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第五章 核磁共振成像（二）

第五章 核磁共振成像（二）. 第五节 磁共振信号与加权图像. 一般不用 FID 信号来重建图像，原因是： 1 ，信号的较大幅度部分被掩盖在 90 0 射频之内； 2 ，线圈发射和接受通路之间来不及切换；. 自由感应衰减信号 (FID). 可获取的三种磁共振信号. 较为常用的也是最早用以进行磁共振图像重建的信号，只是需要多施加一次 1800RF 脉冲，回波时间较长. 自旋回波信号 (SE). 较新的可大大缩短磁共振扫描时间的用以重建图像的信号，又称场回波. 梯度回波信号（ GrE ）. 一、自由感应衰减信号. 自由进动：是指射频场作用停止后磁化强度矢量 M 的进动。

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第五章 核磁共振成像（二）

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  1. 第五章 核磁共振成像（二）

  2. 第五节 磁共振信号与加权图像 一般不用 FID信号来重建图像，原因是：1，信号的较大幅度部分被掩盖在900射频之内；2，线圈发射和接受通路之间来不及切换； 自由感应衰减信号(FID) 可获取的三种磁共振信号 较为常用的也是最早用以进行磁共振图像重建的信号，只是需要多施加一次1800RF脉冲，回波时间较长 自旋回波信号(SE) 较新的可大大缩短磁共振扫描时间的用以重建图像的信号，又称场回波 梯度回波信号（GrE）

  3. 一、自由感应衰减信号 • 自由进动：是指射频场作用停止后磁化强度矢量M的进动。 • 自由衰减信号（free induction decay signal, FIR）指的是在探测线圈中感应出的自由进动，又叫自由进动衰减。FID是NMR的信号源。 • 自由感应衰减(FID): 信号随着时间而消失（类似于阻尼震荡信号），但频率不变。

  4. 当外施交变磁场经过时间t后，磁化矢量M处于 。此时在x-y平面上有分量 • 的形成可以看作是由原先相位均匀分布的核磁矩向某一方向集中而使矢量加强的结果。 • 在固定坐标系中以 的角速度绕 z 轴在x-y平面内旋转。 M的z分量被B0所淹没，因此，FID只能在xoy面上检测。

  5. FID信号（电压）为 • 为真空磁导。 • FID信号正比于磁化强度矢量的横向分量 。 • FID信号确实反映了宏观磁化强度矢量M的变化。 若在 x-y 平面内置一检测线圈，则 将以每秒 的频率切割线圈，从而产生电势。这就是检测到的 FID 信号。

  6. 二、自旋回波信号 900射频结束瞬间，磁化翻转到横向，开始横向弛豫，即散相 静止磁场中，宏观磁化与场强方向一致，纵向宏观磁化最大 此时的线圈感应信号即为自旋回波信号 经过与散相相同的时间后,相位重聚完全,横向磁化再次达到最大值 施加900射频脉冲，纵向磁化翻转到横向，横向磁化最大 施加1800射频脉冲，质子进动反向,相位开始重聚 自旋回波信号的产生过程

  7. 基本SE序列的序列结构 回波时间 重复时间

  8. 三、梯度回波(GRE)信号 梯度回波序列缩短扫描时间分析图 使用α脉冲而非900脉冲,使 纵向磁化弛豫加快,极大减少TR时间 使用翻转梯度产生回波而非180°脉冲,从而允许最短的TE时间,给缩短TR带来空间 梯度回波 (Gradient Echo)

  9. 梯度回波产生过程 正向梯度(又称重聚梯度) 相位重聚完成,横向磁化达到最大,此时感应的信号即为梯度回波信号 反向梯度 梯度翻转,进动反向 质子在反向梯度下加速散相 相位重聚过程

  10. TR对T1权重的影响 • TR越长,T1权重越小 • TR越短,T1权重越大 • TE对T2权重的影响 • TE越长,T2权重越大 • TE越短,T2权重越小 T1-90°脉冲和180° 脉冲的间隔时间 T2-自旋-自旋相互 作用的时间常数 TE-回波时间 TR-序列重复时间 序列参数对图像权重的影响 Text

  11. 长TR,长TE, T2加权像 • 序列: FSE4000/130 10mmT • FOV: 250mm • TR: 4000ms • TE: 130ms • 层面: 横断面 • NSA: 2 • 采集矩阵: 256*192 • 计算矩阵: 256*256

  12. 短TR,短TE,T1加权像 • 序列: SE350/16 10mmT • FOV: 250mm • TR: 350ms • TE: 16ms • 层面: 横断面 • NSA: 2 • 采集矩阵：256*192 • 计算矩阵：256*256

  13. 2 3 磁场的均匀性 磁场的均匀性 四、NMR信号强度及其影响因素 1 组织中的浓度 MRI只限于氢核成像。磁共振图像又称质子图。NMR信号强度与每个体素中磁性核的量（即它在组织中的浓度成）正比。

  14. 第六节 磁共振图像重建 基本概念： 像素：组成灰度数字图像的基本单元。 体素：像素对应人体内的位置。 像素灰度信息：对应体素的检测信息的强度。 不同成像手段进行位置对应的手段不同 不同成像手段的检测信息不同 对磁共振而言,实现像素与体素对应的手段是施加三个维度上的梯度磁场。

  15. 一、傅立叶变换 • 一维傅里叶变换： • 傅里叶反变换： 利用傅里叶变换可对不同函数的频率进行分解。 在MRI中，为了对一定共振频率范围内的质子都进行激发，必须使用时域内的矩形脉冲作为激励的能量。

  16. MRI中常用的傅立叶变换 1. 矩形脉冲 越短，它覆盖的频率范围就越宽。

  17. 矩形脉冲宽度无限窄 2.δ脉冲

  18. 傅立叶变换的波形分析法

  19. 傅立叶变换的作用 复杂的时间域信号 简单的频率域信号 傅立叶变换 Amplitude

  20. 二、梯度场的模型 梯度斜率越大，系统性能越好

  21. 改变磁场 就可改变共振频率 。 空间定位：在主磁场 上叠加一个变化的小磁场 ，从而使成像层面上各处的磁场得以改变。 又叫梯度磁场，是指沿直角坐标系某坐标方向呈线性变化的磁场。 1.梯度磁场的产生 拉莫尔方程（Larmor equation）：

  22. B0+B(z) Z N N N B0+B(x) B0+B(Y) B0 B0 B0 B0 B0 X Y 0 0 0 S B0 S S 三个基本梯度场 • 在Z方向叠加的强度随Z变化的磁场，叫Z方向梯度场； • 在X方向叠加的强度随X变化的磁场，叫X方向梯度场; • 在Y方向叠加的强度随X变化的磁场，叫Y方向梯度场;

  23. 人体的三面 横断面 冠状面 矢状面 示意图

  24. 空间的三维 水平磁场 垂直磁场 B0（Z） B0(Z) Y Z Z X X Y 一般永磁体产生垂直磁场，垂直方向为Z方向，人体长轴一般定义为X方向 一般常导和超导磁体产生水平磁场，水平方向（人体长轴）为Z方向

  25. 主磁场 是匀强磁场，其大小和方向是固定不变的。 • 梯度场 的大小和方向均可改变。 2.梯度场与主磁场的叠加 • 中心的场强总为零，与 叠加后，磁体中心的场强不变。

  26. 3.梯度场及其作用 体素定位： MRI成像时，体素发出的NMR信号的强度被转变为图像中像素的亮度。

  27. 为了得到任意层面的空间信息，MRI系统在 x, y, z • 三个坐标方向均使用梯度磁场 (Gx , Gy , Gz梯度)， • 分别用相互垂直的三个梯度线圈产生。

  28. 4.三个梯度场的使用 • 1.选择扫描层面：一般由层面选择梯度来完成。 • 2.用其余两个梯度定位：在二维傅里叶成像中，即为频率编码和相位编码，解码后即得检测点的平面坐标。 • 3.对所确定的空间点的坐标所对应的空间体素发出NMR信号进行检测便得到了所需的图像对比度。

  29. 三、磁共振图像重建 将来自每个体素的NMR信号与来自其他体素的信号分离的方法：层面选择 空间编码 空间坐标 MRI空间坐标的建立是由三维梯度磁场来实现的。

  30. 层面方向 层面选择梯度 频率编码梯度 相位编码梯度 横轴面 Gz Gx或Gy Gy或Gx 矢状面 Gx Gy或Gz Gz或Gy 冠状面 Gy Gx或Gz Gz或Gx 1.层面选择 MRI的层面选择是通过三维梯度的不同组合来实现的。 任意斜面成像，其层面的确定要两个或三个梯度的共同作用。 层面的选择采用的是选择性激励的原理： 选择性激励（selective excitation）：指用一个有限频宽（窄带）的射频脉冲仅对共振频率在该频带范围的质子进行共振激发的技术。

  31. 选层梯度Gs • 在Z方向叠加梯度场可以选择层面，RF的频带宽度与梯度强度共同决定层厚。 层厚与梯度强度成反相关 层厚与射频频宽成正相关

  32. 以横轴位成像为例—选Gz作为选层梯度

  33. 选层过程 1 2 3 在z向施加梯度后，沿z轴各层面上质子的进动频率为： 层面内所有质子的共振频率均相同（称为自选面），垂直于z轴的所有层面的共振频率均不同 用窄带脉冲进行激发，实现每次只激发一层。在进行选择性激励时多用sinc函数，在非选择性激励时常使用很窄的方波

  34. 2.相位补偿脉冲 在选层梯度脉冲后施加一相反的梯度脉冲，称为180°相位重聚焦梯度（rephasing gradient）。 这样补偿信号幅度由于层面内质子群进动 的相位发散导致的信号幅度的降低。 相位重聚梯度脉冲又叫相位补偿脉冲，持续时间约1s，目的导致层面内质子的相位相干。

  35. 3.层面内信号的定位 对MRI线圈内得到的复合共振信号（由成像层面内所有质子同时发出）加以分辨。 平面定位梯度：相位编码梯度 频率编码梯度 相位编码梯度：在y方向上提供了体素的识别信息。 频率编码梯度：在x方向上提供了体素的识别信息。

  36. 设Gx和Gy分别为频率编码和相位编码梯度，同时设Gx和Gy分别位于图像矩阵的行和列方向。nx和ny分别为矩阵的列数和行数。设Gx和Gy分别为频率编码和相位编码梯度，同时设Gx和Gy分别位于图像矩阵的行和列方向。nx和ny分别为矩阵的列数和行数。

  37. 相位编码 • 相位编码（phase encoding）：利用相位编码梯度磁场造成质子有规律的进动相位差，用此相位差来标定体素空间位置的方法。 • 相位编码梯度工作于脉冲状态，有多少个数据采集周期，该梯度就接通多少次。 • 在Gy作用期间，体素所发出的RF信号并不利用。因此，相位编码梯度又叫准备梯度。 • 相位编码用来识别行与行之间体素的位置。

  38. 产生的相位差 为： 编码过程 1. v1，v2和v3分别表示相位编码方向上三个相邻的体素。 2.开始有相同的相位，并以相同的频率进动。 3.相位编码梯度Gy开启。 • 该方向上磁化强度矢量将以不同频率进动，公式： 越大，质子进动越快。 4.在t=ty时刻，相位编码梯度关断。此时进动频率逐渐恢复至原频率，但进动相位差被保留。这就是相位编码的所谓“相位记忆（phase memory）”功能。 • 相位编码梯度持续时间ty后，该方向上体素的进动相位 为：

  39. 图示：

  40. 加入相位编码梯度(Gp), 沿Y方向的质子在进动相位上呈现线性关系,将采集信号经傅立叶变换后,可以得到Y向位置与相位的一一对应关系。 施加GP,质子沿Y向所受磁场线性,进动频率线性,相位线性 Gp结束后,Y向磁场均匀,质子进动频率一致,但线性相位保留下来,并与Y向位置一一对应 Gp施加之前,质子沿Y向进动频率相位均相同

  41. 频率编码 频率编码：利用梯度磁场造成相关方向上个磁化矢量进动频率的不同，并以此为根据来标记体素的空间位置。 与y轴平行的各列体素的进动频率 为：

  42. 频率编码梯度(Gro)使沿X向质子所处磁场线性变化,从而共振频率线性变化,将采集信号经傅立叶变换后即可得到频率与X方向位置的线性一一对应关系。频率编码梯度(Gro)使沿X向质子所处磁场线性变化,从而共振频率线性变化,将采集信号经傅立叶变换后即可得到频率与X方向位置的线性一一对应关系。 成像层面的X向位置 二者一一对应 采集信号经傅立叶变换后的频谱

  43. 梯度回波脉冲序列 RF: Gs: Gp: 相位编码梯度,需要反复施加128次,且幅度线性变化 Gro: SIG:

  44. 四、小结 • MRI线圈中接收到的信号是受激层面内个体素所产生的NMR信号的总和。 • 在二维成像技术中，由于相位编码梯度和频率编码梯度共同作用，各相邻体素产生的信号在频率和相位上均存在细微的差别。 • 这种差别表现在相位编码方向上就是进动相位的不同，表现在频率编码方向上就是进动频率的不同。 • 通过二维傅里叶变换，就可使以频率和相位表示的差别转换为体素空间位置的差别。

  45. 第七节 磁共振成像法简述 MRI是一种低灵敏度、高噪声的成像技术 新的成像方法层出不穷 旧的成像方法日趋完善

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