医学影像系统原理6.ppt

,Click to edit Master title style,Click to edit Master text styles,Second level,Third level,Fourth level,Fifth level,*,1,一、,MRI,脉冲序列,二、层面选择,三、体元编码与图像重建,四、功能磁共振成像（,fMRI,）,目录,2,GE 3T MRI Scanner,开放式磁共振成像系统,3,6,FID,与自旋回波信号,自由感应衰减（,Free Induction Delay,FID,）,FID,按,T,2,*,衰减，所以生存时间有限。磁场均匀性越低，其衰减速度越快，因此很难获得良好的信号。,在,MRI,中通常需要对,FID,信号进行处理，使其重现，再采集信号。自旋回波（,spin echo,SE,）就是,MRI,中一种常用的信号。,FID,信号波形,7,8,MRI,脉冲序列,所谓脉冲序列（,pulse sequence),，就是具有一定带宽、一定幅度的射频脉冲与梯度脉冲的有机组合。,MRI,有名目繁多的扫描序列，下面给出脉冲序列的几种分类方法。,、按检测信号分类,、按用途分类,、根据扫描速度的快慢分类。,9,按检测信号分类,直接测定,FID,信号的序列,测定自旋回波的序列（自旋回波序列）,测定梯度回波的序列（梯度回波序列）,10,按用途和扫描速度分类,按用途分类：可将,MRI,脉冲序列分为通用序列和专用序列两大类。通用序列用于人体各组织的正常显像；心脏电影成像序列、各种脂肪抑制序列以及伪影抑制序列等则是专用序列。,按扫描速度分类：,MRI,脉冲序列又可分为快速成像序列和普通序列两大类。,11,脉冲序列参数的定义,重复时间（,TR,）是指脉冲序列执行一次所需要的时间，也就是从第一个,RF,激励脉冲出现到下一个周期同一个脉冲出现时所经历的时间。,回波时间（,TE,）是指第一个,RF,脉冲到回波信号产生所需要的时间，在多回波序列中，,RF,脉冲至第一个回波信号出现的时间称为,TE,1,，至第二个回波信号的时间叫做,TE,2,，依次类推。在自旋回波和梯度回波序列中，,TE,和,TR,共同决定图象的对比度。,反转时间（,T,I,）在反转恢复脉冲序列中，,180,度反转脉冲与,90,度激励脉冲之间的时间间隔称为反转时间。,12,部分饱和脉冲序列,部分饱和（,Partial saturation,，,PS,）脉冲序列又叫饱和恢复（,saturation recovery,，,SR,）脉冲序列，简称为,SR,序列。,SR,序列的信号强度与序列重复时间（,TR,）密切相关。当,TR,远大于,T,1,时，在系统充分驰豫的条件下，,TR,信号的幅度达到最大，这时所需的扫描时间长。当,TR,远小于,T,1,时，由于大部分质子尚未驰豫，接踵而来的,90,度激励脉冲将使系统陷入饱和而无信号输出。如果在,T,1,同一量级内选取,TR,，扫描时间就不会延长太多，原子系统的饱和也不至于太深。此时用该方案测量,FID,信号就是可行的，这就是部分饱和名称的由来。,13,自旋回波脉冲序列,自旋回波脉冲序列是目前临床上磁共振成像中做基本、最常用的脉冲序列之一。,自旋回波是指以,90,度脉冲开始，后续以,180,度相位重聚焦脉冲，以获得有用信号的脉冲序列。,14,自旋回波信号,15,频散与相散,受激励后的质子群将经受或强或弱的小磁场，使得一部分核以较快的频率进动，另一部分以较慢的频率进动。结果使进动快的质子在前、进动慢的质子在后。由于各核磁矩的相移值大小不一，就出现了散相，即质子群的进动失去同步而分散在,xoy,面上，这就是所谓的“频散导致相散”现象。上述相散过程就是横向弛豫过程。核磁矩的相散表现为实际横向弛豫时间短于本征弛豫时间,T,2,，这种情况下，如果直接测量,FID,信号，留给采样的时间是极其短暂的。,16,当在,y,轴方向再次施加,180,脉冲时，其结果就是转动快的质子在后、转动慢的质子反而在前。经过一定的时延，正好可使上述相移为零，从而获得相位重聚（相位相干）。将自旋系统在,180,脉冲作用下达到相位重聚的过程示于图,30-10,和图,30-11,中。图,30-10,表示单一质子在,xoy,面上的相位变化情况，而图,30-11,描绘质子群的相位会聚过程。,17,18,19,20,21,22,自旋回波序列的时序及信号强度,90,度脉冲是,SE,序列的准备脉冲（宽度约为,1ms,左右）。在它的作用下，宏观磁化矢量迅速倒向,XY,面，而,180,度脉冲就是上面所说的相位重聚脉冲，也叫复相脉冲。它的作用是改变,XY,平面内所有质子的进动方向，使失相的质子达到相位重聚。质子吸收,180,度脉冲的射频能量后，将以自旋回波的形式放出能量。从,90,度脉冲到回波信号出现的时间为,SE,序列的回波时间。,23,散相重聚过程,质子群相位会聚后，,M,的横向分量再次信号，此时接收线圈中又可再次检测到,FID,信号即,SE,信号（称为自旋回波）。由于,180,脉冲可反复施加，就可得到一系列回波信号，如图,30-12,所示。从图中可以看出，多个,180,脉冲激发了多个自旋回波，但回波的幅度却依次降低，这是本征,T,2,作用的结果。自旋回波属于一种能量守恒的散焦,聚焦过程，也可称为散相,重聚过程。,24,25,自旋回波序列族,在实际应用中，根据成像质量和速度的不同要求，发展了许多以,SE,为基础的扫描脉冲序列，形成了所谓的自旋回波序列族（,spin echo sequence family,）。例如，有单回波,SE,序列、双回波,SE,序列和多回波,SE,序列；有单层面,SE,序列和多层面,SE,序列等。,26,27,28,梯度回波脉冲序列,梯度回波（,GRE,gradient echo),又叫场回波（,field echo,），是指通过有关梯度场方向的翻转而产生回波信号梯度回波与自旋回波的区别主要在于两者产生回波的激励方式不同；此外，,SE,序列以一个,90,度脉冲进行激励，将磁化矢量激励至,XY,面上进行检测，而,GRE,序列总是以一个小于,90,度的,RF,脉冲开始，即采用的是小角度激励,。,29,在,GRE,序列中，激发脉冲一结束，便在读出梯度（频率编码）方向上施加一个先负后正的梯度脉冲。梯度脉冲的方向变化称为梯度翻转（,gradient reversal,），该梯度翻转脉冲与主磁场,B,0,叠加后的梯度场将经历一次从大到小又从小到大的变化过程，该方向上质子群的进动频率也随之发生变化。这种由梯度脉冲产生的回波称为梯度回波。,30,31,小角度激励及其应用,受激的自旋系统驰豫到稳定状态需要一定的时间。如果连续在此之前实施下一次激励，磁化矢量越来越小，自旋系统的质子出现饱和，导致信号幅度变小甚至消失。为此，各种成像序列只好采用较长的,TR,时间，但长,TR,是限制成像速度的重要因素。如果采用小于,90,度的射频脉冲进行激发，既能得到所需的横向磁化分量，且由于翻转变小、磁化强度矢量的弛豫时间变短，可有效缩短扫描序列的,TR,。小角度激励首先,GRE,序列中采用，故它和,GRE,紧密联系在一起。,32,扰相梯度和相位重聚梯度,在,SE,序列中，由于满足,TR,远大于,T,2,的条件，下一个,RF,脉冲到来时横向磁化矢量已基本恢复，该横向磁化对继之而来的回波信号几乎没有影响。但是在,GRE,序列中，由于,TR,远小于,T,2,，在下一周期的脉冲中就有可能保留相当的横向磁化，造成图像的带状伪影（,banding artifact,）出现。由此可见，在下一个,RF,出现之前，处理好,GRE,序列的剩余横向磁化是很有必要的。通常用相位破坏和相位重聚两种方法来减少剩余磁化的影响，两者均需施加一定的梯度脉冲。,33,横向 磁化或磁化矢量,M,XY,的横向分量,M,是由小磁矩的相位相干所形成的。因此，只要破坏其他相干性，剩余,M,XY,就会消失，但有用的纵向分量,M,Z,依然存在。破坏,M,XY,所使用的梯度又叫扰相梯度或相位梯度方向同时加入，使三个方向均出现同方向相位发散。这样，下个,RF,激励出现时就不会有相干信号存在。实施扰相的,GRE,序列可以在较短的,TR,下获得更大权重的,T,1,像，但会增加机器负担并延长,TR,。扰相的目的还可以通过施加一定的,RF,脉冲来达到。,34,另一种对横向磁化进行处理的方法叫相位重聚，其思路与扰相法正好相反。相位重聚不仅不消除质子的相位状态，反而在相位编码和频率编码两个方向施加适当的反向梯度脉冲。这一反向梯度叫做相位重聚梯度（,rephasing gradient,）或相位补偿梯度（,compensation gradient,）。由此看来，相位重聚梯度脉冲的作用就是促使“零相位”的出现。这种用梯度脉冲进行相位重聚的方法仍然会加大梯度系统的负担。,35,36,梯度回波序列的评价,GRE,序列最显著的特点是,快速成像,是快速成像序列中较为成熟的一种,.GRE,序列的优点主要体现在下述几个方面,:,不用,90,度脉冲激发，使得纵向弛豫时间缩短，可以用短,TR,成像。用梯度的翻转代替,180,度相位重聚脉冲。这不仅有利于使用短,TR,实施扫描，更重要的是它将有效地减少受检者的射频能量沉积。由于上述短,TR,的应用，实现了快速的,T,2,*,扫描。,37,GRE,序列的缺点有：不能获取纯,T2,图象。对梯度系统的要求较高，扫描时整个梯度系统的负担加重，梯度切换时产生的噪声也进一步加大。,SNR,较低。如果应用长,TE,进行扫描，则很容易导致磁敏感性伪影和化学位移伪影等多种伪影。其图像质量在很大程度上受磁场均匀性影响。,38,反转恢复脉冲序列,反转恢复（,Inversion recovery,IR,）脉冲序列是在,180,度,RF,脉冲的激励下，先使成像层面的宏观磁化强度矢量,M,翻转至主磁场的反方向，并在其弛豫过程中施以,90,度重聚脉冲，从而检测,FID,信号的脉冲序列。,IR,序列中，,180,度脉冲使平衡状态下与,B0,同向的,M,0,倒向,-Z,轴方向。,180,度脉冲一停止，纵向驰豫过程立刻开始，当,TI,足够长时，,M,Z,（,t,）将经历一个从,-M,0,到,0,，再从,0,到,M,0,方向增长的变化过程。,IR,序列时，纵向磁化是从,-M,0,开始驰豫的。因此，,M,Z,恢复所需的时间要比,SR,序列长，即,IR,序列有更大的动态检测范围（对组织,T,1,的分辨力相应增强），这也是选用,180,度脉冲进行激发的原因。,39,40,平面回波成像序列,回波平面成像（,echo plane imaging,，,EPI,）是当今最快速的成像方法，通常可以在,30ms,之内采集一幅完成的图像，使每秒获取的图像达到,20,幅。它不仅能使运动器官“冻结”，显示清晰的断层图像，而且不用门控就能实时地显示心脏的动态图像。此外，通过在脑功能成像、扩散成像和灌注成像等方面的应用，,EPI,序列正在开拓着更多的应用领域。,EPI,是在梯度回波的基础之上发展而来，是一种在一次激发后得到所有空间信息的序列。,41,层面选择,在,MRI,的二维成像过程中，为了获取某一层面的信号，必须去除该层面以外的影响因素。采用层面选择梯度磁场和特定中心频率脉冲共同作用，使某一选择层面被激发而邻近组织不被激发，从而实现选层。沿,Z,轴施加一个线性梯度磁场，沿梯度方向上不同位置的自旋磁场强度不同，因而可在不同的频率上进动，但与,Z,轴垂直的每一个平面的自旋的进动频率相同。,当使用一个单色频率（仅含一个频率）脉冲激发时，仅有进动频率与射频频率相等的某一平面自旋能够被激发产生核磁共振，其余平面不能产生共振。,42,由于单色射频频率相等的频率，所以不能产生层面厚度。将单色频率改用具有一定频率带宽的频率，其所激发的层面厚度随之增加。改变射频的中心频率，则激发层面位置随之改变。用同样的方法可以实现在,X,轴及,Y,轴方向的选择。,由此可见，使用选层梯度及一定中心频率的射频脉冲可实现选层，改变射频脉冲的中心频率可实现不同层面的选择，改变射频带宽可控制层面的厚度。在梯度磁场一定时，层面与射频带宽呈正比；在射频带宽一定时，选层方向磁场梯度与层厚呈反比。,43,44,45,46,47,体元编码与图像重建,MR,信号是宏观磁化矢量经激发后在线圈内感应出的信号，是自旋系统信号的总和，无空间位置信息，不能形成图像，必须对其进行空间编码及图像重建方可得到,MR,图像。,MRI,的空间编码技术是采用梯度磁场，以达到选层和体素编码的目的。采用梯度磁场来改变,MRI,系统成像空间各点的磁场强度，以获得成像所需空间分辨率的设想，是劳特伯于,1973,年提出的。,48,完成层面选择后，如何使选定的层面变成一幅二维图像呢？将所选择的层面在相互垂直的两个方向上（,X,、,Y,轴），分别将其分割为相同间距的若干行及相同间距的若干列，形成具有相同体积的若干小立方体，每个小立方体称为一个体素（,voxel,）。,MR,图像是由众多不同灰度值的矩形基本像单元组成，每个基本像单元称为一个像素（,pixel,）。,构成整幅图像的像素的行数与列数的积称为图像的显示矩阵。产生图像的,K-,空间原始数据的行数与列数的积称为采集矩阵。,49,MR,图像重建,从每个体素的,MR,信号中获得与像素灰度值有关的数据并产生,MR,图像，即所谓,MR,图像重建，是采用傅立叶变换,(fourier transform,FT),图像重建方法来实现的，包括一维、二维和三维傅立叶变换图像重建法。所谓傅立叶变换就是将信号的时间,强度函数关系，变换为频率,强度的函数关系,50,一维,MR,图像重建成像,一维傅立叶变换图像重建法类似于,CT,投影图像重建法。先在,X,轴上对选定层面施加频率编码梯度磁场,Gx,，使从左到右的每列体素的自旋在不同的频率上进动，而,Y,轴上每行体素的自旋进动频率相同。此时施加宽带频率激发脉冲，被激发层面所产生的,MR,信号经一维傅立叶变换便可得到每种频率的信号强度，即每列体素的信号强度，也是每列体素信号强度的投影值。将频率编码梯度旋转一个角度，进行第二次编码并获得投影值。如此反复便可获得足够的投影值，通过数学运算获得每个体素的信号强度，重建成一幅二维,MR,图像。,51,二维,MR,图像重建,在一维傅立叶变化图像重建过程中，仅使用了频率编码梯度磁场。实际上，还可以使用与之垂直的另一维编码梯度，即所谓相位编码梯度磁场,Gy,，相位编码梯度使沿该梯度磁场方向的自旋在不同的相位上进动。对一个选定层面的体素进行相位编码和频率编码，这样每个体素在产生,MR,信号时便具有二维空间信息，经相位编码梯度多次重复，即可获得足够的信号确定每一体素的空间位置和信号强度，重建成二维,MR,图像。,52,53,K-,空间,K,-,空间,(,K,-space),就是指空间频率,K,所对应的频率空间，它是一个抽象的频率空间。空间频率是指周期性波动函数在空间一定方向上单位距离的波动周期数，单位是周,/,m,。,K,是一个空间矢量，通常又以三个相互垂直的分矢量,Kx,、,Ky,、,Kz,替代它。三个相互垂直的矢量,Kx,、,Ky,、,Kz,正好对应于一个三维空间坐标系，这个由,Kx,、,Ky,、,Kz,所决定的空间坐标系以空间频率为单位，其对应的频率空间即为,K-,空间。可见，,K-,空间内每一个点对应一个具有三维空间频率的波信号。如果空间频率,K,仅有二维空间频率，其对应的,K,-,空间为一个二维,K,-,空间。,54,二维,K-,空间内每一个点对应一个具有二维空间频率的波信号，为一个二维,K,-,空间内几个具有二维空间频率的波信号。反之，任何一个具有三维或二维空间频率的波信号都可以在,K-,空间内找到一个对应的“存放位置”。所以，在,MRI,中,K,-,空间又称为原始数据空间。,55,二维傅立叶变换,所谓二维傅立叶变换就是将一个随时间周期波动的信号变换成一个具有二维空间频率的信号，这样才能将其置于,K-,空间的相应位置，构成原始数据空间。从,K,-,空间的结构可以看出，,K,-,空间中心位置的数据点所代表的波信号的空间频率低、幅度大、信号强；而,K-,空间边缘部位的数据点所代表的波信号的空间频率高、幅度小、信号弱。在,MR,成像中，,K,-,空间的原始数据都是正弦波信号，正弦函数是奇函数，其函数值具有原点对称性。因此，一个二维,K-,空间一、三象限数据完全相同，二、四象限数据也完全相同。理论上讲，一半,K,-,空间数据即可表征一完整的,K,-,空间数据特征。,利用,K,-,空间的图像重建,利用,K,-,空间进行图像重建的方法，在日常生活中随处可见，如照相机透镜的中心平面即是一个二维,K-,空间，它将人体反射的光“过滤”，使其按照不同的空间频率排列在,K,-,空间内。中心部位是低频光，边缘部位是高频光。,K-,空间中的每一列光波在透镜后方的胶片上再相互叠加，产生影像。,MRI,二维傅立叶变换图像重建就是借鉴这种方法。首先使每一个,MR,信号变成一个具有二维空间频率的波信号，并置于,K,-,空间的相应位置，这就是,2DFT,；再将,K,-,空间内每个原始数据的所代表的波相互叠加产生,MR,图像，这就是傅立叶逆变换。,56,57,三维,MR,图像重建,通过,MR,图像重建过程的理解，可以看出,K,-,空间的每一个数据代表,MR,图像的一种“成份”，,MR,的每个像素信号，由,K,-,空间内所有数据点对应的信号叠加产生，像素和,K,-,空间数据点不是一一对应关系。,三维傅立叶变换图像重建与二维傅立叶变换方法基本一致，只是在层面选择方向改为相位编码梯度，射频激发范围由二维的平面扩展为一个容积，每个信号都具有三维空间频率（,Kx,、,Ky,、,Kz,），被置于相应三维,K,-,空间内，图像重建与二维相同。,三维傅立叶变换由于采用二维相位编码机制，所以，成像时间长，但信噪比相应较高，可以达到较高的空间分辨力。所以，在高分辨力成像及,MRA,中较常用。,58,MR,图像与信号的关系,通常,MR,图像像素的亮度对应于相应体素产生,MR,信号的磁化矢量的幅度。这个磁化矢量的幅度，通常使用一对相位差为,90,的一对线圈（又称正交检测线圈）来检测。如图,28-20,，,S,1,、,S,2,为一对正交线圈，,S,1,平面垂直于,Y,轴，,S,2,平面垂直于,X,轴，横向磁化,Mxy,在,XY,平面内旋转时的任一时刻，虽然不能看到,Mxy,的大小及具体位置，但,Mxy,在,X,轴和,Y,轴的分矢量,Mx,和,My,，在按正交线圈,S,1,和,S,2,内所产生的感应电流的大小可推算出,Mxy,的大小及位置。如,S,1,内电流为,I,x,，,S,2,内的电流为,I,y,，则,Mxy,所产生的总电流为,I,（,I,x,2,I,y,2,）,1/2,，,Mxy,与,X,轴的夹角为,arctg Iy/Ix,。,Mx,，,My,与,Mxy,三者的关系类似于数学上一个复数的实部、虚部与模的关系。,59,由模信号产生的图像称模图像（,modelus image,）或幅度图像（,magnitude image,）；由实部信号产生的图像称实图像（,real image,）；由虚部信号产生的信号称虚像（,imaging image,）。,Mxy,是一个矢量，其方向（相位）也是特征参数，即相位的变化实际上也是矢量大小变化的量度。以矢量的相位为,MR,信号所产生的,MR,图像称相位图像（,phase map,）。,对于静态组织而言，产生,MR,信号时相位一致。而对于流动的流体，其相位变化量与流速成正比，因此相位信号常用于测量流体的流速及流量。,功能磁共振成像,MRI,60,磁共振功能成像（,fMRI,，,functional MRI,）是相对于,MR,形态学而言，具有较广泛的含义，包括扩散、灌注加权成像、皮层活动功能定义及,MR,波谱成像等。其中，脑,fMRI,或称磁共振脑功能定位图（,functional brain mapping,）的研究是目前开发应用最广泛的领域之一，而肺实质、心脏、肝脏、肾脏及乳腺的,fMRI,的研究也在逐步发展。下面主要就脑功能成像作讲述。,脑功能成像目前包括三种：扩散、灌注及皮层活动功能成像。三种不同功能成像的生理基础不同，观察参数也各不相同。,扩散成像与灌注成像,扩散成像：是由于脑细胞及不同神经束的缺血改变，导致水分子的扩散运动受限。这种扩散受限可以通过扩散加权成像显示出来，即扩散成像。,灌注成像：是通过引入顺磁性造影剂，使成像组织的,T,1,、,T,2,值缩短，同时利用超快速成像方法获得成像的时间分辨力。通过静脉团注顺磁性对比剂后，微循环周围组织的,T,1,、,T,2,值的变化率，进一步计算组织血流灌注功能；或者以血液为内源性示踪剂（通过使用动脉血液的自旋返转或饱和方法），显示脑组织局部信号的微小变化，通过信号的变化，进一步计算局部组织的血流灌注功能。,61,脑活动功能成像,脑活动功能成像：是利用脑活动区域局部血液中氧合血红蛋白与去氧血红蛋白比例的改变，引起局部的组织,T,2,*,的改变，在,T,2,*,加权像上可以显示这种改变。通过,T,2,*,加权图像可以反应出脑组织局部的活动功能。故又称为血氧水平依赖性成像（,BOLD MRI,）。,62,思考题,功能成像一种还是一类磁共振成像方法？,63,64,谢谢!,Thank you,!,