核磁共振成像简介3 姚红英.

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1 核磁共振成像简介3 姚红英

2 核磁共振成像的发展过程 核磁共振成像物理基础 核磁共振成像的图像重建 实验仪器及方法介绍 快速成像系列 磁共振血管成像

3 五、快速成像系列

4 快速自旋回波序列 梯度回波序列 平面回波成像序列 快速成像序列应用

5 快速自旋回波序列 1．多回波SE序列 在90°脉冲后施加相位编码，而后以特定的时间间隔连续施加多个180°脉冲，由此产生多个自旋回波，通过频率编码后采集信号，从而形成多个有一定间隔的自旋回波。 90º—TI—180º—TI—echo…180º—TI—echo… 多个回波对应的是同一个相位编码步，具有相同y坐标，不能填进同一个k 空间，不能用于同一幅图像，而填充到不同的k空间，得到不同参数加权的多幅图像。

6 双回波SE序列的数据采集：不同回波存入不同的K空间
通过双回波自旋回波序列能获得两幅具有不同的TE值、但其他参数完全形同的图像

7 2．快速自旋回波(fast spin echo , FSE )序列
与多回波SE序列一样，一次RF激发后施加多次180°脉冲，所不同的是每个回波对应不同的相位编码梯度，所以采集的信号对应一幅图像

8 矩阵192256 TR为2000ms NS为2 常规SE序列用2000 192 2=12.5min 快速SE序列用2000 (1925) 2 =2.56min

9 FSE序列的参数以及对图像的影响 TR 3000 - 5000 ms 有效回波时间 ETE (effective echo time)
五个回波链，TE分别为20ms、40ms、60ms、80ms、100ms，图像对比度主要由Gpe过零处的回波信号决定，这个回波叫有效回波，这个回波的时间叫有效回波时间，可以同时显示T1、T2加权的性质 回波链长度 ETL (echo train length) 回波间隔时间 ETS (echo train spacing)

10 回波链长度 ETL (echo train length)：回波个数
扫描层数少 信噪比低 模糊伪影 ETL的选取要综合考虑对扫描时间、扫描层数和图像质量等多方面的要求 典型的ETL取10–16，并用8–16次激发完成一次扫描

11 回波间隔时间 ETS (echo train spacing)
增加扫描层数; 增加对图像的对比度的控制能力; 减轻伪影即改善清晰度 ETS越短越好，一般为10 – 12 ms

12 3.FSE的拓展 （1）半傅里叶采集单次激励快速自旋回波序列
(half-fourier acquisition single-shot turbo-SE, HASTE) HASTE采用单次激励快速自旋回波序列，并结合半傅里叶数据采集技术，使一幅256×256矩阵图像在1 s内可采集完毕。

13 （1）半傅里叶采集单次激励快速自旋回波序列
采集正向相位编码、零编码以及少量负向相位编码数据，根据对称原理，利用正相位编码数据复制负相位编码数据，形成一幅完整的图像。 单次激励快速自旋回波序列: 一次RF激励后使用一连串180º相位重聚脉冲，采集一连串回波，一次激励形成一幅图像。 HASTE序列主要用于生成T2 加权图像

14 （2）MR水成像 在FSE序列或HASTE序列中，选择长TE、长TR的T2加权成像，在信号读出时，大多数组织T2较短，横向磁化基本衰减完毕, 信号很低；静态液体T2较长，横向磁化衰减较少，信号较高。 特点 安全、无需造影剂、无创伤 胰胆管、泌尿系统、椎管、内耳、涎腺、泪道、脑室和输卵管等器官成像。 应用

15 （2）MR水成像 正常胆系MR水成像

16 （2）MR水成像 输尿管结石 MR水成像

17 （2）MR水成像 内耳膜迷路MR水成像

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19 梯度回波序列 GRE 梯度回波(gradient echo，GRE或GE)序列，又称为场回波(field echo，FE)序列 ，就是通过有关梯度场方向的反转而产生的回波信号 采用小角度(<90°)RF激励， °脉冲 短脉冲重复时间，TR短 用反转梯度取代180°脉冲 GRE序列产生方法 基本 GRE序列 利用剩余横向磁化矢量序列 去除剩余横向磁化矢量序列 GRE序列可分为三类

20 信号产生的物理原理  =t = B1t Mz=M0cos, My=M0sin
若 =30，则87%的磁化矢量在Z轴上，而xy平面有M050%的横向磁矩Mxy 如何形成回波信号？ RF激发脉冲一结束，便在读出梯度方向上施加一个先负后正的反转脉冲。该梯度反转脉冲与主磁场B0叠加后，读出方向的梯度场将经历一次从大到小、又从小到大的变化过程，该方向上质子群的进动频率也随之发生变化：负向梯度作用后，处于低场强一端的质子进动变慢，而处在较高场强一端的质子进动加快，使质子的进动出现失相；梯度反转即正向梯度作用后，质子群又处于与上述情况相反的磁场环境中，使刚才进动慢的质子加速、进动快的质子减速。很快地，所有质子又会重聚在一起进动，从而形成回波信号。 梯度回波序列示意图 GRE序列的翻转角度可在15- 45之间选取，翻转角取得越小，TR就可以越短，但序列的SNR就会更低. 比如GRE序列可以在4 ms 之内取得(回波TE=4ms)，在2s内得到一幅图像。

21 去除剩余横向磁化矢量序列 剩余磁化会产生带状伪影 施加扰相梯度 施加一定的射频脉冲 缺点：机器梯度系统负担加大；TR不能太短使扫描层数受限
梯度回波序列的扰相梯度脉冲

22 利用剩余横向磁化矢量序列 梯度回波序列的相位重聚脉冲 处理剩余磁化的另一方法是设法对其相位进行重聚，使之在下一周期为回波信号做出贡献
在重聚脉冲作用下，质子的相位相干一直得以保持 梯度回波序列的相位重聚脉冲

23 GRE加权图像条件 T1加权图像 T2* 加权图像 质子密度加权图像 大翻转角70º、短TE(5~10ms) 、短TR(＜50ms)
小翻转角5º-20º 、长TE(15~25ms) 、短TR(＜50ms) 形成T2加权图像 小翻转角5º-20º、短TE(5~10ms) 、短TR(＜50ms) 形成质子密度加权图像

24 GRE序列族与优缺点 扰相技术的序列 相位重聚技术的序列 优点 缺点 短TR,扫描快 用梯度的反转代替180脉冲，减少患者体内射频能量沉积
由于短TR,可实现快速的T2*扫描 缺点 可得到T2*图像但不能获取纯的T2图像 对梯度系统要求高，负担重，噪声大 SNR低 长TE扫描会导致磁化率伪影，伪影等 图像质量受磁场均匀性影响大 扰相技术的序列 西门子公司的快速小角度激 发序列 FLASH (fast low angle shot) Picker公司 T1-FAST 飞利浦公司 FFE，CE-FFE 日立公司 GFE 相位重聚技术的序列 西门子公司 FISP Refocused Grass SSFP FAST PSIF 飞利浦T2-FFE

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27 (echo planar imaging，EPI )
EPI是最快的成像技术， 采集一副图像用 ms。 年由Mansfield提出，1987年由Pykett和Rzedzian 在高场共振仪上实现。 EPI技术实质上是一种数据读出模式。单次激发后加弱的相位编码梯度，再施加较强的快速反转振荡的读梯度脉冲，采集到一串具有独立相位编码梯度的回波，得到重建一副图像的全部数据。总的成像时间小于2T2*。

28 应用 运动目标动态研究 如心血管运动、血流显示、脑的弥散成像、灌注成像、实时MRI等 技术要求 梯度系统要求高，如提升速度快、切换率高、梯度强度大 初始横向磁化强度准备方式不同就产生了不同类别的EPI序列。如FID- EPI 、 SE-EPI、 GRE-EPI 等

29 EPI脉冲序列 （1）FID-EPI序列时序和K空间 采用恒定相位编码梯度，利用相位累积形成相位逐渐升高的相位编码

30 （2）SE-EPI序列时序 采用脉冲式相位编码梯度，在每个读出梯度后，在读梯度穿越零点时，施加脉冲式相位编码梯度进行相位编码。

31 EPI序列的加权图像 EPI只是一种数据读出模式，它可与常规成像序列进行组合，产生不同的加权图像。 IR序列和EPI结合
可产生典型的T1加权图； 恰当选取有效回波时间， 得不同的T2加权图像； SE序列和EPI结合 选择短TEeff得质子密度加权图像， 选择长TEeff得T2*加权图像。 FID信号和EPI结合

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33 快速成像序列应用 1.弥散成像(difffusion imaging) 2.灌注成像(perfusion imaging)
3.功能性磁共振成像 fMRI (functional magnetic resonance imaging)

34 弥散磁共振成像 (difffusion imaging)
弥散(扩散)基本概念 弥散指分子无规则布朗运动。 弥散系数D 爱因斯坦方程给出了弥散的规律： 常数D 称为弥散系数:表明沿一定方向上分子运动距离平方平均值与相应的弥散时间之比，单位为mm2s-1 。

35 具有随机性、方向性、温度依赖性 均匀介质中，弥散运动是各向同性的， 非均匀介质中，弥散运动则呈现各向异性 弥散运动会随温度的增加而增强， 温度每增加1oC，弥散将增加2.4%。 分子结构越松散，弥散运动越强， 液态分子较固态分子弥散强， 小分子较大分子弥散强， 自由水分子比结合水分子的弥散强。

36 1)单极性梯度磁场作用下的相位偏移： 2）双极性梯度磁场作用下的相位偏移 梯度磁场极性
G>0 时为正极性梯度磁场；G<0时为负极性梯度磁场。 静态自旋核: 沿梯度磁场方向运动的自旋核: 2）双极性梯度磁场作用下的相位偏移 一个时宽为T 的梯度磁场后紧跟一个极性相反、宽度和幅度相同的梯度磁场，则构成双极性梯度磁场。

37 MR信号的弥散效应 弥散运动速度是随机分布的，同一体素内的自旋核具有不同的相位偏移，形成严重的散相，这些自旋核的MR信号就会下降甚至完全消失，这种现象称为相位弥散。 用统计规律的概率求和可以算出横向磁化强度的衰减 梯度不变时弥散系数越大、弥散系数不变时梯度越强都会使衰减加速信号降低

38 弥散成像及分类 仅计算出衰减与弥散系数的关系或仅确定弥散系数，这种弥散谱没有空间定位不能作为成像依据，为了确定各体元的弥散系数，必须与成像序列结合。 与成像的脉冲序列（如SE、GRE等）结合得到由体素弥散系数差异形成的加权对比，叫做弥散加权像（diffusion weighted image DWI)， 弥散运动和流动组织使MR信号变低 静态组织MR信号没有明显变化 组织弥散系数D越低，图像上的信号越高。

39 弥散系数像：通过对多幅弥散加权像进行计算，得到弥散系数D的分布，弥散系数像就是弥散系数按像素的分布图（D-map）。
组织弥散系数D越低，图像上的信号越弱，与DWI正相反。

40 弥散成像在脑梗塞的检测中具有重要的临床价值
成像的应用 弥散成像在脑梗塞的检测中具有重要的临床价值 弥散加权成像显示梗塞灶呈高信号 弥散系数像显示梗塞灶呈低信号

41 弥散成像还可利用组织弥散的方向性观察白质束的改变。
成像的应用 弥散成像还可利用组织弥散的方向性观察白质束的改变。 弥散成像显示正常的白质纤维束

42 灌注成像(perfusion imaging)
灌注基本概念 灌注是指血流从动脉进入毛细血管再汇入到静脉 的过程。 灌注成像研究的是灌注过程中灌注量的变化情况。 灌注量是指单位时间内对单位质量的人体组织的 血液输出量。

43 灌注成像两种基本方法 注射外源性示踪剂（顺磁性造影剂Gd-DTPA） 的对比剂团注示踪法； 利用内源性示踪剂（自身血流）的动脉血流
自旋标记法(ASL)。

44 对比剂团注示踪法 对比剂团注示踪法灌注成象通过跟踪造影剂流动过程对灌注过程进行测定。 毛细血管 周围组织MR信号不变 非均匀性磁场
磁敏感加权像 （ T2*加权） 非均匀性磁场 T2* 缩 短 MR 信号降低 造影剂Gd-DTPA

45 所得差值像只与流入成像区域的标记血流有关
动脉血流自旋标记法 (arterial spin labeling ，ASL) 标记-动脉血流向成像区域前，对其进行饱和或激励 标记像-经过标记的动脉血对组织进行灌注后对兴趣 区所成的像。 控制像-未经标记的动脉血对组织进行灌注后对兴趣 区再进行一次成像。 标记像和控制像相减 所得差值像只与流入成像区域的标记血流有关

46 无需造影剂的动脉自旋标记法ASL 左颞枕叶缺血性脑血管病 第一排左颞枕叶脑灌注CBV(相对脑血容量)改变不明显
第二排灌注CBF相对脑血流速度轻度减低 第三排灌注MTT(平均通过时间)明显延长 第四排PASL CBF动脉自旋标记法显示相对血流速度明显下降。说明PASL法更敏感。 左颞枕叶缺血性脑血管病

47 功能性磁共振成像 (functional magnetic resonance imaging fMRI)
临床广泛应用的fMRI是血氧水平依赖(blood oxygenation level-dependent，BOLD)成像。 局部脑组织中，氧合血红蛋白与去氧血红蛋白的相对含量发生改变时，局部的磁化率也会有相应的改变，BOLD成像也就是以血红蛋白的磁特性作为对比来显示功能信息的。

48 功能性磁共振成像(fMRI) 脑功能成像（fMRI）

49 功能性磁共振成像(fMRI) 拇指运动脑功能成像

50 六、磁共振血管成像

51 磁共振血管成像 (magnetic resonance angiography, MRA)
磁共振血管成像是无创伤性血管造影技术，利用流动血液MR信号与周围静态组织MR信号的差异来建立图像对比度，而无需使用造影剂。 磁共振血管成像分两大类： 利用血流流入成像层面信号增强效应 ——时间飞越法(time of flight，TOF)MRA 可提供血管初级的形态信息和近似地测量血流速度 利用沿磁场梯度方向运动自旋核产生相位偏移效应 ——相位对比法(phase contrast，PC)MRA 可显示血管的精细结构和准确测量血流速度

52 TOF血管成像 是在二维或三维梯度回波的基础上利用血流流入成像层面的信号增强效应（FRE）发展形成的 。
1.二维TOF MRA 2.三维 TOF MRA

53 1.二维TOF MRA 2D TOF显示脑静脉

54 2.三维TOF MRA 3D-TOF MRA 正常颅内血管成像

55 相位对比血管成像 ( PC MRA ) 基本原理 利用沿磁场梯度方向运动的自旋核产生相位偏移效应。 不 同 的 双 极
梯度磁场作用 流动血液会产生不同相位偏差 静态组织的相位偏 差 则 为 零 静态组织减影后相位为零 减影 采集两组图像 相 位 数 据 流动血液具有不同相位差值 相位差转变成像素强度显示

56 为获得整个成像容积连续血管的立体影像，须进行图像重建。最大信号投影法是图像重建方法之一(maximun intensity projection，MIP)。
各层面原始图像 选择视角 直线推进压缩方法 选出最大强度像素忽略细节 形成一幅二维图像 在MRA中，流动血液的强度要远大于静态组织，MIP所选择的基本都是血流信号，获得的图像反映成像容积内各分支血管方向的完整影像。

57 最大信号投影法(multiple intensity projection，MIP)

58 作业3 1、FSE序列中有效回波时间ETE是如何确定的？它和加权像有何关系？ 2、弥散磁共振成像分哪两种，简述信号与弥散系数间的关系。
3、关于平面回波成像(EPI)，正确的是 EPI是一种快速数据读取方式 EPI 要求快速的相位编码梯度切换 EPI 要求快速的频率编码梯度切换 单次激发SE-EPI最多只能采集到k空间一行SE信号 4、人体内组织的T2*=120ms，设EPI成像数据采集需在100ms内完成，k空间数据矩阵为128128，试计算一次读梯度的施加时间最多为多少？

59 参考书 1、赵喜平. 磁共振成像 北京: 科学出版社, 2004, 11 2、 Perry Sprawls. Jr. 医学成像的物理原理
北京:高等教育出版社, 1993, 4 3、 熊国欣, 李立本. 核磁共振成像原理 北京: 科学出版社, 2007, 8 4、 吉强, 洪洋 . 医学影像物理学 北京:人民卫生出版社, 2013, 9

60 Thank you!