《MRI技術(shù)》PPT課件.ppt

ImagingTechniquesofApplication,回顧,核磁共振成像方法人體中三分之二是水。水分子由兩個(gè)氫原子和一個(gè)氧原子組成。氫原子的核子，即質(zhì)子，可以比做一個(gè)磁性陀螺儀。磁共振系統(tǒng)就是利用這種物理特性制成的。在一個(gè)強(qiáng)磁場中通常比地球磁場強(qiáng)30,000倍，任意旋轉(zhuǎn)的質(zhì)子通常順著磁場方向平行排列或反磁場方面平行排列。根據(jù)磁場的強(qiáng)度，所有的質(zhì)子擺成一行，這就產(chǎn)生了一個(gè)可以測量的磁矩。,排列的質(zhì)子在電磁頻率的干擾下，隊(duì)列會發(fā)生變化。磁矩開始在磁場的場線附近旋轉(zhuǎn)。當(dāng)電磁干擾結(jié)束的時(shí)候，質(zhì)子釋放從磁場獲得的能量，這些能量被線圈接收。越多核子按同一方面排列，說明信號強(qiáng)度越高，磁場強(qiáng)度也越大。通過從空間上改變磁場，人們可以確定磁共振信號的發(fā)源點(diǎn)，從而利用計(jì)算機(jī)程序重建圖像，這種方法類似于CT成像。磁共振圖像的對比度依賴于人體器官中水的空間分布。人體在放松休息的時(shí)候，就等同于電磁頻率被切斷而進(jìn)行圖像重建的時(shí)刻。,MRI技術(shù)應(yīng)用,MRSubsystems,RFCoilsBodyCoilHeadCoilSurfaceCoilsPhasedArrayCoils,MRSubsystems,FiveTypesRFGradientShimmingMagnetComputer,MRSubsystems,BodyCoillargecylinder(volumecoil)sendingRFpulsesintothepatientthatprovide“flip”forprotonsalsocanbeusedasareceiverforlargeFOVscans(abdominal,fullspine,etc),MRSubsystems,HeadCoilsmallercylinderusuallyvolumecoilwithquadratureorphasedarraydesignmanydifferentdesignsexisthighfieldlowfield,QuadratureHead,LowfieldHead,HeadTR=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),3DTOF法,利用流入增強(qiáng)效應(yīng)來增強(qiáng)血流信號采用了無間隔的容積掃描，分辨力好，但是由于是容積采集，血流在成像容積內(nèi)要經(jīng)過較長的距離，而流入增強(qiáng)效應(yīng)持續(xù)的距離較短，在血液流出成像容積前，血液的信號減弱。,3DTOF法,當(dāng)血流流經(jīng)較大的容積時(shí)，血液飽和逐漸明顯，導(dǎo)致流進(jìn)三維層塊處的血流信號高，流出層塊處的信號低。這種血流信號的從高到低的變化可通過逐漸增大傾倒角來糾正，這種技術(shù)稱為傾倒角的最佳非選擇性激勵(lì)在成像容積的進(jìn)入端用較小的傾倒角，可減少飽和效應(yīng)，流出端用較大的傾倒角可增強(qiáng)遠(yuǎn)端血流信號。,3DTOF,優(yōu)點(diǎn)：SNR分辨率對各個(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,3DTOFMultiSlab,優(yōu)點(diǎn)：成像范圍飽和效應(yīng)對慢血流和動脈細(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,3DTOFSPGR,臨床應(yīng)用：顱內(nèi)動脈成像,參數(shù)設(shè)置和定位：TE=minoroutphase;TR=30ms翻轉(zhuǎn)角20采用斜坡脈沖使厚塊內(nèi)血流信號強(qiáng)度均一可加磁化對比轉(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,2DTOF法和3DTOF法的優(yōu)缺點(diǎn),2DTOF法3DTOF法優(yōu)大的覆蓋面積高的空間分辨率對慢血流敏感對T1影響敏感點(diǎn)對T1影響敏感缺較低的空間分辨率層層內(nèi)流動的飽和效應(yīng)內(nèi)流動的飽和效應(yīng)小的覆蓋面點(diǎn)百葉窗偽影,PhaseContrastAngiography,相位對比法（PhasecontrastMRA）,利用流動質(zhì)子的速度不動，在梯度磁場中移動造成的相位差異，得到血流對比圖像。在橫向平面進(jìn)動的自旋質(zhì)子受梯度場影響，進(jìn)動頻率將被改變。梯度場反方向的質(zhì)子進(jìn)動頻率減慢，反之加快。當(dāng)梯度場取消后，所有自旋質(zhì)子以原來的頻率進(jìn)動，但相位不同。,相位對比法,當(dāng)應(yīng)用一雙極梯度場時(shí)，靜止自旋質(zhì)子和流動自旋質(zhì)子均先在雙極梯度場的正極方向的進(jìn)動加快，然后應(yīng)用負(fù)極梯度場，靜止質(zhì)子進(jìn)動減慢，相位變化大小相等，方向相反，這樣其實(shí)際相位改變?yōu)榱?。而流動質(zhì)子不可能受相同而又相反的梯度場影響，流速越快，流動質(zhì)子的相位改變越大。這樣能計(jì)算出其相位改變的程度，因相位的改變與梯度場的大小，應(yīng)用時(shí)間成比例。最后通過減影的方法將兩幅相位相反，但變化大小一樣圖進(jìn)行疊加減影，就能獲得流動自旋質(zhì)子的圖像。,相位對比法是梯度回波家族中的一員，應(yīng)用流動引起的質(zhì)子失相位來鑒別靜止組織和流動組織。,相位對比法,相位對比應(yīng)用不同的梯度波形設(shè)計(jì)進(jìn)行兩次采集。,重建時(shí)，兩次獲得的圖像相減,靜止質(zhì)子信號被減掉，而流動質(zhì)子信號被留下。,流動回波的軸（Flowencodingaxes）,當(dāng)流動自旋質(zhì)子沿梯度場方向流動時(shí)才能獲得其圖像，如果梯度場方向是沿z軸方向，從頭至腳方向流動的血液將會成像，如果梯度場被施加在所有三維方向，任何方向流動的血液都能成像，當(dāng)然成像時(shí)間也隨之加長。,流動回波的軸向,按照血管流動方向選擇流動編碼梯度。,和流動編碼梯度方向一致的血管顯示為高信號；反方向的血管顯示為低信號。,流動編碼,ReconType（重建方式）,所有流動的血液顯示為高信號,Complexdifference（綜合差異）,流動相反的血管顯示為黑或白。,Phasedifference（相位差異）,血管PC其他參數(shù),流速編碼梯度（VelocityencodingVENC）,調(diào)節(jié)VENC梯度場，使興趣區(qū)血管內(nèi)的流動質(zhì)子有一個(gè)1800的相位改變，將會產(chǎn)生最大的信號強(qiáng)度。VENC選擇低于血流時(shí)，將會產(chǎn)生偽影，血管中心信號較低，而壁的構(gòu)畫較好，這是因?qū)恿髟蛩?。VENC選擇大于血流時(shí)，血管中心信號增強(qiáng)但血管壁的信號受到損失。,流速編碼梯度,各部位血管內(nèi)血液流速,PCMRA的優(yōu)缺點(diǎn),優(yōu)點(diǎn)：對各種流速的血流均敏感對FOV內(nèi)流動的血流敏感減小了失相位的影響增大了背景的抑制可作血流測定缺點(diǎn)：3D需較長的成像時(shí)間對湍流更為敏感,PC鑒別流速和流動方向Fast2DPC和多時(shí)相決定門控2DTOF的觸發(fā)延遲。3DPC和2DPC相比，可很多多個(gè)薄層，減小信號失相，增加SNR。,PC臨床應(yīng)用,臨床優(yōu)勢：優(yōu)秀的背景抑制組織抑制顯示緩慢血流和靜脈,MRA方案的設(shè)計(jì),MRA的選擇：血管的走行血管內(nèi)血流的速度流動的方向臨床要求的檢查范圍病變的類型,MRA技術(shù)選擇及其影響,重復(fù)時(shí)間（TR）回波時(shí)間（TE）及流動補(bǔ)償（flowcompensation,FC）傾倒角（flipangle:FA）視野（fieldofviewFOV）層厚與層面重疊（Sliceoverlap）心電門控與周圍門控的應(yīng)用,重復(fù)時(shí)間（TR）,與傾倒角一起，決定靜止組織的飽和量。在TOF法中，TR越短，背景抑制就越好，但TR太短時(shí)，成像層面內(nèi)流動自旋質(zhì)子已飽和流入成像層面內(nèi)未飽和的質(zhì)子太少，產(chǎn)生信號減弱。,回波時(shí)間（TE）及流動補(bǔ)償（FC）,短的TE可減小因血管內(nèi)不同流動相位造成的影響，在一些特定的TE內(nèi)，脂肪信號會降低，流動補(bǔ)償可用最短的TE來維持TE時(shí)間內(nèi)靜止組織與流動質(zhì)子的相位一致。,翻轉(zhuǎn)角（flipangleFA）,翻轉(zhuǎn)角決定了縱向磁化矢量轉(zhuǎn)向橫向磁化矢量的程度，翻轉(zhuǎn)角越大，縱向磁化矢量越小，有更多的靜止組織信號被抑制，但在3D容積掃描時(shí)，需采用較小的翻轉(zhuǎn)角來減少3D容積內(nèi)質(zhì)子的飽和效應(yīng)。,視野（fieldofviewFOV）,FOV的大小與圖像的分辨率和信噪比有關(guān)，小的體素可減少體素由相位失散的數(shù)量，信號喪失少，有利于小血管的顯示。,層厚與層面重疊（Sliceoverlap）,層面厚會增大層內(nèi)飽和效應(yīng)，使血管信號減弱，層厚太薄，會影響掃描覆蓋范圍，在2D成像中，層面的重疊應(yīng)達(dá)到30以上，以減少圖像重建時(shí)因?qū)用骈g的信號丟失造成的偽影,心電門控與周圍門控的應(yīng)用,采用門控技術(shù)可減少因血管博動造成的運(yùn)動偽影的影響,方法應(yīng)用2DTOF（常規(guī)梯度回波）頸動脈及頸靜脈血流2DTOF（梯度回波加預(yù)飽和）頸動脈及下肢動脈2DTOF（心電門控）胸、腹主動脈，股動脈等3DTOF（MOTSA）頸動脈及頸動脈狹窄的最佳顯示，與PCMRA結(jié)合顯示顱內(nèi)動脈瘤3DTOF（MOTSA）+MT腦動脈2DPCMRA膜竇栓子（1mmol/L才能獲得250ms的T1。動脈血Gd-DTPA濃度與靜脈注射速度成正比，而與心搏出量成反比，即：動脈血Gd-DTPA濃度=注射速度/心搏出量。,造影劑的劑量與注射速度,劑量一般為0.2mmol/kg。團(tuán)注速度一般為2-3ml/s，造影劑注射完畢后應(yīng)以同樣的速度注射同量的生理鹽水。,采集時(shí)間,Gd-DTPA是細(xì)胞外制劑，它們能很快從血管系統(tǒng)進(jìn)入血管外間隙。為達(dá)到最佳的強(qiáng)化效果，應(yīng)在造影劑的動脈峰值發(fā)生在K空間的中心線時(shí)進(jìn)行采集。延遲時(shí)間=循環(huán)時(shí)間+注入時(shí)間/2-成像時(shí)間/2,掃描參數(shù)對圖像質(zhì)量的影響,TE應(yīng)短到足夠消除去相位偽影和使T2*信號衰減到最小,這需要TE3ms。當(dāng)磁場強(qiáng)度為1.5T時(shí),2-2.6msTE可以使脂肪和水都處于去相位狀態(tài)，從而抑制背景信號。進(jìn)一步降低TE會縮短TR，也可以減少流動偽影和易感偽影。短的TR縮短了掃描時(shí)間，可以進(jìn)行屏氣的3DMRA掃描。,增強(qiáng)MRA的特點(diǎn),增強(qiáng)依賴順磁造影劑，而不是依賴血流的流動。消除了其它血管成像所能產(chǎn)生的運(yùn)動及流動偽影。造影劑縮短了T1的弛豫時(shí)間使成像層面內(nèi)血管成像，能采用平行血管走行的方位掃描，減少了為顯示區(qū)域大血管所需的成像層數(shù)，縮短了成像時(shí)間。,3DTOFFSPGR:ceMRA,優(yōu)點(diǎn)：SNR分辨率FOV成像時(shí)間與血流方向無關(guān)，任何方向血管增強(qiáng)均一,缺點(diǎn)：需用造影劑需要精確把握掃描時(shí)機(jī),快速血管造影采集時(shí)間1-3秒,MRAngiography,胸主動脈縮窄,主動脈夾層動脈瘤,胸主動脈,MainPortalVein,MainPortalVein,MIP,MPR,MR血管成像,MR血管成像,Neuro-PhasedArrayCoil20ccGd2cc/secTimingwithIDriveProHi-ResolutionAcquisitiontime45secondsNovenouscontamination,自動觸發(fā)（智能跟蹤）,用智能軟件自動檢測出造影劑到達(dá)靶血管的時(shí)間。先設(shè)定一興趣區(qū)（ROI),以一定間隔時(shí)間取樣，當(dāng)興趣區(qū)信號強(qiáng)度達(dá)到預(yù)定閾值時(shí)，在K空間中心開始掃描，使采樣與團(tuán)注動脈期同步進(jìn)行。,TrackerPulses,PixelValue,LaunchThreshold,MonitorPeriod,SCAN!,BreatholdDelay,MRAngiographySmartPrep,MRI增強(qiáng)檢查,為了提高組織間的對比，檢查還可借助與一些外源性物質(zhì)，即對比劑。提高對比，提高發(fā)現(xiàn)病變