核磁共振成像

1、會計(jì)學(xué)1核磁共振成像核磁共振成像第1頁/共67頁自由感應(yīng)衰減信號自由感應(yīng)衰減信號(FID)自旋回波信號自旋回波信號(SE)梯度回波信號（梯度回波信號（GrE）一般不用一般不用 FID信號來信號來重建圖像，原因是：重建圖像，原因是：1，信號的較大幅度部，信號的較大幅度部分被掩蓋在分被掩蓋在900射頻之射頻之內(nèi)；內(nèi)；2，線圈發(fā)射和接，線圈發(fā)射和接受通路之間來不及切受通路之間來不及切換；換；較為常用的也是最早用較為常用的也是最早用以進(jìn)行磁共振圖像重建以進(jìn)行磁共振圖像重建的信號，只是需要多施的信號，只是需要多施加一次加一次1800RF脈沖，回脈沖，回波時(shí)間較長波時(shí)間較長較新的可大大縮短磁共較新的可大大

2、縮短磁共振掃描時(shí)間的用以重建振掃描時(shí)間的用以重建圖像的信號，又稱場回圖像的信號，又稱場回波波可獲取的三種磁共振信號可獲取的三種磁共振信號第2頁/共67頁u自由進(jìn)動：是指射頻場作用停止后磁化強(qiáng)度矢量自由進(jìn)動：是指射頻場作用停止后磁化強(qiáng)度矢量M的的進(jìn)動。進(jìn)動。自由衰減信號（自由衰減信號（free induction decay signal, FIR）指的是在探測線圈中感應(yīng)出的自由進(jìn)動，又叫自由進(jìn)動指的是在探測線圈中感應(yīng)出的自由進(jìn)動，又叫自由進(jìn)動衰減。衰減。FID是是NMR的信號源。的信號源。u自由感應(yīng)衰減自由感應(yīng)衰減(FID):信號信號隨著隨著時(shí)間而消失（時(shí)間而消失（類似于阻尼震蕩信號類似于阻尼

3、震蕩信號），但頻率），但頻率不變。不變。第3頁/共67頁MM的的z z分量被分量被B0所淹沒，因此，所淹沒，因此，F(xiàn)ID只能在只能在xoy面上檢測。面上檢測。xyMl 的形成可以看作的形成可以看作是由原先相位均勻分布是由原先相位均勻分布的核磁矩向某一方向集的核磁矩向某一方向集中而使矢量加強(qiáng)的結(jié)果。中而使矢量加強(qiáng)的結(jié)果。當(dāng)外施交變磁場經(jīng)過時(shí)間當(dāng)外施交變磁場經(jīng)過時(shí)間t t后，磁化矢量后，磁化矢量MM處于處于 。此時(shí)在。此時(shí)在x-yx-y平面上有分量平面上有分量1BtsinxyMMxyMl 在固定坐標(biāo)系中在固定坐標(biāo)系中以以 的角速度繞的角速度繞 z z 軸軸在在x-yx-y平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)。平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)。0

4、第4頁/共67頁FID信號（電壓）為信號（電壓）為 為真空磁導(dǎo)。為真空磁導(dǎo)。FID信號正比于磁化強(qiáng)度矢量的橫向分信號正比于磁化強(qiáng)度矢量的橫向分量量 。FID信號確實(shí)反映了宏觀磁化強(qiáng)度矢量信號確實(shí)反映了宏觀磁化強(qiáng)度矢量M的變化。的變化。00( )xyv tSQM 0 xyM 若在若在 x-y 平面內(nèi)置一檢測線圈，則平面內(nèi)置一檢測線圈，則 將以每秒將以每秒 的頻率的頻率切割線圈，從而產(chǎn)生電勢。這就是檢測到的切割線圈，從而產(chǎn)生電勢。這就是檢測到的 FID 信號。信號。xyM0/ 2第5頁/共67頁第6頁/共67頁二、自旋回波信號二、自旋回波信號900射頻結(jié)束瞬間射頻結(jié)束瞬間，磁化翻轉(zhuǎn)到橫向，磁化翻轉(zhuǎn)

5、到橫向，開始橫向弛豫，開始橫向弛豫，即散相即散相靜止磁場中，靜止磁場中，宏觀磁化與場宏觀磁化與場強(qiáng)方向一致，強(qiáng)方向一致，縱向宏觀磁化縱向宏觀磁化最大最大施加施加900射頻脈沖，射頻脈沖，縱向磁化翻轉(zhuǎn)到橫向縱向磁化翻轉(zhuǎn)到橫向，橫向磁化最大，橫向磁化最大施加施加1800射頻脈沖射頻脈沖，質(zhì)子進(jìn)動反向，質(zhì)子進(jìn)動反向,相位開始重聚相位開始重聚經(jīng)過與散相相同的經(jīng)過與散相相同的時(shí)間后時(shí)間后,相位重聚完相位重聚完全全,橫向磁化再次達(dá)橫向磁化再次達(dá)到最大值到最大值此時(shí)的線圈感應(yīng)此時(shí)的線圈感應(yīng)信號即為自旋回信號即為自旋回波信號波信號自旋回波信號的產(chǎn)生過程自旋回波信號的產(chǎn)生過程第7頁/共67頁基本基本SE序列的序

6、列結(jié)構(gòu)序列的序列結(jié)構(gòu)重復(fù)時(shí)間重復(fù)時(shí)間回波時(shí)間回波時(shí)間第8頁/共67頁第9頁/共67頁三、梯度回波三、梯度回波(GRE)信號信號梯度回波序列縮短掃描時(shí)間分析圖梯度回波序列縮短掃描時(shí)間分析圖使用使用脈沖而非脈沖而非900脈沖脈沖,使使 縱向磁化弛豫加快縱向磁化弛豫加快,極大減少極大減少TR時(shí)間時(shí)間使用翻轉(zhuǎn)梯度產(chǎn)使用翻轉(zhuǎn)梯度產(chǎn)生回波而非生回波而非180脈沖脈沖,從而從而允許最短的允許最短的TE時(shí)時(shí)間間,給縮短給縮短TR帶帶來空間來空間梯度回波梯度回波(Gradient Echo)第10頁/共67頁梯度回波產(chǎn)生過程梯度回波產(chǎn)生過程質(zhì)子在反質(zhì)子在反向梯度下向梯度下加速散相加速散相反向梯反向梯度度正向梯度

7、正向梯度(又又稱重聚梯度稱重聚梯度)梯度翻轉(zhuǎn)梯度翻轉(zhuǎn),進(jìn)動反進(jìn)動反向向相位重相位重聚過程聚過程相位重聚完成相位重聚完成,橫向磁化達(dá)到最橫向磁化達(dá)到最大大,此時(shí)感應(yīng)的此時(shí)感應(yīng)的信號即為梯度回信號即為梯度回波信號波信號第11頁/共67頁序列參數(shù)對圖像權(quán)重的影響序列參數(shù)對圖像權(quán)重的影響T1-90脈沖和脈沖和180脈沖的間隔時(shí)間脈沖的間隔時(shí)間T2-自旋自旋-自旋相互自旋相互作用的時(shí)間常數(shù)作用的時(shí)間常數(shù)TE-回波時(shí)間回波時(shí)間TR-序列重復(fù)時(shí)間序列重復(fù)時(shí)間TextuTR對對T1權(quán)權(quán)重的影響重的影響lTR越長越長,T1權(quán)權(quán)重越小重越小lTR越短越短,T1權(quán)權(quán)重越大重越大uTE對對T2權(quán)權(quán)重的影響重的影響lT

8、E越長越長,T2權(quán)權(quán)重越大重越大lTE越短越短,T2權(quán)權(quán)重越小重越小第12頁/共67頁第13頁/共67頁第14頁/共67頁1組織中的濃度組織中的濃度MRIMRI只限于氫核成像。只限于氫核成像。磁共振圖像又稱質(zhì)子磁共振圖像又稱質(zhì)子圖。圖。NMRNMR信號強(qiáng)度與信號強(qiáng)度與每個(gè)體素中磁性核的每個(gè)體素中磁性核的量（即它在組織中的量（即它在組織中的濃度成）正比。濃度成）正比。2磁場的均勻性磁場的均勻性3磁場的均勻性磁場的均勻性第15頁/共67頁基本概念基本概念：像素像素：組成灰度數(shù)字圖像的基本單元。體素：體素：像素對應(yīng)人體內(nèi)的位置。像素灰度信息：像素灰度信息：對應(yīng)體素的檢測信息的強(qiáng)度。不同成像手段進(jìn)行不

9、同成像手段進(jìn)行位置對應(yīng)的手段不位置對應(yīng)的手段不同同對磁共振而言,實(shí)現(xiàn)像素與體素對應(yīng)的手段是施加三個(gè)維度上的梯度磁場。不同成像手段的檢不同成像手段的檢測信息不同測信息不同第16頁/共67頁F一維傅里葉變換一維傅里葉變換：( )( ),iwtFf t edt利用傅里葉變換可對不同函數(shù)的頻率進(jìn)行分解。利用傅里葉變換可對不同函數(shù)的頻率進(jìn)行分解。在在MRI中，為了對一定共振頻率范圍內(nèi)的質(zhì)子都進(jìn)行激中，為了對一定共振頻率范圍內(nèi)的質(zhì)子都進(jìn)行激發(fā)，必須使用時(shí)域內(nèi)的矩形脈沖作為激勵(lì)的能量發(fā)，必須使用時(shí)域內(nèi)的矩形脈沖作為激勵(lì)的能量。1( )( )2i tf tFedF傅里葉反變換傅里葉反變換：第17頁/共67頁

10、越短，它覆蓋的頻率范圍就越寬。越短，它覆蓋的頻率范圍就越寬。1. 1. 矩形脈沖矩形脈沖第18頁/共67頁2.2.脈沖脈沖第19頁/共67頁第20頁/共67頁第21頁/共67頁第22頁/共67頁傅立葉變換的作用傅立葉變換的作用復(fù)雜的時(shí)間域信號復(fù)雜的時(shí)間域信號簡單的頻率域信號簡單的頻率域信號傅立葉變換傅立葉變換傅立葉變換Amplitude第23頁/共67頁梯度斜率越大，系統(tǒng)性能越好梯度斜率越大，系統(tǒng)性能越好第24頁/共67頁拉莫爾方程拉莫爾方程（Larmor equation）：00B改變磁場 就可改變共振頻率 。00BB 又叫梯度磁場，是指沿直角坐標(biāo)系某坐標(biāo)方向呈線性又叫梯度磁場，是指沿直角坐

11、標(biāo)系某坐標(biāo)方向呈線性變化的磁場。變化的磁場?？臻g定位：在主磁場空間定位：在主磁場 上疊加一個(gè)變化的小磁場上疊加一個(gè)變化的小磁場 ，從，從而使成像層面上各處的磁場得以改變。而使成像層面上各處的磁場得以改變。 0BB第25頁/共67頁n 在在Z方向疊加的強(qiáng)度方向疊加的強(qiáng)度隨隨Z變化的磁場，叫變化的磁場，叫Z方向梯度場；方向梯度場；n 在在X方向疊加的強(qiáng)度方向疊加的強(qiáng)度隨隨X變化的磁場，叫變化的磁場，叫X方向梯度場方向梯度場;n 在在Y方向疊加的強(qiáng)度方向疊加的強(qiáng)度隨隨X變化的磁場，叫變化的磁場，叫Y方向梯度場方向梯度場;NSB0B0ZB0+B(z)0NSB0B0XB0+B(x)0NSB0B0YB0+

12、B(Y)0三個(gè)基本梯度場三個(gè)基本梯度場第26頁/共67頁人體的三面人體的三面示意圖示意圖橫斷面橫斷面冠狀面冠狀面矢狀面矢狀面第27頁/共67頁空間的三維空間的三維水平磁場水平磁場水平磁場垂直磁場垂直磁場垂直磁場B0（Z）B0(Z)一般常導(dǎo)和超導(dǎo)磁體一般常導(dǎo)和超導(dǎo)磁體產(chǎn)生水平磁場，水平產(chǎn)生水平磁場，水平方向（人體長軸）為方向（人體長軸）為Z方向方向一般永磁體產(chǎn)生垂直一般永磁體產(chǎn)生垂直磁場，垂直方向?yàn)榇艌?，垂直方向?yàn)閆方方向，人體長軸一般定向，人體長軸一般定義為義為X方向方向YZXZXY第28頁/共67頁u梯度場梯度場 的大小和方向均可改變。的大小和方向均可改變。Bu主磁場主磁場 是勻強(qiáng)磁場，其大

13、小和方向是固定不變的。是勻強(qiáng)磁場，其大小和方向是固定不變的。0Bu 中心的場強(qiáng)總為零，與中心的場強(qiáng)總為零，與 疊加后，磁體中心的場強(qiáng)不變。疊加后，磁體中心的場強(qiáng)不變。0B第29頁/共67頁體素定位體素定位： MRI成像時(shí)，體素發(fā)出的成像時(shí)，體素發(fā)出的NMR信號的強(qiáng)信號的強(qiáng)度被轉(zhuǎn)變?yōu)閳D像中像素的亮度。度被轉(zhuǎn)變?yōu)閳D像中像素的亮度。第30頁/共67頁v為了得到任意層面的空間信息，為了得到任意層面的空間信息，MRI系統(tǒng)在系統(tǒng)在 x, y, z 三個(gè)坐標(biāo)方向均使用梯度磁場三個(gè)坐標(biāo)方向均使用梯度磁場 (Gx , Gy , Gz 梯度梯度)， 分別用相互垂直的三個(gè)梯度線圈產(chǎn)生。分別用相互垂直的三個(gè)梯度線圈產(chǎn)

14、生。第31頁/共67頁F1.選擇掃描層面：選擇掃描層面：一般由層面選擇梯度來完成。一般由層面選擇梯度來完成。F2.用其余兩個(gè)梯度定位：用其余兩個(gè)梯度定位：在二維傅里葉成像中，在二維傅里葉成像中，即為頻率編碼和相位編碼，解碼后即得檢測點(diǎn)的平即為頻率編碼和相位編碼，解碼后即得檢測點(diǎn)的平面坐標(biāo)。面坐標(biāo)。F3.對所確定的空間點(diǎn)的坐標(biāo)所對應(yīng)的空間體素發(fā)對所確定的空間點(diǎn)的坐標(biāo)所對應(yīng)的空間體素發(fā)出出NMR信號進(jìn)行檢測便得到了所需的圖像對比度。信號進(jìn)行檢測便得到了所需的圖像對比度。第32頁/共67頁MRI空間坐標(biāo)的建立是由空間坐標(biāo)的建立是由三維梯度磁場三維梯度磁場來實(shí)現(xiàn)的。來實(shí)現(xiàn)的。將來自每個(gè)體素的將來自每個(gè)

15、體素的NMR信號與來自其他體素的信號分信號與來自其他體素的信號分離的方法離的方法：層面選擇層面選擇 空間編碼空間編碼空間坐標(biāo)空間坐標(biāo)三、磁共振圖像重建三、磁共振圖像重建第33頁/共67頁 MRI的層面選擇是通過三維梯度的不同組合來實(shí)現(xiàn)的。的層面選擇是通過三維梯度的不同組合來實(shí)現(xiàn)的。 任意斜面成像，其層面的確定要兩個(gè)或三個(gè)梯度的共同作用。任意斜面成像，其層面的確定要兩個(gè)或三個(gè)梯度的共同作用。層面的選擇采用的是層面的選擇采用的是選擇性激勵(lì)選擇性激勵(lì)的原理：的原理：選擇性激勵(lì)（選擇性激勵(lì)（selective excitation）：）：指用一個(gè)有限頻寬（窄帶）指用一個(gè)有限頻寬（窄帶）的射頻脈沖僅對共

16、振頻率在該頻帶范圍的質(zhì)子進(jìn)行共振激發(fā)的技術(shù)。的射頻脈沖僅對共振頻率在該頻帶范圍的質(zhì)子進(jìn)行共振激發(fā)的技術(shù)。Gz 或GyGy或GzGx矢狀面矢狀面Gz或GxGx或GzGy冠狀面冠狀面Gy 或GxGx或GyGz橫軸面橫軸面層面方向?qū)用娣较蝾l率編碼梯度頻率編碼梯度相位編碼梯度相位編碼梯度層面選擇梯度層面選擇梯度第34頁/共67頁 選層梯度選層梯度Gs層厚與梯度強(qiáng)度成反相關(guān)層厚與梯度強(qiáng)度成反相關(guān)層厚與射頻頻寬成正相關(guān)層厚與射頻頻寬成正相關(guān)第35頁/共67頁以橫軸位成像為例以橫軸位成像為例選選G Gz z作為選層梯度作為選層梯度第36頁/共67頁第37頁/共67頁0()zzBzG選層過程選層過程層面內(nèi)所有

17、質(zhì)子層面內(nèi)所有質(zhì)子的共振頻率均相的共振頻率均相同（稱為自選面同（稱為自選面），垂直于），垂直于z軸軸的所有層面的共的所有層面的共振頻率均不同振頻率均不同在在z向施加梯度后向施加梯度后，沿，沿z軸各層面上軸各層面上質(zhì)子的進(jìn)動頻率為質(zhì)子的進(jìn)動頻率為：用窄帶脈沖進(jìn)行用窄帶脈沖進(jìn)行激發(fā)，實(shí)現(xiàn)每次激發(fā)，實(shí)現(xiàn)每次只激發(fā)一層。在只激發(fā)一層。在進(jìn)行選擇性激勵(lì)進(jìn)行選擇性激勵(lì)時(shí)多用時(shí)多用sinc函數(shù)函數(shù)，在非選擇性激，在非選擇性激勵(lì)時(shí)常使用很窄勵(lì)時(shí)常使用很窄的方波的方波123第38頁/共67頁第39頁/共67頁在選層梯度脈沖后施加一相反的梯度脈沖，稱為在選層梯度脈沖后施加一相反的梯度脈沖，稱為180相位相位重聚焦

18、梯度（重聚焦梯度（rephasing gradient）。）。這樣補(bǔ)償信號幅度由于層面內(nèi)質(zhì)子群進(jìn)動這樣補(bǔ)償信號幅度由于層面內(nèi)質(zhì)子群進(jìn)動 的相位發(fā)散導(dǎo)致的的相位發(fā)散導(dǎo)致的信號幅度的降低。信號幅度的降低。相位重聚梯度脈沖又叫相位補(bǔ)償脈沖，持續(xù)時(shí)間約相位重聚梯度脈沖又叫相位補(bǔ)償脈沖，持續(xù)時(shí)間約1s，目的，目的導(dǎo)致層面內(nèi)質(zhì)子的相位相干。導(dǎo)致層面內(nèi)質(zhì)子的相位相干。第40頁/共67頁對對MRI線圈內(nèi)得到的復(fù)合共振信號（由成像層面內(nèi)所有質(zhì)子線圈內(nèi)得到的復(fù)合共振信號（由成像層面內(nèi)所有質(zhì)子同時(shí)發(fā)出）加以分辨。同時(shí)發(fā)出）加以分辨。平面定位梯度平面定位梯度：相位編碼梯度相位編碼梯度 頻率編碼梯度頻率編碼梯度相位編碼

19、梯度相位編碼梯度：在在y方向上提供了體素的識別信息。方向上提供了體素的識別信息。頻率編碼梯度頻率編碼梯度：在在x方向上提供了體素的識別信息。方向上提供了體素的識別信息。第41頁/共67頁設(shè)設(shè)Gx和和Gy分別為頻率編碼和相位編碼梯度，同時(shí)設(shè)分別為頻率編碼和相位編碼梯度，同時(shí)設(shè)Gx和和Gy分分別位于圖像矩陣的行和列方向。別位于圖像矩陣的行和列方向。nx和和ny分別為矩陣的列數(shù)和分別為矩陣的列數(shù)和行數(shù)。行數(shù)。第42頁/共67頁|相位編碼（相位編碼（phase encoding）：利用相位編碼梯度磁場）：利用相位編碼梯度磁場造成質(zhì)子有規(guī)律的進(jìn)動相位差，用此相位差來標(biāo)定體素空造成質(zhì)子有規(guī)律的進(jìn)動相位差，

20、用此相位差來標(biāo)定體素空間位置的方法。間位置的方法。|相位編碼梯度工作于脈沖狀態(tài)，有多少個(gè)數(shù)據(jù)采集周期，相位編碼梯度工作于脈沖狀態(tài)，有多少個(gè)數(shù)據(jù)采集周期，該梯度就接通多少次。該梯度就接通多少次。|在在Gy作用期間，體素所發(fā)出的作用期間，體素所發(fā)出的RF信號并不利用。因此，信號并不利用。因此，相位編碼梯度又叫準(zhǔn)備梯度。相位編碼梯度又叫準(zhǔn)備梯度。|相位編碼用來識別行與行之間體素的位置。相位編碼用來識別行與行之間體素的位置。第43頁/共67頁1. v1，v2和和v3分別表示相位編碼方向上三個(gè)相鄰的體素。分別表示相位編碼方向上三個(gè)相鄰的體素。2.開始有相同的相位，并以相同的頻率進(jìn)動。開始有相同的相位，并

21、以相同的頻率進(jìn)動。3.相位編碼梯度相位編碼梯度Gy開啟。開啟。 該方向上磁化強(qiáng)度矢量將以不同頻率進(jìn)動，公式：該方向上磁化強(qiáng)度矢量將以不同頻率進(jìn)動，公式：0()yyByG越大，質(zhì)子進(jìn)動越快。越大，質(zhì)子進(jìn)動越快。編碼過程編碼過程0()yy yyytByG ty相位編碼梯度持續(xù)時(shí)間相位編碼梯度持續(xù)時(shí)間ty后，該方向上體素的進(jìn)動相位后，該方向上體素的進(jìn)動相位 為：為：產(chǎn)生的相位差產(chǎn)生的相位差 為：為：yy yyG t y4.在在t=ty時(shí)刻，相位編碼梯度關(guān)斷。此時(shí)進(jìn)動頻率逐漸恢時(shí)刻，相位編碼梯度關(guān)斷。此時(shí)進(jìn)動頻率逐漸恢復(fù)至原頻率，但進(jìn)動相位差被保留。這就是相位編碼的復(fù)至原頻率，但進(jìn)動相位差被保留。這就

22、是相位編碼的所謂所謂“相位記憶相位記憶（phase memory）”功能。功能。第44頁/共67頁圖示：第45頁/共67頁施加施加GP,質(zhì)子沿質(zhì)子沿Y向所受磁場線性向所受磁場線性,進(jìn)動頻率線性進(jìn)動頻率線性,相相位線性位線性Gp結(jié)束后結(jié)束后,Y向磁場均向磁場均勻勻,質(zhì)子進(jìn)動頻率一致質(zhì)子進(jìn)動頻率一致,但線性相位保留下來但線性相位保留下來,并與并與Y向位置一一對向位置一一對應(yīng)應(yīng)Gp施加之前施加之前,質(zhì)質(zhì)子沿子沿Y向進(jìn)動頻向進(jìn)動頻率相位均相同率相位均相同第46頁/共67頁頻率編碼：頻率編碼：利用梯度磁場造成相關(guān)方向上個(gè)磁化矢量進(jìn)利用梯度磁場造成相關(guān)方向上個(gè)磁化矢量進(jìn)動頻率的不同，并以此為根據(jù)來標(biāo)記體素

23、的空間位置動頻率的不同，并以此為根據(jù)來標(biāo)記體素的空間位置。0()xBxGx與與y軸平行的各列體素的進(jìn)動頻率軸平行的各列體素的進(jìn)動頻率 為為：x頻率編碼頻率編碼第47頁/共67頁成像層面的成像層面的X向位置向位置采集信號經(jīng)傅立葉采集信號經(jīng)傅立葉變換后的頻譜變換后的頻譜二者一一對應(yīng)二者一一對應(yīng)第48頁/共67頁梯度回波脈沖序列梯度回波脈沖序列RF:Gs:Gp:Gro:SIG:相位編碼梯度相位編碼梯度,需需要反復(fù)施加要反復(fù)施加128次次,且幅度線性變化且幅度線性變化第49頁/共67頁MRI線圈中接收到的信號是受激層面內(nèi)個(gè)體素所產(chǎn)生的線圈中接收到的信號是受激層面內(nèi)個(gè)體素所產(chǎn)生的NMR信號的總和。信號的

24、總和。在二維成像技術(shù)中，由于相位編碼梯度和頻率編碼梯度共在二維成像技術(shù)中，由于相位編碼梯度和頻率編碼梯度共同作用，各相鄰體素產(chǎn)生的信號在頻率和相位上均存在細(xì)微同作用，各相鄰體素產(chǎn)生的信號在頻率和相位上均存在細(xì)微的差別。的差別。這種差別表現(xiàn)在相位編碼方向上就是進(jìn)動相位的不同，表這種差別表現(xiàn)在相位編碼方向上就是進(jìn)動相位的不同，表現(xiàn)在頻率編碼方向上就是進(jìn)動頻率的不同。現(xiàn)在頻率編碼方向上就是進(jìn)動頻率的不同。通過二維傅里葉變換，就可使以頻率和相位表示的差別轉(zhuǎn)通過二維傅里葉變換，就可使以頻率和相位表示的差別轉(zhuǎn)換為體素空間位置的差別。換為體素空間位置的差別。第50頁/共67頁第51頁/共67頁根據(jù)信號的獲取

25、形式，根據(jù)信號的獲取形式，MRIMRI成像法可以分為：成像法可以分為： 點(diǎn)成像、線成像、面成像、體成像點(diǎn)成像、線成像、面成像、體成像第52頁/共67頁1.1.點(diǎn)成像法點(diǎn)成像法 對每個(gè)體素的對每個(gè)體素的NMR信號逐一地進(jìn)行測量的成像方法信號逐一地進(jìn)行測量的成像方法主要有敏感點(diǎn)法。主要有敏感點(diǎn)法。2. 2. 線成像法線成像法 一次采集一條掃描線數(shù)據(jù)的成像方法一次采集一條掃描線數(shù)據(jù)的成像方法主要有：多敏感點(diǎn)成像法、線掃描以及多線掃描成像法。主要有：多敏感點(diǎn)成像法、線掃描以及多線掃描成像法。優(yōu)缺點(diǎn)：點(diǎn)線法比較簡單，但信噪比優(yōu)缺點(diǎn)：點(diǎn)線法比較簡單，但信噪比(SNR)較低，成像時(shí)間長，基本被淘汰。較低，成

26、像時(shí)間長，基本被淘汰。3. 3. 面成像法面成像法 一次性獲得整個(gè)平面信息的成像方法一次性獲得整個(gè)平面信息的成像方法主要有自旋回波平面成像等。主要有自旋回波平面成像等。優(yōu)缺點(diǎn)（回波成像）：成像時(shí)間最短，信噪比高。優(yōu)缺點(diǎn)（回波成像）：成像時(shí)間最短，信噪比高。4. 4. 三維體積成像法三維體積成像法 在三維成像中不使用選層梯度，其選層空在三維成像中不使用選層梯度，其選層空間定位由第二個(gè)相位編碼梯度來完成間定位由第二個(gè)相位編碼梯度來完成該相位編碼梯度的步數(shù)決定圖像重建時(shí)成像容積內(nèi)可劃分的層面數(shù)。該相位編碼梯度的步數(shù)決定圖像重建時(shí)成像容積內(nèi)可劃分的層面數(shù)。優(yōu)缺點(diǎn)：信噪比高，但耗時(shí)。優(yōu)缺點(diǎn)：信噪比高，但

27、耗時(shí)。第53頁/共67頁信噪比信噪比對比度對比度分辨率分辨率第54頁/共67頁在在MRI中，圖像對比度是組織體素的中，圖像對比度是組織體素的NMR信號不同而形信號不同而形成的。成的。組織對比度組織對比度：11111ABABTTTCTT磁共振成像的目的磁共振成像的目的，就是通過圖像處理的方法，準(zhǔn)確無，就是通過圖像處理的方法，準(zhǔn)確無誤地產(chǎn)生可見的圖像對比度。誤地產(chǎn)生可見的圖像對比度。第55頁/共67頁u信噪比（信噪比（SNR或或S/N，signal to noise ratio）是信）是信號幅度與噪聲幅度的比值。號幅度與噪聲幅度的比值。u信噪比是衡量圖像質(zhì)量最重要的指標(biāo)。任何增加信號信噪比是衡量圖

28、像質(zhì)量最重要的指標(biāo)。任何增加信號強(qiáng)度或減小噪聲水平的措施，均可使強(qiáng)度或減小噪聲水平的措施，均可使SNR提高，提高，SNR的提高，即可加快掃描速度，又能提高圖像的空間分辨的提高，即可加快掃描速度，又能提高圖像的空間分辨率。率。uMRI是一種靈敏度極低的技術(shù)。盡可能提高是一種靈敏度極低的技術(shù)。盡可能提高SNR，是，是所有所有MRI設(shè)備制造商所追逐的目標(biāo)之一。設(shè)備制造商所追逐的目標(biāo)之一。u內(nèi)部噪聲源：人體和電路元件。內(nèi)部噪聲源：人體和電路元件。第56頁/共67頁（三）空間分辨率（三）空間分辨率第57頁/共67頁1.多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息。多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息。2.高對比度成像，

29、可得出詳盡的解剖學(xué)圖譜。高對比度成像，可得出詳盡的解剖學(xué)圖譜。3.任意方位斷層，使醫(yī)學(xué)界從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實(shí)。任意方位斷層，使醫(yī)學(xué)界從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實(shí)。4.人體能量代謝研究，有可能直接觀察細(xì)胞活動的生化藍(lán)圖。人體能量代謝研究，有可能直接觀察細(xì)胞活動的生化藍(lán)圖。5.不使用造影劑，可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)。不使用造影劑，可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)。6.無電離輻射，一定條件下可進(jìn)行介入無電離輻射，一定條件下可進(jìn)行介入MRI治療。治療。7.無骨偽影干擾，后顱凹病變清晰可辨。無骨偽影干擾，后顱凹病變清晰可辨。第58頁/共67頁T1 ContrastTE = 14 msTR = 400 msT2 ContrastTE = 100 msTR = 1500 msProton DensityTE = 14 msTR = 1500 msMRI多參數(shù)成像多參數(shù)成像第59頁/共67頁二）磁共振成像的缺點(diǎn)二）磁共振成像的缺點(diǎn)定量診斷困難定量診斷困難禁忌癥多禁忌癥多圖像易受多種偽影影響圖像易受多種偽影影響對鈣化灶和骨皮質(zhì)灶不夠敏感對鈣化灶和骨皮質(zhì)灶不夠敏感成像速度