醫(yī)學影像設備學課件：MRI的物理學原理

1、MRI （Magnetic Resonance Imaging ）歷史、結構、原理及發(fā)展,MRI的物理學原理MRI Prince,磁共振成像基本原理,一個放射科工程師對磁共振成像的理解,MRI基本原理,難以理解,非常重要,非常重要,學習MRI前應該掌握的知識,電學 磁學 量子力學 高等數(shù)學,初中數(shù)學 初中物理 加減乘除 平方開方,1.人體MR成像的物質基礎,原子的結構,地球自轉產生磁場 原子核總是不停地按一定頻率繞著自身的軸發(fā)生自旋 ( Spin ) 原子核的質子帶正電荷，其自旋產生的磁場稱為核磁，因而以前把磁共振成像稱為核磁共振成像（NMRI）。,自旋與核磁,自旋（spin)MRI基礎 自旋

2、角動量 大小原子核、 質子、中子數(shù) 方向自旋軸,自旋磁矩 原子核自旋運動產生的微觀磁場 磁旋比，磁矩與角動量之比 約化普朗克常數(shù),地磁、磁鐵、核磁示意圖,原子核總是繞著自身的軸旋轉自旋 ( Spin ),原子核自旋產生核磁,核磁就是原子核自旋產生的磁場,非常重要,所有的原子核都可產生核磁嗎？,質子為偶數(shù)，中子為偶數(shù),質子為奇數(shù)，中子為奇數(shù) 質子為奇數(shù)，中子為偶數(shù) 質子為偶數(shù)，中子為奇數(shù),產生核磁,不產生核磁,凈自旋 只有奇數(shù)質子或奇數(shù)中子數(shù)的原 子核產生的自旋磁矩 泡利不相容原理： 原子核內成對質子或中子的自旋 相互抵消,用于人體MRI的為1H（氫質子），原因有： 1、1H的磁化率很高； 2、

3、1H占人體原子的絕大多數(shù)。 通常所指的MRI為氫質子的MR圖像。,何種原子核用于人體MR成像？,MRI主要是應用于氫核的成像，這是出于： 一是對其磁共振信號的敏感性高；的旋磁比最高，因此最敏感，即MR信號被測出的效率，隨共振信號頻率的增加而改善。 二是它在自然界含量豐富。氫存于水和脂肪中，因而在人體中極為豐富，每立方毫米軟組織中含有約1023個原子，其所產生的磁共振信號要比其他原子強1000倍。,由于1只有一個質子，沒有中子，所以氫核的成像也稱質子成像。 氫核有兩個特性： 其一是它含有一個不在核中心的正電荷； 其二是它有角動量或自旋。Pauli理論，具有奇數(shù)原子質量或奇數(shù)原子數(shù)的核均具有角動量

4、及具有特征性的、大于零的自旋量子數(shù)。,人體元素 1H 14N 31P 13C 23Na 39K 17O 2H 19F,摩爾濃度 99.0 1.6 0.35 0.1 0.078 0.045 0.031 0.015 0.0066,相對磁化率 1.0 0.083 0.066 0.016 0.093 0.0005 0.029 0.096 0.83,人體內有無數(shù)個氫質子（每毫升水含氫質子31022） 每個氫質子都自旋產生核磁現(xiàn)象 人體象一塊大磁鐵嗎？,矢量的合成與分解,通常情況下人體內氫質子的核磁狀態(tài),通常情況下，盡管每個質子自旋均產生一個小的磁場，但呈隨機無序排列，磁化矢量相互抵消，人體并不表現(xiàn)出宏觀

5、磁化矢量。,把人體放進大磁場,2、人體進入主磁體發(fā)生了什么？,沒有外加磁場的情況下，質子自旋產生核磁，每個氫質子都是一個“小磁鐵”，但由于排列雜亂無章，磁場相互抵消，人體并不表現(xiàn)出宏觀的磁場，宏觀磁化矢量為0。,指南針與地磁、小磁鐵與大磁場,進入主磁場前后人體組織質子的核磁狀態(tài),處于高能狀態(tài)太費勁，并非人人都能做到,處于低能狀態(tài)的略多一點，007,進入主磁場后磁化矢量的影響因素,溫度、主磁場強度、質子含量,溫度 溫度升高，磁化率降低 主磁場場強 場強越高，磁化率越高，場強幾乎與磁化率成正比 質子含量 質子含量越高，與主磁場同向的質子總數(shù)增加（磁化率不變）,處于低能狀態(tài)的質子到底比處于高能狀態(tài)的

6、質子多多少？,室溫下（300k）,0.2T：1.3 PPM 0.5T：4.1 PPM 1.0T：7.0 PPM 1.5T：9.6 PPM,PPM為百萬分之一,處于低能狀態(tài)的氫質子僅略多于處于高能狀態(tài)的質子,在主磁場中質子的磁化矢量方向是絕對同向平行或逆向平行嗎？,Precessing (進動),自旋和進動,進動是核磁（小磁場）與主磁場相互作用的結果 進動的頻率明顯低于質子的自旋頻率，但比后者更為重要。,非常重要, = .B,：進動頻率 Larmor 頻率,：磁旋比 42.58兆赫 / T,B：主磁場場強,高能與低能狀態(tài)質子的進動,由于在主磁場中質子進動，每個氫質子均產生縱向和橫向磁化分矢量，那

7、么人體進入主磁場后到底處于何種核磁狀態(tài)？,處于低能狀態(tài)的質子略多于處于高能狀態(tài)的質子，因而產生縱向宏觀磁化矢量,盡管每個質子的進動產生了縱向和橫向磁化矢量，但由于相位不同，因而只有宏觀縱向磁化矢量產生，并無宏觀橫向磁化矢量產生,由于相位不同，每個質子的橫向磁化分矢量相抵消，因而并無宏觀橫向磁化矢量產生,進入主磁場后，質子自旋產生的核磁與主磁場相互作用發(fā)生進動,非常重要,進動使每個質子的核磁存在方向穩(wěn)定的縱向磁化分矢量和旋轉的橫向磁化分矢量,由于相位不同，只有宏觀縱向磁化矢量產生，并無宏觀橫向磁化矢量產生,進入主磁場后人體被磁化了，產生縱向宏觀磁化矢量 不同的組織由于氫質子含量的不同，宏觀磁化矢

8、量也不同 磁共振不能檢測出縱向磁化矢量,？,MR能檢測到怎樣的磁化矢量呢？,MR不能檢測到縱向磁化矢量，但能檢測到旋轉的橫向磁化矢量,如何才能產生橫向宏觀磁化矢量？,？,？,？,3.什么叫共振，怎樣產生磁共振？,共振：能量從一個震動著的物體傳遞到另一個物體，而后者以前者相同的頻率震動。,共 振,條件 頻率一致 實質 能量傳遞,核磁共振,給低能的氫質子能量，氫質子獲得能量進入高能狀態(tài)，即核磁共振。,？,怎樣才能使低能氫質子獲得能量，產生共振，進入高能狀態(tài)？,磁共振現(xiàn)象是靠射頻線圈（相當于音錘）發(fā)射無線電波（射頻脈沖）激發(fā)人體內的氫質子來引發(fā)的，這種射頻脈沖的頻率必須與氫質子進動頻率相同，低能的質

9、子獲能進入高能狀態(tài),微觀效應,射頻脈沖激發(fā)后的效應是使宏觀磁化矢量發(fā)生偏轉 射頻脈沖的強度和持續(xù)時間決定射頻脈沖激發(fā)后的效應,低能量,中等能量,高能量,宏觀效應,90度脈沖繼發(fā)后產生的宏觀和微觀效應,低能的超出部分的氫質子有一半獲得能量進入高能狀態(tài)，高能和低能質子數(shù)相等，縱向磁化矢量相互抵消而等于零,使質子處于同相位，質子的微觀橫向磁化矢量相加，產生宏觀橫向磁化矢量,90度脈沖激發(fā)使質子發(fā)生共振，產生最大的旋轉橫向磁化矢量，這種旋轉的橫向磁化矢量切割接收線圈，MR儀可以檢測到。,無線電波激發(fā)后，人體內宏觀磁場偏轉了90度，MRI可以檢測到人體發(fā)出的信號 氫質子含量高的組織縱向磁化矢量大，90度

10、脈沖后磁化矢量偏轉，產生的旋轉的宏觀橫向矢量越大，MR信號強度越高。 此時的MR圖像可區(qū)分質子密度不同的兩種組織,非常重要,檢測到的僅僅是不同組織氫質子含量的差別，對于臨床診斷來說是遠遠不夠的。 我們總是在90度脈沖關閉后過一定時間才進行MR信號采集。,非常重要,？,無線電波激發(fā)使磁場偏轉90度，關閉無線電波后，磁場又慢慢回到平衡狀態(tài)（縱向),4、射頻線圈關閉后發(fā)生了什么？,磁化強度矢量的弛豫過程,核磁化強度的運動-Bloch方程,核磁化強度的運動-Bloch方程,核磁弛豫,Relaxation,弛豫,放松、休息,射頻脈沖停止后，在主磁場的作用下，橫向宏觀磁化矢量逐漸縮小到零，縱向宏觀磁化矢量

11、從零逐漸回到平衡狀態(tài)，這個過程稱為核磁弛豫。 核磁弛豫又可分解為兩個部分： 橫向弛豫 縱向弛豫,橫向弛豫,也稱為T2弛豫，簡單地說，T2弛豫就是橫向磁化矢量減少的過程。,橫向弛豫,FID自由感應衰減,橫向弛豫（T2弛豫）： MXY 的去相位(dephasing)，“質變”； 90oRF后瞬間，各1 H的橫向磁矩相位一致（方向、頻率），MXY最大 1 H周圍環(huán)境使之旋進的方向、頻率互變 ；自旋-自旋弛豫， BO影響小，,T2弛豫的原因 自旋質子磁場暴露在大磁場與鄰近自旋質子的小磁場中 由于分子的運動，質子周圍的小磁場不斷波動 每個質子感受的磁場不均勻,磁場高質子進動快,場強低質子進動慢,同相位進

12、動的質子失相位,根據(jù)Lamor定律,T2弛豫是由于進動質子的失相位 用T2值來描述組織T2弛豫的快慢,不同的組織橫向弛豫速度不同（T2值不同）,T2弛豫時間： MXY 喪失2/3所需的時間； T2愈大、同相位時間長 MXY持續(xù)時間愈長 游離水MXY 的去相位慢(純) T2長；,MXY與S,T1 T2,The gray level in NMR image relate to T1 and T2.,組織不同的T2,縱向弛豫,也稱為T1弛豫，是指90度脈沖關閉后，在主磁場的作用下，縱向磁化矢量開始恢復，直至恢復到平衡狀態(tài)的過程。,縱向弛豫,縱向弛豫的機理,90度激發(fā),低能的質子獲能進入高能狀態(tài),縱

13、向弛豫,高能的質子釋放能量,晶格震動頻率低于質子進動頻率 能量傳遞慢含高濃度大分子蛋白,晶格震動頻率接近于質子進動頻率 能量傳遞快脂肪，含中小分子蛋白質,高能的質子把能量釋放給周圍的晶格（分子）,晶格震動頻率高于質子進動頻率 能量傳遞慢純水,T1弛豫時間： MZ恢復到 M0的2/3所需的時間 T1愈小、M0恢復愈快 H2O熱運動（Brown運動） T1長,T1弛豫是由于高能質子的能量釋放回到低能狀態(tài) 用T1值來描述組織T1弛豫的快慢,不同組織有不同的T1弛豫時間,T1 T2,The gray level in NMR image relate to T1 and T2.,T1、T2之間的對比,

14、不同組織的縱向弛豫時間常數(shù),橫向弛豫與橫向弛豫時間常數(shù)的關系 t=T2時, MXY/M0=1/e=37%,在1.0T 磁場中不同組織的橫向弛豫時間常數(shù),T2*弛豫有效橫向弛豫 T2弛豫效應由于磁場不均勻性所致橫向弛豫效應 T2*弛豫由T2弛豫效應和T2弛豫效應共同作用所產生的橫向弛豫 1/ T2*=1/ T2+1/ T2,T2 、 T2和 T2* 衰減的關系,T2*加權又稱磁敏感加權 磁敏感對比 MRI常采集T2*產生T2*加權圖象，用于發(fā)現(xiàn)具有磁化率不同的病灶,人體各種組織的T2弛豫要比T1弛豫快得多,T1T2,重要提示,不同組織有著不同 質子密度 橫向(T2)弛豫速度 縱向(T1)弛豫速度

15、 這是MRI顯示解剖結構和病變的基礎,5、磁共振“加權成像”,T1WI,T2WI,PD,所謂的加權就是“重點突出”的意思 T1加權成像（T1WI）-突出組織T1弛豫（縱向弛豫）差別 T2加權成像（T2WI）-突出組織T2弛豫（橫向弛豫）差別 質子密度加權成像（PD）突出組織氫質子含量差別,何為加權？,自旋回波脈沖序列Spin Echo pulse sequence,Spin Echo,TE,TR,90o,180o,Signal,RF,FID,T2,T2*,T2*,time,TE/2,TE/2,Excitation pulse,Echo pulse,脈沖序列參數(shù)的定義,一.時間參數(shù) 1.重復時間

16、（TR)-脈沖序列執(zhí)行一遍所需時間,2.回波時間（TE) 從第一個RF脈沖到回波信號產生所需時間 多回波序列中 在自旋回波和梯度回波序列中TE和TR共同決定圖像的對比度,RF脈沖到第一個回波信號產生 所需時間稱TE1,RF脈沖到第二個回波信號產生 所需時間稱TE2,3.反轉時間（TI,invertion time) 在反轉恢復序列中，180反轉脈沖與90激勵脈沖之間的時間間隔。 檢測對象組織T1特性 根據(jù)臨床需要進行選擇TI,對脂肪信號實施壓制 時短TI掃描,辨別腦灰質和 腦白質時 取長TI,4、快速成像序列的參數(shù),1. 回波鏈長度（ETL,echo train length) 掃描層中每個T

17、R時間內用不同的相位編碼來采樣的回波數(shù),2.回波間隔時間（ETS,echo train spacing ) 快速自旋回波序列回波鏈中相鄰兩個回波之間的時間間隔。決定序列回波時間長短，圖像對比度。 3.有效回波時間（ETE,effective echo time) 在最終圖像上反映出來的回波時間。當相位編碼梯度幅度為零或零附近時，所采信號的回波時間。影響圖像對比度。,5、圖像對比度與加權,T1值和T1圖像對比度,兩種組織的縱向弛豫曲線,T1圖像對比度的形成,T2值和T2圖像對比度,T2圖像對比度的形成,t=TE時獲得最大圖像對比,質子密度圖像對比度,體素內質子密度決定弛豫過程中縱向磁化的最大值。

18、 組織質子密度差產生的對比稱質子密度對比度，突出質子密度分布的圖像叫質子密度像,質子密度對比度的形成,具有相同T1值，質子密度不同的組織弛豫過程,t=1500ms兩種組織的縱向磁化差達到最大,T1對比度和質子密度對比度的差別,T1對比度由宏觀磁化強度矢量的變化率產生 質子密度對比度由磁化強度矢量的最大值決定 弛豫階段的早期以T1對比度為主，弛豫后期 質子密度對比度占優(yōu)勢，隨縱向磁化最大值 的趨近， T1對比度逐漸被質子密度對比度 取代。,T1加權像（短TE、TR) 短T1組織吸收能量多顯示強信號，長T1組織因飽和不能吸收太多能量，表現(xiàn)低信號 組織間信號強度的變化使圖像的T1對比度得到增強 由于

19、信號檢測總是在橫向進行，采用短TE可最大限度削減由于T2弛豫造成的橫向信號損失，排除了T2的作用,T2加權像（長TE、TR) 長TR時掃描周期內縱向磁化矢量已按T1時間常數(shù)充分弛豫 采用長TE，信號中T1效應被進一步排除；可突出液體鄧橫向弛豫較慢的組織信號。 一般病變部位都會出現(xiàn)大量水的聚集，用T2加權像可以非常滿意的顯示這些水的分布，因此在確定病變范圍上有重要作用,質子密度加權像（長TR短TE) 長TR可使組織的縱向磁化矢量在下一個激勵到來之前充分弛豫，削減T1對信號的影響； 短TE主要削減T2對圖像的影響，這是圖像對比度僅與質子密度有關,無論何種加權像，均會包含一定的質子密度、T1 和T2

20、對比度。因為無論TR和TE如何取值，縱向磁化MZ總是受質子密度的影響；在可供測量的信號出現(xiàn)之前，一定程度的弛豫已經(jīng)發(fā)生；通過序列參數(shù)的選擇，總能使圖像的某種對比度得以突出，同時使其它對比度的影響大大降低。,6、序列參數(shù)的優(yōu)化,一.序列參數(shù)分類 初級參數(shù) TR、 TE、 TI、 等 導出參數(shù) 圖像對比度、空間分辨率、SNR、 成象時間,磁共振成像脈沖序列常用參數(shù),二.參數(shù)優(yōu)化內容 1.對比度的影響參數(shù)及優(yōu)化 影響參數(shù)TR、TE、TI、 2.空間分辨率的影響參數(shù)及優(yōu)化 3.信噪比的影響參數(shù)及優(yōu)化,TR決定圖像的T1成分 TE決定圖像的T2成分,很長的TR所有的組織T1完全弛豫剔除圖像的T1弛豫差別

21、,很短的TE可基本剔除圖像的T2成分,長TR（2000ms） 長TE（50ms）,T2WI,Mxy,100%,時間（ms）,選擇合適長的TE獲得最好的T2對比,T2對比,一般TE選擇兩種組織生物 T2值附近可獲得最好的T2對比,短TR（200-500ms） 短TE（20ms）,T1WI,T1對比,選擇合適短的TR獲得最好的T1對比,一般TR選擇兩種組織生物 T1值附近可獲得最好的T1對比,長TR （2000ms） 短TE（20ms）,PD,短TR（200-500ms）、短TE（20ms）,長TR（2000ms）、長TE（50ms）,長TR （2000ms） 、短TE（20ms）,T1WI,T2

22、WI,PD,T1WI,T2WI,PD,MR不能檢測到縱向磁化矢量，但能檢測到旋轉的橫向磁化矢量,MR只能采集旋轉的橫向磁化矢量,在任何序列圖像上，信號采集時刻旋轉橫向的磁化矢量越大，MR信號越強,T2加權成像（T2WI),T2值小 橫向磁化矢量減少快 殘留的橫向磁化矢量小 MR信號低（黑） T2值大 橫向磁化矢量減少慢 殘留的橫向磁化矢量大 MR信號高（白） 水T2值約為1600毫秒 MR信號高 腦T2值約為100毫秒 MR信號低,反映組織橫向弛豫的快慢！,T2WI,T1加權成像(T1WI),T1值越小 縱向磁化矢量恢復越快 已經(jīng)恢復的縱向磁化矢量大 MR信號強度越高（白） T1值越大 縱向磁

23、化矢量恢復越慢 已經(jīng)恢復的縱向磁化矢量小MR信號強度越低（黑） 脂肪的T1值約為250毫秒 MR信號高（白） 水的T1值約為3000毫秒 MR信號低（黑）,反映組織縱向弛豫的快慢！,T1WI,重要提示!,人體大多數(shù)病變的T1值、T2值均較相應的正常組織大，因而在T1WI上比正常組織“黑”，在T2WI上比正常組織“白”。,6、MRI的空間定位,MRI空間定位 X軸、Y軸、Z軸三維空間定位 層面層厚選擇 頻率編碼 相位編碼,空間位置編碼,由于地球磁場存在從赤道到南北極逐漸減弱的梯度 在地球上可根據(jù)所處位置的磁場強度來確定其位置,MRI的三維空間定位也通過三個梯度場強來實現(xiàn),層面層厚選擇,發(fā)射的射頻

24、脈沖不可能是單一頻率,我們可以控制和調整射頻脈沖的帶寬,射頻脈沖有一定的頻率范圍（帶寬）,CT的層面選擇和層厚控制靠床位和準直器,層面層厚選擇,第一個梯度場,梯度場強不變 射頻帶寬越寬層厚越厚 射頻帶寬不變 梯度場強越高層厚越薄,決定層厚的因素 梯度場強 射頻帶寬,調整射頻脈沖的帶寬、梯度場強的強度和位置，即可隨意選擇層面的位置和層厚,Slice choice,The frequency of rf pulse must equate to the frequency of procession of nuclei.,Slice Width,激勵波形的選擇 帶寬與層厚,層面內的空間定位 體素（

25、Voxel）像素（Pixel）,MR？,MR采集到的每一個信號均含有全層信息 必須進行層面內的空間定位編碼才能把整個信息分配到各個像素 空間定位編碼包括頻率編碼和相位編碼,頻率編碼,頻率編碼依靠梯度磁場,帶有不同頻率的MR信號，通過付立葉轉換可以區(qū)分,第二個梯度場,頻率編碼原理,Next, stop Gy and store signals from in Gy and exert Gx to sample. Different Gx make the procession of own different frequency,Frequency, Phase in 2D,相位編碼,相位編碼還

26、是依靠梯度磁場,第三個梯度場,相位編碼原理,At the time of stopping rf, have the same phase,so there still is Mxy.In Gy, with different dispersing speed, phase become different.,相位編碼,付立葉轉換可區(qū)分不同相位的MR信號,付立葉轉換只能區(qū)分相位相差180度的MR信號,付立葉轉換只能區(qū)分相位相差180度的MR信號,矩陣為256*256的圖像需要進行256次相位編碼，也即采集256條相位編碼線,K空間,7、K空間及其特性,K空間為MR圖像原始數(shù)據(jù)的填充儲存空間格式

27、，填充后的資料經(jīng)傅立葉轉換，重建出MR圖像。,K空間,K空間是傅立葉變換磁共振成像方法中的一個重要概念。在傅立葉變換磁共振成像方法中，K空間實際就是真實空間的傅立葉變換鏡像空間。,K空間,K空間就是存放磁共振成像用原始數(shù)據(jù)的地方，也就是說，這些數(shù)據(jù)是由脈沖序列運行時采集來的，在進行傅立葉變換后，就能變成圖像。K空間的每一行都是在加有頻率編碼梯度（也稱讀梯度）的時候采集的，二維傅立葉變換成像時每一行都對應于一個特定的相位編碼梯度，而三維傅立葉變換成像時，每一行都對應于一個相位編碼梯度和選片編碼梯度。,K空間,相位編碼和選片編碼梯度的幅度決定了它所編碼的信號的大小。例如，在任何序列里，K空間的中心

28、行使用最小的編碼梯度，成像區(qū)域各質子相位發(fā)散程度最小，因而產生最大幅度的信號，相應地，較大幅度的編碼梯度產生較小的信號，但提供圖像的空間信息?？梢赃@樣簡單理解，編碼步數(shù)越多，圖像空間分辨率越高（越銳利）。,K空間,K空間某一位置的信息并不簡單對應于圖像的這一位置，也就是說，K空間的右上角并不對應于圖像的右上角。K空間的每一點都包含了整個圖像的信息。K空間的不同位置的數(shù)據(jù)對最終圖像的貢獻是不同的，K空間中心部分的數(shù)據(jù)主要貢獻圖像的信噪比和對比度信息，K空間的邊緣部分主要貢獻圖像的分辨能力方面的信息，起到勾邊的作用。,K空間,K空間中，某一方向相鄰采樣點的間隔影響圖像上該方向的視域（FOV）和信噪

29、比，間隔越小，F(xiàn)OV越大，同時信噪比越高；而采樣點在K空間中某一方向覆蓋的范圍決定了圖像上該方向的分辨率，覆蓋范圍越大，分辨率越高。圖像的對比度特征由填充到K空間中心的數(shù)據(jù)的制造方法和參數(shù)決定。填充到K空間中心的數(shù)據(jù)通常來源于自旋回波、梯度回波和快速自旋回波等等，它們又由于各自參數(shù)選擇的不同而產生完全不同的對比度。,K空間,K空間必須填充到一定程度才能有足夠的信息得到有利用價值的圖像。通常K空間至少要填充到50%。用戶可根據(jù)實際情況選擇相位編碼數(shù)來改變相位編碼方向的K空間填充程度，一般情況下，256步相位編碼時K空間填充程度為100%。,SE序列,常規(guī)K空間的填充形式（對稱、循序填充）,K空間

30、的特性,矩陣為256*256的圖像需要采集256條相位編碼線來完成K空間的填充， K空間的數(shù)據(jù)點陣與圖像的點陣不是一一對應的, K空間中每一個點具有全層信息,K空間的特性,K空間具有對稱性 相位編碼方向的鏡像對稱 頻率編碼方向的對稱,K空間特性,填充K空間中央?yún)^(qū)域的相位編碼線決定圖像的對比 填充K空間周邊區(qū)域的相位編碼線決定圖像的解剖細節(jié),K空間的其他填充方式,激發(fā)編碼,信號采集,K空間填充,付立葉轉換,圖像顯示,脈沖序列,Spin Echo,Spin Echo pulse sequence,Spin Echo,TE,TR,90o,180o,Signal,RF,FID,T2,T2*,T2*,t

31、ime,TE/2,TE/2,Excitation pulse,Echo pulse,Spin Echo pulse sequence,90,180,TE,TR,Spin Echo and contrast,M,z,M,xy,time,TR,TE,T1,T2,0,For TETR :,Spin Echo and contrastT1, T2, TR, TE,Contrast in Spin Echo images is a mixture of: T1 T2 Proton-Density (PD or ) (: greek letter rho) Selection of the timing

32、variables TR and TE determine predominance: T1-weighted T2-weighted Proton-Density-weighted,Spin Echo and contrastTypical settings (found under Contrast tab),*) Only for brain imaging *) 1st echo for free, if a T2W image is required,Spin Echo and contrastExamples,Long TR, short TE TR=2000ms, TE=20ms

33、 Proton density,Long TR, long TE TR=2000ms, TE=90ms T2-weighted,Short TR, short TE TR=600ms, TE=15ms T1-weighted,T1w/SE with flip angle 90 (R9),For improved contrast between gray and white matter in T1W/SE sequences optimized values of TR and flip angle should be used A flip angle 90 will result in

34、residual longitudinal magnetization, either negative or positive Depending on the size and sign of this residual magnetization the T1-relaxation mechanism is influenced A flip angle 90 will also result in residual transverse magnetization which leads to somewhat lower signal- to-noise ratio In gener

35、al a longer TR should be combined with a smaller flip angle Field strength dependent,T1W/SE with flip angle 90,TR 550, flip 90,TR 550, flip 70,T1w/SE with flip angle 90,K-space,A mythical concept invented by physicists so they could laugh at the rest of us.,Definition: The place raw data is stored u

36、ntil the acquisition of data during the pulse sequence is over.,Introduction to the concept of k-space,A basic understanding of k-space helps to improve understanding of various methods and parameters k-space is a place to temporarily store the acquired MR data k-space contains all profiles (echo da

37、ta) for one image The way k-space is filled, depends on the MR method used,Introduction to the concept of k-space,Once k-space is filled, image can be reconstructed K-space properties: Center contributes to contrast and general structure High order profiles improve the resolution Point symmetric,# P

38、rofiles,Time,Spin Echo with more echoes,K-SPACE,IMAGE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,S

39、pin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoes,IMAGE,1st echo,2nd echo,3rd echo,4th echo,profile,K-SPACE,Spin Echo with more echoesExample,TE=20ms,TE=60ms,TE=40ms,TE=80ms,Turbo Spin Echo,From Spin Echo to Turbo Spin Echo,Co

40、nventional Spin Echo: one excitation one phase encoding Turbo Spin Echo one excitation multiple phase encodings,Turbo Spin Echo, TSE Factor 4,K-SPACE,Turbo Spin Echo, TSE Factor 4Shot 1,K-SPACE,Turbo Spin Echo, TSE Factor 4Shot 2,K-SPACE,Turbo Spin Echo, TSE Factor 4Shot 3,K-SPACE,Turbo Spin Echo, T

41、SE Factor 4Shot 4,K-SPACE,Turbo Spin Echo, TSE Factor 4,TSE factor = 4 4 shots 16 profiles profile order: (reversed) linear,K-SPACE,Turbo Spin Echo, TSE Factor 4 (Multishot),Kmax,Kmin,K0,Time,T2w TSE, TR = 4500ms, TE= 100ms, Scan time = 3 min,Turbo Spin EchoRelated scan parameters,Fast imaging mode (none, TSE, EPI, GraSE) Single shot / Multi shot TSE factor (turbo factor) TE spacing (Echo spacing) Echo time (Effective echo time) Profile order (Low-high, linear, asymmetric) Halfscan Number of echoe