磁共振特殊成像技術(shù)課件

1、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(wú)損傷技術(shù)三維信息多畫(huà)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(lái)越短磁共振血管成像技術(shù)作為一種無(wú)創(chuàng)傷性的檢查，與CT 及常規(guī)放射學(xué)相比，具有特殊的優(yōu)勢(shì)，不需穿刺插管、不需注入造影劑和無(wú)X 射線，流體的流動(dòng)即是MR 成像固有的生理造影劑。 血流的信號(hào)比較復(fù)雜，與周?chē)o止組織相比，血流可表現(xiàn)為高信號(hào)、等信號(hào)或低信號(hào)，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。血管內(nèi)血液流體因質(zhì)子群發(fā)生移動(dòng)，影響MR信號(hào)強(qiáng)弱變化，與周?chē)腆w組織相比顯示不同的MR信號(hào)特征。層流血流質(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

2、，越向中心流速越快。層流血液使信號(hào)減弱。湍流(渦流)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(guò)狹窄處后在血流兩側(cè)形成旋渦狀運(yùn)動(dòng)。流動(dòng)液體的MR信號(hào)特征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?chē)M織、結(jié)構(gòu)間形成良好的對(duì)比，這種現(xiàn)象就是“流空效應(yīng)”。 20 9 0脈沖血流方向180脈沖血流方向?qū)用孢x擇梯度層面選擇梯度流空效應(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(wú)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

3、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?chē)o止組織發(fā)出的MRI信號(hào)強(qiáng)度不變。流入相關(guān)增強(qiáng)當(dāng)TR較短時(shí)，成像體積內(nèi)靜止的質(zhì)子被飽和，顯示低或無(wú)信號(hào)。流動(dòng)的質(zhì)子未被先前的激發(fā)脈沖飽和，產(chǎn)生高信號(hào)。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)用額外的 RF 脈沖在選定區(qū)域內(nèi)飽和全部組織的磁化向量，使該區(qū)組織在MR 圖像上呈黑色低信號(hào)。預(yù)飽和區(qū)通常位于成像容積層厚之

4、外，血流經(jīng)過(guò)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)。 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。使血流出現(xiàn)方向和速度無(wú)規(guī)律的運(yùn)動(dòng)，因而體素內(nèi)的質(zhì)子群將失相位，MR信號(hào)明顯衰減。湍流容易發(fā)生在血管狹窄處的遠(yuǎn)側(cè)、血管分叉處、血管轉(zhuǎn)彎處、動(dòng)脈瘤等部位。6、血流的長(zhǎng)T1特性。在某些TR和TE很短的超快速T1WI中，流動(dòng)對(duì)血液的信號(hào)影響很小，決定血液信號(hào)的主要是其T1值。血液的T1值很長(zhǎng)，在1.5T場(chǎng)強(qiáng)下約為1200ms，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)

5、為高信號(hào)。也叫偶回波相位重聚。3、非常緩慢的血流。椎旁靜脈叢或盆腔靜脈叢等血管內(nèi)的血流非常緩慢，流動(dòng)造成的失相位或流空效應(yīng)表現(xiàn)的不明顯，那么這些血管內(nèi)血流的信號(hào)與流動(dòng)本身關(guān)系不大，而主要取決于血液的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)。MRA成像的幾種方法TOF（Time of Flight）時(shí)空飛逝法2DTOF3DTOFPC（Phase Contrast）相位對(duì)比法一、時(shí)間飛躍法（Time of fly TOF）基本原理： GRE 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（Time of Flight）時(shí)空飛逝法通過(guò)血液流入流動(dòng)相

6、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TOF MRA的對(duì)比主要依賴于血管進(jìn)入的角度一般要求掃描層面垂直于血管走向 2DTOF 是逐層的進(jìn)行激勵(lì)和圖像數(shù)據(jù)采集，然后將整個(gè)感興趣區(qū)以一連續(xù)多層方式進(jìn)行圖像數(shù)據(jù)重建和處理的方法。 2D TOF MRA的層厚限制了投影影像的空間分辨率,這種血管成像不適合細(xì)小血管的顯示。為了保證一條血管在不同層面始終具有流入效應(yīng),不會(huì)出現(xiàn)血管銜接不吻合,選擇掃描參數(shù)時(shí),必須采用最短的TR、TE,及最小的采集次數(shù),以縮短掃描時(shí)間。 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

7、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。 2D TOF SPGR臨床應(yīng)用： 頸動(dòng)脈成像 顱內(nèi)靜脈系統(tǒng)成像 作為ceMRA的定位像參數(shù)設(shè)置和定位：TE = min; TR = min 翻轉(zhuǎn)角5060 層面定位方向逆血流而行以減小飽和效應(yīng)頭部2D TOF血管成像在選擇3D TOF MRA掃描參數(shù)時(shí)為有效抑制靜止組織信號(hào),TR應(yīng)短于靜止組織的T1；為削除流動(dòng)偽影,應(yīng)利用流動(dòng)補(bǔ)償技術(shù)；為減少湍流引起的相為彌散,應(yīng)選取盡量短的TE。 優(yōu)點(diǎn)：1、空間分辨率高，特別是層面方向，原始圖像層厚可1mm；2、體素小，流動(dòng)失相

8、位相對(duì)較輕，受湍流的影響小。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、為了減輕血流的飽和效應(yīng)需要縮小激發(fā)角度，背景的抑制效果不及二維TOF MRA；3、掃描時(shí)間相對(duì)較長(zhǎng)。三維TOF MRA的血流飽和現(xiàn)象不容忽視，飽和現(xiàn)象主要有兩個(gè)方面的影響1、慢血流信號(hào)明顯減弱2、容積內(nèi)血流遠(yuǎn)側(cè)的信號(hào)明顯減弱 3D TOF SPGR臨床應(yīng)用： 顱內(nèi)動(dòng)脈成像參數(shù)設(shè)置和定位：TE = min or outphase; 翻轉(zhuǎn)角20 采用斜坡脈沖使厚塊內(nèi)血流信號(hào)強(qiáng)度均一可加磁化對(duì)比轉(zhuǎn)移增加背景抑制多塊采集時(shí)厚塊之間須有至少1/4的層面重疊3D TOF SPGR優(yōu)點(diǎn)：SNR 分

9、辨率對(duì)各個(gè)方向血流的敏感度一致缺點(diǎn)： 背景抑制 慢血流飽和成像范圍頭部3D TOF血管成像 3D TOF SPGRMulti Slab優(yōu)點(diǎn)：成像范圍 飽和效應(yīng)對(duì)慢血流和動(dòng)脈細(xì)小分支顯示缺點(diǎn)： 層塊交界處因飽和程度不同而出現(xiàn)分界線2D-TOF與3D-TOF MRA的比較2D-TOF具有較小的流入飽和效應(yīng)，對(duì)慢血流成像較好，對(duì)血流方向一致的血管顯示良好，便適合大范圍大血管、慢血流。 3D-TOF 流入飽和效應(yīng)明顯，成像容積厚度受到血液流速的制約。2D-TOF 因?qū)用孑^厚、空間分辨率差，對(duì)彎曲血管亦產(chǎn)生信號(hào)丟失， 3D-TOF成像面薄，空間分辨率高，對(duì)彎曲血管信號(hào)丟失少，更適合小血管、彎曲血管檢查。

10、相同容積2D-TOF較3D-TOF 成像時(shí)間短臨床應(yīng)用1、血管走行。走行方向比較直如頸部和下肢血管-二維，而走行迂曲的血管如腦動(dòng)脈則三維效果好。2、血流速度。速度快如大多數(shù)動(dòng)脈特別是頭頸部動(dòng)脈多三維，而血流速度慢的靜脈多二維。3、目標(biāo)血管長(zhǎng)度。小用三維，長(zhǎng)度大的血管如下肢血管用二維。臨床：腦動(dòng)脈-三維；頸動(dòng)脈-二維或三維；下肢-二維；靜脈-二維。二維速度快，腹部血管特別是靜脈可多次屏氣分段采集。采用TOF技術(shù)采集的MRA可同時(shí)顯示動(dòng)脈和靜脈，但有時(shí)會(huì)重疊。血流上游加飽和帶，選擇性顯示動(dòng)脈或靜脈。分析TOF MRA注意事項(xiàng)：1、如果光滑整齊，沒(méi)有狹窄，則正常。2、可出現(xiàn)血管狹窄的假象-湍流造成的

11、失相位，血管轉(zhuǎn)彎處-頸內(nèi)動(dòng)脈虹吸段和血管分叉處-頸內(nèi)外動(dòng)脈分叉處。3、狹窄程度常被夸大，因狹窄處容易湍流，造成信號(hào)丟失。4、動(dòng)脈瘤有可能被遺漏。因動(dòng)脈瘤內(nèi)多有湍流，造成信號(hào)丟失。5、應(yīng)注意觀察薄層原始圖像。6、當(dāng)考慮到有假象的時(shí)候，增強(qiáng)。 基本原理：使用強(qiáng)度相同、持續(xù)時(shí)間相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(wú)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)二、相位對(duì)比MRA （Phase contrast，PC）PC序列及作用 2DPC 時(shí)間短：空間分辨力低，常用于3DPC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3DPC 分辨力高，

12、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 TOF PC時(shí)間 長(zhǎng) 2D短，3D長(zhǎng)湍流信號(hào) 好 差復(fù)合血流信號(hào) 好 差相位移位 少 多慢血流 差 好末梢血流 差 好（平均）短T1偽跡 有 無(wú)夸大狹窄 多 少背景 差 好分辨力 好 差 頭部2D PC血管成像 頭部3D PC血管成像 腹部血管DCE MRA(動(dòng)脈和靜脈期) 頸部2D TOF血管成像 頸部3D PC MRA 頸部3D DCE MRA 胸腰段脊髓血管3D PC MRA成像增強(qiáng)血管造影ceMRAceMRA 臨床背景血管疾病是常見(jiàn)病、多發(fā)病，其診斷極為重要3D TOF 血管成像時(shí)間長(zhǎng)，要求掃描層面與血管垂直，掃描范圍

13、小對(duì)層面內(nèi)流動(dòng)不敏感PC 成像與血流速度有關(guān)，預(yù)測(cè)速度不準(zhǔn)確會(huì)導(dǎo)致血管顯示不好，而且成像時(shí)間長(zhǎng)胸腹部掃描受呼吸和心跳影響，TOF和PC掃描出的圖像只具有輔助診斷作用，對(duì)患者來(lái)說(shuō)實(shí)際是金錢(qián)和時(shí)間的浪費(fèi)ceMRA 臨床背景DSA 檢查是有創(chuàng)的檢查，需要插入導(dǎo)管DSA 和CTA 都要使患者接受大量的X線照射DSA 和CTA 都需要大量的碘造影劑，容易引發(fā)過(guò)敏反應(yīng)腎病患者及糖尿病患者慎用碘造影劑ceMRA無(wú)X線照射，造影劑劑量少，相對(duì)于碘造影劑安全性較高ceMRA的后處理要比CTA簡(jiǎn)單ceMRA 原理Gd-DTPA 引進(jìn)快速、屏氣掃描三維、高分辨率成像ceMRA 原理- Gd-DTPA 引進(jìn)Gd-DT

14、PA可以顯著縮短組織的T1時(shí)間，在1.5T上血池的T1時(shí)間可以縮短至100ms含有高濃度CM的血液在首次通過(guò)鈀血管時(shí)快速成像血管的圖像與血流的狀態(tài)無(wú)關(guān)，僅與CM有關(guān)和掃描參數(shù)、CM注射劑量及速度有關(guān)ceMRA 原理- 快速掃描快速掃描，時(shí)間在30秒之內(nèi)消除呼吸運(yùn)動(dòng)偽影捕捉CM的首次循環(huán)避免靜脈污染ceMRA 原理- 三維成像多角度旋轉(zhuǎn)觀察血管薄層重建觀察血管的細(xì)微結(jié)構(gòu)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?chē)艿募膊?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臨床應(yīng)用ceMRA 影響因素掃描參數(shù)TR，翻轉(zhuǎn)角度Gd-DTPA劑量注射速度K空間填充方式順序式

15、填充中心填充橢圓填充峰值時(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 test bolusSmartprep Flurro TriggerTR時(shí)間過(guò)長(zhǎng)，會(huì)導(dǎo)致背景組織信號(hào)增加，過(guò)短會(huì)導(dǎo)致SNR明顯降低，最終圖像有明顯噪音影響因素掃描矩陣，特別是頻率矩陣可以明顯地增加TR時(shí)間，使ceMRA的血管背景對(duì)比度降低采樣帶寬，較低的帶寬雖然可以明顯增加圖像的SNR，但是會(huì)使TR時(shí)間明顯增加。SNR和TR時(shí)間同時(shí)增加會(huì)降低血管的對(duì)比度。掃描的FOV，層厚都會(huì)對(duì)TR時(shí)間有影響，F(xiàn)OV和層厚越小，TR時(shí)間越大，SNR也會(huì)相應(yīng)降低。梯度切換率，這是一個(gè)不用明顯改變SNR就能降低TR時(shí)間的參數(shù)，它是

16、MR設(shè)備的一個(gè)參數(shù)，一旦購(gòu)買(mǎi)了設(shè)備，就無(wú)法改變，切換率越高，TR時(shí)間就會(huì)越低。ceMRA 影響因素 TR適當(dāng)短的TR時(shí)間當(dāng)CM濃度越高時(shí)，2045o翻轉(zhuǎn)角CM的信號(hào)最高背景組織在小翻轉(zhuǎn)角時(shí)信號(hào)較高，10o左右達(dá)到峰值，隨著翻轉(zhuǎn)角增大，背景組織信號(hào)逐漸降低，CM的對(duì)比度在20o翻轉(zhuǎn)角時(shí)時(shí)對(duì)比度最大，隨后又逐漸降低ceMRA 影響因素 翻轉(zhuǎn)角2040o翻轉(zhuǎn)角最合適ceMRA 影響因素 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0.2mmol/kg保證安全和圖像質(zhì)量的兒童劑量 0.25mmol/kg這是一個(gè)非常重要的掃描參數(shù)，在造影劑劑量固定的情況下，它直接影響很多因

17、素，從而對(duì)最終的ceMRA血管的圖像質(zhì)量起著決定性的作用組織T1縮短的程度造影劑的到達(dá)時(shí)間靜脈顯影時(shí)間峰值持續(xù)時(shí)間血管的SNRceMRA 影響因素 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順序填充 中心填充 橢圓中心填充ceMRA 影響因素 K空間的填充方式K空間的填充方式主要有三種，每一種都有各自的特點(diǎn)一定要把造影劑的峰值持續(xù)時(shí)間放在決定圖像對(duì)比度的K空間中心區(qū)域，才能最終圖像填充填充ceMRA 影響因素 K空間的填充方式K空間的填充方式主要有三種，每一種都有各自的特點(diǎn) 一定要把血管最亮即造影劑的峰值持續(xù)時(shí)間放在決定圖像對(duì)比度

18、的K空間中心區(qū)域，才能保證最終圖像具有非常好的動(dòng)脈顯影kykz信噪比 對(duì)比度圖像細(xì)節(jié)對(duì)比度、信噪比圖像細(xì)節(jié)顯示清晰圖像細(xì)節(jié)ArteriesVeins信噪比 對(duì)比度圖像細(xì)節(jié)圖像細(xì)節(jié)順序式K空間填充的方法造 影 劑 濃 度時(shí)間為了保證動(dòng)脈內(nèi)造影劑濃度最高時(shí)的信息能夠與K空間正中心采集同步，必須要在造影劑到達(dá)掃描的靶血管前開(kāi)始掃描必須進(jìn)行團(tuán)注測(cè)試才能算出峰值時(shí)間延遲時(shí)間需要用公式計(jì)算 延遲時(shí)間順序式K空間填充的特點(diǎn)決定圖像對(duì)比度的區(qū)域在K空間的正中心對(duì)呼吸運(yùn)動(dòng)敏感，軀體部位掃描如果患者屏氣能力較差會(huì)出現(xiàn)明顯的呼吸偽影如果由于計(jì)算的誤差掃描時(shí)間稍提前血管顯示仍然很好操作繁瑣，必須進(jìn)行團(tuán)注測(cè)試，并且利用

19、公式計(jì)算延遲時(shí)間常用的公式是T延遲時(shí)間T峰值時(shí)間1/2T掃描時(shí)間1/2TCM注射時(shí)間因?yàn)椴僮鞣爆崳粦?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K空間的填充方式順序式填充ArteriesVeins圖像細(xì)節(jié)圖像細(xì)節(jié)信噪比 對(duì)比度造 影 劑 濃 度時(shí)間延遲時(shí)間中心K空間填充的方法掃描的最初始開(kāi)始采集K空間的正中心區(qū)域，隨后一正一負(fù)向兩端填充。整個(gè)圖像的對(duì)比度由正中心填充1/3決定，即前1/3掃描時(shí)間決定圖像對(duì)比度可以與Flurro Trigger或smartprep等自動(dòng)探測(cè)造影劑的技術(shù)合用，無(wú)需計(jì)算延遲時(shí)間K空間的填充方式中心式填充中心式K空間填充的特點(diǎn)掃描的最初始階段采集的信息決

20、定圖像的對(duì)比度，即前1/3掃描時(shí)間決定圖像的對(duì)比度對(duì)呼吸運(yùn)動(dòng)不很敏感如果開(kāi)始掃描時(shí)間不夠精確血管會(huì)出現(xiàn)偽影，例如中空或中心發(fā)暗、或較多的條紋狀偽影可以利用自動(dòng)探測(cè)技術(shù)探測(cè)到造影劑到達(dá)靶血管后自動(dòng)啟動(dòng)掃描發(fā)生靜脈污染的幾率要少于順序式填充如果利用公式計(jì)算的化T延遲時(shí)間T峰值時(shí)間 廣泛應(yīng)用于多部位血管造影成像，特別是腹部的ceMRAceMRA 影響因素 Flurro Trigger點(diǎn)擊掃描后系統(tǒng)自動(dòng)啟動(dòng)一個(gè)實(shí)時(shí)掃描窗口，操作者可以通過(guò)實(shí)時(shí)定位選擇最佳的血管觀察造影劑的到達(dá)，當(dāng)觀察到造影劑到達(dá)后立即點(diǎn)擊GO 3D 的按鍵，系統(tǒng)會(huì)自動(dòng)切換到3D采集模式進(jìn)行血管造影成像Flurro Trigger技術(shù)要

21、點(diǎn)快速掃描和實(shí)時(shí)重建圖像快速切換，從實(shí)時(shí)成像切換到3D成像需要10msec可以設(shè)定靜止的延遲時(shí)間Flurro Trigger操作要點(diǎn)最好是在身體長(zhǎng)軸方向上觀察血管觀察造影劑的到來(lái)一定要穩(wěn)定情緒觀看到造影劑到來(lái)后馬上點(diǎn)擊Go3D同時(shí)大聲告訴患者吸氣、屏住氣（腹部）系統(tǒng)自動(dòng)啟動(dòng)掃描磁共振水成像成像原理：水的長(zhǎng)T2特點(diǎn)如何利用這一特點(diǎn)臨床應(yīng)用（一）MRCP 磁共振胰膽管造影（magnetic resonance cholangiopancreatography, MRCP）檢查是近年來(lái)迅速發(fā)展起來(lái)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

22、增強(qiáng)序列（rapid acquired of relaxation enhancement, RARE）獲得重T2加權(quán)圖像（T2WI）可以利用脂肪抑制及空間預(yù)置飽和技術(shù)進(jìn)一步優(yōu)化圖像質(zhì)量。用最大強(qiáng)度密度投影（maximum intensity projection，MIP）或表面遮蔽顯示（surface shaded display, SSD）技術(shù)對(duì)原始圖像進(jìn)行三維重建，獲得胰膽管不同方位，不同角度的二維投影像（MIP）或三維SSD圖像，可在監(jiān)視器上多角度旋轉(zhuǎn)展示胰膽管。 MRCP 檢查技術(shù) MR水成像 MR水成像MRCP檢查方法 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M

23、IP進(jìn)行重建 掃描時(shí)間長(zhǎng) 受呼吸影響大二維厚層塊投射掃描 掃描速度塊 不能后出理 無(wú)薄層原始圖像MR尿路成像原理與方法與MRCP基本相同MRUMR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）磁共振功能成像什么是功能成像？ 解剖成像 利用成像組織自身的物理特性，如X射線吸收率、組織T1弛豫時(shí)間、T2弛豫時(shí)間。 回答：是什么？在哪兒？ 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。 回答：怎么樣？如何治？功能成像提供進(jìn)一步診斷信息！彌散現(xiàn)象 (Diffu

24、sion)水分子的熱運(yùn)動(dòng)，即布朗運(yùn)動(dòng)隨機(jī)和無(wú)規(guī)律人體組織大部分是水彌散系數(shù) (Diffusion Coefficience, D)衡量水分子彌散的程度，彌散系數(shù)越大，水分子彌散的距離越大。組織的病變引起彌散系數(shù)的變化，用表觀彌散系數(shù)來(lái)表示。彌散現(xiàn)象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）彌散現(xiàn)象DWI研究水分子擴(kuò)散運(yùn)動(dòng)的成像方法DWI的有關(guān)問(wèn)題D擴(kuò)散系數(shù)b值-(b value) 擴(kuò)散敏感因子ID-（isotropic diffusion）各向同性擴(kuò)散AD-(anistrop

25、ic diffusion) 各向異性擴(kuò)散FA-(fractional anisotropy)分?jǐn)?shù)各向異性ADC-(apparent diffusion coefficient) 表觀擴(kuò)散系數(shù)DWI的有關(guān)問(wèn)題磁旋比；G磁度場(chǎng)度度梯度場(chǎng)持續(xù)時(shí)間兩個(gè)梯度場(chǎng)間隔時(shí)間 是MR成像序列對(duì)擴(kuò)散運(yùn)動(dòng)表現(xiàn)的敏感程度，是對(duì)擴(kuò)散運(yùn)動(dòng)能力檢測(cè)的指標(biāo)，稱為擴(kuò)散敏感因子，單位s/mm2，水分子的擴(kuò)散敏感度隨b值的增加而增加，但圖像SNRb值（bvalue）2G22（-/3）擴(kuò)散敏感因子DWI的有關(guān)問(wèn)題 在理想的環(huán)境中，水分子在各個(gè)方向的擴(kuò)散速度均同步時(shí)，即擴(kuò)散系數(shù)相同，軌跡向球體。ID（isotropic diffusi

26、on）各向同性擴(kuò)散DWI的有關(guān)問(wèn)題 在人體組織內(nèi)，水分子的擴(kuò)散受各種因素的影響，在各個(gè)方向不相等，在一段時(shí)間后其局部環(huán)境的影響導(dǎo)致擴(kuò)散運(yùn)動(dòng)在各個(gè)方向不同步時(shí)，稱為AD。AD（auistropic diffusion）各向異性擴(kuò)散DWI的有關(guān)問(wèn)題FA（fractional auisotropy）分?jǐn)?shù)各向異性 擴(kuò)散張量的各向異性成分與整個(gè)擴(kuò)散張量之比，定量測(cè)量的單個(gè)體素內(nèi)各向異性值，當(dāng)FA=0時(shí)表示在完全各向同性的介質(zhì)中，F(xiàn)A接近1，表示在圓柱狀對(duì)稱的各向異性的介質(zhì)中。用于描述DWI中不同方向的分子的擴(kuò)散運(yùn)動(dòng)速度和范圍ADC表示擴(kuò)散系數(shù)DWI的有關(guān)問(wèn)題成像原理基本脈沖序列：SE EPI磁共振彌散成

27、像在原有脈沖序列的基礎(chǔ)上加上一對(duì)梯度脈沖，此梯度脈沖即水分子彌散的標(biāo)記物。彌散成像原理b =2G2 (/3 )擴(kuò)散敏感梯度位于重聚射頻脈沖的兩側(cè)，當(dāng)施加擴(kuò)散敏感梯度時(shí)，水分子的擴(kuò)散引起MR信號(hào)衰減。衰減的程度依賴于水分子的表觀擴(kuò)散系數(shù)ADC和b值的大小。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。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)（diffusion coefficient），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（10

28、00 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)（apparent diffusion coefficient，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)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

29、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(guò)效應(yīng) （T2 shine through)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=&b=0 b=1000 ADCT2spin彌散DWIADC：表觀彌散系數(shù)彌散改變的病理基礎(chǔ)正常組織隨機(jī)運(yùn)

30、動(dòng)的水分子-低信號(hào)細(xì)胞毒性水腫的組織運(yùn)動(dòng)受限的水分子-高信號(hào)A B組織內(nèi)影響水分子彌散的因素 細(xì)胞內(nèi)外的體積變化水分子通過(guò)細(xì)胞膜的滲透作用細(xì)胞外間隙形態(tài)的改變臨床應(yīng)用缺血性腦梗死的早期診斷鑒別腫瘤成分前列腺、肝膽及乳腺的應(yīng)用類PET應(yīng)用急性腦梗塞彌散成像急性腦梗塞的彌散表現(xiàn)細(xì)胞內(nèi)缺血表現(xiàn)（ 3小時(shí) ） ADC圖顯示異常降低DWI顯示異常高信號(hào)T2WI未見(jiàn)異常血腦屏障輕微破壞，間質(zhì)水腫（ 3 - 8小時(shí) ） ADC圖無(wú)變化，仍是降低DWI顯示異常信號(hào)的范圍增大T2WI有范圍小于DWI的異常信號(hào)血腦屏障明顯破壞（8 12 小時(shí)） ADC圖顯示的異常降低輕度增高 DWI顯示異常高信號(hào)T2WI與DWI

31、顯示同樣的異常高信號(hào)血管源性水腫加重，間質(zhì)水腫明顯（12小時(shí)以后） ADC圖無(wú)變化DWI顯示異常高信號(hào)（面積無(wú)變化）T2WI與DWI顯示同樣的異常高信號(hào) 急性腦梗塞彌散成像35分鐘3小時(shí)7小時(shí)彌散成像臨床應(yīng)用臨床病例皮層梗死臨床病例陳舊瘢痕T2FliarDWIT1+CADCeADC彌散成像其他臨床應(yīng)用灌注成像（PWI） 原 理PWI以順磁性對(duì)比劑首過(guò)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(guò)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(guò)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

32、化。 目前臨床上PWI的對(duì)比劑多采用離子型非特異性細(xì)胞外液對(duì)比劑Gd-DTPA。將對(duì)比劑經(jīng)高壓注射器快速注入周?chē)o脈，采用時(shí)間分辨力足夠高的快速M(fèi)R成像序列對(duì)目標(biāo)器官進(jìn)行連續(xù)多時(shí)相掃描，檢測(cè)帶有對(duì)比劑的血液首次流經(jīng)受檢組織時(shí)引起組織的信號(hào)強(qiáng)度隨時(shí)間的變化來(lái)反映組織的血流動(dòng)力學(xué)信息。一定的濃度范圍內(nèi)，血液T1值和T2*值的變化率與血液中對(duì)比劑的濃度呈線性關(guān)系。團(tuán)注對(duì)比劑后，帶有對(duì)比劑的血液首次流過(guò)組織時(shí)將引起組織T1或T2*弛豫率發(fā)生變化，因而引起組織信號(hào)強(qiáng)度的改變。檢測(cè)對(duì)比劑首次流經(jīng)組織時(shí)引起組織的信號(hào)強(qiáng)度變化，可計(jì)算出其T1或T2*弛豫率變化，組織T1或T2*弛豫率的變化代表組織中對(duì)比劑的濃

33、度變化，而對(duì)比劑的濃度變化則代表血流動(dòng)力學(xué)變化。這就是首次通過(guò)法PWI的基本原理，通過(guò)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(guò)時(shí)間等。灌注成像 PWI反映組織微觀血流動(dòng)力學(xué)成像技術(shù)對(duì)比劑首過(guò)法動(dòng)脈自旋標(biāo)記法 利用動(dòng)脈血液中的質(zhì)子作為內(nèi)源性對(duì)比劑，需用特殊設(shè)計(jì)的脈沖序列對(duì)流入組織血液質(zhì)子進(jìn)行標(biāo)記、檢測(cè)來(lái)反映組織的血流動(dòng)力學(xué)信息。 臨床應(yīng)用腦卒中腦腫瘤腦功能fMRI一般是指狹義腦功能磁共振成像，可以反映腦神經(jīng)元功能活動(dòng)情況。發(fā)展背景自古以來(lái)，人們總是想探測(cè)人腦是如何運(yùn)作的？別人的腦袋里在想什么？發(fā)展背景在fMRI以前就有很多研究腦功能的設(shè)備。腦電圖（EEG）腦

34、磁圖（MEG）PET和SPECT發(fā)展背景fMRI的特點(diǎn)空間分辨率高無(wú)創(chuàng)簡(jiǎn)便易于重復(fù)研究發(fā)展背景fMRI的理論基礎(chǔ)及假設(shè)在神經(jīng)元活動(dòng)區(qū)域，激活的神經(jīng)元的耗氧量增加。在神經(jīng)元活動(dòng)區(qū)域，血管擴(kuò)張，局部腦的血流及血容量增加。發(fā)展背景fMRI的理論基礎(chǔ)及假設(shè)激活的神經(jīng)元所消耗的含氧血紅蛋白的量小于局部腦血流增加所提供的含氧血紅蛋白量，所以導(dǎo)致局部含氧血紅蛋白的比例增加。發(fā)展背景fMRI的理論基礎(chǔ)及假設(shè)含氧血紅蛋白和去氧血紅蛋白的磁化率是有差異的。（含氧血紅蛋白是弱逆磁性，去氧血紅蛋白是弱順磁性）順磁性的物質(zhì)會(huì)影響局部磁場(chǎng)，導(dǎo)致其不均勻發(fā)展背景fMRI的理論基礎(chǔ)及假設(shè)使用T2*序列掃描的時(shí)候，激活區(qū)域的含

35、氧血紅蛋白含量高，會(huì)導(dǎo)致其信號(hào)比非激活的時(shí)候高。timeTE發(fā)展背景血氧水平依賴(blood oxygen level dependent, BOLD)效應(yīng)最先是由 Ogawa 等于1990 年提出, 他們發(fā)現(xiàn)氧合血紅蛋白含量減少時(shí), 磁共振信號(hào)降低, 并且還發(fā)現(xiàn)信號(hào)的降低不僅發(fā)生在血液里, 而且還發(fā)生在血管外, 于是認(rèn)為這種效應(yīng)是血液的磁場(chǎng)性質(zhì)變化引起的。BOLD-fMRI 的成像基礎(chǔ)，神經(jīng)元活動(dòng)時(shí), 局部腦血流量和耗氧量均增加, 但是兩者增加有差異, 即腦血流量的增加多于耗氧量, 這種差異使活動(dòng)區(qū)的靜脈血氧濃度較周?chē)M織明顯升高, 去氧血紅蛋白相對(duì)減少。去氧血紅蛋白是順磁性的物質(zhì), 在血管

36、和其周邊產(chǎn)生局部梯度磁場(chǎng),使質(zhì)子快速去相位, 因而具有縮短 T2 的作用。腦區(qū)激活時(shí), 由于去氧血紅蛋白減少, 縮短 T2 的作用也減少, 同靜息狀態(tài)相比, 局部腦區(qū)的 T2 或 T2F 相對(duì)延長(zhǎng), 因而在 T2 加權(quán)或者 T2F 加權(quán)的功能磁共振成像圖上表現(xiàn)為信號(hào)相對(duì)增強(qiáng)。 f MRI實(shí)驗(yàn)實(shí)驗(yàn)過(guò)程用T2*序列每隔一定時(shí)間快速采集全腦時(shí)間采集實(shí)驗(yàn)過(guò)程在掃描中，給與一定的刺激和靜息時(shí)間實(shí)驗(yàn)過(guò)程從圖像中取某個(gè)或某幾個(gè)像素都可以做出一條時(shí)間信號(hào)曲線。序列實(shí)驗(yàn)過(guò)程把刺激時(shí)間段的信號(hào)值和靜息時(shí)間段的信號(hào)值提取出來(lái)進(jìn)行數(shù)學(xué)統(tǒng)計(jì)計(jì)算。如果統(tǒng)計(jì)學(xué)有意義，該區(qū)域就不能排除激活區(qū)的可能。f MRI結(jié)果4Hz8Hz

37、黑白翻轉(zhuǎn)棋盤(pán)方格刺激閃爍頻率是影響視覺(jué)BOLD信號(hào)的最重要因素8Hz時(shí)激活強(qiáng)、范圍大存在右側(cè)優(yōu)勢(shì)時(shí)間頻率與視皮層關(guān)系雙手握拳運(yùn)動(dòng)雙側(cè)運(yùn)動(dòng)區(qū)明顯激活時(shí)間信號(hào)強(qiáng)度曲線右手觸覺(jué)刺激（毛刷刷手指）左側(cè)中央后回激活時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線后天性聾啞人激活程度較弱純音刺激正常人雙側(cè)顳上回激活右利手組左利手組數(shù)字計(jì)算右利手左側(cè)明顯; 左利手右側(cè)明顯頂下小葉、前額皮層、額下回后部和運(yùn)動(dòng)前區(qū)激活第四節(jié) 磁敏感加權(quán)成像 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)。 基本原理主要利用組織間磁敏感差異形成圖像對(duì)比，磁敏感性反映了

38、物質(zhì)在外加磁場(chǎng)(H)作用下的磁化程度，可以用磁化率()來(lái)度量。常見(jiàn)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。人體組織中絕大多數(shù)磁敏感改變與血液中鐵的不同形式或出血等相關(guān)。血紅蛋白的4個(gè)蛋白亞基(珠蛋白)分別包含一個(gè)由卟啉環(huán)包繞的鐵離子(Fe2+)，當(dāng)血紅蛋白中的Fe2+與氧結(jié)合時(shí)，無(wú)不成對(duì)電子，形成的氧合血紅蛋白呈反磁性。當(dāng)氧與鐵離子分離形成脫氧血紅蛋白時(shí)，血紅蛋白的構(gòu)像改變阻礙周?chē)乃肿咏咏F離子，形成的脫氧血紅蛋白有4個(gè)不成對(duì)電子，呈順磁性。當(dāng)脫氧血紅蛋白中的Fe2+被進(jìn)一步被氧化成Fe3+，形成高鐵血紅蛋白。正常情況下，在紅細(xì)

39、胞內(nèi)這一過(guò)程被還原型輔酶所抑制，當(dāng)這種機(jī)制失效(如出血)時(shí)，脫氧血紅蛋白轉(zhuǎn)變?yōu)楦哞F血紅蛋白。高鐵血紅蛋白僅有很弱的磁敏感效應(yīng)，穩(wěn)定性差，易于解體，最終被巨噬細(xì)胞吞噬引起組織內(nèi)含鐵血黃素沉積，含鐵血黃素為高順磁性物質(zhì)。去氧血紅蛋白和含鐵血黃素磁敏感性較強(qiáng)組織內(nèi)另一種磁敏感的源物質(zhì)是非血紅素鐵，它常以鐵蛋白的形式存在，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(wú)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，使質(zhì)子自旋頻率產(chǎn)生差別，如果施加一個(gè)足夠長(zhǎng)的TE，自旋頻率不同的質(zhì)子間將形成明顯的相位差別。這樣，磁敏感度不同的組織在

40、SWI相位圖上可以被區(qū)別出來(lái)。SWI的后處理首先對(duì)在原始相位圖像施加一個(gè)低通濾波器，然后在復(fù)數(shù)域中用原始圖像除以低通濾波后的k空間數(shù)據(jù)，去除由于背景磁場(chǎng)不均勻造成的低頻擾動(dòng)，最終實(shí)際得到的將是高通濾過(guò)圖像，即校正后的相位圖。第二步需要將校正相位圖中不同組織的相位值進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化處理，建立相位蒙片，并將相位蒙片與幅度圖像多次相乘進(jìn)行加權(quán)。臨床應(yīng)用SWI對(duì)出血或血液中的脫氧成份極其敏感，能夠提供出血、動(dòng)靜脈畸形、鐵沉積的確切信息以實(shí)現(xiàn)更快更準(zhǔn)確的診斷，非常小的病變也可以迅速地被確診。1靜脈血管畸形：對(duì)脫氧血紅蛋白的敏感可以清晰地顯示毛細(xì)血管擴(kuò)張、海綿狀血管瘤以及靜脈瘤等。2中風(fēng)：較傳統(tǒng)方法對(duì)梗塞伴出血

41、的檢出以及局部微循環(huán)的改變更為敏感，能夠更好地評(píng)估中風(fēng)的進(jìn)展和預(yù)后，制定切實(shí)有效的治療方法。腦出血圖像SWI顯示出血成份及引流靜脈明顯優(yōu)于常規(guī)T2W TSE。3腦外傷：顯示細(xì)小出血灶，白質(zhì)剪切傷和彌漫性思所損傷(DAI)，為硬膜下和蛛網(wǎng)膜下腔出血提供更多信息。4腫瘤：確認(rèn)腫瘤內(nèi)可能存在的微小出血和腫瘤血管行為,更好的明確腫瘤的生長(zhǎng)狀態(tài).SWI顯示膠質(zhì)瘤內(nèi)出血成份及靜脈,有助于評(píng)估腫瘤血供。5神經(jīng)退行性疾病：對(duì)礦物化和鐵沉積非常敏感,有助于早期檢出Alzheimers病和地中海貧血患者灰質(zhì)中鐵沉積的存在。迄今為止，MRI應(yīng)用T2*加權(quán)像來(lái)像來(lái)顯示出血，但是新的經(jīng)驗(yàn)表明，SWI的敏感性顯著高于T2

42、*和其它成像方法，實(shí)際上，SWI在出血和血管畸形的高度敏感性打開(kāi)了MRI診斷輕微出血和小血管畸形的大門(mén)。第五節(jié) 磁共振波譜成像 (MR spectroscopy, MRS） 磁共振波譜（MR spectroscopy, 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(wú)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。磁共振波譜1原理化學(xué)位移氫質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)拉莫公式：w = g Bow ：進(jìn)動(dòng)頻率g ：氫核旋磁比42.6B0：磁場(chǎng)強(qiáng)度在1.5T的磁場(chǎng)中，氫質(zhì)子的

43、進(jìn)動(dòng)頻率應(yīng)該為：42.6 X 1.5 = 63.9(MHz)63.90100M Hz含量由于化合物周?chē)紘@著電子云，電子云對(duì)外界施加磁場(chǎng)有屏蔽作用，所以實(shí)際到達(dá)化合物氫質(zhì)子的磁場(chǎng)強(qiáng)度要小于外界所施加的磁場(chǎng)。由于不同的化合物周?chē)碾娮釉茲饷懿灰粯?，真正到達(dá)在不同化合物中的氫質(zhì)子的磁場(chǎng)強(qiáng)度是不一樣的，所以不同的化合物中氫質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率是不一樣的。63.90100M Hz含量由于不同的化合物化學(xué)位移的幅度非常的小，化學(xué)位移頻率數(shù)值用MHz來(lái)表示很不方便。在實(shí)際中用了相對(duì)值PPM(百萬(wàn)分之一)表示。（ffr）/g Bo f 表示某種化合物的進(jìn)動(dòng)頻率fr 表示四甲基硅烷的進(jìn)動(dòng)頻率表示物質(zhì)在MRS分析時(shí)

44、顯示的PPM的大小 2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，引起共振譜線增多。這種相鄰原子核之間的相互作用稱為自旋偶合。因自旋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 當(dāng)一個(gè)分子有兩種或兩種以上的形式，且各種形式的轉(zhuǎn)換速度不同時(shí)，會(huì)影響譜峰位置和形狀。MRS定位技術(shù)單體素MRS的序列設(shè)計(jì)激勵(lì)回波探測(cè)法(stimulatedecho acquisition mode，STEAM)是由3個(gè)互相垂直的選擇性90射頻脈沖(RF)分別激勵(lì)3個(gè)互相垂直的層面，

45、產(chǎn)生一個(gè)刺激回波，最后獲取三者交叉部分的信號(hào)而完成定位。該序列TE較短(TE常為2030 ms)，對(duì)T2弛豫較敏感，STEAM 可以獲得較點(diǎn)分辨技術(shù)(point resolved spectroscopy，PRESS)多的代謝物波峰，但是STEAM序列信噪比較低，并且對(duì)運(yùn)動(dòng)較敏感。點(diǎn)分辨技術(shù)(PRESS)是用兩個(gè)180RF和一個(gè)90RF產(chǎn)生一個(gè)自旋回波從而選擇感興趣區(qū)。斷層選擇性90RF后跟隨2個(gè)斷層選擇性180射頻脈沖。由90RF激發(fā)后，磁化強(qiáng)度保持在xy平面內(nèi)直到數(shù)據(jù)采集。PRESS應(yīng)用較多，只激發(fā)興趣區(qū)內(nèi)磁化矢量，清楚顯示波峰，波峰易于分辨，基線較平穩(wěn)。此序列的TE一般較長(zhǎng)(TE常為13

46、5270ms)，故信噪比較高，并且掃描時(shí)間較短。 多體素成像技術(shù) 化學(xué)位移成像(Chemical Shift Imaging，CSI)也稱頻譜成像(Spectros-copy Imaging，SI)，是著眼于特定化學(xué)位移采集頻譜的技術(shù)，反映代謝物在層面內(nèi)分布的圖像 MRS的噪聲來(lái)自于活體組織中隨機(jī)運(yùn)動(dòng)的帶電粒子，造成了譜線的波動(dòng)起伏。MRS技術(shù)受諸多因素的影響，如靜磁場(chǎng)的空間均勻性，硬件指標(biāo)的穩(wěn)定性（如射頻），選擇的序列，TE時(shí)間，TR時(shí)間，采集次數(shù)，體素的大小及位置等均會(huì)影響譜線的質(zhì)量及代謝物的比值，為保證MRS的質(zhì)量，采集時(shí)需要充分予以考慮MRS的特點(diǎn)。 磁共振頻譜 盡管MRS與MRI基于

47、相同的基本原理，但兩者之間仍存在許多不同之處。MRS具有以下特點(diǎn)：得到的是代謝產(chǎn)物的信息，通常以譜線及數(shù)值來(lái)表示，而非解剖圖像；對(duì)磁場(chǎng)的強(qiáng)度及磁場(chǎng)均勻度有著更高的要求；外加磁場(chǎng)強(qiáng)度升高有助于提高M(jìn)RS的質(zhì)量，不僅可提高SNR，而且由于各種代謝物的化學(xué)位移增大，可更好區(qū)分各種代謝物；信號(hào)較弱，常需要多次平均才能獲得足夠的SNR，因此檢查時(shí)間相對(duì)較長(zhǎng)； 磁共振頻譜MRS的特點(diǎn) 得到的代謝產(chǎn)物的含量通常是相對(duì)的，通常用兩種或兩種以上的代謝物含量比來(lái)反映組織的代謝變化；對(duì)于某一特定的原子核，需要選擇一種比較穩(wěn)定的化學(xué)物質(zhì)作為其相關(guān)代謝物進(jìn)動(dòng)頻率的參照標(biāo)準(zhǔn)物。 磁共振頻譜MRS的特點(diǎn)PRESS射頻脈沖選

48、層梯度180o90o180o90o90o90oSTEAM射頻脈沖選層梯度GyGxGzPoint-REsolved Spectroscopy Sequence STimulated Echo Acquisition Mode 4臨床應(yīng)用Raised Cho peak & inverted Lac peak磁共振頻譜反映組織生化代謝情況 T2WI+C磁共振頻譜腦干膠質(zhì)瘤磁共振頻譜肝臟波譜磁共振頻譜磁共振頻譜肝臟波譜浸潤(rùn)性導(dǎo)管癌Choline乳腺M(fèi)RS磁共振鑒別乳腺良惡性腫瘤的最佳方法磁共振頻譜纖維囊性變No Choline乳腺M(fèi)RS磁共振頻譜第六節(jié) 磁共振飽和成像技術(shù)局部飽和技術(shù)原理：應(yīng)用：腹部去

49、流動(dòng)偽影MRA中的應(yīng)用 飽和技術(shù)（Saturation Techniques) 空間飽和：將RF脈沖加在特定的位置，使不需要的質(zhì)子信號(hào)達(dá)到飽和，從而消除這些信號(hào)。飽和脈沖可加在FOV內(nèi)部或者外部的選定位置。一般來(lái)說(shuō)，使用FOV外的SAT，消除流動(dòng)引起的偽影；使用FOV內(nèi)的SAT，消除不需要的信號(hào)。應(yīng)用：與絕大多數(shù)序列兼容。 飽和技術(shù)（Saturation Techniques)No SAT With SAT:SI方向注意事項(xiàng)：飽和脈沖會(huì)占用掃描時(shí)間，使SAR增加，使掃描層數(shù)減少。同時(shí)使用心電門(mén)控與SAT，當(dāng)心電門(mén)控中的參數(shù)TD選擇Min時(shí)，圖像中會(huì)產(chǎn)生一些小偽影。為避免這種現(xiàn)象，TD選擇Rec

50、ommend.重疊的飽和帶會(huì)產(chǎn)生偽影。 飽和技術(shù)（Saturation Techniques)脂肪和水信號(hào)分離的方法脂肪信號(hào)過(guò)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)一步明確診斷飽和技術(shù)（Saturation Techniques)化學(xué)位移頻率選擇飽和技術(shù)由于化學(xué)位移，脂肪和水分子中質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率存在差別，在成像序列的RF施加前，先連續(xù)施加數(shù)個(gè)預(yù)脈沖，如果預(yù)脈沖的頻率與脂肪中質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率一致，脂肪組織的將被連續(xù)激發(fā)而發(fā)生飽和現(xiàn)象，而

51、水分子中的質(zhì)子由于進(jìn)動(dòng)頻率不同不被激發(fā)。這時(shí)再施加RF，脂肪組織因?yàn)轱柡筒荒茉俳邮苣芰浚蚨划a(chǎn)生信號(hào)，從而達(dá)到脂肪抑制的目的。 化學(xué)飽和法（Chemical Saturation）：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。 飽和技術(shù)（Saturation Techniques)頻率選擇反轉(zhuǎn)脈沖脂肪抑制技術(shù)在真正RF激發(fā)前，先對(duì)被檢區(qū)進(jìn)行預(yù)脈沖激發(fā)，這種預(yù)脈沖的帶寬很窄，中心頻率為脂肪中質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率，僅有脂肪組織被激發(fā)，且這一脈沖略大于90，脂肪組織會(huì)出現(xiàn)一個(gè)較小的反方向縱向磁化矢量，預(yù)脈沖結(jié)束后，脂肪組織發(fā)生縱向弛豫，其縱向磁化矢量將發(fā)生從反向到

52、零，然后逐漸恢復(fù)到正向直至平衡狀態(tài)。預(yù)脈沖僅略大于90，因此從反向到零需要的時(shí)間很短，選擇很短的TI（1020ms），僅需要一次預(yù)脈沖激發(fā)就能對(duì)三維掃描容積內(nèi)的脂肪組織進(jìn)行很好的抑制，因此采集時(shí)間也僅略有延長(zhǎng)。該抑制技術(shù)一般用于三維快速GRE序列。 脂肪波譜的反轉(zhuǎn)（SPECIAL)：以脂肪的共振頻率發(fā)射一個(gè)反轉(zhuǎn)脈沖，經(jīng)過(guò)一段TI，脂肪恢復(fù)到零點(diǎn)。此時(shí)發(fā)射射頻脈沖，這樣水中的質(zhì)子產(chǎn)生信號(hào)，以脂肪的頻率進(jìn)動(dòng)著的質(zhì)子的信號(hào)會(huì)減低。 飽和技術(shù)（Saturation Techniques)脂肪譜的反轉(zhuǎn)（SPECIAL)：應(yīng)用：可用于3D FRGE 和 3D TOF 中。 飽和技術(shù)（Saturation

53、Techniques)注意事項(xiàng)：引起掃描時(shí)間 增加的程度， 要比FAT SAT 短得多。SPECIAL支持 手動(dòng)調(diào)整中心 頻率，不支持 手動(dòng)調(diào)整反轉(zhuǎn) 角?；瘜W(xué)位移水-脂反相位飽和成像技術(shù)是一種水脂分離成像技術(shù)，通過(guò)對(duì)序列TE的調(diào)整，獲得水脂相位一致（同相位）圖像和水脂相位相反（反相位）的圖像。如果把兩組圖像信息相加或相減可得到水質(zhì)子圖像和脂肪質(zhì)子圖像。把同相位圖像加上反相位圖像后再除以2，即得到水質(zhì)子圖像；把同相位圖像減去反相位圖像后再除以2，將得到脂肪質(zhì)子圖像 兩點(diǎn)Dixon法分別形成水和脂肪的質(zhì)子像水和脂肪磁矢量的相位一致和反向15T場(chǎng)強(qiáng)下四、磁化傳遞飽和技術(shù)MT是一種化學(xué)交換的方法。在成

54、像的組織內(nèi)引起飽和效應(yīng)。將蛋白質(zhì)的磁矢量傳遞給周?chē)慕M織。偏中心脈沖偏離中心的距離更遠(yuǎn), TOF序列中偏離中心頻率1200hz。同時(shí)應(yīng)用較大的翻轉(zhuǎn)角(160 degree) 。 大的翻轉(zhuǎn)角在含蛋白的結(jié)構(gòu)中（短TE）可以累積大量的RF脈沖，從而抑制蛋白質(zhì)信號(hào)。僅與3D TOF和SE序列兼容。 磁化傳遞技術(shù)MT -Magnetization Transfer應(yīng)用：MT 在3D TOF成像中可以改進(jìn)血流和周?chē)M織的對(duì)比度MT 在 SE增強(qiáng) 序列中可以用來(lái)壓制腦實(shí)質(zhì)的信號(hào)，使病變的增強(qiáng)區(qū)域顯示的更明顯 MT 通過(guò)將含蛋白的組織飽和而改進(jìn)對(duì)比度（例如腦實(shí)質(zhì)和骨骼?。┰恚喝梭w中的水分子存在著兩種不同的狀

55、態(tài)，自由運(yùn)動(dòng)的水分子（自由水）和大分子蛋白質(zhì)結(jié)合的水分子（結(jié)合水），我們也把這兩部分水分別稱自由池和結(jié)合池。由于結(jié)合水捆綁在大分子上，其T2值小于1ms（通常只有數(shù)十微秒），因此常規(guī)MRI技術(shù)只能采集到自由水的信號(hào)，而不能采集到結(jié)合水的信號(hào)。自由水的進(jìn)動(dòng)頻率范圍很窄，而結(jié)合水的進(jìn)動(dòng)頻率范圍明顯大于自由水，幾乎跨越自由水中心頻率2000Hz的頻率范圍。MT的預(yù)飽和脈沖是偏離組織共振中心頻率的脈沖，其中心頻率偏離自由水共振頻率10002000Hz。這樣的MT預(yù)飽和脈沖施加給組織，組織中只有結(jié)合水被激發(fā)而飽和，而自由水則幾乎不受影響。由于結(jié)合水在常規(guī)MRI中并不產(chǎn)生信號(hào)，結(jié)合水被飽和本身并不會(huì)影響組

56、織的MR信號(hào)。但結(jié)合水中的質(zhì)子與自由水中的質(zhì)子始終不停的在進(jìn)行快速的化學(xué)交換，而處于動(dòng)態(tài)平衡狀態(tài)，這樣，飽和狀態(tài)的結(jié)合水就會(huì)把從MT脈沖獲得的能量傳遞給自由水中的質(zhì)子，導(dǎo)致自由水被飽和，當(dāng)真正的成像脈沖施加時(shí)，這部分被飽和的自由水將不能產(chǎn)生信號(hào)，最終導(dǎo)致組織信號(hào)的衰減。這個(gè)過(guò)程實(shí)際上就是結(jié)合水把飽和的磁化狀態(tài)傳遞給自由水，因此被稱為磁化傳遞或磁化轉(zhuǎn)移。磁化傳遞技術(shù)-MT用于增加TOF MRA的對(duì)比度 TOF MRA技術(shù)利用血液流入增強(qiáng)效應(yīng)制造出流動(dòng)血液與靜止組織之間的對(duì)比，因此背景組織信號(hào)的抑制非常重要，利用3D TOF MRA技術(shù)，背景組織信號(hào)往往抑制不充分，直徑小的血管因與靜止組織間對(duì)比較

57、差而不能顯示。利用MT技術(shù)后，靜止組織的信號(hào)被更好的抑制，而血液信號(hào)衰減程度很小，因此增加了靜止組織與血液的對(duì)比，使小血管得以顯示清晰。用于增強(qiáng)掃描 MT技術(shù)可以抑制組織的信號(hào)，但MRI對(duì)比劑可以縮短組織的T1值，而且其短T1效應(yīng)作用于自由水，與MT技術(shù)對(duì)組織信號(hào)的抑制無(wú)關(guān)。施加MT技術(shù)后，被強(qiáng)化組織的信號(hào)衰減不明顯，而未被強(qiáng)化組織的信號(hào)得以抑制，因此增加了兩者的對(duì)比。磁化傳遞技術(shù)-MTRegular SEMTSE3DTOF 五、幅度選擇飽和技術(shù) 反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備Inversion Recovery Preparation(IR Prep)描述： IR Prep 在成像序列之前使用180 度 的預(yù)

58、備RF 來(lái)增加T1對(duì)比。反轉(zhuǎn)恢復(fù)預(yù)備(IR Prep) 應(yīng)用：增強(qiáng)T1對(duì)比壓制特定組織的信號(hào) IR Prep 時(shí)間 受壓制的組織200-400 肝臟80-130 脂肪400-600 脾臟700-800 腦脊液第七節(jié) 磁共振輔助成像技術(shù)磁共振電影成像技術(shù) 磁共振電影（magneticresonanceciue，MRC）成像技術(shù)是利用MRI快速成像序列對(duì)運(yùn)動(dòng)臟器實(shí)施快速成像，產(chǎn)生一系列運(yùn)動(dòng)過(guò)程的不同時(shí)段（時(shí)相）的“靜態(tài)”圖像。將這些“靜態(tài)”圖像對(duì)應(yīng)于臟器的運(yùn)動(dòng)過(guò)程依次連續(xù)顯示，即產(chǎn)生了運(yùn)動(dòng)臟器的電影圖像。MRC成像不僅具有很好的空間分辨力，更重要的是它具有優(yōu)良的時(shí)間分辨力，對(duì)運(yùn)動(dòng)臟器的運(yùn)動(dòng)功能評(píng)價(jià)有重要價(jià)值。對(duì)于無(wú)固定周期運(yùn)動(dòng)的臟器，如膝關(guān)節(jié)、顛頜關(guān)節(jié)等，其MRC的方法是將其運(yùn)動(dòng)的范圍分成若干相等的空間等分，在每一個(gè)等分點(diǎn)采集一幅圖像，然后將每個(gè)空間位置的圖像放在一個(gè)序列內(nèi)連續(xù)顯示即成為關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)功能的電影圖像 磁共振生理同步采集技術(shù)心電觸發(fā)及門(mén)控技術(shù) 利用心電圖（ECG）的信號(hào)作為心臟運(yùn)動(dòng)周期運(yùn)動(dòng)的依據(jù)，從而保證采集過(guò)程與心臟搏動(dòng)周期的同步性