第五章 磁共振成像課件

第五章磁共振成像第五章磁共振成像第五章磁共振成像內(nèi)容梗概磁共振信號與加權(quán)圖像磁共振圖像重建快速成像序列磁共振血管成像磁共振圖像質(zhì)量評價第五章磁共振成像第一節(jié)磁共振信號與加權(quán)圖像

第五章磁共振成像MRI成像含奇數(shù)質(zhì)子的原子核均在其自旋過程中產(chǎn)生自旋磁動量，即磁矩以矢量描述.核磁矩的大小是原子核的固有特性，它決定MRI信號的敏感性.氫原子核只有單一質(zhì)子具有最強的磁矩氫質(zhì)子在人體內(nèi)分布廣，數(shù)量多，MRI均選用氫為靶原子核.第五章磁共振成像人體質(zhì)子在磁場中第五章磁共振成像共振現(xiàn)象第五章磁共振成像第五章磁共振成像MRI成像基本原理外來射頻脈沖停止后，由M0產(chǎn)生的橫向磁化矢量在晶格磁場作用下由XY平面逐漸回復(fù)到Z軸。同時以射頻信號的形式放出能量。發(fā)出的射頻信號被體外線圈接受。經(jīng)計算機處理后重建成圖像。第五章磁共振成像MRI應(yīng)用中常用概念馳豫：指磁化矢量恢復(fù)到平衡態(tài)的過程.磁化矢量越大，MRI探測到的信號越強.第五章磁共振成像MRI應(yīng)用中常用概念T1時間：測量縱向馳豫的時間。定義：縱向磁化矢量從最小恢復(fù)至平衡態(tài)的63%所經(jīng)歷的馳豫時間。不同的組織T1時間不同，產(chǎn)生MR信號強度上的差別，圖像上為灰階的差別。第五章磁共振成像MRI應(yīng)用中常用概念T2時間：測量橫向馳豫的時間。定義：橫向磁化矢量從由最大衰減至37%所經(jīng)歷的馳豫時間。不同的組織T2時間不同，產(chǎn)生MR信號強度上的差別，圖像上為灰階的差別。第五章磁共振成像MRI成像技術(shù)采用不同的掃描序列和成像參數(shù)T1加權(quán)像、T2加權(quán)像、質(zhì)子加權(quán)像自旋回波（SE）、梯度回波、平面回波等第五章磁共振成像MRI圖像特點主要反映組織間的信號強度。T1加權(quán)像反映組織間T1的差別，有利于觀察解剖結(jié)構(gòu)。T2加權(quán)像反映組織間T2的差別，顯示病變組織好。第五章磁共振成像自旋回波（SE）：重復(fù)時間（TR）

回波時間（TE）加權(quán)成像TR（ms）TE（ms）T1WI短<=

500短<=

30T2WI長>=

2000長>=

60PdWI長>=

2000短<=

30第五章磁共振成像磁共振檢查技術(shù)術(shù)語平掃（T1WI、T2WI、PDWI）增強（T1WI）動態(tài)增強（DynamicMR）磁共振血管造影（MRA）脂肪抑制成像（STIR)水抑制成像（FLAIR）水成像（MRCP、MRU、MRM）灌注成像（Perfusion）彌散成像（Diffusion）功能成像（functionMR）第五章磁共振成像16加權(quán)圖像(imagingweighting，IW)

在MRI中，當(dāng)不考慮血流顯像時，成像參數(shù)為ρ、T1、T2；把血流顯像考慮進去時，成像參數(shù)為T1、T2、v、ρ。出于分析圖像的方便，希望一幀MRI的斷面圖像主要由一個成像參數(shù)決定，這就是MRI中圖像加權(quán)的概念。第五章磁共振成像17第二節(jié)

磁共振圖像重建

組成灰度數(shù)字圖像的基本單元是像素像素只有兩個基本信息：像素位置信息和像素灰度信息像素位置信息表示圖像中的該像素對應(yīng)人體內(nèi)的體素位置像素灰度信息表示對應(yīng)體素的檢測信息的強度對磁共振而言,實現(xiàn)像素與體素對應(yīng)的手段是施加三個維度上的梯度磁場不同成像手段進行位置對應(yīng)的手段不同不同成像手段的檢測信息不同對磁共振而言,檢測的生物體信息是磁共振信號第五章磁共振成像18在Z方向疊加的強度隨Z變化的磁場，叫Z方向梯度場；

在X方向疊加的強度隨X變化的磁場，叫X方向梯度場;

在Y方向疊加的強度隨Y變化的磁場，叫Y方向梯度場;NSB0B0ZB0+B(z)0

NSB0B0XB0+B(x)0

NSB0B0YB0+B(Y)0

三個基本梯度場第五章磁共振成像19人體的三面示意圖橫斷面冠狀面矢狀面第五章磁共振成像20空間的三維水平磁場垂直磁場B0（Z）B0(Z)一般常導(dǎo)和超導(dǎo)磁體產(chǎn)生水平磁場，水平方向（人體長軸）為Z方向一般永磁體產(chǎn)生垂直磁場，垂直方向為Z方向，人體長軸一般定義為X方向YZXZXY第五章磁共振成像21在Z方向疊加梯度場可以選擇層面，RF的頻帶寬度與梯度強度共同決定層厚。選層梯度Gs層厚與梯度強度成反相關(guān)層厚與射頻頻寬成正相關(guān)22第五章磁共振成像選層梯度Gs頻率范圍即頻寬Δv很小，用于選層激勵第五章磁共振成像23選層梯度Gs－回歸脈沖

在層內(nèi)的自旋核可以處在不同的z上，其旋進的速度不同，使自旋核進入去相位狀態(tài)，使Mxy衰減，為此常常在梯度磁場脈沖之后，加入—個與其方向相反的梯度磁場脈沖，稱為回歸脈沖，使自旋核的相位回歸，以減少信號測量的損失。第五章磁共振成像24在X方向疊加一線性梯度場，可使沿X向質(zhì)子所處磁場線性變化,從而共振頻率線性變化,將采集信號經(jīng)傅立葉變換后即可得到頻率與X方向位置的線性一一對應(yīng)關(guān)系.頻率編碼梯度Gf（讀出梯度Gro）成像層面的X向位置采集信號經(jīng)傅立葉變換后的頻譜二者一一對應(yīng)第五章磁共振成像25相位編碼梯度GpGp施加之前,質(zhì)子沿Y向進動頻率相位均相同施加GP,質(zhì)子沿Y向所受磁場線性,進動頻率線性,相位線性Gp結(jié)束后,Y向磁場均勻,質(zhì)子進動頻率一致,但線性相位保留下來,并與Y向位置一一對應(yīng)第五章磁共振成像26三梯度施加時序(SE序列為例,采集矩陣128*128)RF:Gs:Gp:Gro:SIG:射頻激勵脈沖選層梯度相位編碼梯度,需要反復(fù)施加128次,且幅度線性變化頻率編碼梯度,又稱讀出梯度回波信號FID信號第五章磁共振成像27體層圖像重建的時間估計在MR圖像重建中，沿相位編碼方向排列的體素個數(shù)決定了在一個成像周期內(nèi)相位編碼的重復(fù)次數(shù)，這是MRI成像速度較慢的主要原因。在SE序列中完成一個層面的成像時間Td可估計為：

Td＝TR×矩陣大小×n

脈沖重復(fù)時間重復(fù)測量次數(shù)提高測量的精度第五章磁共振成像28

K空間與磁共振圖像重建K空間:抽象的頻率空間,是一個以空間頻率為坐標(biāo)軸的空間坐標(biāo)系所對應(yīng)的空間。時間頻率：單位時間內(nèi)波動的周期數(shù)(Hz)?？臻g頻率：沿空間某一方向單位距離內(nèi)波動的周期數(shù)（Hz/cm），是一個矢量。K空間的空間頻率分布是中心頻率為零，距中心頻率越遠，頻率越高。第五章磁共振成像29磁共振信號的空間頻率均勻的靜磁場中，MR信號是一個具有單一旋進頻率的波動信號，不含任何空間位置信息和空間頻率信息。使用了梯度磁場之后，MR信號就具備了空間位置信息和空間頻率信息。采集到的MR信號，根據(jù)其相應(yīng)的空間頻率放到K空間相應(yīng)的位置中，不同空間頻率的MR信號放入K空間中不同的位置。第五章磁共振成像30K空間的性質(zhì)

儲存在K空間不同位置的MR信號對圖像的貢獻不同。中心部分對應(yīng)的MR信號空間頻率低，幅度大，主要形成圖像對比度。外圍部分對應(yīng)的MR信號空間頻率高，幅度小，主要形成圖像的分辨力。

kxky第五章磁共振成像K空間的性質(zhì)Ky＝0的中央行，MR信號是在Gy=0時獲得的，不存在相位編碼梯度磁場產(chǎn)生的散相，信號的幅度也就最大；Kx=0的中央列，kx=0，MR信號采集時正好是每個回波的中心，因而幅度最大。第五章磁共振成像32k-spaceandtheMRImagexyf(x,y)kxkyK-spaceF(kx,ky)Image-spaceduality第五章磁共振成像33k-spaceandtheMRImageeachindividualpointintheMRimageisreconstructedfromeverypointinthek-spacerepresentationoftheimageallpointsofk-spacemustbecollectedforafaithfulreconstructionoftheimage第五章磁共振成像34DiscreteFourierTransformF(kx,ky)isthe2DdiscreteFouriertransformoftheimagef(x,y)xyf(x,y)kxky

K-spaceF(kx,ky)image-space第五章磁共振成像35k-spaceandtheMRImageIftheimageisa256x256matrixsize,thenk-spaceisalso256x256points.Theindividualpointsink-spacerepresentspatialfrequenciesintheimage.Contrastisrepresentedbylowspatialfrequencies;detailisrepresentedbyhighspatialfrequencies.

第五章磁共振成像36lowspatialfrequencieshighspatialfrequenciesallfrequencies第五章磁共振成像37WavesandFrequenciessimplestwaveisacosinewavepropertiesfrequency(f)phase(

)amplitude(A)第五章磁共振成像38CosineWavesof

differentfrequencies第五章磁共振成像39CosineWavesof

differentamplitudes第五章磁共振成像40CosineWavesof

differentphases第五章磁共振成像41k-spaceRepresentationofWavesimagespace,f=4k-space第五章磁共振成像42k-spaceRepresentationofWavesimagespace,f=16k-space第五章磁共振成像43k-spaceRepresentationofWavesimagespace,f=64k-space第五章磁共振成像44ComplexWaveformSynthesisf4+1/2f16+1/4f32Complexwaveformscanbesynthesizedbyaddingsimplewavestogether.第五章磁共振成像45k-spaceRepresentationofComplexWavesf4+1/2f16+1/4f32imagespacek-space第五章磁共振成像46k-spaceRepresentationofComplexWaves“square”waveimagespacek-space第五章磁共振成像47Reconstructionofsquarewavefromtruncatedk-spacetruncatedspace(16)imagespacek-spacereconstructedwaveform第五章磁共振成像48Reconstructionofsquarewavefromtruncatedk-spacetruncatedspace(8)imagespacek-spacereconstructedwaveformThemostimportantsegmentofk-spaceisthemiddle.第五章磁共振成像49Reconstructionofsquarewavefromtruncatedk-spacetruncatedspace(240)imagespacek-spacereconstructedwaveformThemostimportantsegmentofk-spaceisthemiddle.第五章磁共振成像50傅立葉變換的作用：復(fù)雜的時間域信號簡單的頻率域信號傅立葉變換Amplitude第五章磁共振成像51二維傅立葉變換重建第五章磁共振成像52第四節(jié)磁共振血管造影(magneticresonanceangiography,MRA)

第五章磁共振成像應(yīng)用價值利用流動血液的MR信號與周圍靜止組織的MR信號差異建立圖像對比度。利用MR信號差異也可以用來測量血流速度、觀察血流狀態(tài)的特征。第五章磁共振成像54飛越時間和流入性增強

－以SE序列為例

血液流動造成的MR信號改變的現(xiàn)象（增強或減弱）稱為飛逝現(xiàn)象或時間飛越(Timeofflight，TOF)現(xiàn)象。第五章磁共振成像流入性增強

掃描層內(nèi)還未流出的自旋質(zhì)子處于部分飽和態(tài)(橫向幾乎已經(jīng)完全恢復(fù))，它們受到新的90o脈沖照射時，只能提供很小的MR信號或完全沒有信號(有時稱這些質(zhì)子不再接收新的90o脈沖激勵)；相反，新流進掃描層內(nèi)的血液Mz＝M0，它們受到新的90o脈沖照射時，將發(fā)出較強的MR信號，這稱之為流入性增強。56第五章磁共振成像預(yù)飽和技術(shù)

預(yù)飽和技術(shù)是針對流入性增強的反效應(yīng)而設(shè)計的。具體方法是在MRI的視野外的較大區(qū)域上施加一個額外激勵脈沖，也就是說血液在流入視野之前，自旋核已得到激勵達到預(yù)飽和，于是流入的血流不再接收激勵，信號喪失。

預(yù)飽和技術(shù)可以選擇性地在圖像上除掉動脈或靜脈血流的MR信號。第五章磁共振成像預(yù)飽和技術(shù)第五章磁共振成像58

相位效應(yīng)

靜止組織中自旋核由于梯度磁場造成的去相位狀態(tài)，可用180o脈沖的相位回歸作用來補償，但這一補償作用的條件是自旋核與磁場間的相對位置不變，顯然流動的血液中的自旋核不滿足這一條件，Mxy照樣快速衰減從而使MR信號減小，這一現(xiàn)象稱為流動血液的相位效應(yīng)。第五章磁共振成像59梯度運動回歸技術(shù)(gradientmotionrephasing，GMR)

利用梯度回波序列的特點，用小角度激勵和用一個方向與選層梯度磁場、層面頻率、相位編碼的梯度磁場方向相反，作用時間又極短的梯度磁場去代替180o脈沖。由于此梯度磁場作用極短，可以作到相位的補償作用與流速的大小無關(guān)，這一技術(shù)稱之為梯度運動回歸技術(shù)。第五章磁共振成像60非侵入性磁共振造影的方法

－時間飛越法（TOF）

TOF血管成像用具有非常短TR的梯度回波序列。由于TR短,靜態(tài)組織在沒有充分弛豫時就接受到下一個脈沖的激勵，在脈沖的反復(fù)作用下，其縱向磁化矢量越來越小，信號被衰減。第五章磁共振成像61非侵入性磁共振造影的方法

－相位對比(Phasecontrast)法

用雙極梯度對流動編碼，即在梯度回波序列的層面選擇與讀出梯度之間施加一個雙極的編碼梯度，該梯度由兩部分組成，這兩部分梯度脈沖的幅度和間期相同，而方向相反。第五章磁共振成像PCMRA

過程基本上由三步構(gòu)成：

1.采集兩組或幾組不同相位的運動質(zhì)子群的影像數(shù)據(jù)；

2.選取一種適宜的演算方法對采集的相位進行減影；靜態(tài)組織減影后相位為零，流動組織根據(jù)不同速度具有不同的相位差值，

3.將相位差轉(zhuǎn)變成像素強度顯示在影像上。第五章磁共振成像后交通支動脈瘤3D-MRA第五章磁共振成像3D-CEMRA的時間分辨率（胸腹部）第五章磁共振成像磁共振胰膽管造影（MRCP）3D-重T2WI（水成像）第五章磁共振成像66MRI–StepbystepB0STRONGEXTERNALMAGNETICFIELDELECTRICSIGNALRFPULSERELAXATIONSIGNALDETECTIONGZSPATIALLOCALIZATIONK-SPACESLICESELECTIONSAMPLINGIMAGERECONSTRUCTION第五章磁共振成像67第五節(jié)磁共振成像質(zhì)量監(jiān)控

內(nèi)部因素外部因素第五章磁共振成像第五節(jié)磁共振成像質(zhì)量監(jiān)控內(nèi)部因素由生物組織的種類及生理、生化特性決定，如T1、T2、ρ、化學(xué)位移、生理運動、相鄰組織的位置、大小等。第五章磁共振成像外部因素

脈沖序列對圖像質(zhì)量的影響;脈沖序列類型；TR、TE、TI；順磁性造影劑；激勵脈沖的偏轉(zhuǎn)角θ；

第五章磁共振成像影響信噪比的因素：層厚；視野FOV；像素矩陣；附加掃描參數(shù)：

激勵次數(shù)；層間距，由組織、器官的解剖形態(tài)診斷需要決定；

第五章磁共振成像與顯示血流狀態(tài)及功能圖像有關(guān)的因素：

RF線圈類型；層面方位角，頻率、相位編碼方向；

磁場均勻度；掌握各種參數(shù)對MR圖像質(zhì)量的影響及其相互關(guān)系，對于MR醫(yī)師及操作人員都是十分重要的。72第五章磁共振成像信噪比磁場強度大小主要由MRI中信號測量的信噪比要求決定，信噪比的定義是：在體素V上測得的信號S與相應(yīng)噪聲N的能量的比值。

接收線圈的半徑常數(shù)，與接收線圈的幾何形狀有關(guān)樣品的體積橫向弛豫時間核數(shù)密度樣品的溫度線圈的溫度第五章磁共振成像73信噪比在自旋核種類、信號采集系統(tǒng)固定時，信噪比主要決定于體素大小V和共振圓頻率ω0。V的增大，提高了信噪比，但要犧牲空間分辨力；磁場強度決定信號的頻率，提高ω0等于增大主磁場B0，同時RF能量也要相應(yīng)提高，人體劑量增加，目前認為0.1～3.0T是較適宜的主磁場的強度范圍。第五章磁共振成像74均勻度作為核磁共振系統(tǒng)核心部分的主磁體，是整個系統(tǒng)的關(guān)鍵部件。在整個掃描空間上能夠產(chǎn)生并維持強而均勻的恒定磁場．則是核磁共振成像的基礎(chǔ)。第五章磁共振成像實現(xiàn)磁場修正的方法1.在磁場適當(dāng)部位加入金屬材料(在設(shè)備安裝過程中，一次性安裝，調(diào)試完成的)，

2.采用補償線圈的方法來實現(xiàn)(比較靈活，可在MRI裝置運行中由主控系統(tǒng)調(diào)試完成)。第五章磁共振成像76線性度

梯度磁場不需要像靜磁場那樣均勻，只要求梯度場具有良好的線性。梯度場的磁場強度通常只有靜磁場的幾百分之一。梯度場的典型值是0.1G／cm到1G／cm。

第五章磁共振成像77空間分辨力

空間分辨力是指單個組織體素的大小。反映了圖像細節(jié)的可辨能力。78第五章磁共振成像空間分辨力

每個體素的尺寸是由三個因素決定的，即視野(fieldofview，F(xiàn)OV)、矩陣尺寸和層面厚度。因此通過減小體素，可以提高圖像的空間分辨力。在數(shù)據(jù)采集過程中，層面選擇梯度磁場決定了層面厚度d，視野D規(guī)定了選擇層面的幾何尺寸。能夠決定每個像素大小的是相位編碼和頻率編碼中的采樣個數(shù)即矩陣的維數(shù)。79第五章磁共振成像低對比度分辨力對比度：MRI有多個成像參數(shù)可供選擇，每個成像參數(shù)均對應(yīng)有對比度C，圖像對比度CI就是相鄰組織間的Tl、T2或質(zhì)子密度ρ的差別在圖像上的反映。一般改變圖像對比度的方法有兩種，其一是改變脈沖序列中的參數(shù)，其二是加入造影劑。

80第五章磁共振成像脈沖參數(shù)對對比度的影響

信號強度與脈沖序列的參數(shù)密切相關(guān)，選擇適當(dāng)?shù)膮?shù)如TR、TE,可提高圖像對比度。

第五章磁共振成像81利用造影劑提高對比度MRI的造影劑與x射線影像的造影劑有本質(zhì)的不同，它不直接參加成像，只是影響MRI的成像參數(shù)。目前的MRI造影劑分為陽性、陰性兩類，所謂陽性造影劑是使吸收造影劑的組織獲得高信號，而陰性造影劑則相反。第五章磁共振成像利用造影劑提高對比度MRI的造影劑是利用順磁性物質(zhì)造成自旋核T1、T2的改變，故稱之為順磁性造影劑。乙烯五胺乙酸(Gadolinium-DTPA)是陽性造影劑的代表，多用于腦組織造影。超順磁超微氧化鐵顆粒(ASG)是陰性造影劑的代表，多用于肝臟造影。83第五章磁共振成像圖像質(zhì)量參數(shù)間的相互影響成像的目標(biāo)是在最短時間內(nèi)獲得準(zhǔn)確的、足夠的信息。因此，信噪比、對比度、空間分辨力，成像時間是相互制約的。對比度一噪聲比是反映噪聲影響圖像質(zhì)量的參數(shù)，它是兩生物組織的信噪比之差，信噪比之差越大，越容易識別。第五章磁共振成像84圖像質(zhì)量參數(shù)間的相互影響信噪比和空間分辨力信噪比和空間分辨力第五章磁共振成像85

常見的MRI圖像偽影B0不均勻偽影梯度磁場偽影RF脈沖偽影串?dāng)_偽影；RF強度空間不均勻偽影；RF噪聲運動偽影磁敏感性偽影化學(xué)位移偽影混淆偽影（aliasingartifact）第五章磁共振成像86B0不均勻偽影

MRI中，梯度磁場的線性變化是空間定位的基礎(chǔ)。B0不均勻會破壞梯度磁場的線性變化，使得空間定位出現(xiàn)錯誤，以致圖像出現(xiàn)不規(guī)則變形、扭曲、局部變亮或變暗等現(xiàn)象。第五章磁共振成像87梯度磁場偽影由梯度磁場的非線性變化引起。引起梯度磁場非線性的原因除主磁場不均勻的原因外，主要還有兩點：梯度線圈產(chǎn)生的附加磁場總存在一定程度的非線性。梯度線圈產(chǎn)生的附加磁場在進行快速切換時，會在周圍的金屬結(jié)構(gòu)中感應(yīng)出渦流電流，這些渦流電流又會產(chǎn)生磁場，從而影響梯度磁場的線性。第五章磁共振成像88RF脈沖偽影（1）－－串?dāng)_偽影RF脈沖的頻譜不是嚴(yán)格的矩形，有余波，因此RF脈沖對所選斷層激勵時，相鄰層內(nèi)的自旋核也會受到激勵，使鄰層的結(jié)構(gòu)串進來。解決措施：相鄰層有一定間隔；交叉掃描技術(shù)；改善RF脈沖性能。第五章磁共振成像89RF脈沖偽影（2）

－－RF強度空間不均勻偽影

RF脈沖強度在空間不均勻時，會使層面內(nèi)不同的區(qū)域磁化矢量的翻轉(zhuǎn)角存在差異，從而引起圖像信號的不均勻。主要出在射頻線圈的幾何形狀和射頻衰減上。第五章磁共振成像90RF脈沖偽影（3）－－RF噪聲產(chǎn)生原因：外界環(huán)境存在的各種射頻信號，若其頻率和MRI成像中的質(zhì)子共振頻率一致，會明顯影響圖像質(zhì)量導(dǎo)致磁共振信號的丟失或背景噪聲的增強。解決辦法：提高檢查室的屏蔽性能，減少外來RF干擾；盡量移走電子設(shè)備，減少周圍電子設(shè)備產(chǎn)生的RF信號干擾；關(guān)閉磁體室門，以免外界干擾的進入。第五章磁共振成像91運動偽影（motionartifact）在MRI中，無論是自主性運動還是非自主性運動，都會產(chǎn)生MR信號的定位誤差或影響信號的強度。主要出現(xiàn)在相位編碼方向，因為引任何梯度磁場方向的運動均會導(dǎo)致相位積累，使得在相位編碼梯度磁場作用下得到的MR信號不能準(zhǔn)確定位。第五章磁共振成像磁敏感性偽影在MRI中，不同組織