磁共振成像

急性
亚急性
等
短
中心短，周围长
长
慢性
含铁血黄素析出
短
长，外黑圈
氧合血红蛋白→去氧血红蛋白→变性血红蛋白
血管性病变
MRI： 异常黑色流空信号
MRA：显示血管病变
+C： 显示小血管畸形
第五节 磁共振信号与加权图像
自由感应衰减信号(FID)
可 获 取 的 三 种 磁 共 振 信 号
一般不用 FID信号来 重建图像，原因是：1， 信号的较大幅度部分 被掩盖在900射频之内； 2，线圈发射和接受通 路之间来不及切换；
3.梯度场及其作 用
体素定位： MRI成像时，体素发出的NMR信号的强 度被转变为图像中像素的亮度。
4.三个梯度场的使用
1.选择扫描层面：一般由层面选择梯度来完成。 2.用其余两个梯度定位：在二维傅里叶成像中， 即为频率编码和相位编码，解码后即得检测点的平 面坐标。 3.对所确定的空间点的坐标所对应的空间体素发 出NMR信号进行检测便得到了所需的图像对比度。
一、傅立叶变换
一维傅里叶变换：F ( )

f (t )eiwt dt ,

1 f (t ) 来自百度文库 傅里叶反变换： 2

F ( )eit d
利用傅里叶变换可对不同函数的频率进行分解。 在MRI中，为了对一定共振频率范围内的质子都进行激 发，必须使用时域内的矩形脉冲作为激励的能量。
编码过程
1. v1，v2和v3分别表示相位编码方向上三个相邻的体素。
2.开始有相同的相位，并以相同的频率进动。
3.相位编码梯度Gy开启。
•该方向上磁化强度矢量将以不同频率进动，公式：
越大，质子进动越快。
y ( B0 yGy )
4.在t=ty时刻，相位编码梯度关断。此时进动频率逐渐恢 复至原频率，但进动相位差被保留。这就是相位编码的 所谓“相位记忆（phase memory）”功能。 •相位编码梯度持续时间ty后，该方向上体素的进动相位y 为：
TE对T2权 重的影响 TE越长,T2 权重越大 TE越短,T2 权重越小

T2-自旋-自旋相互 作用的时间常数
TE-回波时间 TR-序列重复时间
Text
长TR,长TE, T2加权 像


序列: FSE4000/130 10mmT FOV: 250mm TR: 4000ms TE: 130ms 层面: 横断面 NSA: 2 采集矩阵: 256*192 计算矩阵: 256*256
层面选择梯度 相位编码梯度 频率编码梯度
Gz Gx Gy
Gx或Gy Gy或Gz Gx或Gz
Gy 或Gx Gz 或Gy Gz或Gx
层面的选择采用的是选择性激励的原理：
选择性激励（selective excitation）：指用一个有限频宽（窄带） 的射频脉冲仅对共振频率在该频带范围的质子进行共振激发的技术。
y yt y (B0 yGy )t y
产生的相位差 y 为： y yGyt y
图示：

加入相位编码梯度(Gp), 沿Y方向的质子在进动相位上呈现线性关系,将 采集信号经傅立叶变换后,可以得到Y向位置与相位的一一对应关系。
Gp施加之前,质 子沿Y向进动频 率相位均相同
选层梯度Gs

在Z方向叠加梯度场可以选择层面，RF的频带 宽度与梯度强度共同决定层厚。
层厚与梯度强度成反相关
层厚与射频频宽成正相关
选层过程
1
2
3
在z向施加梯度后， 沿z轴各层面上质 子的进动频率为：
z ( B0 zGz )
层面内所有质子 的共振频率均相 同（称为自选 面），垂直于z 轴的所有层面的 共振频率均不同
1
T1A T1B T1A T1B
磁共振成像的目的，就是通过图像处理的方法，准确无 误地产生可见的图像对比度。
在三维成像中不使用选层梯度，其选层空
间定位由第二个相位编码梯度来完成 •该相位编码梯度的步数决定图像重建时成像容积内可划分的层面数。 •优缺点：信噪比高，但耗时。
二、磁共振图像的品质因 素
衡量图像的3个 重要指标
对比度
信噪比
分辨率
（一）对比度
在MRI中，图像对比度是组织体素的NMR信号不同而形 成的。 组织对比度： CT
核磁共振成像
基本病变
肿块：一般性、特殊性（脂肪、钙化/骨性、黑 色素性）
水肿：血管源性、细胞毒性
出血：（超）急性、亚急性、慢性
囊变/坏死：一般、特殊（黏液蛋白、脂性）
梗死： （超）急性、亚急性、慢性
出血
不同阶段，MRI不同场强，信号不同
T1WI 超急性 等
T2WI 等或混杂
相位编码
相位编码（phase encoding）：利用相位编码梯度磁场 造成质子有规律的进动相位差，用此相位差来标定体素空 间位置的方法。 相位编码梯度工作于脉冲状态，有多少个数据采集周期， 该梯度就接通多少次。 在Gy作用期间，体素所发出的RF信号并不利用。因此， 相位编码梯度又叫准备梯度。 相位编码用来识别行与行之间体素的位置。
短TR,短TE,T1加权像

序列: SE350/16 10mmT FOV: 250mm TR: 350ms TE: 16ms 层面: 横断面 NSA: 2 采集矩阵：256*192 计算矩阵：256*256
四、NMR信号强度及其影 响因素
1
组织中的浓度
MRI只限于氢核成像。 磁共振图像又称质子 图。NMR信号强度与 每个体素中磁性核的 量（即它在组织中的 浓度成）正比。
三、磁共振图像重建
将来自每个体素的NMR信号与来自其他体素的信号分 离的方法：层面选择 空间坐标 空间编码
MRI空间坐标的建立是由三维梯度磁场来实现的。
1.层面选择
MRI的层面选择是通过三维梯度的不同组合来实现的。
任意斜面成像，其层面的确定要两个或三个梯度的共同作用。
层面方向 横轴面 矢状面 冠状面
反向梯 度 正向梯度(又 称重聚梯度) 相位重聚完成, 横向磁化达到最 大,此时感应的 信号即为梯度回 波信号
质子在反 向梯度下 加速散相
梯度翻转, 进动反向
相位重 聚过程
序列参数对图像权重的影响
TR对T1权 重的影响
TR越长,T1权 重越小 TR越短,T1权 重越大

T1-90°脉冲和180° 脉冲的间隔时间
3.层面内信号的定位
对MRI线圈内得到的复合共振信号（由成像层面内所有质子 同时发出）加以分辨。 平面定位梯度：相位编码梯度
频率编码梯度 相位编码梯度：在y方向上提供了体素的识别信息。 频率编码梯度：在x方向上提供了体素的识别信息。
设Gx和Gy分别为频率编码和相位编码梯度，同时设Gx和Gy 分别位于图像矩阵的行和列方向。nx和ny分别为矩阵的列数 和行数。
x ( B0 xGx)

频率编码梯度(Gro)使沿X向质子所处磁场线性变化,从而共振频率线性 变化,将采集信号经傅立叶变换后即可得到频率与X方向位置的线性一 一对应关系。
成像层面的 X向位置 二者一一对应
采集信号经傅立叶 变换后的频谱
梯度回波脉冲序列
RF: Gs: Gp:
相位编码梯度,需 要反复施加128次, 且幅度线性变化
Gro: SIG:
四、小结
※MRI线圈中接收到的信号是受激层面内个体素所产生的 NMR信号的总和。
※在二维成像技术中，由于相位编码梯度和频率编码梯度共 同作用，各相邻体素产生的信号在频率和相位上均存在细微 的差别。 ※这种差别表现在相位编码方向上就是进动相位的不同，表 现在频率编码方向上就是进动频率的不同。 ※通过二维傅里叶变换，就可使以频率和相位表示的差别转 换为体素空间位置的差别。
经过与散相相同的 时间后,相位重聚完 全,横向磁化再次达 到最大值
自旋回波信号的产生过程
基本SE序列的序列结构
回波时间
重复时间

梯度回波（gradient echo，GRE）序列 梯度回波技术中，激励脉冲小于 90°，翻转脉冲 不使用180°，取而代之的是一对极性相反的去相 位梯度磁场及相位重聚梯度磁场，其方法与SE中 频率编码方向的去相位梯度及读出梯度的相位重 聚方法相同。由于小翻转角使纵向磁化快速恢复， 缩短了重复时间TR，也不会产生饱和效应，故使 数据采集周期变短，提高了成像速度。其最常用 的两个序列是快速小角度激发（fast low angle shot， FLASH）序列和稳态进动快速成像（fast imaging with steady state precession，FISP）序列。
信号随着时间而消失（类似于阻尼震荡信号），但频率 不变。
二、自旋回波信号
静止磁场中， 宏观磁化与场 强方向一致， 纵向宏观磁化 最大 900射频结束瞬间， 磁化翻转到横向， 开始横向弛豫，即 散相 此时的线圈感应 信号即为自旋回 波信号
施加900射频脉冲， 纵向磁化翻转到横向， 横向磁化最大
施加1800射频脉冲， 质子进动反向,相 位开始重聚
自旋回波信号(SE)
较为常用的也是最早用 以进行磁共振图像重建 的信号，只是需要多施 加一次1800RF脉冲，回 波时间较长
梯度回波信号（GrE）
较新的可大大缩短磁共 振扫描时间的用以重建 图像的信号，又称场回 波
一、自由感应衰减信号
自由进动：是指射频场作用停止后磁化强度矢量M的 进动。 自由衰减信号（free induction decay signal, FIR） 指的是在探测线圈中感应出的自由进动，又叫自由进动 衰减。FID是NMR的信号源。 自由感应衰减(FID):
三、梯度回波(GRE)信号
梯 度 回 波 序 列 缩 短 扫 描 时 间 分 析 图
使用α脉冲而非900脉冲,使 纵向磁化弛豫加快,极大减 少TR时间
梯度回波 (Gradient Echo)
使用翻转梯度产 生回波而非 180°脉冲,从而 允许最短的TE时 间,给缩短TR带 来空间
梯度回波产生过程
2
磁场的均匀性
3
磁场的均匀性
第六节 磁共振图像重建
基本概念：
像素：组成灰度数字图像的基本单元。 体素：像素对应人体内的位置。 像素灰度信息：对应体素的检测信息的强度。
不同成像手段进行 位置对应的手段不 同 不同成像手段的检 测信息不同
对磁共振而言,实现像素与体素对应的手段是施加 三个维度上的梯度磁场。
第七节 磁共振成像法 简述
MRI是一种低灵敏度、高噪声的成像技术
新的成像方法层出不穷 旧的成像方法日趋完善
一、成像法及其分类
根据信号的获取形式，MRI成像法可以分为： 点成像、线成像、面成像、体成像
1. 点成像法—
•
对每个体素的NMR信号逐一地进行测量的成像方法
主要有敏感点法。
2. 线成像法—
施加GP,质子沿Y 向所受磁场线性, 进动频率线性,相 位线性
Gp结束后,Y向磁场均 匀,质子进动频率一致, 但线性相位保留下来, 并与Y向位置一一对
频率编码
频率编码：利用梯度磁场造成相关方向上个磁化矢量进 动频率的不同，并以此为根据来标记体素的空间位置。 与y轴平行的各列体素的进动频率 x 为：
一次采集一条扫描线数据的成像方法 •主要有：多敏感点成像法、线扫描以及多线扫描成像法。 •优缺点：点线法比较简单，但信噪比(SNR)较低，成像时间长，基本被淘汰。
3. 面成像法—
一次性获得整个平面信息的成像方法
•主要有自旋回波平面成像等。 •优缺点（回波成像）：成像时间最短，信噪比高。
4. 三维体积成像法—
人体的三面
横断面
冠状面
示意图
矢状面
空间的三维
水平磁场 垂直磁场
B0(Z)
Y Z X X Y
Z
一般常导和超导磁体 产生水平磁场，水平 方向（人体长轴）为Z
一般永磁体产生垂直 磁场，垂直方向为Z方 向，人体长轴一般定 义为X方向
2.梯度场与主磁场的叠加
主磁场 B0 是匀强磁场，其大小和方向是固定不变的。 梯度场 B 的大小和方向均可改变。 中心的场强总为零，与B0 叠加后，磁体中心的场强不变。
用窄带脉冲进行 激发，实现每次 只激发一层。在 进行选择性激励 时多用sinc函数， 在非选择性激励 时常使用很窄的 方波
2.相位补偿脉冲
在选层梯度脉冲后施加一相反的梯度脉冲，称为180°相位 重聚焦梯度（rephasing gradient）。 这样补偿信号幅度由于层面内质子群进动 的相位发散导致的 信号幅度的降低。 相位重聚梯度脉冲又叫相位补偿脉冲，持续时间约1s，目的 导致层面内质子的相位相干。