磁共振成像原理-演示幻灯片.ppt

单击此处编辑母版标题样式,单击此处编辑母版文本样式,第二级,第三级,第四级,第五级,*,单击此处编辑母版标题样式,单击此处编辑母版文本样式,第二级,第三级,第四级,第五级,*,磁共振成像,Magnetic resonance imaging,MRI,王振军,主任技师,13903138466,15530396842,1,磁共振成像,Magnetic resonance imaging,MRI,主要内容:,1、核磁共振原理,2、弛豫过程、特征量T1、T2的意义,3、MRI空间位置编码,4、磁共振信号,5、脉冲序列,6、图像的重建,7、磁共振成像的质量控制,2,GE 1.5T MRI,GE 2.0T OPEN MRI,磁共振成像,Magnetic resonance imaging,MRI,3,磁共振成像,Magnetic resonance imaging,MRI,4,T1 Weighted slice,T2 Weighted slice,磁共振成像,Magnetic resonance imaging,MRI,5,6,7,原子核及其磁特性,原子核的一般特性,同位素：质子数相同，中子数不,同的核构成的元素,H,有三种同位素：,只有质子，没有中子,临床,MRI,主要原子核,8,自旋（spin)MRI基础,自旋角动量,大小原子核、,质子、中子数,方向自旋轴,9,自旋磁矩,原子核自旋运动产生的微观磁场,磁旋比，磁矩与角动量之比,约化普朗克常数,10,净自旋,只有奇数质子或奇数中子数的原,子核产生的自旋磁矩,泡利不相容原理：,原子核内成对质子或中子的自旋,相互抵消,11,12,13,第一节：磁共振现象,一、旋进,（,precession,),：角动量受到一个与之垂直的力矩的作用，角动量矢量沿一圆周转动的现象。,为进动角速度（反映旋转轴转动的快慢），T为力矩，L为角动量（反映旋转的快慢）。,14,自旋在磁场中的运动,1.进动,15,1、核的自旋磁矩,磁场对磁体的作用,磁矩可以理解为由于电荷转动形成的小磁体磁性的强弱，显然其与电荷转动的角动量有关，同时与电荷的大小有关。,16,2、自旋质子在磁场中的旋进,量子力学告诉我们，质子在磁场中形成定态时，有如图所示的两种状态。这两种状态的能量不同。这称为自旋核能级在外磁场中的劈裂。,17,无外加磁场时自旋的运动,18,磁化：磁场中样体在外磁场作用下，在,磁场方向上产生磁性的过程。,大小用磁化强度m表示,磁化率 ：样体在磁场中被磁化产生磁,化的能力。（磁敏感性）,磁化强度来源：原子核自旋磁矩,核外电子分布*,19,自旋核磁矩在外加磁场中能量,20,自旋核的能级,21,自旋核的能级,22,量子化,自旋系统在外磁场作用下趋于磁场方向,两种能态：,上旋平行于磁场方向的核磁矩,低能态 E（+1/2）,下旋反向磁场方向的核磁矩,高能态 E（-1/2）,23,磁场对自旋的量子化作用,24,The Effect of Irradiation to the Spin System,Lower,Higher,Basic Quantum Mechanics Theory of MR,25,Spin System After Irradiation,Basic Quantum Mechanics Theory of MR,26,两种能态自旋粒子分布服从波尔兹曼分公式,H:下旋态,上旋态,k波尔兹曼常数，1.3810,-23,Jk,-1,T绝对温度,两种能态自旋粒子分布,27,两种能态自旋粒子分布,28,两种能态自旋粒子分布,29,两种能态自旋粒子分布,30,两种能态自旋粒子分布,31,两种能态自旋粒子分布,32,两种能态自旋粒子分布,33,原子核系的静磁学,34,原子核系的静磁学,35,原子核系的静磁学,36,37,38,剩余自旋与净磁化,剩余自旋：平衡磁场中上旋态核磁,矩与下旋态核磁矩之差,净磁化：平行于磁场方向由剩余自,旋产生的磁化矢量（宏观,磁化矢量）,39,净磁化的产生,40,影响净磁化矢量的因素,净磁化矢量M：由于自旋的量子化分布，平,衡态样体在磁力线方向上形,成的稳定磁化矢量。,M=,B,0,N/T,常数 B,0,磁场强度,N单位体积样体质子数（组织质子密度）,T绝对温度,41,核磁矩,在净磁场,0,作用下,产生力矩,=,0,核磁矩对时间的变化率,42,核磁矩,在净磁场,0,中的运动,磁矩分解为Z轴、X-Y平面矢量,旋进过程中Z轴矢量方向不变,X-Y平面矢量绕Z轴方向不断变化,X-Y平面矢量相位随机,不形成宏观磁化矢量,43,进动时核磁矩各分量的运动,44,在静磁场中，核磁矩围绕,0,进动，运动轨迹为圆锥,进动的特征频率,拉莫频率,0,(Larmor frequency),0,=,0,拉莫进动核磁矩的进动,0,取决于：原子核种类,外加磁场强度,45,46,47,48,二、磁共振现象,分子、原子或原子核能级在外磁场中劈裂后，当外界电磁场（电磁波）的频率适当（光子能量适当）时，处于低能态的分子、原子或原子核等吸收电磁波的能量跃迁至高能态，这种现象称为磁共振现象。,49,50,核磁共振NMR的条件,原子核在进动中吸收外界能量产生能级跃迁现象,外界能量,短射频脉冲激发源,射频磁场RF,自旋磁矩在主磁场中进动.,51,核磁共振NMR的条件,射频脉冲频率必须与磁场中自旋磁矩的旋进频率相同，与宏观磁化M的固有频率相同，与质子的拉莫频率相同。,射频对自旋系统做功，系统内能增加，在RF激发下，宏观磁化矢量产生共振NMR。,52,三、磁共振的宏观描述,1、磁化现象,：作为宏观物体，包含大量的自旋磁矩，即大量的微小磁体，但是，一般物体并不对外显磁性，是由于这些小磁体杂乱无章的排列，磁性相互抵消，对外不显磁性。在外磁场的作用下，这些磁矩有沿外磁场排列的趋势，从而对外显磁性，这就是我们熟知的磁化现象。,B,53,激发射频磁场对自旋系统的作用,过程,核磁共振原子核自旋系统吸收相同频率的射频磁场能量而从平衡态变为激发态的过程,系统激发后特征：,M,Z,v,2进动频率,v,1进动频率,110,相位编码数学原理,3、,进动频率不同导致进动相位不同,相位编码梯度持续时间ty,ty时间后各体素的进动相位,y,y,=,y,t,v,=(B,0,+yG,y,)t,v,相位差,y,=yG,y,t,v,=,y,y t,v,111,Gy 对相位的作用,112,4、,t=ty时刻，相位编码梯度关断,各体素再次置于相同的外磁场：,进动频率恢复Gy作用前数值,Gy诱发的进动相位差保留相位记忆,相位编码数学原理,113,3、频率编码：,在相位编码结速后，沿X轴方向加一梯度磁场G,X,，从而使不同X坐标的自旋磁矩的进动频率不一样，进而依据这种进动频率的差异来确定X坐标。称为频率编码。,通过空间编码以后，不同体素发射的MR信号频率、相位、相位变化率不同，依据这些信息和信号强度可正确地重建图像。,114,沿x轴方向施加x梯度G,x,；与y轴平行的各列体素的进动频率,x,为,x,=(B,0,+xG,x,),x,是,x,的函数，不同的,x,决定了不同的进动频率,所接受的信号中已包含有体素的空间位置信息,频率编码数学原理,115,频率编码数学原理,116,频率编码梯度一般只在NMR信号出现时施加，所以又被称为读出梯度或测量梯度。,每个测量周期的频率编码脉冲均相同。,频率编码基本特征,117,频率编码信号特征,118,频率编码信号特征,119,三,、磁共振成像系统,1、磁场系统：,（1）静磁场：是核心部键，要求磁场强度大，1T，且要求均匀度高，常用超导电磁体产生，维护费用高。也是磁共振系统的关键部键。,（2）梯度磁场（3个）：是空间编码磁场，比静磁场小得多，约百分之一。,2、射频率系统：由射频发生器，射频接收器，控制系统组成。,3、图像重建系统：核心是计算机处理系统。,120,处于静磁场的成像物体,用Z轴方向的梯度磁场选择层面,用X轴方向的梯度磁场频率编码,用Y轴方向的梯度磁场相位编码,信号采集,信号处理，得到数字图像,层面图像显示,磁共振成像过程框图,121,磁共振成像过程,1、梯度周期与成像时序,122,123,1、,t=0时刻Gz开启；同时产生90射频脉冲,激励限制在Gz所决定的特定平面内；,受激层面宏观磁化矢量M倒向xoy面,2、,t=t,1,时刻Gz关断；相位编码梯度Gy加入,t,1,t,2,Gz持续时间；,相位编码梯度脉宽 t,y,=t,2,-t,1,FID信号出现，但暂不检测,t,y,称为预备期,124,3、,t=t,2,时刻，Gy关断，Gz再一次开启,限制180重聚焦脉冲仅作用于既定层面,4、,t=t,3,时刻，频率编码梯度Gx出现,t,3,t,5,Gx持续时间；,采样从回波信号的峰值开始,检测期,Gx的脉宽t,x,=t,5,-t,3,125,5、,t,5,t,6,延迟时间,等待宏观磁化矢量Mz恢复至其稳态值M,0,;为下一次扫描做准备,t,0,t,6,重复时间T,R,，反映每个扫,描周期的长短,t,0,t,4,回波时间T,E,126,2、MRI图像重建过程,127,2、MRI图像重建过程,128,Frequency and Phase Are Key Parameter in MR Imaging,q,w,q,=,w,t,The spatial information of the proton pools contributing,MR signal is determined by the spatial frequency and,phase of their magnetization.,129,Gradient Magnetic Field,Gradient coils,generate spatially varying magnetic field,so that spins at different location precess at frequencies,unique to their location,allowing us to reconstruct 2D,or 3D images.,X gradient Y gradient Z gradient,x,y,z,x,z,z,x,y,y,130,A Simple Example of Spatial Encoding,w/o encoding,w/encoding,Constant,Magnetic,Field,Varying,Magnetic,Field,131,Spatial Decoding of the MR Signal,Frequency,Decomposition,132,应用专用的图像处理计算机（图像处理器）中进行图像重建,2DFT成像方法中，图像重建所进行的运算主要是快速傅里叶变换(FFT，the fast Fourier transform).,FFT包括行和列两个方向，运算量极大,FFT的快慢，基本上决定着图像重建的速度,3、图像重建,133,每幅图像对应两个原始数据矩阵：,信号的实部矩阵，信号的虚部矩阵,实部和虚部矩阵送入傅里叶变换器,行和列两个方向快速傅里叶变换,还原出带有定位信息的实部和虚部图像矩阵,图像处理器对两个矩阵的对应点取模,得出一个新矩阵（模矩阵，行和列数分别为L和C）,模矩阵中元素值大小正比于每个体素NMR信号强度,以其作为亮度值得出所需的图像,134,135,第三节：磁共振成像的质量控制,一、信噪比：正确信号与噪声信号之比。,影响因素主要有：能级劈裂间距（由磁场大小决定），体素大小，自旋核密度，T2，接收线圈形状，样品和线圈的温度等。,增大V可提高信噪比，但会降低空间分辨力。,增加磁场强度可提高信噪比，对磁场的要求高，同时会增加RF能量，人体剂量增加。,136,二、均匀度：主要由静磁场B0的均匀度决定，因为人体内的磁环境相差很小，静磁场很小的不均匀度将掩盖这种差异。静磁场的不均匀性要求在百万分之几。,三、线性度：决定于梯度磁场的线性度。,四、空间分辨力：指单个体素的大小，主要由三个梯度磁场的梯度和静磁场及检测器对频率差异的区分能力决定。,五、对比度。核磁共振图像有三种加权图像，根据具体情形可以选择适当的加权图像，以氢核为例，由于除骨外，人体其他组织的含水量差别并不大，即,加权图像的对比度并不大，但病变组织和正常组织T1，T2的差别大，因此可以用T1或T2加权图像。在需要时，可以用造影剂来增加对比度。,137,讨论：磁共振成像的优缺点。,优点：多个参数成像，诊断信息丰富；无电离辐射，安全；组织分辨力强；容易观察心脏和血管系统（不需造影剂）；扫描（切层）灵活。,缺点：扫描时间长，空间分辨力不理想。,138,第四节：脉冲序列构成,磁共振成像的脉冲序列是各种参数,测量技术的总称。质子密度、T,1,、,T,2,弛豫时间以及流动效应等都是组织的,本征参数，通过它们可以推知组织结构,甚至功能状态。,139,在MR中参数测量通过对90或180射频脉冲及梯度脉冲的适当编排实现。,脉冲的幅度、宽度、间隔时间、施加顺序直接影响信号的产生和空间编码。,140,MRI信号强度取决于多参数，多因素对信号的贡献可由RF脉冲的大小（形状)、梯度脉冲的幅值及宽度、数据采集时间等控制。,脉冲序列设置,射频脉冲、梯度脉冲顺序设置,脉冲参数、时序设置,141,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,典型MRI序列由自旋准备和信号产生两个功能单元组成,1、脉冲序列构成,142,2、脉冲序列分类,按检测信号类型分,直接测定FID信号的序列,测定自旋回波的序列,测定梯度回波的序列,按序列用途分,通用序列人体组织正常成像,专用序列心脏电影、脂肪抑制序列等,按成像速度分,快速成像序列，普通序列,翻转恢复序列,饱和恢复序列,143,3、脉冲序列参数的定义,一,.时间参数,1.重复时间（TR)-脉冲序列执行一遍所需时间,144,2.回波时间（TE),从第一个RF脉冲到回波信号产生所需时间,多回波序列中,在自旋回波和梯度回波序列中TE和TR共同决定图像的对比度,RF脉冲到第一个回波信号产生,所需时间称TE,1,RF脉冲到第二个回波信号产生,所需时间称TE,2,145,3.反转时间（TI,invertion time),在反转恢复序列中，180反转脉冲与90激励脉冲之间的时间间隔。,检测对象组织T,1,特性,根据临床需要进行选择TI,对脂肪信号实施压制,时短TI扫描,辨别脑灰质和,脑白质时,取长TI,146,4、快速成像序列的参数,1.回波链长度（ETL,echo train length),扫描层中每个TR时间内用不同的相位编码来采样的回波数,147,2.回波间隔时间（ETS,echo train spacing),快速自旋回波序列回波链中相邻两个回波之间的时间间隔。决定序列回波时间长短，图像对比度。,3.有效回波时间（ETE,effective echo time),在最终图像上反映出来的回波时间。当相位编码梯度幅度为零或零附近时，所采信号的回波时间。影响图像对比度。,148,5、图像对比度与加权,一.,T,1,值和T,1,图像对比度,两种组织的纵向弛豫曲线,T,1,图像对比度的形成,149,二.T,2,值和T,2,图像对比度,T,2,图像对比度的形成,t=TE时获得最大图像对比,150,三.质子密度图像对比度,体素内质子密度决定弛豫过程中纵向磁化的最大值。,组织质子密度差产生的对比称质子密度对比度，突出质子密度分布的图像叫质子密度像,151,质子密度对比度的形成,具有相同T,1,值，质子密度不同的组织弛豫过程,t=1500ms两种组织的纵向磁化差达到最大,152,在,MRI,脉冲序列中，通常用改变,TR,的方法来达到获取最大质子密度对比的目的,要得到突出质子密度对比的图像，,TR,只能在弛豫过程的后期选取，,TR=3T,1,可产生几乎是单质子密度对比图像。,(,经过,3T,1,时间，组织的纵向磁化可恢复其稳态值的,95%,以上）,153,T,1,对比度和质子密度对比度的差别,T,1,对比度由宏观磁化强度矢量的变化率产生,质子密度对比度由磁化强度矢量的最大值决定,弛豫阶段的早期以,T,1,对比度为主，弛豫后期,质子密度对比度占优势，随纵向磁化最大值,的趋近，,T,1,对比度逐渐被质子密度对比度,取代。,154,T,1,加权像（短TE、TR),短T,1,组织吸收能量多显示强信号，长T,1,组织因饱和不能吸收太多能量，表现低信号,组织间信号强度的变化使图像的T,1,对比度得到增强,由于信号检测总是在横向进行，采用短TE可最大限度削减由于T,2,弛豫造成的横向信号损失，排除了T,2,的作用,155,T,2,加权像（长TE、TR),长TR时扫描周期内纵向磁化矢量已按T,1,时间常数充分弛豫,采用长TE，信号中T,1,效应被进一步排除；可突出液体邓横向弛豫较慢的组织信号。,一般病变部位都会出现大量水的聚集，用T,2,加权像可以非常满意的显示这些水的分布，因此在确定病变范围上有重要作用,156,质子密度加权像（长TR短TE),长TR可使组织的纵向磁化矢量在下一个激励到来之前充分弛豫，削减T,1,对信号的影响；,短TE主要削减T,2,对图像的影响，这是图像对比度仅与质子密度有关,157,无论何种加权像，均会包含一定的质子密度、T,1,和T,2,对比度。因为无论TR和TE如何取值，纵向磁化M,Z,总是受质子密度的影响；在可供测量的信号出现之前，一定程度的弛豫已经发生；通过序列参数的选择，总能使图像的某种对比度得以突出，同时使其它对比度的影响大大降低。,158,6、序列参数的优化,一.序列参数分类,初级参数,TR、TE、TI、,等,导出参数,图像对比度、空间分辨率、SNR、,成象时间,159,磁共振成像脉冲序列常用参数,160,二.参数优化内容,1.对比度的影响参数及优化,影响参数TR、TE、TI、,2.空间分辨率的,影响参数及优化,3.信噪比,的,影响参数及优化,161,K空间,K空间是傅立叶变换磁共振成像方法中的一个重要概念。在傅立叶变换磁共振成像方法中，K空间实际就是真实空间的傅立叶变换镜像空间。,162,K空间,K空间就是存放磁共振成像用原始数据的地方，也就是说，这些数据是由脉冲序列运行时采集来的，在进行傅立叶变换后，就能变成图像。K空间的每一行都是在加有频率编码梯度（也称读梯度）的时候采集的，二维傅立叶变换成像时每一行都对应于一个特定的相位编码梯度，而三维傅立叶变换成像时，每一行都对应于一个相位编码梯度和选片编码梯度。,163,K空间,相位编码和选片编码梯度的幅度决定了它所编码的信号的大小。例如，在任何序列里，K空间的中心行使用最小的编码梯度，成像区域各质子相位发散程度最小，因而产生最大幅度的信号，相应地，较大幅度的编码梯度产生较小的信号，但提供图像的空间信息。可以这样简单理解，编码步数越多，图像空间分辨率越高（越锐利）。,164,K空间,K空间某一位置的信息并不简单对应于图像的这一位置，也就是说，K空间的右上角并不对应于图像的右上角。K空间的每一点都包含了整个图像的信息。K空间的不同位置的数据对最终图像的贡献是不同的，K空间中心部分的数据主要贡献图像的信噪比和对比度信息，K空间的边缘部分主要贡献图像的分辨能力方面的信息，起到勾边的作用。,165,K空间,K空间中，某一方向相邻采样点的间隔影响图像上该方向的视域（FOV）和信噪比，间隔越小，FOV越大，同时信噪比越高；而采样点在K空间中某一方向覆盖的范围决定了图像上该方向的分辨率，覆盖范围越大，分辨率越高。图像的对比度特征由填充到K空间中心的数据的制造方法和参数决定。填充到K空间中心的数据通常来源于自旋回波、梯度回波和快速自旋回波等等，它们又由于各自参数选择的不同而产生完全不同的对比度。,166,K空间,K空间必须填充到一定程度才能有足够的信息得到有利用价值的图像。通常K空间至少要填充到50%。用户可根据实际情况选择相位编码数来改变相位编码方向的K空间填充程度，一般情况下，256步相位编码时K空间填充程度为100%。,167,Physical Space,A 99 case,Before Encoding,After Frequency Encoding,x gradient,After Phase Encoding,y gradient,So each point contains information from all the voxels,MR data space,168,Contributions of different image locations to the raw k-space data.,Each data point in k-space(shown in yellow)consists of the summation of MR signal from all voxels in image space under corresponding gradient fields.,.,.,.,.,.,.,.,.,+Gx,-Gx,0,0,+Gy,-Gy,.,Physical Space,K-Space,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,.,169,Acquired MR Signal,From this equation,it can be seen that the acquired MR signal,which is also in a 2-D space(with kx,ky coordinates),is the,Fourier Transform of the imaged object.,For a given data point in k-space,say(kx,ky),its signal S(kx,ky)is the sum of all the little signal from each voxel I(x,y)in the physical space,under the gradient field at that particular moment,Kx=,g,/2,p,0,t,Gx(t)dt,Ky=,g,/2,p,0,t,Gy(t)dt,170,Two Spaces,FT,IFT,k-space,k,x,k,y,Acquired Data,Image space,x,y,Final Image,171,Image,K,High,Signal,172,173,174,