MRI基础知识64776PPT课件

1、.,1,MRI基础原理,.,2,MRI发展重要事件及贡献者,美国斯坦福大学Felix Bloch和哈佛大学的Edward Purcell在1946年各自独立发现核磁共振现象 两人共同研制出第一台NMR谱仪 ，用于物质分子结构的研究 为此共同获得1952年诺贝尔物理学奖,.,3,美国纽约州立大学Raymond Damadian，一位物理学家、内科医生 1970年观测到恶性肿瘤的T1时间延长，并认为NMR信号可用于诊断疾病 1977发明了第一台磁共振成像仪 扫描采集了第一幅人体图像，耗时近5小时,.,4,美国纽约州立大学Paul Lauterbur 1973创造了梯度磁场用于选择定位系统 创立了投

2、影重建成像方法 1988年raymond damadian和Paul lauterbur获得里根颁发的国家技术勋章,.,5,英国诺丁汉大学peter mansfield 1973年几乎与Paul lauterbur同时撰文提出梯度磁场，用于空间定位 提出具体的理论演算及解决方案 Paul Lauterbur和 peter Mansfield 共同获得2003年诺贝尔生理学和医学奖，以表彰他们在磁共振成像技术领域的突破性成果,.,6,质子物理性质,原子核绕核轴线的转动称为自旋（spin） 自旋具有方向性，又称为自旋角动量，是矢量，常用矢量表示 其方向与自旋轴一致，大小与原子核及原子的质子和中子数

3、有关，对应于一个自旋磁动量。,.,7,任何原子核都具有自旋特性 自旋是微观粒子的自然属性，其来源尚不清，就像万有引力如何使宇宙中星系旋转运动一样 并非所有原子核的自旋运动均能产生核磁矩 如果原子核内的质子数和中子数均为偶数，则这种原子核的自旋并不产生核磁矩,.,8,根据电磁效应，带电粒子旋转产生磁场 质子带正电荷，自旋时能产生磁场 中子呈电中性，但内部电荷分布不均，自旋时也能产生磁场 由于原子核内粒子自旋的随机性，当有偶数质子及中子数时，因相互抵销，原子核不表现有净自旋磁矩 只有奇数质子和/或奇数中子时，原子核才可有净自旋磁矩 磁矩磁旋比*角动量 磁共振成像使用氢原子核，即氢质子,.,9,.,

4、10,选择氢原子的理由,1H是人体中最多的原子核，约占人体中总原子核数的2/3以上 1H在人体中的自然丰度高、 摩尔浓度最高、磁化率在磁性原子核中也是最高的 1H仅有一个质子而没有中子 人体MR图像，除非特殊说明，一般所指的即为1H的磁共振图像。,.,11,.,12,人体进入磁场的结果,.,13,人体进入磁场前,体内各自旋矢量方向是随机分布的，所以综合的净自旋为0，不显磁性,.,14,人体进入磁场后,磁化：进入外磁场后，在磁场方向上产生磁性的过程称磁化。 样体在磁场中被磁化产生磁性的能力称为磁化率x，又称为磁敏感性。 产生净磁化矢量M=x*B0(磁场强度),.,15,.,16,磁化的机理,各自

5、旋按外磁场方向排列 自旋核在磁场中分为不同能态，称为能级劈裂（塞曼劈裂） 能态级别：2I+1 （I为自旋量子数），氢质子自旋量子数为1/2，所以有两种能态 低能态多于高能态，产生净磁化，与B0方向一致 根据波尔兹曼公式，T=300K(室温)，B0=1Tesla，低能态比高能态自旋粒子多6.59x10-7倍,.,17,.,18,影响净磁化矢量M0的因素,与组织的质子密度成正比 与磁场强度成正相关 与绝对温度成负相关 净磁化矢量是MR信号产生的基础。因此场强越高，信噪比越好,.,19,自旋：质子的自旋运功，有时也指自旋的质子 晶格：自旋质子的周围环境 PPM：parts per million，1

6、x10-6，百万分之一,.,20,自旋在磁场中的运动进动,进动：进入主磁场后，无论是处于高能级还是处于低能级的质子，其磁化矢量并非完全与主磁场方向平行，而总是与主磁场有一定的角度,.,21,质子的运动：进动频率0 = 0,.,22,进动（precession）,正如陀螺在重力场的运动一样 自旋磁矩在磁场中的运动除了自旋运动外，还绕着主磁场轴进行旋转摆动 是由于磁场对自旋磁矩的偶合作用所致。 进动频率比自旋频率低的多，但还是很快,.,23,进动频率-拉莫频率（Larmor频率）,自旋磁体绕外加磁场方向旋进的特性频率 拉莫频率决定于两个因素： 原子核的种类 外加磁场的强度 0 = 0 （为磁旋比常

7、数， 0为拉莫频率） 外加磁场越强，拉莫频率越高,.,24,净宏观磁化矢量（M0）,存在于Z轴方向 XY平面由于各自旋相位随机分布相互抵消，不显示宏观磁化矢量,.,25,相位：平面内旋转的矢量与某一参照轴的夹角称相位 多个旋转矢量在空间中的方向一致时为同相位，不一致时为离相位 从同相位到离相位的过程称为聚相位，反之为失相位,.,26,.,27,.,28,核磁共振现象,共振是自然界普遍规律 音叉的共振：一个振动的音叉可以将振动能量传递给相同振动频率的另一个音叉 核磁共振：也就是磁化的自旋质子接受与其进动频率（Larmor频率）相同的外来能量，从平衡态变为激发态的过程,.,29,磁共振的条件,必须

8、有外加能量源，即射频脉冲 射频脉冲频率须和质子Larmor频率一致 射频磁场对自旋系统的作用称激发或激励,.,30,为什么需要相同频率呢？ 相同频率的脉冲可看作旋转磁场，相对自旋质子是静止的，使质子除了绕B0进动还绕B1进动，从而诱导MZ转向MXY,.,31,.,32,磁共振的量子基础,自旋质子中的部分低能态者吸收相同频率射频脉冲的能量，而跃迁为高能态的过程 众多自旋矢量的综合表现为宏观磁化矢量（M0）的转变 平衡态：在温度和磁化强度确定后，物体进入磁体后按磁体方向排列，形成稳定的磁化矢量，称为平衡态 平衡态中低能态与高能态自旋质子仍在相互转换，但处于平衡中,.,33,.,34,射频脉冲,外来

9、能量源：有大小和持续时间 通过脉冲强度大小和持续时间决定宏观磁化矢量（M0）的翻转角 射频结束时，净磁化矢量M与Z轴的角度称为翻转角(Flip angle) 磁共振信号是检测物体的宏观磁化信号，所以一般考察宏观磁化矢量变化 接受射频脉冲后，M0转向XY平面还与射频脉冲的聚相位作用有关,.,35,.,36,.,37,弛豫,接受射频脉冲后，自旋质子并不会维持在激发态，会很快恢复到平衡态，这一过程就是弛豫,.,38,纵向弛豫（T1弛豫）,也称自旋-晶格弛豫 量子基础：部分自旋质子从高能态恢复到低能态的能量释放过程，能量需释放到周围晶格中，所以也称为自旋-晶格弛豫 周围晶格中存在无数的随机波动磁场，只

10、有Larmor频率的晶格波动磁场才能接受自旋质子释放的能量，实现T1弛豫,.,39,T1值：确定为纵向磁化矢量从0恢复到平衡态的63的时间 T1值：是一常数，各种组织因为质子周围环境不同而有不同的T1值 5个T1值的时间后，纵向磁化矢量基本上完全恢复 纵向磁化对比（T1对比）：反应组织T1值不同而产生的对比为T1对比 T1WI：T1加权图像，通过不同的扫描参数组合产生的主要反应T1对比的图像,.,40,.,41,影响T1值的因素,组织分子大小：T1弛豫涉及自旋向晶格的能量传递，大分子及小分子运动频率明显小于或大于Larmor频率，能量传递困难，T1值长；中等分子运动频率接近Larmor频率，T

11、1值短,.,42,晶格物理状态：通常固体晶格振动频率极高，分子转动频率极低，能量传递极为困难，T1值极长（长的可达10几个小时） 大分子的影响：大分子与水分子结合可降低水分子运动频率至Larmor频率附近，降低其T1值，就是所谓结合水 温度：温度越高，T1值越长，因为晶格中分子运动活跃，频率宽，相对可传递能量的频率范围内分子少 场强：越强，T1值越长，所以T1弛豫也称场强依赖弛豫,.,43,饱和,由于在实际应用中，射频重复时间（TR）几乎总是小于T1弛豫完全的时间 多个TR后，纵向磁化矢量会逐渐较少，并达到一个相对稳定的数值，称为部分饱和,.,44,横向弛豫（T2弛豫）,也称自旋-自旋弛豫 量

12、子基础：由于各个自旋质子的相互干扰，分子随机热运动，造成局部磁场波动，从而各个局部自旋的进动频率不一致，造成失相位，所以也称为自旋-自旋弛豫,.,45,.,46,.,47,T2值：确定为横向磁化矢量从由最大衰减至37%的时间 T2值也是一常数，不同组织有不同的T2值 横向弛豫对比（T2对比）：反应组织T2值不同而产生的对比为T2对比 T2WI，T2加权图像，通过不同的扫描参数组合产生的主要反应T2对比的图像,.,48,.,49,影响T2值的因素,分子大小：大分子物质移动慢，自旋干扰及热运动所致的局部磁场不均匀性容易产生，T2值短；小分子物质移动快，容易均匀，T2值长 物理状态：固体晶格固定，局

13、部磁场不均匀性稳定存在，致T2值极短。液体分子布朗运动活跃，局部磁场不均匀性能很快得到平衡，T2值很长 场强、温度：一般认为很少有影响,.,50,T2*弛豫，也称有效横向弛豫,T2弛豫磁场不均匀所致失相位 磁场不均匀致各部位质子进动Larmor频率不一，致失相位，所以T2*T2值，但纯水T2值可接近T1值 任何组织T2值不会T1值 T1弛豫一定程度上影响T2弛豫，T2弛豫不影响T1弛豫,.,54,磁共振信号,外来射频脉冲停止后，出现弛豫，横向磁化矢量消失，纵向磁化矢量恢复 弛豫同时以射频信号的形式放出能量 发出的射频信号被体外线圈接受 经计算机处理后重建成图像,.,55,MR信号,.,56,磁

14、共振成像设备,磁体 梯度线圈 射频发射器，发射线圈，一般也兼有接收线圈功能 MR信号接受器，接收线圈 计算机 图像显示和储存装置,.,57,磁体,MR核心和基础 MR造价一半以上 最主要指标：磁场强度，磁场均匀度 磁体强度：tesla=10000gauss,.,58,高场强的优势,主磁场场强高提高质子的磁化率，增强MR信号，增加图像的信噪比 在保证信噪比的前提下，可缩短MRI信号采集时间 增加化学位移使磁共振频谱（MRS）对代谢产物的分辨力提高 增加化学位移使脂肪饱和技术更加容易实现 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 SWI图像质量更佳,.

15、,59,高场强的缺点,设备生产成本增加，价格提高 噪音增加 SAR值问题：因为射频特殊吸收率（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，在3.0 T的超高场强机上表现得尤为突出 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,.,60,磁场均匀度,高均匀度的场强有助于提高图像信噪比 场强均匀是保证MR信号空间定位准确性的前提 场强均匀可减少伪影，特别是磁化率伪影 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 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 高度均匀磁场才能有效准确区分MR

16、S的不同代谢产物,.,61,梯度线圈,主要指标：梯度场强、梯度切换率 梯度场强（mT/M）：梯度场两端的磁场强度差值/梯度场的长度 切换率（slew rat）：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,.,62,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

17、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。,.,63,梯度线圈的作用,进行MRI信号的空间定位编码 产生MR回波（梯度回波） 施加扩散加权梯度场 进行流动补偿 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 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,.,64,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（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