 心臟電影 脂肪抑制序列等按成像速度分快速成像序列 普通序列 翻轉(zhuǎn)恢復序列 飽和恢復序列 3 脈沖序列參數(shù)的定義 一 時間參數(shù)1 重復時間 TR 脈沖序列執(zhí)行一遍所需時間 2 回波時間 TE 從第一個RF脈沖到回波信號產(chǎn)生所需時間多回波序列中在自旋回波和梯度回波序列中TE和TR共同決定圖像的對比度 RF脈沖到第一個回波信號產(chǎn)生所需時間稱TE1 RF脈沖到第二個回波信號產(chǎn)生所需時間稱TE2 3 反轉(zhuǎn)時間 TI invertiontime 在反轉(zhuǎn)恢復序列中 180 反轉(zhuǎn)脈沖與90 激勵脈沖之間的時間間隔 檢測對象 組織T1特性根據(jù)臨床需要進行選擇TI 對脂肪信號實施壓制時短TI掃描 辨別腦灰質(zhì)和腦白質(zhì)時取長TI 4 快速成像序列的參數(shù) 1 回波鏈長度 ETL echotrainlength 掃描層中每個TR時間內(nèi)用不同的相位編碼來采樣的回波數(shù) 2 回波間隔時間 ETS echotrainspacing 快速自旋回波序列回波鏈中相鄰兩個回波之間的時間間隔 決定序列回波時間長短 圖像對比度 3 有效回波時間 ETE effectiveechotime 在最終圖像上反映出來的回波時間 當相位編碼梯度幅度為零或零附近時 所采信號的回波時間 影響圖像對比度 5 圖像對比度與加權(quán) 一 T1值和T1圖像對比度 兩種組織的縱向弛豫曲線 T1圖像對比度的形成 二 T2值和T2圖像對比度 T2圖像對比度的形成 t TE時獲得最大圖像對比 三 質(zhì)子密度圖像對比度 體素內(nèi)質(zhì)子密度決定弛豫過程中縱向磁化的最大值 組織質(zhì)子密度差產(chǎn)生的對比稱質(zhì)子密度對比度 突出質(zhì)子密度分布的圖像叫質(zhì)子密度像 質(zhì)子密度對比度的形成 具有相同T1值 質(zhì)子密度不同的組織弛豫過程 t 1500ms兩種組織的縱向磁化差達到最大 在MRI脈沖序列中 通常用改變TR的方法來達到獲取最大質(zhì)子密度對比的目的 要得到突出質(zhì)子密度對比的圖像 TR只能在弛豫過程的后期選取 TR 3T1可產(chǎn)生幾乎是單質(zhì)子密度對比圖像 經(jīng)過3T1時間 組織的縱向磁化可恢復其穩(wěn)態(tài)值的95 以上 T1對比度和質(zhì)子密度對比度的差別 T1對比度由宏觀磁化強度矢量的變化率產(chǎn)生質(zhì)子密度對比度由磁化強度矢量的最大值決定弛豫階段的早期以T1對比度為主 弛豫后期質(zhì)子密度對比度占優(yōu)勢 隨縱向磁化最大值的趨近 T1對比度逐漸被質(zhì)子密度對比度取代 T1加權(quán)像 短TE TR 短T1組織吸收能量多顯示強信號 長T1組織因飽和不能吸收太多能量 表現(xiàn)低信號組織間信號強度的變化使圖像的T1對比度得到增強由于信號檢測總是在橫向進行 采用短TE可最大限度削減由于T2弛豫造成的橫向信號損失 排除了T2的作用 T2加權(quán)像 長TE TR 長TR時掃描周期內(nèi)縱向磁化矢量已按T1時間常數(shù)充分弛豫采用長TE 信號中T1效應(yīng)被進一步排除 可突出液體鄧橫向弛豫較慢的組織信號 一般病變部位都會出現(xiàn)大量水的聚集 用T2加權(quán)像可以非常滿意的顯示這些水的分布 因此在確定病變范圍上有重要作用 質(zhì)子密度加權(quán)像 長TR短TE 長TR可使組織的縱向磁化矢量在下一個激勵到來之前充分弛豫 削減T1對信號的影響 短TE主要削減T2對圖像的影響 這是圖像對比度僅與質(zhì)子密度有關(guān) 無論何種加權(quán)像 均會包含一定的質(zhì)子密度 T1和T2對比度 因為無論TR和TE如何取值 縱向磁化MZ總是受質(zhì)子密度的影響 在可供測量的信號出現(xiàn)之前 一定程度的弛豫已經(jīng)發(fā)生 通過序列參數(shù)的選擇 總能使圖像的某種對比度得以突出 同時使其它對比度的影響大大降低 6 序列參數(shù)的優(yōu)化 一 序列參數(shù)分類初級參數(shù)TR TE TI 等導出參數(shù)圖像對比度 空間分辨率 SNR 成象時間 磁共振成像脈沖序列常用參數(shù) 二 參數(shù)優(yōu)化內(nèi)容1 對比度的影響參數(shù)及優(yōu)化影響參數(shù)TR TE TI 2 空間分辨率的影響參數(shù)及優(yōu)化3 信噪比的影響參數(shù)及優(yōu)化 K空間 K空間是傅立葉變換磁共振成像方法中的一個重要概念 在傅立葉變換磁共振成像方法中 K空間實際就是真實空間的傅立葉變換鏡像空間 K空間 K空間就是存放磁共振成像用原始數(shù)據(jù)的地方 也就是說 這些數(shù)據(jù)是由脈沖序列運行時采集來的 在進行傅立葉變換后 就能變成圖像 K空間的每一行都是在加有頻率編碼梯度 也稱讀梯度 的時候采集的 二維傅立葉變換成像時每一行都對應(yīng)于一個特定的相位編碼梯度 而三維傅立葉變換成像時 每一行都對應(yīng)于一個相位編碼梯度和選片編碼梯度 K空間 相位編碼和選片編碼梯度的幅度決定了它所編碼的信號的大小 例如 在任何序列里 K空間的中心行使用最小的編碼梯度 成像區(qū)域各質(zhì)子相位發(fā)散程度最小 因而產(chǎn)生最大幅度的信號 相應(yīng)地 較大幅度的編碼梯度產(chǎn)生較小的信號 但提供圖像的空間信息 可以這樣簡單理解 編碼步數(shù)越多 圖像空間分辨率越高 越銳利 K空間 K空間某一位置的信息并不簡單對應(yīng)于圖像的這一位置 也就是說 K空間的右上角并不對應(yīng)于圖像的右上角 K空間的每一點都包含了整個圖像的信息 K空間的不同位置