第六章--磁共振成像第三節(jié)至第四節(jié)

1、,醫(yī)學(xué)影像物理學(xué),第六章磁共振成像,,,,主編：南京醫(yī)科大學(xué) 吳小玲編者 海 南 醫(yī)學(xué)院 許建梅 華北理工大學(xué) 侯淑蓮,第三節(jié) 快速成像序列,前面的研究以表明，實現(xiàn)快速成像可從三個方面入手，一是縮短TR，二是利用k空間共軛對稱性減少采集次數(shù)，三是在一個TR內(nèi)采集更多個Ny，四是綜合利用上述方法。這節(jié)將逐項研究，主要內(nèi)容如下：,一、梯度回波序列,縮短TR方式,小角度激發(fā),直接采集頻率編碼梯度的回波,實現(xiàn)條件

2、:主磁場均勻度達(dá)一定要求,,梯度回波（gradient echo，GRE或GE）序列又稱為場回波（field echo，F(xiàn)E）序列,采用小角度（<90°）RF激勵、短重復(fù)時間，用反轉(zhuǎn)梯度取代180°，重聚脈沖在磁化強(qiáng)度矢量形成穩(wěn)定平衡狀態(tài)下進(jìn)行信號采集。,GRE序列與SE序列主要區(qū)別,配制高強(qiáng)度的梯度場,使用反轉(zhuǎn)梯度取代180º相位重聚脈沖。,一、梯度回波序列,（1）信號產(chǎn)生的基本原理 小角度激

3、勵技術(shù),GRE序列中，用小于90º的?脈沖，在脈沖結(jié)束時，縱向磁化仍保持較大幅度，可短時間內(nèi)再激勵，縮短了激勵周期，橫向磁化仍可產(chǎn)生較大幅度信號。,例如，當(dāng)? =20º時,僅過數(shù)十毫秒，縱向磁化即可恢復(fù)到平衡狀態(tài)。,Mxy=34%M0Mz= 94% M0,1.基本GRE序列,一、梯度回波序列,x方向施加梯度場，通過切換，用梯度回波代替180º自旋回波，同時作為頻率編碼梯度，與消除頻率編碼散相原理相同。相

4、位重聚梯度的持續(xù)時間為去相位梯度時間的一倍。,。,大大節(jié)省了時間,一、梯度回波序列,梯度回波時序,梯度回波重聚的原理,一、梯度回波序列,梯度回波的形成原理,一、梯度回波序列,,一、梯度回波序列,梯度回波的形成,梯度回波與自旋回波相位重聚的比較,一、梯度回波序列,成像時間 采集一幅圖像,SE和IR序列成像總時間要幾分鐘，而GRE由于大大縮短了 成像時間縮短至幾十秒甚至幾秒。,一、梯度回波序列,,小翻轉(zhuǎn)角 5º～20&

5、#186; 、長TE(15~25ms) 、短TR （＜50ms) 形成 T2*加權(quán)圖像；,（2）加權(quán)圖像,T1加權(quán)圖像T2* 加權(quán)圖像質(zhì)子密度加權(quán)圖像,大翻轉(zhuǎn)角70º、短TE(5~10ms) 、短TR(＜50ms) 形成T1加權(quán)圖像,小翻轉(zhuǎn)角5º～20º、短TE(5~10ms) 、短TR(＜50ms)

6、 形成質(zhì)子密度加權(quán)圖像。,,一、梯度回波序列,原因： GRE序列,2.常用的梯度回波序列 基本GRE脈沖序列沒有實用價值,,每一次相位編碼過程中都會有上一次殘留的橫向磁化矢量參與，每條相位編碼讀出線的強(qiáng)度都有所增加，反映在圖像上沿相位編碼方向出現(xiàn)強(qiáng)信號亮線，稱為橫帶干擾偽像。為解決該問題梯度回波出現(xiàn)兩大脈沖系統(tǒng)，一是合理利用殘留的橫向磁化矢量脈沖系列，二是破壞掉橫向磁化矢量的脈

7、沖系列。,一、梯度回波序列,小角度傾倒后在z方向留下較大的 和處理后最大的 橫向磁矩， GRE序列中TR很短 脈沖多次作用下，縱向磁化會一步步變小，但恢復(fù)的速度又在一步步加快，于是在脈沖的多次激勵后這兩種相反的趨勢達(dá)到平衡，縱向磁化和橫向磁化在每一個的開始和結(jié)束時都具有相同的幅值。縱向磁化和橫向磁化處于動平衡中，這就是穩(wěn)態(tài)或穩(wěn)態(tài)自由旋進(jìn)（SSFP）。,(1) 穩(wěn)態(tài)自由旋進(jìn) 形成

8、條件：,,,,一、梯度回波序列,殘留的 匯聚于-y軸形成 時產(chǎn)生的負(fù)FID信號稱為SSFP -echo信號，又稱為重聚焦，發(fā)生在本次α角脈沖之前。,穩(wěn)態(tài)時MR信號包含兩種成份：,FID信號echo信號,echo信號,FID信號,RF脈沖激勵后產(chǎn)生的SSFP -FID信號。,產(chǎn)生,,一、梯度回波序列,(2)利用殘留的橫向磁化矢量脈沖系列 序列名稱 特點1）FISP序列

9、 采集SSFP-FID不抑制2）雙回波SSFP FID和echo信號都采集3）平衡式SSFP FID與echo橫向矢量完全融合,(3)破壞殘留的橫向磁化矢量脈沖系列 擾相GRE序列 特點：破壞掉殘余橫向分量 短TR、小 角可實現(xiàn)T1加權(quán)

10、 極短TR、 TE可實現(xiàn)重T1加權(quán),一、梯度回波序列,二、快速自旋回波序列,1．多回波SE序列,特點：,90º—TI—180º—TI—echo…180º—TI—echo…,多個回波對應(yīng)的是同一個相位編碼步，具有相同y坐標(biāo)，不能填進(jìn)同一個k空間，不能用于同一幅圖像，而填充到不同的k空間，得到不同參數(shù)加權(quán)的多幅圖像。,在90°脈

11、沖后施加相位編碼，而后以特定的時間間隔連續(xù)施加多個180°脈沖，由此產(chǎn)生多個自旋回波，通過頻率編碼后采集信號，從而形成多個有一定間隔的自旋回波。,二、快速自旋回波序列,多回波SE序列,二、快速自旋回波序列,快速自旋回波序列,二、快速自旋回波序列,FSE 序列與多回波SE序列比較,名詞術(shù)語,二、快速自旋回波序列,回波鏈：激勵脈沖后的每一組回波叫做一個回波鏈；回波鏈持續(xù)時間（echo train duration：）獲取這些回波

12、的時間；回波鏈長度（echo train length，ETL）：回波鏈中的回波數(shù)；回波間隙（echo space，ESP）：相鄰回波間的距離。,快速自旋回波序列,（1）FSE序列的掃描時間,由于回波鏈長(ETL)等于一個TR周期內(nèi)所獲得的回波數(shù) 。 增加回波鏈長可減少掃描時間。,,FSE掃描時間 t,二、快速自旋回波序列,優(yōu)點縮短掃描時間；對彌散效應(yīng)、磁化率效應(yīng)不敏感，圖像與常規(guī)SE圖像非常接近。,（2）相位編碼與k空間填充次序

13、,FSE序列中，k空間被分成ETL個區(qū)域或節(jié)段，,假定256×256像素的層面，ETL=4,經(jīng)過 64 個TR周期，k空間就被填滿，可形成一幅MR圖像。,二、快速自旋回波序列,64次激發(fā)的相位編碼 ky 在k空間的填充順序,二、快速自旋回波(fast spin echo , FSE )序列,多回波與快速自旋回波k空間填充次序 比較,多回波1,多回波2,二、快速自旋回波序列,多回波3,（3）有效回波時間與加權(quán)圖像,數(shù)據(jù)采集中，G

14、y=0產(chǎn)生的回波信號被填入 k空間中心行 (ky=0)， 該回波信號所對應(yīng)的回波時間稱為有效回波時間(TEeff)。,FSE序列中，填充在 k空間同一節(jié)段的回波具有相同回波時間， k空間中央部分對應(yīng)的回波時間就是有效回波時間。,選擇短TEeff得到的是質(zhì)子密度加權(quán)圖像；選擇長TEeff得到的是T2加權(quán)圖像。,一、快速自旋回波(fast spin echo , FSE )序列,二、快速自旋回波序列,各加權(quán)圖像對應(yīng)掃描參數(shù)：,①? - W

15、I： 短TE，20ms；長TR，2500ms；②T1-WI： 短TE ，小于20ms；短TR ，300~600ms；③T2-WI：長TE ，100ms；長TR ，2000ms以上。,缺點ETL對應(yīng)不同的TE 模糊效應(yīng)顯著，對比度低于SE；回波鏈的存在使TE 、 TR不能太短，影響T1WI質(zhì)量；脂肪信號超強(qiáng)；成像速度低于梯度回波。,二、快速自旋回波序列,采集正向相位編碼、零編碼以及少量負(fù)向相位編碼數(shù)據(jù)，根據(jù)對稱原理，利用正相位編碼數(shù)

16、據(jù)復(fù)制負(fù)相位編碼數(shù)據(jù)，形成一幅完整的圖像。,單次激勵快速自旋回波序列: 一次RF激勵后使用一連串180º相位重聚脈沖，采集一連串回波，一次激勵形成一幅圖像。,HASTE序列主要用于生成T2 加權(quán)圖像，采用單次激勵快速自旋回波序列，并結(jié)合半傅里葉數(shù)據(jù)采集技術(shù)，使一幅256×256矩陣圖像在1s內(nèi)可采集完畢。,3.FSE的拓展,（1）半傅里葉采集單次激勵快速自旋回波序列,二、快速自旋回波序列,（2）快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)自旋回波

17、序列,RF激勵方式與IR-SE相同采集方式與FSE相同 優(yōu)點與缺欠與FSE相同,（3）短 TR， T2WI的實現(xiàn)：最后一個ETL采集結(jié)束后加180º+（-90º）脈沖，相位重聚后磁矩返回z軸,二、快速自旋回波序列,（4）k空間的旋轉(zhuǎn)和放射狀填充 螺旋槳技術(shù)（propeller） 目的：為了進(jìn)一步加強(qiáng)FSE和FIR序列對各種原因造成的磁場不均勻的不敏感性；提高對比度和信噪比；為后臺數(shù)據(jù)處理提供足夠的基礎(chǔ)信

18、息；消除相位編碼方向上的運動偽影。,二、快速自旋回波序列,圖中一組平行線表示一個TR采集的一個ETL，這里 ETL=4,k空間填充的螺旋槳技術(shù)，ETL=4,(5) MR水成像,在FSE序列或HASTE序列中，選擇長TE、長TR的T2加權(quán)成像，在信號讀出時，大多數(shù)組織T2較短，橫向磁化基本衰減完畢, 信號很低；靜態(tài)液體T2較長，橫向磁化衰減較少，信號較高。,胰膽管、泌尿系統(tǒng)、椎管、內(nèi)耳、延腺、淚道、腦室和輸卵管等器官成像。,特點,應(yīng)用,

19、安全、無需造影劑、無創(chuàng)傷,二、快速自旋回波序列,正常膽系MR水成像,二、快速自旋回波序列,輸尿管結(jié)石 MR水成像,內(nèi)耳膜迷路MR水成像,三、平面回波成像序列,幾種序列成像速度比較,SE成像(5~15min),FSE成像(1~5min),EPI成像(30~100ms),應(yīng)用運動目標(biāo)動態(tài)研究、功能性應(yīng)用研究，如心血管運動、血流顯示、腦的彌散成像、灌注成像、腦的功能成像、實時MRI等。,技術(shù)要求梯度系統(tǒng)要求高，如提升速度快、切換率高、梯度

20、強(qiáng)度大。主磁場均勻度要好。,1.EPI脈沖序列,EPI是一種數(shù)據(jù)讀出模式，實質(zhì)就是改進(jìn)了的FID，IR，SE或GRE等脈沖序列的信號讀取方式。對于單次激勵EPI成像，在一次RF激勵后，施加的讀出梯度進(jìn)行快速往返振蕩，梯度每反轉(zhuǎn)一次就產(chǎn)生一個具有獨立相位編碼的梯度回波，直至采集完重建一幅MR圖像所需的全部回波。,三、平面回波成像序列,（1）EPI的射頻激勵,初始橫向磁化強(qiáng)度準(zhǔn)備方式不同就產(chǎn)生了不同類別的EPI序列。如FID- EPI 、

21、 SE-EPI、 IRSE-EPI、 GRE-EPI 等。,初始橫向磁化強(qiáng)度準(zhǔn)備方法,FID信號；IRSE信號；SE信號；GRE信號,三、平面回波成像序列,（a） FID-EPI序列時序 （b）k空間軌跡,（左） SE-EPI序列時序（右）k空間軌跡,三、平面回波成像序列,采用恒定相位編碼梯度，利用相位累積形成 相位逐漸升高的相位編碼；,（2）EPI相位編碼梯度與k空間填充,采用脈沖式相位

22、編碼梯度，在每個讀出梯度后 施加脈沖式相位編碼梯度進(jìn)行相位編碼。,,相位編碼梯度種類不同,k空間數(shù)據(jù)采集軌跡不同,三、平面回波成像序列,,kx正負(fù)切換， ky 線性增加，k空間軌跡呈正弦變化。,FID-EPI序列,三、平面回波成像序列,（a） FID-EPI序列時序 （b）k空間軌跡,（b）,,SE-EPI序列,kx呈正負(fù)切換， ky為脈沖梯度，讀梯度穿越零點時施加，空間軌跡為方波形。,三

23、、平面回波成像序列,FID-EPI序列和SE-EPI序列，在k空間數(shù)據(jù)采集軌跡的共同特點為連續(xù)振動曲線。第三種漸開平面螺旋序列。是早期冠狀動脈成像的主要序列，現(xiàn)在新技術(shù)多，已很少使用。,三、平面回波成像序列,螺旋線k空間填充,（3）EPI的讀梯度與成像時間,三、平面回波成像序列,(4)對硬件的要求高強(qiáng)度的梯度場;開關(guān)速度要快;梯度爬升速度要高;渦流必須足夠??；主磁場強(qiáng)度要1.5T以上，均勻度要好，以保證 足夠長；ADC

24、要高；計算機(jī)速度要快。,,,,(5)EPI圖像分辨率,EPI圖像的清晰度低于其他方式的圖像。但EPI首先追求的是成像的速度,三、平面回波成像序列,,恰當(dāng)選取有效回波時間，得不同的T2加權(quán)圖像；,2.EPI序列的加權(quán)圖像,EPI只是一種數(shù)據(jù)讀出模式，它可與常規(guī)成像序列進(jìn)行組合，產(chǎn)生不同的加權(quán)圖像。,α脈沖過后，讀出梯度往返振蕩采集梯度回波鏈，選擇短TEeff得質(zhì)子密度加權(quán)圖像，選擇長TEeff得T2*加權(quán)圖像。,GRE信號和EPI結(jié)合,I

25、R序列和EPI結(jié)合,SE序列和EPI結(jié)合,可產(chǎn)生典型的T1加權(quán)圖；,三、平面回波成像序列,具有隨機(jī)性、方向性、溫度依賴性；,均勻介質(zhì)中，彌散運動是各向同性的；,非均勻介質(zhì)中，彌散運動則呈現(xiàn)各向異性；,分子結(jié)構(gòu)越松散，彌散運動越強(qiáng)；液態(tài)分子較固態(tài)分子彌散強(qiáng)；小分子較大分子彌散強(qiáng)；自由水分子比結(jié)合水分子的彌散強(qiáng)。,彌散運動會隨溫度的增加而增強(qiáng)，溫度每增加1oC，彌散將增加2.4%；,1.彌散成像（1）彌散基本概念,四、快速成像序列應(yīng)

26、用,2）雙極性梯度磁場作用下的相位偏移,以速度 沿梯度磁場方向運動的自旋核產(chǎn)生的相位偏移,(2)MR信號的彌散效應(yīng),1)單極性梯度磁場作用下的相位偏移（T表示一個TR時間）,,靜態(tài)的自旋核，雙極性梯度磁場對它們的作用互相抵消，相位偏移為零；運動的自旋核，在雙極性梯度磁場作用下沿梯度磁場方向產(chǎn)生的相位偏移,四、快速成像序列應(yīng)用,一個體素內(nèi)自旋核具有相同相位，這些自旋核的 MR信號就相互疊加,同一體素內(nèi)自旋核具有不同相位偏移，

27、這些自旋 核的MR信號就會下降甚至完全消失,四、快速成像序列應(yīng)用,相位偏移（phase shift）效應(yīng)自旋核在梯度磁場作用下，相位發(fā)生改變的現(xiàn)象。靜止核通過180°重聚脈沖或雙極脈沖可以消除相位偏移。但不能消除由于彌散運動產(chǎn)生的相位偏移。,彌散梯度的大小用b值表示(考慮彌散以外的衰減）,四、快速成像序列應(yīng)用,3）MR信號的彌散效應(yīng),同一體素內(nèi)的自旋核具有不同的相位偏移，形成嚴(yán)重的散相，彌散加速了橫向矢量的衰減,使MR信號

28、降低。這種現(xiàn)象稱為相位彌散。彌散成像就是將這種改變轉(zhuǎn)化成信號改變，形成以彌散為基本加權(quán)參數(shù)的圖像。(3) 彌散磁共振成像須與成像的脈沖序列（如SE、GRE等）結(jié)合得到由體素彌散系數(shù)差異形成的加權(quán)對比，叫做彌散加權(quán)像，也可以是被純彌散系數(shù)給定的，叫做彌散系數(shù)像。,DWI梯度磁場強(qiáng)度很大,強(qiáng)梯度磁場作用下，彌散系數(shù)D越大的組織信號越低。,1）彌散加權(quán)像（DWI），以SE序列彌散成像為例,四、快速成像序列應(yīng)用,180º脈沖為對稱

29、中心施加兩個幅度很大的梯度磁場Gd,靜態(tài)組織的自旋相位會完全重聚,彌散運動和流動自旋相位無法完全重聚,,彌散加權(quán)像（DWI），以SE序列彌散成像為例,自旋回波彌散序列，Gd為插入的雙極梯度脈沖,四、快速成像序列應(yīng)用,2）彌散系數(shù)成像 是彌散系數(shù)按像素的分布圖，彌散系數(shù)大的地方強(qiáng)度大亮度高，與DWI正好相反。3）彌散加權(quán)EPI 序列 以GE-EPI 彌散序列為例,四、快速成像序列應(yīng)用,EPI優(yōu)勢：縮短成像時間，避免由于

30、運動產(chǎn)生的偽像.若采用FSE序列，再配以螺旋槳的k空間填充技術(shù)可明顯減小磁敏感偽像，有利于額葉、顳葉底部，小腦及腦干部位的觀察，明顯減小術(shù)后和體內(nèi)金屬偽影影響。,靜態(tài)組織MR信號沒有明顯變化,以彌散系數(shù)差異形成MR信號差異進(jìn)行成像。,彌散系數(shù)像：,彌散運動和流動組織MR信號變低,組織彌散系數(shù)D越低，圖像上的信號越高。,彌散加權(quán)成像DWI 小結(jié)：,以彌散系數(shù)D為圖像參數(shù)成像。,四、快速成像序列應(yīng)用,彌散加權(quán)成像顯示梗塞灶呈高信號,彌散系數(shù)

31、像顯示梗塞灶呈低信號,四、快速成像序列應(yīng)用,4）彌散成像的應(yīng)用 彌散成像在腦梗塞的檢測中具有重要的臨床價值。在缺血性腦卒中診斷中，腦梗塞5分鐘DWI即顯示明顯高信號比其他診斷手段提前7~8小時。全身DWI腫瘤診斷已經(jīng)開展，用于鑒別炎癥、膿腫、腦變性病、腦損傷及腦出血等。 彌散成像還可利用組織彌散的方向性觀察白質(zhì)束的改變。,四、快速成像序列應(yīng)用,彌散成像顯示正常的白質(zhì)纖維束,灌注基本概念 灌注是指血流從動脈進(jìn)入毛細(xì)血管再匯入到靜脈的過

32、程。灌注量是指單位時間內(nèi)對單位質(zhì)量的人體組織的血液輸出量。灌注成像研究的是灌注過程中灌注量的變化情況。,2.灌注成像(perfusion weighted imaging PWI),,四、快速成像序列應(yīng)用,灌注成像兩種基本方法 注射外源性示蹤劑（順磁性造影劑Gd-DTPA） 的對比劑團(tuán)注示蹤法；又稱首過法 。利用內(nèi)源性示蹤劑（自身血流）的動脈血流 自旋標(biāo)記法。,對比劑團(tuán)注示蹤法灌注成象通過跟蹤造影劑流

33、動 過程對灌注過程進(jìn)行測定。,（1）對比劑團(tuán)注示蹤法（首過法）,2.灌注成像(perfusion weighted imaging PWI),四、快速成像序列應(yīng)用,(2)動脈血流自旋標(biāo)記法 (arterial spin labeling ，ASL),標(biāo)記像和控制像相減，所得的差值像就只與流入成像區(qū)域的標(biāo)記血流有關(guān)。,標(biāo)記-動脈血流向成像區(qū)域前，對其進(jìn)行飽和或激勵處理。,標(biāo)記像-經(jīng)過標(biāo)記的動脈血對組織進(jìn)行灌注， 此時對興

34、趣區(qū)所成的像。,控制像-未經(jīng)標(biāo)記的動脈血對組織進(jìn)行灌注，此感興趣區(qū)再進(jìn)行一次成像。,四、快速成像序列應(yīng)用,最新灌注成像技術(shù): 無需造影劑的動脈自旋標(biāo)記法,左顳枕葉缺血性腦血管?。旱谝慌抛箫D枕葉腦灌注CBV(相對腦血容量)改變不明顯及第二排灌注CBF相對腦血流速度輕度減低,第三排灌注MTT(平均通過時間)明顯延長,第四排PASL CBF動脈自旋標(biāo)記法顯示相對血流速度明顯下降。說明PASL法更敏感。,四、快速成像序列應(yīng)用,,3.功能性磁共

35、振成像,臨床應(yīng)用的fMRI是血氧水平依賴腦功能成像。局部腦組織中，氧合血紅蛋白與去氧血紅蛋白的相對含量發(fā)生改變時，局部的磁化率也會有相應(yīng)的改變，BOLD成像也就是以血紅蛋白的磁特性作為對比來顯示功能信息的。,四、快速成像序列應(yīng)用,(1)血紅蛋白的作用,血紅蛋白（Hb）是血液紅細(xì)胞中的一種大分子蛋白質(zhì)， 它在血液中的作用就是轉(zhuǎn)運氧。,結(jié)合了氧的Hb稱為含氧 Hb(HbO2)脫離了氧的Hb稱為脫氧 Hb(dHb),人體血液氧的兩

36、種運輸方式。,氧直接溶解于血液中，稱為物理溶解。,氧與血液內(nèi)的Hb結(jié)合成為結(jié)合氧被血液帶到各處。,四、快速成像序列應(yīng)用,在dHb中，鐵離子Fe+2呈順磁性。,dHb使組織毛細(xì)血管內(nèi)外出現(xiàn)非均勻性磁場，加快了質(zhì)子的失相位，導(dǎo)致T2*縮短，MR信號強(qiáng)度減低。,（2）血紅蛋白的磁化特性,在HbO2中，鐵離子Fe+2呈抗磁性；,HbO2磁特性不會影響弛豫過程或MR信號；,四、快速成像序列應(yīng)用,靜脈血氧合水平與組織供氧有關(guān)，又和氧消耗有關(guān)。人在思

37、維時，相應(yīng)的大腦皮層中樞被激活，局部血流量增加，氧消耗量增加不明顯，血液中HbO2增多，dHb減少，局部磁化率減小，在T2*加權(quán)圖像上局部MR信號增加，顯示出被激活的大腦中樞與非中樞區(qū)磁化率對比。,（3）BOLD成像原理,BOLD成像是依賴血液氧合水平變化進(jìn)行成像。,四、快速成像序列應(yīng)用,BOLD成像是以dHb作為天然或內(nèi)源性造影劑，可重復(fù)操作而無造影劑毒性影響，通過普通的快速梯度回波成像就可觀察到MR信號的變化，是目前評價腦功能活動應(yīng)

38、用最廣的fMRI方法,(4) BOLD的信號檢測 腦激活引起的信號變化很小，不測量神經(jīng)活動的絕對值，研究大腦在不同狀態(tài)下（活動／靜息）神經(jīng)活動的相對變化。使用統(tǒng)計學(xué)上的方法檢測信號變化。因圖像獲取非常迅速可得到足夠多的圖像。通過個體的數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計分析來測量兩種狀態(tài)的差異。常用的方法：t檢驗和相關(guān)分析方法， t 檢驗比較簡單。,四、快速成像序列應(yīng)用,腦功能成像（fMRI）,四、快速成像序列應(yīng)用,拇指運動腦功能成像,PET與 fMRI

39、 腦功能性磁共振成像比較,右圖為MRI圖像,四、快速成像序列應(yīng)用,第四節(jié) 磁共振血管成像,磁共振血管成像是無創(chuàng)傷性血管造影技術(shù)，利用流動血液MR信號與周圍靜態(tài)組織MR信號的差異來建立圖像對比度，而無需使用造影劑。,磁共振血管成像分兩大類：,利用血流流入成像層面信號增強(qiáng)效應(yīng),利用沿磁場梯度方向運動自旋核產(chǎn)生相位偏移效應(yīng),——時間飛越法(time of flight，TOF)MRA,——相位對比法(phase contrast，PC)M

40、RA,第四節(jié) 磁共振血管成像,90º脈沖作用，Mz=0, Mxy=M0 , 若再施 90º脈沖，使Mxy=0，Mz=-M0，無FID信號發(fā)射，即無MR信號。,信號飽和,成像容積內(nèi)靜態(tài)組織，受到90º脈沖反復(fù)激勵，在TR遠(yuǎn)小于T1時，其縱向磁化來不及恢復(fù)稱為飽和，這樣靜態(tài)組織所產(chǎn)生的MR信號幅度很小。,一、 流動現(xiàn)象,1.流動效應(yīng),未受RF脈沖激勵的流體以一定速度流入成像容積時，其縱向磁化遠(yuǎn)高于靜態(tài)組織

41、的縱向磁化，在下一次RF脈沖激勵產(chǎn)生MR信號時，流體信號遠(yuǎn)高于處于飽和狀態(tài)的靜態(tài)組織，這就是流動相關(guān)增強(qiáng)效應(yīng)。,(1) 流動性增強(qiáng)效應(yīng)(flow-related enhancement，F(xiàn)RE),一、 流動現(xiàn)象,,一、 流動現(xiàn)象,RF激發(fā)片層厚度TH,臨界速度,當(dāng)流速,信號最強(qiáng),,,,,新鮮血液比率,強(qiáng)度與流向垂直的層面厚度 TH、TR、TE有關(guān),一、 流動現(xiàn)象,時無信號,（2）流空效應(yīng),產(chǎn)生信號血液比率,強(qiáng)度與流向垂直的層面厚度

42、 TH、TR、TE有關(guān),（2）流空效應(yīng),一、 流動現(xiàn)象,（1）流動增強(qiáng)效應(yīng),2.相位偏移效應(yīng)(phase shift),一、 流動現(xiàn)象,在梯度場中自旋核運動產(chǎn)生相移，也可以用來解釋血液的流動，只不過血液的自旋核流動速度更趨一致，流動的方向性更強(qiáng)，它不是用彌散運動造成的信號降低去成像，而是直接用計算出來的相位偏移成像。,1.流動補(bǔ)償（flow compensation，F(xiàn)C）,GMR技術(shù)又稱之為流動補(bǔ)償，用于減少流動或其它運動引起的相位彌

43、散和相關(guān)信號的丟失。FC技術(shù)使用后信號強(qiáng)度并未增加，只使自旋核恢復(fù)到未曾運動的水平，即運動血液信號強(qiáng)度可表現(xiàn)為與靜止血液相同狀態(tài)。FC技術(shù)能減小慢血流和腦脊液產(chǎn)生的流動偽影。,二、流動現(xiàn)象的補(bǔ)償,(a)在標(biāo)準(zhǔn)回波采集梯度作用 下TE時刻流動組織F >0,(b)在流動補(bǔ)償梯度作用下 TE時刻流動組織F=0,,,,,流動補(bǔ)償梯度的作用,二、流動現(xiàn)象的補(bǔ)償,FC,(a),(b),TE,F,F,2.預(yù)飽和技術(shù),MRI視

44、野外對流入血液施加飽和脈沖，等它進(jìn)入成像區(qū)域時由于處于飽和狀態(tài)，不能接受新的RF激勵產(chǎn)生MR信號，血流呈現(xiàn)黑色；而從相反方向進(jìn)入成像區(qū)域的血流未經(jīng)予飽和處理，血液可接受新的RF激勵產(chǎn)生MR信號。,二、流動現(xiàn)象的補(bǔ)償,預(yù)飽和技術(shù),三、時間飛越法血管成像,是在二維或三維梯度回波的基礎(chǔ)上利用血流流入成像層面的信號增強(qiáng)效應(yīng)（FRE）發(fā)展形成的 。TOF血管成像強(qiáng)調(diào)的是流動血液，為了使圖像上血管與周圍組織的信號差別達(dá)到最大。,TOF血管成像：,

45、（1）抑制周圍組織的信號方法：TR約取20~50ms，或更?。恢械容^大翻轉(zhuǎn)角在 40º~60º 之間；用快速擾相GRET1 序列。（2）血管內(nèi)信號必須要強(qiáng)，要超過周圍靜止組織方法：片層必須薄厚（2~3mm）；TR在短前提下盡量長。（3）信號的相位要保持一致方法： 用盡可能短的TE（幾個毫秒）；進(jìn)行速度補(bǔ)償；層面與血流方向垂直。二維 TOF掃描時即使是流速很慢的血流在流經(jīng)掃描層面時也不易飽和，因此二維 TO

46、F多用于慢血流顯示或用于大范圍的血管成像，如肢體成像。,1.二維TOF MRA,三、時間飛越法血管成像,2D TOF顯示腦靜脈,二維TOF MRA,三、時間飛越法血管成像,三維TOF序列是整體采樣，掃描時同時采集一定容積內(nèi)的靜態(tài)組織和血流的MR信號。這種容積通常3~8cm厚，容積內(nèi)的層面分割通過沿z方向施加梯度為Gz的相位編碼梯度磁場來實現(xiàn)的，因此層面的厚度取決于梯度 的幅度。三維 TOF血管成像時層面被分得很?。ǎ?mm），形成一些

47、很小的分隔(partition)，這些分隔連續(xù)而沒有間斷，可以產(chǎn)生分辨力很高的血管影像。,2.三維 TOF MRA,三、時間飛越法血管成像,在三維TOF血管成像中，血液必須進(jìn)入一個較大的容積，這就會使得血液的飽和效應(yīng)逐漸顯現(xiàn)出來，導(dǎo)致流進(jìn)容積時血液的信號高，流出容積時血流信號減弱，為克服慢血流飽和這一局限，可采取減小激勵容積的厚度，采用信號等量分配技術(shù)和多容積激勵技術(shù)進(jìn)行補(bǔ)償。根據(jù)FRE效應(yīng)與層厚的關(guān)系，層厚越大則流入飽和效應(yīng)越強(qiáng)，所以

48、應(yīng)盡量減小層厚。,三、時間飛越法血管成像,3D-TOF MRA 正常顱內(nèi)血管成像,三、時間飛越法血管成像,利用沿磁場梯度方向運動的自旋核產(chǎn)生相位偏移效應(yīng)。,不 同 的 雙 極梯度磁場作用,流動血液會產(chǎn)生不同相位偏差靜態(tài)組織的相位偏 差 則 為 零,采集兩組圖像相 位 數(shù) 據(jù),減影,,靜態(tài)組織減影后相位為零,流動血液具有不同相位差值,相位差轉(zhuǎn)變成像素強(qiáng)度顯示,,,,,基本原理,四、相位對比法血管成像,最大信號投影法(mu

49、ltiple intensity projection，MIP),,腹主動脈及左側(cè)髂總動脈瘤(MIP),胸主動脈瘤(MIP),四、相位對比法血管成像,3D冠狀動脈成像三維重建,,四、相位對比法血管成像,五、磁敏感加權(quán)成像,磁敏感加權(quán)成像（susceptibility weighted imaging SWI）利用組織間磁敏感性差異產(chǎn)生圖像對比度，提供了一個新的成像參數(shù)S。,優(yōu)勢：對腦出血特別是微小出血，對腦創(chuàng)傷，對小血管畸形，對退行性

50、神經(jīng)變性和腦腫瘤血管的評價等表現(xiàn)出獨到的優(yōu)越性。,,五、磁敏感加權(quán)成像,1.相關(guān)組織的磁敏感性,（1）血紅蛋白及其降解產(chǎn)物,名稱 特點,含氧血紅蛋白 抗磁性脫氧血紅蛋白 順磁性高鐵血紅蛋白

51、 弱磁敏感性含鐵血黃素 高順磁性,（2）非血紅素物質(zhì),蛋白鐵 抗磁性 鈣化物 弱抗磁性,注意：關(guān)心的是相鄰組織間磁敏感性的差別值,,五、磁敏感加權(quán)成像,2.磁敏感差異產(chǎn)生MRI信號差異的物理原理,（1）血管內(nèi)組織與周圍組織的相位差,為TE 時

52、刻血管內(nèi)組織與周圍組織的相位差,,（2）磁敏感組織磁化率的變化使 變短,,式中g(shù)表示具體組織的幾何因子,,五、磁敏感加權(quán)成像,（2）SWI圖像重建,3. SWI序列的加權(quán)成像,(1)小角度傾倒，相對長TE的梯度回波序列，三維薄層采集，所有方向上進(jìn)行完全流動補(bǔ)償。,T1WI,T2WI,SWI,這個弧形的低信號（黑影）是畸形血管,參數(shù),SWI圖像顯示頭部畸形血管（右下黑影）,五、磁敏感加權(quán)成像,T1WI,T2WI,SWI,SWI圖像顯示