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01第一节 磁共振成像仪的基本硬件

01第一节  磁共振成像仪的基本硬件
01第一节  磁共振成像仪的基本硬件

第一节磁共振成像仪的基本硬件

医用MRI仪通常由主磁体、梯度线圈、脉冲线圈、计算机系统及其他辅助设备等五部分构成。

一、主磁体

主磁体是MRI仪最基本的构件,是产生磁场的装置。根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型。永磁型主磁体实际上就是大块磁铁,磁场持续存在,目前绝大多数低场强开放式MRI仪采用永磁型主磁体。电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈,通电后即产生磁场,根据导线材料不同又可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料,需要持续通电,目前已经逐渐淘汰;超导磁体的线圈导线采用超导材料制成,置于液氦的超低温环境中,导线内的电阻抗几乎消失,一旦通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在,并产生稳定的磁场,目前中高场强的MRI仪均采用超导磁体。主磁体最重要的技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体的长度。

主磁场的场强可采用高斯(Gauss,G)或特斯拉(Tesla,T)来表示,特斯拉是目前磁场强度的法定单位。距离5安培电流通过的直导线1cm处检测到的磁场强度被定义为1高斯。特斯拉与高斯的换算关系为:1 T = 10000 G。在过去的20年中,临床应用型MRI仪主磁体的场强已由0.2 T以下提高到1.5 T以上,1999年以来,3.0 T的超高场强MRI仪通过FDA认证进入临床应用阶段。目前一般把0.5 T以下的MRI仪称为低场机,0.5 T到1.0 T 之间的称为中场机,1.0 T到2.0之间的称为高场机(1.5 T为代表),大于2.0 T的称为超高场机(3.0 T为代表)。

高场强MRI仪的主要优势表现为:(1)主磁场场强高提高质子的磁化率,增加图像的信噪比;(2)在保证信噪比的前提下,可缩短MRI信号采集时间;(3)增加化学位移使磁共振频谱(magnetic resonance spectroscopy,MRS)对代谢产物的分辨力得到提高;(4)增加化学位移使脂肪饱和技术更加容易实现;(5)磁敏感效应增强,从而增加血氧饱和度依赖(BOLD)效应,使脑功能成像的信号变化更为明显。

当然MRI仪场强增高也带来以下问题:(1)设备生产成本增加,价格提高。(2)噪音增加,虽然采用静音技术降低噪音,但是进一步增加了成本。(3)因为射频特殊吸收率(specific absorption ratio,SAR)与主磁场场强的平方成正比,高场强下射频脉冲的能量在人体内累积明显增大,SAR值问题在3.0 T的超高场强机上表现得尤为突出。(4)各种伪影增加,运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影等在3.0 T超高场机上更为明显。由于上述问题的存在,3.0 T的MRI仪在临床应用还有一定限制,尽管其在中枢神经系统具有优势,但是在体部应用还不太成熟,因此,目前以1.5 T的高场机最为成熟和实用。

MRI对主磁场均匀度的要求很高,原因在于:(1)高均匀度的场强有助于提高图像信噪比,(2)场强均匀是保证MR信号空间定位准确性的前提,(3)场强均匀可减少伪影(特别是磁化率伪影),(4)高度均匀度磁场有利于进行大视野扫描,尤其肩关节等偏中心部位的MRI检查,(5)只有高度均匀度磁场才能充分利用脂肪饱和技术进行脂肪抑制扫描,(6)高度均匀度磁场才能有效区分MRS的不同代谢产物。现代MRI仪的主动及被动匀场技术进

步很快,使磁场均匀度有了很大提高。

为保证主磁场均匀度,以往MRI仪多采用2m以上的长磁体,近几年伴随磁体技术的进步,各厂家都推出磁体长度为1.4m~1.7m的高场强(1.5T)短磁体,使病人更为舒适,尤其适用于幽闭恐惧症的患者。

随介入MR的发展,开放式MRI仪也取得很大进步,其场强已从原来的0.2T左右上升到0.5T以上,目前开放式MRI仪的最高场强已达1.0T。图像质量明显提高,扫描速度更快,已经几乎可以做到实时成像,使MR“透视”成为现实。开放式MR扫描仪与DSA的一体化设备使介入放射学迈进一个崭新时代。

二、梯度线圈

梯度线圈是MRI仪最重要的硬件之一,主要作用有:(1)进行MRI信号的空间定位编码;(2)产生MR回波(梯度回波);(3)施加扩散加权梯度场;(4)进行流动补偿;(5)进行流动液体的流速相位编码。梯度线圈由X、Y、Z轴三个线圈构成(在MR成像技术中,把主磁场方向定义为Z轴方向,与Z轴方向垂直的平面为XY平面)。梯度线圈是特殊绕制的线圈,以Z轴线圈为例,通电后线圈头侧部分产生的磁场与主磁场方向一致,因此磁场相互叠加,而线圈足侧部分产生的磁场与主磁场方向相反,因此磁场相减,从而形成沿着主磁场长轴(或称人体长轴),头侧高足侧低的梯度场,梯度线圈的中心磁场强度保持不变。X、Y轴梯度场的产生机理与Z轴方向相同,只是方向不同而已。梯度线圈的主要性能指标包括梯度场强和切换率(slew rate)。

梯度场强是指单位长度内磁场强度的差别,通常用每米长度内磁场强度差别的毫特斯拉量(mT/M)来表示。图1为梯度场强示意图,条状虚线表示均匀的主磁场,斜线表示线性梯度场;两条线相交处为梯度场中点,该点梯度场强为零,不引起主磁场强度发生变化;虚线下方的斜线部分表示反向梯度场,造成主磁场强度呈线性降低;虚线上方的斜线部分为正向梯度场,造成主磁场强度呈线性增高。有效梯度场两端的磁场强度差值除以梯度场施加方向上有效梯度场的范围(长度)即表示梯度场强,即:

梯度场强(mT/M)=梯度场两端的磁场强度差值/梯度场的长度

图1 梯度场强示意图图2 梯度场切换率示意图切换率(slew rate)是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量,常用每秒每米长度内磁场强度变化的毫特斯拉量(mT/M.S)来表示,切换率越高表明梯度磁场变化越快,也即梯度线圈通电后梯度磁场达到预设值所需要时间(爬升时间)越短。图2为梯度场切换

率示意图。梯度场的变化可用梯形来表示,梯形中只有中间的矩形部分才是有效的,矩形部分表示梯度场已经达到预定值并持续存在,梯形的左腰表示梯度线圈通电后梯度场强逐渐增高、直至预定值,用t表示梯度场增高到预定值所需的时间,则梯度场的

切换率=梯度场预定强度/t

实际上就是梯形左腰的斜率。斜率越大,即切换率越高,梯度场爬升越快,所需的爬升时间越短。

梯度线圈性能的提高对于MR超快速成像至关重要,可以说没有梯度线圈的进步就不可能有超快速序列。SS-RARE、Turbo-GRE及EPI等超快速序列以及水分子扩散加权成像对梯度场的场强及切换率都有很高的要求,高梯度场及高切换率不仅可以缩短回波间隙加快信号采集速度,还有利于提高图像的SNR,因而近几年快速或超快速成像技术的发展可以说是直接得益于梯度线圈性能的改进。现代新型 1.5T MRI仪的常规梯度线圈场强已达25mT/m以上,切换率达120mT/m.s以上。1.5T MRI仪最高配置的梯度线圈场强已达60mT/m,切换率超过200 mT/m.s。

需要指出的是由于梯度磁场的剧烈变化会对人体造成一定的影响,特别是引起周围神经刺激,因此梯度磁场场强和切换率不是越高越好,是有一定限制的。

三、脉冲线圈

脉冲线圈也是MRI仪的关键部件,脉冲线圈有发射线圈和接收线圈之分。发射线圈发射射频脉冲(无线电波)激发人体内的质子发生共振,就如同电台的发射天线;接收线圈接收人体内发出的MR信号(也是一种无线电波),就如同收音机的天线。有的线圈可同时作为发射线圈和接受线圈,如装在扫描架内的体线圈和头颅正交线圈。大部分表面线圈只能作为接受线圈,而由体线圈来承担发射线圈的功能。

MR成像对脉冲线圈也有很高的要求,发射线圈应尽可能均匀地发射射频脉冲,激发感兴趣容积内的质子。发射线圈所发射的射频脉冲的能量与其强度和持续时间有关,现代新型的发射线圈由高功率射频放大器供能,所发射的射频脉冲强度增大,因而所需要的持续时间缩短,加快了MRI的采集速度。

与MR图像信噪比密切相关的是接收线圈,接收线圈离检查部位越近,所接收到的信号越强,线圈内体积越小,所接收到的噪声越低,因而各产家开发了多种适用于各检查部位的专用表面线圈,如心脏线圈、肩关节线圈、直肠内线圈、脊柱线圈等。

近年来出现的表面相控阵线圈(phased array coils)是脉冲线圈技术的一大飞跃。一个相控阵线圈由多个子线圈单元(element)构成,同时需要有多个数据采集通道(channel)与之匹配。目前临床上推出最新型的相控阵线圈的子单元和与之匹配的数据采集通道为8个以上。利用相控阵线圈可明显提高MR图像的信噪比,有助于改善薄层扫描、高分辨扫描及低场机的图像质量。利用相控阵线圈与平行采集技术相配合,可以进一步提高MRI的信号采集速度。

四、计算机系统

计算机系统属于MRI仪的大脑,控制着MRI仪的脉冲激发、信号采集、数据运算和图像显示等功能。

五、其他辅助设备

除了上述重要硬件设备外,MRI仪还需要一些辅助设施方能完成病人的MRI检查,例如:检查床、液氦及水冷却系统、空调、胶片处理系统等。

FMRI脑功能磁共振成像的原理及应用进展

FMRI脑功能磁共振成像的原理及应用进展 功能磁共振是在磁共振原理的基础上根据人脑功能区被信号激活时血红蛋白和脱氧血红蛋白两者之间比例发生改变,随之产生局部磁共振信号的改变而进行工作的。凭借其具有较高的空间、时间分辨率,无辐射损伤以及可在活体上重复进行检测等优点已广泛应用于脑功能的研究。 1 磁功能磁共振概述 磁共振功能成像(function magnetic resonance imaging,FMRI)是目前脑功能研究中的一个热点。20世纪90年代后,BOLD(blood oxygenation level dependent)磁共振功能成像已广泛应用于脑功能的研究。其优点是就有较高的空间、时间分辨率,无辐射损伤以及可以在活体上重复进行检测。理论上讲,凡以反映器官功能状态成像为目标的磁功能成像技术都应称之为功能磁共振成像。目前,临床上已较为普遍使用的功能成像技术有:各种弥散加权磁共振成像技术(diffusion-weighted imaging,DWI),各种灌注加权磁共振成像技术(perfusion weighted imaging,PWI),磁共振波谱和波谱成像技术(blood oxygenation level dependent,BOLD)。观察脑神经元活动和神经通路的成像技术时,这种成像技术应叫做脑功能磁共振成像(FMRI),它一般包括水平依赖成像;脑代谢测定技术成像;神经纤维示踪技术如弥散张量和磁化转移成像。 1.1 FMRI的基本原理:FMRI的方法很多,主要包括注射照影剂、灌注加权、弥散加权及血氧水平依赖(blood oxygenation level dependent,BOLD)法,目前应用最广泛的方法为BOLD法:血红蛋白包括含氧血红蛋白和去氧血红蛋白[1],两种血红蛋白对磁场有完全不同的影响,氧合血红蛋白是抗磁性物质,对质子弛豫没有影响,去氧血红蛋白是顺磁性物质,其铁离子有4个不成对电子,可产生横向磁化磁豫缩短效应(preferential T2 proton relaxation effect,PT2PRE)。因此,当去氧血红蛋白含量增加时,T2加权像信号减低。当神经元活动增强时,脑功能区皮质的血流显著增加,去氧血红蛋白的含量降低,削弱了PT2PRE,导致T2加权像信号增强,即T2加权像信号能反映局部神经元活动,这就是所谓血氧水平依赖BOLD[2]效应,它是FMRI基础[3]。 梯度回波成像(gradient recall echo,GRE)是FMRI的常规脉冲序列,它对磁化效应引起的T2效应非常敏感,梯度回波脉冲序列使用单次激发小翻转角射频脉冲和极性翻转的f编码梯度场,在采集信号过程中,由于梯度场引起的去相位就会完全被再聚集,而回波信号则取决于组织的T2。在信号采集过程中,GRE 与SE序列相似。都是通过多次反复采集回波信号完成全部的相位编码和数据采集。GRE扫描对流空现象,扩散现象以及对功能成像非常重要的T2效应等诸

磁共振功能成像

磁共振功能成像(functional magnetic resonance imaging;FMRI)是一种安全的影像学检查手段,在完全无创伤的条件下可对人脑进行功能分析,其时间及空间分辨率较高,一次成像可同时获得解剖与功能影像,而且对人体无辐射损伤,在这一点上优于ECT和PET成像。目前,FMRI已广泛地用于人脑正常生理功能和脑肿瘤的术前评价,对手术计划的制定及最大程度地减小术后功能损伤有极大帮助。 1MR脑功能成像的原理与技术 神经元活动与细胞能量代谢密切相关,磁共振功能成像并不能直接检测神经元活动,而是通过MR信号的测定来反映血氧饱和度及血流量,从而间接反映脑的能量消耗,因此,在一定程度上能够反映神经元的活动情况,达到功能成像的目的。血氧水平依赖(blood oxygen level dependent;BOLD)技术是FMRI的基础,神经元活动增强时,脑功能区皮层的血流量和氧交换增加,但与代谢耗氧量的增加不成比例,超过细胞代谢所需的氧供应量,其结果可导致功能活动区血管结构中氧合血红蛋白增加,脱氧血红蛋白相对减少。脱氧血红蛋白是顺磁性物质,其铁离子有4个不成对电子,磁矩较大,有明显的T2缩短效应,即PT2PRE(preferential t2 proton relaxation effect)。因此,脱氧血红蛋白的直接作用是引起T2加权像信号减低,FMRI对其在血管结构中的浓度变化极为敏感,当浓度增加时可引起局部信号减低,减低时则可使磁化率诱导的象素内失相位作用减低,引起自旋相干性增大,从而导致T2*和T2弛豫时间延长,信号升高,使脑功能成像时功能活动区的皮层表现为高信号。 磁场强度的高低对脱氧血红蛋白引起的磁化率改变敏感性不同,磁场强度越高对磁化率变化的敏感性越大,超高磁场MRI仪对磁化率变化最为敏感。但由于技术上的限制,临床上一般采用1T~2T的磁共振仪进行脑功能成像,其结果也较为满意。FMRI一般采用梯度回波和回波平面T2加权成像,常用的梯度回波序列有:梯度破坏稳态再聚焦采集(spoiled gradient recalled acquisition in the steady-state;GRASS)序列和快速小角度激发(fast low angle shot;FLASH)序列,扫描参数为:TR/TE=40~120/40~60ms,翻转角30~40度,矩阵256×64~128,视野200~400mm,根据机型及获得的扫描层数不同,扫描参数有一定的差别;回波平面成像技术(echo-planar imaging;EPI)是一种超快速MR成像方法,是目前采用的主要技术,可以结合GRE序列和SE序列得到不同对比度的T1、T2加权像。目前,脑功能成像多采用单次激发梯度回波—回波平面成像(gradient-echo echo-planar imaging)序列,扫描参数因场强和机型不同而不同,常用参数为TR/TE=1000-3500/40~70ms,翻转角90度。

磁共振成像的基本原理和概念

磁共振成像的基本原理和概念 第一节磁共振成像仪的基本硬件 医用MRI仪通常由主磁体、梯度线圈、脉冲线圈、计算机系统及其他辅助设备等五部分构成。 一、主磁体 主磁体是MRI仪最基本的构件,是产生磁场的装置。根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型。永磁型主磁体实际上就是大块磁铁,磁场持续存在,目前绝大多数低场强开放式MRI仪采用永磁型主磁体。电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈,通电后即产生磁场,根据导线材料不同又可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料,需要持续通电,目前已经逐渐淘汰;超导磁体的线圈导线采用超导材料制成,置于液氦的超低温环境中,导线内的电阻抗几乎消失,一旦通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在,并产生稳定的磁场,目前中高场强的MRI仪均采用超导磁体。主磁体最重要的技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体的长度。 主磁场的场强可采用高斯(Gauss,G)或特斯拉(Tesla,T)来表示,特斯拉是目前磁场强度的法定单位。距离5安培电流通过的直导线1cm处检测到的磁场强度被定义为1高斯。特斯拉与高斯的换算关系为:1 T = 10000 G。在过去的20年中,临床应用型MRI仪主磁体的场强已由0.2 T以下提高到1.5 T以上,1999年以来,3.0 T的超高场强MRI仪通过FDA 认证进入临床应用阶段。目前一般把0.5 T以下的MRI仪称为低场机,0.5 T到1.0 T之间的称为中场机,1.0 T到2.0之间的称为高场机(1.5 T为代表),大于2.0 T的称为超高场机(3.0 T为代表)。 高场强MRI仪的主要优势表现为:(1)主磁场场强高提高质子的磁化率,增加图像的信噪比;(2)在保证信噪比的前提下,可缩短MRI信号采集时间;(3)增加化学位移使磁共振频谱(magnetic resonance spectroscopy,MRS)对代谢产物的分辨力得到提高;(4)增加化学位移使脂肪饱和技术更加容易实现;(5)磁敏感效应增强,从而增加血氧饱和度依赖(BOLD)效应,使脑功能成像的信号变化更为明显。 当然MRI仪场强增高也带来以下问题:(1)设备生产成本增加,价格提高。(2)噪音增加,虽然采用静音技术降低噪音,但是进一步增加了成本。(3)因为射频特殊吸收率(specific absorption ratio,SAR)与主磁场场强的平方成正比,高场强下射频脉冲的能量在人体内累积明显增大,SAR值问题在3.0 T的超高场强机上表现得尤为突出。(4)各种伪影增加,运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影等在3.0 T超高场机上更为明显。由于上述问题的存在,3.0 T的MRI仪在临床应用还有一定限制,尽管其在中枢神经系统具有优势,但是在体部应用还不太成熟,因此,目前以1.5 T的高场机最为成熟和实用。 MRI对主磁场均匀度的要求很高,原因在于:(1)高均匀度的场强有助于提高图像信噪比,(2)场强均匀是保证MR信号空间定位准确性的前提,(3)场强均匀可减少伪影(特别是磁化率伪影),(4)高度均匀度磁场有利于进行大视野扫描,尤其肩关节等偏中心部位的MRI检查,(5)只有高度均匀度磁场才能充分利用脂肪饱和技术进行脂肪抑制扫描,(6)高度均匀度磁场才能有效区分MRS的不同代谢产物。现代MRI仪的主动及被动匀场技术进步很快,使磁场均匀度有了很大提高。 为保证主磁场均匀度,以往MRI仪多采用2m以上的长磁体,近几年伴随磁体技术的进步,各厂家都推出磁体长度为1.4m~1.7m的高场强(1.5T)短磁体,使病人更为舒适,尤其适用于幽闭恐惧症的患者。 随介入MR的发展,开放式MRI仪也取得很大进步,其场强已从原来的0.2T左右上升到0.5T以上,目前开放式MRI仪的最高场强已达1.0T。图像质量明显提高,扫描速度更快,已经几乎可以做到实时成像,使MR“透视”成为现实。开放式MR扫描仪与DSA的一体

磁共振成像概述

磁共振成像概述 磁共振成像( Magnetic Resonance Imaging )是利用人体内氢原子核在强磁场内共振产生影像的一种医学检查和诊断的方法。 ?MRI是什么? –——无线电波成像 ?MRI的特点? –——是软组织分辨率最高的影像检查手段 ?MRI的适应症? –——可适用全身检查 ?功能MRI是什么? –——可提供活体的结构、代谢信息 磁共振信号=无线电波 依据质子拉莫尔频率,其波长位于短波或超短波。 如:0.5T 拉莫尔频率为21.3MHz, 波长为14.08m(短波) 1.5T 拉莫尔频率为63.9MHz, 波长为4.69m(超短波) 磁共振成像的定义: 磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)是利用射频(radio frequency,RF)电磁波对置于磁场中的含有自旋不为零的原子核的物质进行激发,发生核磁共振(nuclear magnetic resonance,NMR),用感应线圈采集磁共振信号,按一定数学方法进行处理而建立的一种数字图像。 核磁共振的含义:

核—磁共振现象涉及原子核(特别是氢原子核) 磁—磁共振过程发生在强大静磁场的巨大磁体内在静磁场上叠加射频场按时做激励诱发共振叠加梯度磁场进行空间标记并控制成像 共振—借助宏观世界自然现象解释微观世界的物理学原理(如音叉振动),核子间能量吸收与释放可产生共振(磁场中) 共振现象的三个基本条件 (1) 必须有一个主动振动的频率 (2)主动振动频率与被动振动的物体固有频率必须相同 (3) 主动振动物体具有一定强度并与被振动物体保持一定距离 磁共振具备三种磁场才能完成:即静磁场,梯度磁场,射频脉冲磁场。磁共振现象: 处于恒定磁场中的氢原子核,在特定频率(拉摩尔Larmor )的射频脉冲( RF ) 影响下交替吸收、释放能量的过程。 什么是核磁共振现象? 位于静磁场中的人体组织受到射频场的作用产生磁共振信号并利用梯度场进行空间编码实现对信号的定位,通过计算机的重建处理,从而得到图像。 1.人体磁共振的基本成像过程:人体未进入静磁场,体内氢质子群 磁矩自然无规律排列; 2. 进入静磁场,所有自旋的氢质子重新排列定向,磁矩指向N 或S 极; 3. 通过射频线圈与静磁场垂直方向施加射频脉冲,受检部位氢质子

磁共振成像入门

磁共振成像入门 一、引言 X-CT是利用X射线从一定的方向向人体照射,X射线穿过人体,经各器官不同程度地吸收后被探测,作为信号送往计算机处理,获得人体断层图像。核磁共振成像(MRI)类似于X-CT,它利用一定频率的电磁波,向处于强磁场中的人体辐射。人体中各种组织都含有体液,体液中的氢原子核H在电磁波的作用下发生磁共振(以后会谈到这个词的含义),吸收电磁波能量,随后探测来自H核的电磁波信号。经计算机信号处理得到人体的断层图像。由于H核发出电磁波时,附带了它们周围化学环境的信息,所以从核磁共振信号得到的人体断层图像上可以获得许多X-CT不能得到的生理信息。 二、核磁共振 “核磁共振”顾名思义,是与核和磁有关的一种现象,以下我们就从磁矩说起。 1、原子核磁矩 在人类生活的五彩缤纷的世界中,万物都是由罗列于化学元素周期表中的各类原子组成。每个原子都包含一个原子核,以及多个电子。电子绕着原子核快速旋转,如同月亮绕着地球转动一样,原子核则像地球一样作自我旋转,原子核内的质子因为核自旋运动,产生环形电流并感生出磁场,我们称这样的原子核具有核磁矩。所谓磁矩,形象地说,就像一个个细小的指南针具有磁性、南极、北极等。虽然组成物体的很多原子核都具有磁矩,但平时在一般常见的物体中它们都处于

一种无序排列状态,每个磁矩的方向都是随意的,磁矩间的磁性相互抵消,从整体上来讲,我们并未感到自己的身体,书本以及其它物体具有磁性。 指南针总是指向南极,是因为它们总受地球磁场的作用。如果具有磁矩的原子核也受一个磁场的作用,它们也会从一种无序排列变成一种有序排列,磁场愈强磁矩一致取向的倾向愈强烈,物体就会表现出磁性,就好像一个大的指南针,我们称之为宏观磁矩。磁场愈强这个宏观磁矩的磁性也愈大。 2、磁矩在磁场中的运动特性 1)进动 当一个核磁矩处于磁场中时,磁矩受磁场的作用(如指南针受地磁场的作用一样),磁矩将绕磁场方向作“进动”,即原子核绕着自我旋转的同时,又绕磁场方向转动。这个情形如同小孩玩的陀螺,陀螺在旋转的时候,如果其轴偏离垂直方向,它就会一边自旋,一边又绕着垂直方向转动,陀螺进动是受地球重力场的作用,磁矩进动是受外加磁场的作用。 磁矩在磁场中进动时,进动的频率称拉莫而频率,是由著名的拉莫尔方程决定的:ω=γB0其中ω为拉莫尔频率,B0为外加磁场的磁感应强度,γ是与原子核性质有关的一个常数, 称为旋磁比。H核的旋磁比γ=42.58MHz/T,在1500高斯的磁场中,H核磁矩每秒钟将绕磁场转动六百三十万周。磁场越高,磁矩进动的频率就越快。

磁共振功能成像

一、更优秀的图像质量,探测小病灶能力增强 3.0T磁共振首先会带来图像信噪比的提升,从而获得更加清晰锐利的磁共振影像,对临床疾病的诊断与治疗具有重要意义。同时,随着图像分辨率的提高,也意味着能够显示更加微小的病变,从而对疾病的早期发现做出贡献。 二、更快速的成像速度,承载更大的病人量 3.0T磁共振配备西门子Tim 4G和Dot技术的MAGNETOM skyra,可以帮助实现每日超过30%的工作量增加。如果结合并行采集技术,采集速度将会有更大的提升。这使得一些在1.5T磁共振上难以实现的扫描成为可能(如腹部多期动态增强扫描)。同时,扫描速度的提升也意味着可以承受更大的病人量。 三、更强大的设备性能,为临床与科研助力 3.0T磁共振系统具有更强大的磁场稳定性,更高效的数据传输能力,更高的梯度磁场,更快的磁场切换率,集合多通道线圈采集技术,可以提供更丰富的临床与科研检查项目。 四、神经系统成像的巨大优势 由于信噪比和扫描速度的增加,使得磁共振在神经系统成像上的优势被更加放大。除了常规扫描序列图像质量与信噪比的提升,更稳定的磁场均匀度使得在弥散加权成像(DWI)中,可以设置更高的b值,同时获得更高质量的图像。此外,也使更多的神经系统成像技术在临床与科研中成为可能,如: 1.弥散张量成像(DTI):可以获得活体状态下的脑白质纤维束走行影像,揭示脑肿瘤等病灶与脑白质纤维走行的关系,也可以用于神经外科手术的术前定位,增加手术的成功率与后期预后效果。 2.脑灌注成像(PWI):通过静脉快速团注造影剂,超快速采集血液流通数据,绘制时间信号强度曲线,分析脑组织的灌注情况,可正确判断早期脑缺血的程度及可逆性。还可用于脑血管病(烟雾病)、脑肿瘤的辅助诊断。 3.磁共振头波谱成像(CSI):由于正常与病变脑组织在代谢过程中的产物不同,利用化学位移成像技术,分析组织代谢产物峰值,预测病变的良恶性。亦在前列腺及乳腺的临床检查及科研中应用。 4.磁敏感成像(SWI):清晰显示颅内微静脉、微出血及微钙化,用于脑血管畸形、微血管病变等疾病的协助诊断。 5.脑组织血氧水平依赖成像(BOLD):磁共振功能成像(FMRI)可以揭露大脑皮质与代谢之间的关系,使脑功能成像的许多研究成为可能,在这方面的研究目前3.0T占有绝对优势。 五、真正的腹部多期动态增强扫描

功能磁共振成像

功能磁共振成像(fMRI) 功能磁共振成像技术简述 功能性磁共振成像(fMRI)是一种新兴的神经影像学方式,其原理是利用磁振造影来测量神经元活动所引发之血液动力的改变。由于fMRI的非侵入性、没有辐射暴露问题与其较为广泛的应用,从1990年代开始就在脑部功能定位领域占有一席之地。目前主要是运用在研究人及动物的脑或脊髓。 相关技术发展 自从1890年代开始,人们就知道血流与血氧的改变(两者合称为血液动力学)与神经元的活化有着密不可分的关系。神经细胞活化时会消耗氧气,而氧气要借由神经细胞附近的微血管以红血球中的血红素运送过来。因此,当脑神经活化时,其附近的血流会增加来补充消耗掉的氧气。从神经活化到引发血液动力学的改变,通常会有1-5秒的延迟,然后在4-5秒达到的高峰,再回到基线(通常伴随着些微的下冲)。这使得不仅神经活化区域的脑血流会改变,局部血液中的去氧与带氧血红素的浓度,以及脑血容积都会随之改变。 血氧浓度相依对比(Blood oxygen-level dependent, BOLD)首先由贝尔实验室小川诚二等人于1990年所提出[2],小川博士与其同事很早就了解BOLD对于应用MRI于脑部功能性造影的重要性,但是第一个成功的fMRI研究则是由John W. Belliveau 与其同事于1991年透过静脉内造影剂(Gd)所提出。接着由邝健民等人于1992年发表在人身上的应用。同年,小川博士于4月底提出了他的结果且于7月发表于PNAS。在接下来的几年,小川博士发表了BOLD的生物物理学模型于生物物理学期刊。Bandettini博士也于1993年发表论文示范功能性活化地图的 量化测量。由于神经元本身并没有储存所需的葡萄糖与氧气,

脑功能磁共振成像及其应用进展

脑功能磁共振成像及其应用进展 聂生东1,聂斌2 (1.上海第二医科大学计算机教研室,上海 200025; 2.泰山医学院) 功能磁共振成像是近10余年来在传统的磁共振成像技术的基础上迅速发展起来的一种新的成像技术。与传统的磁共振成像技术不同的是,功能磁共振成像得到的是人脑在执行某项任务或受到某种刺激时的功能映射图,而不是人脑的解剖图像。它能够确定人脑在执行某项任务或受到某种刺激时大脑的哪些区域被激活。目前,功能磁共振成像技术在国外已经得到了广泛的应用,其应用领域涉及到脑科学研究的各个领域,如认知科学、心理学、神经科学、药物滥用以及临床应用等。国内在这一方面的研究和应用还刚刚开始。本文对近年来功能磁共振成像及其在国内外的应用进行了综述。 一、功能磁共振成像的原理及特点 功能磁共振成像(functional magnetic resonance imaging,fMRI)的突出特点是可以利用超快速的成像技术,反映出大脑在受到刺激或发生病变时脑功能的变化。它突破了过去仅从生理学或病理生理学角度对人脑实施研究和评价的状态,打开了从语言、记忆和认知等领域对大脑进行探索的大门。 传统的磁共振成像(MRI)与功能磁共振成像(fMRI)之间的主要区别是它们所测量的磁共振信号有所不同[1-3,6]。MRI是利用组织水分子中的氢原子核处于磁场中发生的核磁共振现象,对组织结构进行成像,而fMRI所测量的是在受到刺激或发生病变时大脑功能的变化。根据所测量的脑功能信号的不同,磁共振功能成像主要有以下四种工作方式:①血氧水平依赖功能磁共振成像(blood-oxygen-level-dependent fMRI,BOLD-fMRI),它主要是通过测量区域中氧合血流的变化(或血流动力学的变化),实现对不同脑功能区域的定位;②灌注功能磁共振成像(perfusion fMRI),又称为灌注加权成像(perfusion weighted imaging,PWI)。这种成像方法主要用于测量局部脑血流和血容积;③弥散加权功能磁共振成像(diffusion-weighted fMRI),这种方法主要用于测量水分子的随机运动;④磁共振波谱成像(MRI spectroscopy),该方法用于测量脑的新陈代谢状态以及参加到新陈代谢中的某些物质(如磷和氧)的含量。目前,临床上和脑科学研究中一般都是用第一种方式,文献中出现的fMRI,如果不做特别说明,一般都是指BOLD-fMRI,简称为fMRI。以下只给出其工作原理。 BOLD技术是fMRI的理论基础。当大脑在执行一些特殊任务或受到某种刺激时,某个脑区的神经元的活动就会增强。增强的脑活动导致局部脑血流量的增加,从而使得更多的氧通过血流传送到增强活动的神经区域,使该区域里的氧供应远远超出了神经元新陈代谢所需的氧量,导致了血流中氧供应和氧消耗之间的失衡,结果造成了功能活动区血管结构中氧合血红蛋白(oxyhemoglobin)的增加,而脱氧血红蛋白(deoxyhemoglobin)的相对减少[3-7]。脱氧血红蛋白是一种顺磁性物质,其铁离子有四个不成对电子,磁距较大,有明显的T2*缩短效应,因此在某一脑区脱氧血红蛋白的浓度相对减少将会造成该区域T2*信号的相对延长,使得该区域中的MR信号强度增强,在脑功能成像时功能活动区的皮层表现为高信号,利用EPI快速成像序列就可以把它检测出来。 目前,在临床和脑科学研究中进行脑功能成像的手段主要有:单光子发射计

功能磁共振成像fMRI工作原理

功能磁共振成像技术(functional mangetic resonance imaging, FMRI) 磁共振成像对软组织结构有非常好的对比和分辨率,可以不用外源性造影剂就能无损伤地对人脑中神经元活动增加的区域成像。 实验原理:基于血氧水平依赖(blood oxygenation level dependent, BOLD)的对比原理。脱氧血红蛋白是顺磁性的,而氧合血红蛋白与组织类似,是反磁性的,并且脑中局部脱氧血红蛋白浓度的改变能够导致MRI图像强度的变化。 在神经元活动时,局部毛细血管和静脉中的脱氧血红蛋白浓度降低,从而导致T2*(NMR信号衰减时间常数)和T2(横向弛豫时间)增加。这种增强表现为T2*和T2加权的MR图像强度增强。 实验设计:当被试休息时或进行特定的作业或呈现于特定的刺激时,连续地获得T2*和T2加权像。用统计学方法对图像进行分析,确定有意义的脑区,这些区域在进行作业或者呈现刺激时与休息时的信号比较,有明显的变化。 应用范围:各种神经加工过程的研究,包括初级感觉和运动皮层的活动,以及认知功能(注意、语言、学习和记忆等)的研究。 基本原理: 1.MRI物理原理 通过梯度磁场获得图像。单次激发方法对一个切片成像大约需要30-100ms,对监视脑激活期间脑中连续的动态变化很理想。 2.BOLD的生物物理学原理 氧化的血是反磁性的,类似于脑组织。脱氧血红蛋白是顺磁性的,它的出现导致含有这些分子的区室和其他没有这些分子的区室时间很大的磁化率差异。 在脑中,血红蛋白位于血管内,它对水质子的影响依赖于质子相对于血管的位置,一条血管出现在一个特定的体素(voxe, 图像的单位体积成分)中,这个体素内的磁场就会不均一,动态的平均是水分子的弥散运动造成的,静态平均是在不同香味的自旋引起的,相位是由进动频率的差异产生的。 BLOD场的不均匀性对MR造成影响,有大血管和小血管引起的血管内和血管外效应。当血液占据体素体积的大部分时,导致TE内的血液信号和组织信号之间的不连贯,是体素信号降低,这是fMRI的类型2血液效应。当场强非常高的情况下(7T),基于BOLD fMRI的T2 才可能主要与毛细血管有关。 3.生理学原理 神经活动时脑血流量CBF大量增加,超过了氧利用率CMRO2 的小量增加,结果是兴奋的神经元活动发生时CMRO2 /CBF降低,导致R2*(=1/T2*),因此,对T2*敏感的图像中信号强度增加。

磁共振成像(MRI)技术基础

磁共振成像(MRI)技术基础 MR 词汇表 ADC 图像 Apparent Diffusion Coefficent 扩散成像。ADC 图像从至少含有 2 个b- 值的扩散加权图像中计算得到的。其对比度对应于采集组织的扩散系数的空间分布,但不包含T1 或T2 * 部分。 ART Advanced RetrospectiveTechnique 图像重建。完全自动运动校正的三维技术。为将错误减到最少,3D 数据集被平移,旋转和插值,从而使之最接近于一个参照数据集。 B0 磁场 MR 物理学。磁共振系统的静态磁场,也就是主磁场。 B1 磁场 MR 物理学。发射器线圈产生的射频振荡磁场。 BOLD 成像BloodOxygenation Level Dependent Imaging MR 应用。BOLD成像使用血流中局部变化显示大脑一个区域的当前活动水平。人血液中氢离子是该信号携带者。血液是内在的造影剂:测量与血流变化相关的局部氧浓度。 (BOLD 效应 )。 BOLD 效应 神经系统活动增加时,静脉血中的氧浓度增高,并且局部血流速度增加。 由于氧的增加,红血球的磁特性近似于周围血浆的磁特性。血管的横向磁化强度衰减更慢。这BOLD 效应延长T2 和 T2 *, 使它们由于检测的血液中信号的增加而可被测量。 b- 值 扩散成像。扩散加权因子。b-值越高,扩散加权越大。 半傅里叶矩阵 MR 测量技术。原始数据矩阵具有特定对称性,从理论上这使对该矩阵取样一半数据就足够。另一半可对称地再现。在数学上这样的矩阵即为共轭矩阵。然而,由

磁场轻微不均匀性引起的不可避免的相面错误需要进行相面校正。因此,需要进行一多半的相面编码步骤。测量时间只减少50%。 饱和 MR 物理学。自旋没有净纵向磁化或横向磁化的状态。不可能从饱和组织中获得任何 MR 信号。 饱和恢复 (SR) MR 测量技术。 主要通过一系列 90 °激发脉冲产生T1 - 依赖的对比度的技术。第一个脉冲之后,由于组织被饱和,纵向磁化为零。第二个 90 °脉冲直到纵向磁化有部分恢复才使用。重复时间取决于组织的 T 常数。 饱和切片 切片定位。局部预饱和可抑制切片上的或与切片平行的特定区域的非期望的信号。-> 平行饱和 -> 预饱和 -> 移动饱和切片 被动屏蔽 MR 组件。以前,磁铁覆盖有软铁作为磁力线回路,从而显著降低杂散磁场。系统的重要性显著增加。现在首选主动屏蔽。 比吸收率 (SAR) 安全指标。单面时间每千克组织吸收的RF 能量。吸收RF 能量,可使身体变热。这对于建立安全阈值具有重要价值。未经许可的局部高度集中的RF 能量可引起灼伤。(本地SAR )。RF 能量均匀分布时,安全阈值必须观察以避免出现体温调节或心脏压力(整体SAR)。矫正方法:使用其它 RF 脉冲,减小翻转角,降低 TR,减少切片。 边缘振荡 -> 截断伪影 -> 吉布斯伪影 标记 栅格标记:横过心脏MR 图像的饱和线格子。用于查看心肌运动。

磁共振成像的原理

? 一、磁共振成像基本原理 ??????? 1.磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩,类似于小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化来,其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动(一方面不断自旋,同时以静磁场为轴做圆周运动),进动频率(precession frequency)(即质子每秒进动的次数)为(00一/Bo,7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核,7是一个常数且各不相同,如氢质子7值为42. 5MHz/T),Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水,又由于氢质子磁矩不为零,这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源,其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内,故称为射频(radio frequency,RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转(章动),其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然,一个关键条件是:射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量,使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解,会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量(纵向磁化)减小,而垂直于静磁场方向的磁化(横向磁化)增大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应,质子同一时间指向同一方向,处于所谓“同相”,其磁化矢量在该方向上叠加起来,即横向磁化增大。使质子进动角度增大至90。的RF脉冲称为90。脉冲,此时纵向磁化矢量消失,只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的R F脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响,强度越强、持续时间越长,质子的进动角度越大,且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 ??????? 2.弛豫及弛豫时间短暂的射频激励(一般为几十微秒)以后,宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程,一个是横向磁化逐渐减小的过程(即为横向弛豫过程,T2过程)(图6-1);另一个是纵向磁化逐渐增大的过程(纵向弛豫过程,T1过程)(图6-2)。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放

第1章磁共振成像物理学基础2

第1章磁共振成像物理学基础 模拟题2 1.世界上第一台头部MRI设备投入临床使用的年代是 A.1974年 B.1976年 C.1978年英国D.1980年 E.1982年 2.共振成像的英文全称正确的是 A.Magnetic Resonance Image B.MagneticResorbent Image C.Magnetic Resonance Imaging D.Magnetic Resorbent Imaging E.Magnestat Resorbent Imaging 3.“磁共振波谱”正确的英文表达是 A.Magnetic Resonance Waves B.Magnetic Resonance Microscopy C.Magnetic Resonance Core D.Magnetic Resonance Susceptibility E.Magnetic Resonance Spectroscopy 4.1946年由Bloch和Purcell教授发现了核磁共振现象,其后的20年间NMR主要被用于A.MRI B.MRA C.MRS D.DTI E.fMRI 5.MR图像通常是指下列何种原子核成像: A、1H B、2H C、13C。 D、19F。 E、31P 6.关于进动频率的叙述,正确的是: A、与主磁场的场强成正比。 B、与梯度场的场强成正比。 C、与磁旋比成反比。 D、与自旋频率成正比。 E、以上均正确。 7.对Larmor公式f=r·B0的描述,错误的是: A、f代表进动频率。 B、r代表磁旋比。 C、B0代表梯度场强。 D、进动频率与磁旋比成正比。 E、Larmor频率也就是进动频率。 8.蛋白质大分子的运动频率: A、显著高于氢质子的Larmor频率。 B、显著低于氢质子的Larmor频率。 C、接近氢质子的Larmor频率。 D、约为亿万Hz。

磁共振成像原理

磁共振成像原理 K空间与图像重建方法 1.K空间填充技术一次RF激发是相同相位编码位置上的一排像 素的同时激发,这一排像素的不同空间位置是由频率编码梯度场的定位作用确 定的。因此,相位和频率的相对应就可明确某一信号的空间位置。所以,在计 算机中,按相位和频率两种坐标组成了另一种虚拟的空间位置排列矩阵,这个 位置不是实际的空间位置,只是计算机根据相位和频率不同而给予的暂时识别 定位,这就是“K空间”。K空间实际上是MR信号的定位空间。在K空间中, 相位编码是上下、左右对称的,从正值的最大逐渐变化到负值的最大,中心部 位是相位处于中心点的零位置,而不同层面中的多次激发产生的MR信号被错位记录到不同的K空间位置上。 由于一排排像素的数量在同一序列中总是恒定的,使频率变化范围也恒定,某 一排像素的频率编码起始频率低,则最末一个像素的终末频率也低。K空间中 心位置确定了最多数量的像素的信号,在傅里叶转换过程中的作用最大,处于 K空间周边位置的像素的作用要小很多。 在K空间采集中,频率和相位编码的位置一一对应,虽然图像信号采集的矩阵 为128×256或256×256,但K空间在计算机中为一个规整的正方形矩阵。如 前所述,处于K空间中心区域的各个数值对图像重建所起的作用要比周边区域 的更大,所以,在非常强调成像时间的脑弥散成像、灌注成像及心脏MRI成像时,为了节约时间,可以将周边区域的K空间全部作零处理,不花时间去采集,节约一半的时间,可能导致小于10%的图像信噪比损失。这种特殊的成像方法 就叫K空间零填充技术。 2.二维傅里叶图像重建法 二维傅里叶变换法是MRI特有且最常用的图像重建方法。二维傅里叶变换可分 为频率和相位两个部分,通过沿两个垂直方向的频率和相位编码,可得出该层 面每个体素的信息。不同频率和相位结合的每个体素在矩阵中有其独特的位置。计算每个体素的灰阶值就形成一幅MR图像。 【试题】 1.填充K空间周边区域的MR信号主要决定图像的() A.图像的边缘

磁共振成像的原理

一、磁共振成像基本原理 1.磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩,类似于小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化来,其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动(一方面不断自旋,同时以静磁场为轴做圆周运动),进动频率(precession frequency)(即质子每秒进动的次数)为(00一/Bo,7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核,7是一个常数且各不相同,如氢质子7值为42. 5MHz/T),Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水,又由于氢质子磁矩不为零,这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源,其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内,故称为射频(radio frequency,RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转(章动),其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然,一个关键条件是:射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量,使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解,会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量(纵向磁化)减小,而垂直于静磁场方向的磁化(横向磁化)增大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应,质子同一时间指向同一方向,处于所谓“同相”,其磁化矢量在该方向上叠加起来,即横向磁化增大。使质子进动角度增大至9 0。的RF脉冲称为90。脉冲,此时纵向磁化矢量消失,只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的RF脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响,强度越强、持续时间越长,质子的进动角度越大,且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 2.弛豫及弛豫时间短暂的射频激励(一般为几十微秒)以后,宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程,一个是横向磁化逐渐减小的过程(即为横向弛豫过程,T2过程)(图6-1);另一个是纵向磁化逐渐增大的过程(纵向弛豫过程,T1过程)(图6-2)。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放的有效

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