3_0 T磁共振灌注加权成像在脑星形细胞瘤分级诊断中的价值
作者单位:350005福州,福建医科大学附属第一医院放疗科(蔡传书);影像科(曹代荣、邢 振);3通讯作者
中枢神经放射学3.0T 磁共振灌注加权成像在脑星形细胞瘤分级诊断中的价值
蔡传书,曹代荣3
,邢 振
【摘要】 目的 探讨对比剂首过MR 灌注加权成像(perfusi on weighted i m aging,P W I )在脑高、低级别星形细胞瘤鉴别诊断中的价值。资料与方法 分析40例经手术病理证实的星形细胞瘤患者的MR I 资料,所有患者术前均行常规MR I 平扫+增强、P W I,其中低级别组(WHO I 、II 级)14例,高级别组(WHO III 、I V 级)26例。结果 常规MR 平扫+增强扫描诊断高级别星形细胞瘤的敏感性为69.2%,特异性为64.3%,阳性预测值为78.3%,阴性预测值为52.9%,准确性为67.5%。高、低级别星形细胞瘤瘤体实质相对脑血容量(r C BV )值和相对脑血流量(r CBF )值差异均有统计学意义(P <0.05),而相对平均通过时间(r M TT )值差异无统计学意义(P >0.05)。选择Youden 指数最大值作为高、低级别星形细胞瘤最佳诊断临界点时,瘤体实质r CBV 值受试者工作特征(ROC )曲线下面积(AUC )为
0.961,阈值为2.71,敏感性为85.0%,特异性为100%,阳性预测值为100%,阴性预测值为78.0%;瘤体实质r CBF
值ROC 曲线的AUC 为0.877,阈值为1.45,敏感性为85.0%,特异性为71.0%,阳性预测值为85.0%,阴性预测值为71.0%。结论 与常规MR I 比较,对比剂首过P W I 能提高术前星形细胞瘤分级诊断的准确性。瘤体实质
r CBV 值是星形细胞瘤分级诊断的最特异性指标。
【关键词】 星形细胞瘤 灌注加权成像 受试者工作特征曲线
The Va lue of M R Perfusi on W e i ghted I mag i n g i n Grad i n g A strocytoma
CA I Chuanshu,CAO Dair ong,X ING Zhen
Depart m ent of Radiati on,the First Affiliated Hos p ital,Fujian Medical University,
Fuzhou,Fujian Pr ovince 350005,P .R.China
【Abstract 】 O bjecti ve To evaluate the grading value ofMR perfusi on weighted i m aging (P W I )in astr ocyt oma .M a te 2
r i a ls and M ethods Forty patients with p ri m ary cerebral astr ocyt oma confir med by pathol ogy under went conventi onal MR i m aging,dyna m ic contrast 2enhanced T 23
2weighted perfusi onMR i m aging on a Sie mens 3.0T scanner .Fourteen tu mors were l ow 2grade (I -II )and 26were high 2grade (III -I V ).Results Sensitivity,s pecificity,PP V,NP V and accuracy of conven 2ti onalMR were 69.2%,64.3%,78.3%,52.9%and 67.5%,res pectively,in deter m ining high 2grade astr ocyt oma .Signifi 2cant statistical differences were f ound in the r CBV and r C BF about the core of tu mor bet w een l ow and high grade astr ocyt o 2ma res pectively (P <0.05),but the r M TT had no significant statistical differences (P >0.05).The maxi m u m youden index was chosen t o deter m ine the op ti m u m thresholds of all the parameters in ROC analyses .A t threshold value of 2.71f or r C BV in the core of tumor,the sensitivity,s pecificity,PP V,and NP V for diagnosing high grade astr ocyt oma were 85.0%,100%,100%,and 78.0%.I n the sa me way,at threshold value of 1.45,the sensitivity,s pecificity,PP V,and NP V were 85.0%,71.0%,85.0%,and 71.0%.Conclusi on DSC P W I increases the accuracy of p re 2operative i m aging grading of astr ocy 2t oma f or the conventi onalMR i m aging .The r CBV in the core of tu mor is the most superi or diagnostic perf or mance .
【Key words 】 A str ocyt oma Perfusi on weighted i m aging Receiver operating characteristic curve
颅脑肿瘤严重威胁着人类健康,尤其是高级别
星形细胞瘤。术前对星形细胞瘤正确分级具有重要的临床意义。高级别星形细胞瘤预后较差,术后需要辅助化疗、放疗,而低级别星形细胞瘤术后无需辅
助治疗
[1]
。因此,术前对星形细胞瘤恶性程度做出
正确的分级诊断,对于制定正确的治疗方案极为重要,以防止治疗不足和过度治疗。1 资料与方法1.1 临床资料
筛选40例经手术病理证实的星形细胞瘤患者
的MR I 平扫+增强扫描和灌注加权成像(P W I )资
料。组织病理分级:低级别组(WHO I 、II 级)14例,高级别组(WHO III 、I V 级)26例。男29例,女11例,年龄11～76岁,平均45岁。所有患者均未接受过放、化疗及颅脑手术史。1.2 检查方法
采用Sie mens Veri o 3.0T 超导型磁共振仪。40
例均行常规MR T 1W I 、T 2W I 、T 2/液体衰减反转恢复序列(F LA I R )、T 1W I 增强扫描。P W I 参数:T R 1500m s,TE 30m s,视野(F OV )22c m ×22c m,翻转角90°,层厚5mm,层间隔为1mm,矩阵128×128,P W I
时每例患者扫描20层,60个时相,共扫描1200幅图像,成像时间96s 。扫描至第4时相时经肘正中静脉内置套管针注射外源性对比剂钆喷替酸葡甲胺(Gd 2DTP A ),剂量0.1～0.2mmol/kg 体重,流率4m l/s,注射时间<5s,对比剂注射完毕,随即注射等量的生理盐水冲洗。表1 瘤体各血流动力学参数相对半定量ROC 曲线分析
血流动力学参数
Youden 指数
AUC 阈值
敏感性(%)
特异性(%)
阳性预测值(%)阴性预测值(%)
准确性(%)
瘤体r CBV 0.850.961 2.71851001007890瘤体r CBF 0.560.877 1.458571857180瘤体r M MT
0.16
0.599
0.99
73
43
67
50
61
1.3 图像后处理
P W I 原始图像由Perfusi on MR 软件处理。在原始图像信号强度变化最大的时相上选择中间层面放置一感兴趣区(regi on of interest,RO I ),描绘动脉流
入效应(arteyridowmfictino,A I F )图,T 23
信号强度2时间曲线动脉流入效应图指层面内正常动脉的信号2时间曲线,在动脉流入效应图上设定对比剂首过的时间范围,利用A I F 图重组脑血容量(CBV )、脑血流量(CBF )、平均通过时间(MTT )伪彩图。由两名有经验的医师测量瘤体实质及对侧额顶叶正常脑白质的血流动力学参数[相对脑血容量(r CBV )值、相对脑血流量(r CBF )值、相对平均通过时间(r M TT )值]。所有RO I 直径为3～5mm 。瘤体参数的测量:CBV 图、CBF 图、MTT 图放于同一界面,选中各图取相同层面,将RO I 放置在CBV 图上测量4次,取CBV 最大值,此时,在CBF 图和MTT 图上得到相同大小RO I 和相应部位的CBF 值和MTT 值。同样在对侧正常额顶叶白质区测量4次,取其平均值,得到CBV 值、CBF 值、MTT 值。瘤体实质的r CBV:瘤体最大CBV 值/对侧正常额顶叶白质的CBV 均值;同理可以得到r CBF 值和r M TT 值。
1.4 统计学分析
将MR I 平扫+增强扫描及P W I 结果分别与术
后组织病理比较,利用受试者工作特征(receiver op 2erating characteristic,ROC )曲线分析两种诊断方法
的敏感性、特异性、阳性预测值、阴性预测值、准确性和相应的阈值。运用两独立样本的M ann 2W h itney
test 对星形细胞瘤高、低级别组的r CBV 值、r CBF 值
和r M TT 值分别进行统计分析,探讨其能否作为星形细胞瘤分级的有用指标。所有数据均采用SPSS Statistics 17.0统计学软件及ROC 曲线分析软件处
理,=0.05为检验标准。
2 结果
2.1 MR I 平扫+增强对星形细胞瘤的分级诊断
术前MR I 平扫+增强扫描后,由两名有经验的影像科医师对星形细胞瘤做出分级诊断,将其结果同术后组织病理对照比较,得到高、低级别星形细胞瘤分级诊断结果的敏感性为69.2%、特异性为64.3%、阳性预测值为78.3%、阴性预测值为52.9%、准确性为67.5%。
212 瘤体各血流动力学参数相对半定量ROC 曲线
分析
以Youden 指数最大值作为临界点,确定瘤体各血流动力学参数的相对半定量值,作为诊断高、低级
别星形细胞瘤的最佳临界值(表1、图1)
。
图1 由非参数法构建的瘤体r CBV 、r CBF 的ROC 曲线图(红线代表瘤体r CBV 值的ROC 曲线,绿线代表瘤体r CBF 值的ROC 曲线)
图12 高、低级别组瘤体r CBV 、r CBF 、r M TT 柱形图(蓝色代表高级
别组,红色代表低级别组)
从表1中可知瘤体r CBV 值的曲线下面积(AUC )为0.961,Youden 指数为0.85,r CBV 阈值为2.71,诊断高、低级别星形细胞瘤的特异性和阳性预
测值达到100%,准确性为90%。诊断指标中瘤体r CBV 值为各血流动力学参数最高,P W I 诊断高级别
星形细胞瘤的准确性明显高于常规MR I (图2～
11)。
2.3 高级别组和低级别组瘤体血流动力学参数相
对半定量值的比较(表2、图12)
表2 瘤体各血流动力学参数相对半定量值比较(x ±s )血流动力学参数高级别组
低级别组
t 值
P 值
瘤体r CBV 4.31±1.50 1.77±0.58 6.050
<0.001瘤体r CBF 2.17±0.66 1.25±0.45 4.660<0.001瘤体r M TT
1.12±0.22
1.06±0.20
0.8340.410
从表2中可知高、低级别组瘤体r CBV 、r CBF 差
异有统计学意义(P <0.05);而瘤体r M TT 差异无统
计学意义(P >0.05)。3 讨论
3.1 星形细胞瘤组织病理分级
颅脑星形细胞瘤的组织病理特点具有多样性,恶性程度随着组织病理级别的增加而增高,不同级别星形细胞瘤的治疗和预后不同,因此,术前对星形细胞瘤的正确分级至关重要。星形细胞瘤常沿脑白质区的血管、神经通道侵袭性生长,尽管组织病理学分级取样来自肿瘤强化的实性部分,而瘤周区或肿瘤强化部分的周边往往含有高度密集的微血管或高度恶性部分[2],此时可能存在抽样误差;当肿瘤实质部分没有被完全切除时或组织活检取样时没有取到肿瘤恶性程度最高的部分,易产生错误的组织病理结果。组织病理分级是星形细胞瘤分级诊断的标准,除此之外目前尚无统一的分级标准。因此,本研究仍以组织病理分级作为诊断标准。
3.2 常规MR I在星形细胞瘤分级中的限度
常规MR I在星形细胞瘤中的分级主要根据肿瘤实体强化程度、边缘是否清楚、占位效应的程度、信号是否均匀、出血或坏死、周围水肿程度、胼胝体是否受累以及是否越过中线[3]。这些是区别高、低级别星形细胞瘤的主要信息,但很难量化,因此,仅仅依靠这些信息术前对星形细胞瘤进行分级不可靠,其敏感性仅有55.1%～83.3%[4]。本研究中常规MR I在星形细胞瘤分级中的敏感性为69.2%,特异性为64.3%,阳性预测值为78.3%,阴性预测值为52.9%,准确性为67.5%,与文献报道基本一致。
星形细胞瘤增强扫描强化程度作为恶性程度的一种标志。一般认为,高级别星形细胞瘤T
1
W I增强扫描呈中等强化,相反,低级别星形细胞瘤呈极轻度强化或无强化[5,6],但不完全可靠。强化程度的高低本身反映的是血脑屏障破坏程度以及对比剂渗出至血管外间隙中的浓度而非肿瘤血管的密度或生成程度,常规MR I增强扫描观察到的肿瘤强化区域并不代表肿瘤恶性程度最高的部分[7]。肿瘤新生血管的形成是决定星形细胞瘤良恶性程度的重要指标,当肿瘤沿着白质纤维束的血管通道浸润时,不一定破坏血脑屏障,相应的神经细胞结构仍保持完整[8],但血管增殖却异常活跃。有研究显示所有低级别胶质瘤都有不同程度强化,而1/5的多形性胶质母细胞瘤不强化[9]。常规MR I不能提供可靠的肿瘤生理学信息,如微血管密度、血管形成、新陈代谢、显微坏死、细胞构成等,这些信息对星形细胞瘤的分级也非常重要,尤其是肿瘤的微血管密度,而MR P W I在星形细胞瘤中的分级反映的正是肿瘤的微血管密度。
3.3 P W I在星形细胞瘤分级中的价值
动态磁敏感增强(DSC)MR P W I是基于团注对
比剂追踪技术,即对比剂首过毛细血管床进行分析,可快速而几乎无创地反映组织的微血管分布及血液供应情况[10]。利用T
2
3信号强度2时间曲线反映组织的血容量,高级别星形细胞瘤血管生成丰富,微血管密度较高,当团注对比剂时到达肿瘤实质部分的
对比剂增多,引起微血管周围磁场变化明显,T
2
3信号强度2时间曲线下面积较大,r CBV值也较大;低级别星形细胞瘤血管生成低,引起局部磁场变化小,得
到的T
2
3信号强度2时间曲线下面积较小,r CBV值也较小。有研究显示MR P W I中高r CBV值提示为高级别胶质瘤,低r CBV值提示为低级别胶质瘤,对脑胶质瘤的术前分级诊断具有重要价值[11,12]。本研究中高级别星形细胞瘤组r CBV值和r CBF值分别为4.31、2.17;低级别星形细胞瘤组r CBV值和r CBF值分别为1.77、1.25。显然,高、低级别组星形细胞瘤之间的r CBV值差异有统计学意义。A rvinda 等[13]的研究显示高级别胶质瘤最大r CBV值的均数为3.29,低级别胶质瘤组最大r CBV值的均数为1.21。本研究中r CBV值结果与其接近。r CBF值之间差异亦有统计学意义,高级别星形细胞瘤的血流速度明显高于低级别星形细胞瘤。r CBV值、r CBF 值与r M TT值之间有一定的关系,本研究中高级别组和低级别组星形细胞瘤的r M TT值分别为1.12、1.06,差异无统计学意义。虽然r M TT值无统计学意义,然而随着星形细胞瘤级别增高,微血管密度增加,其血容量相对增多,此时血流通过时间可见略有增加,仅从数值上分析,高级别组r M TT值大于低级别组。
本研究结果显示,DSC MR P W I瘤体实质r CBV 值的敏感性为85%,特异性为100%,准确性为90%;r CBF值的敏感性为85%,特异性为71%,准确性为80%;r M TT值的敏感性为73%,特异性为43%,准确性为61%;常规MR I的敏感性为69.2%,特异性为64.3%,阳性预测值为78.3%,阴性预测值为52.9%,准确性为67.5%。显然,DSC MR P W I 在瘤体实质r CBV值和r CBF在星形细胞瘤分级诊断中的价值均高于常规MR I,尤其是瘤体实质r CBV 值,当选择r CBV值的最佳阈值为2.71时,诊断高级别星形细胞瘤的特异性为100%。显然,DSC MR P W I在术前星形细胞瘤分级诊断中的价值明显高于常规MR I。
总之,MR P W I在星形细胞瘤分级中具有重要价值。
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(收稿:2010-10-20)
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(4)论著须附中、英文结构式摘要(包括目的、资料与方法、结果、结论四部分)。要求中文200字左右;英文400个实词左右,摘要必须采用第三人称撰写,不用“本文”、“作者”等主语。英文摘要应包括文题、作者姓名(汉语拼音)、单位名称、所在城市名及邮政编码、国名。中、英文摘要下应写出2～5个关键词。
(5)医学名词以1989年及其以后由全国科学技术名词审定委员会审定、公布,科学出版社出版的《医学名词》和相关学科的名词为准,暂未公布者仍以人民卫生出版社编的《英汉医学词汇》为准。中文药物名称应使用1995年版药典(法定药物)或卫生部药典委员会编辑的《药名词汇》(非法定药物)中的名称,英文药物名称则采用国际非专利药名,不用商品名。
(6)每幅图(表)分别按其在正文中出现的先后次序连续编码,图片请用Word文档的插入功能按照图序插在文后,图片请适当压缩,以免文档太大影响网络发送。每幅图(表)应冠有图(表)题。说明性的资料应置于图(表)下方注释中,并在注释中标明图(表)中使用的全部非公知公用的缩写。本刊采用三横线表(顶线、表头线、底线),如遇有合计或统计学处理行(如t 值、P值等),则在这行上面加一条分界横线;表内数据要求同一指标有效位数一致,一般按标准差的1/3确定有效位数。图片要求有良好的清晰度和对比度,图中需标注的符号(包括箭头)直接注在图片上,并插在文内相应位置。若刊用人像,应征得本人的书面同意,或遮盖其能被辨认出的部位。大体标本在图内应有尺度标记。病理照片要求注明染色方法和放大倍数。图表中如有引自他刊者,应注明出处。
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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
功能性磁共振成像的应用和发展前景_final
功能性磁共振成像的应用和发展前景 王君1*刘嘉1，2 1认知神经科学与学习国家重点实验室，北京师范大学，100875 2中国科学院研究生院，北京，100049 摘要：功能性磁共振成像（functional Magnetic Resonance Imaging ，fMRI）是当代 医学影像技术应用于脑神经科学研究最为迅速的领域之一。本文首先简要介绍功能 性磁共振成像的基本原理，然后着重叙述该技术在临床和基础研究中的应用和发展 前景。 关键词：功能性磁共振成像脑神经科学临床应用基础研究 Applications of fMRI in Clinical Medicine and Brain Neuroscience Jun Wang1*, Jia Liu1，2 1State Key Lab of Cognitive Neuroscience and Learning，Beijing Normal University, Beijing, 100875 2Graduate University of Chinese Academy of Sciences，Beijing，Beijing, 100049 Abstract: Now functional Magnetic Resonance Imaging (fMRI) has been more rapidly applied in clinical medicine and brain neuroscience than some other modern medical imaging techniques. This paper first briefly introduces the principle of fMRI, and then its some applications in clinical medicine and brain function research are described in details together with its some recent developments. Key words: fMRI Brain Neuroscience Clinical application Basic Research 20世纪90年代以来，在传统磁共振成像（Magnetic Resonance Image， MRI） 技术的基础上发展的功能磁共振成像（functional Magnetic Resonance Image , fMRI） 技术已广泛应用于脑功能的临床和基础研究。fMRI结合了功能、解剖和影像三方面 的因素，为临床磁共振诊断从单一形态学研究到与功能相结合的系统研究提供了强 有力的技术支持。该技术具有无创伤性、无放射性、可重复性、较高的时间和空间 分辨率、可准确定位脑功能区等特点，为脑神经科学提供了广阔的应用前景。 1.fMRI的基本原理 1990年, Ogawa等人根据脑功能活动区氧合血红蛋白（HbO2）含量的增加导 致磁共振信号增强的原理得到了关于人脑的功能性磁共振图像[1]，即血氧水平依赖 的脑功能成像(Blood Oxygen Level Dependent fMRI, BOLD fMRI) 。由于血液动力学
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。
CT、MRI灌注成像的基本原理及其临床应用
复旦大学研究生课程教学讲义 功能成像在肿瘤诊断中的应用 复旦大学附属肿瘤医院影像中心
目录 1．CT、MRI灌注成像的基本原理及其临床应用-- 彭卫军(2) 2. 磁共振弥散成像的基本原理及临床应用----顾雅佳(14) 3．质子磁共振波谱基本原理及其在颅内肿瘤诊断中的应用---------------------------------------- 周正荣(25) 4．BOLD-fMRI脑功能成像--------------------周良平(42) 5．PET,SPECT在肿瘤诊断中的应用 -----------------------------------------章英剑(64)
CT、MRI灌注成像的基本原理及其临床应用 复旦大学附属肿瘤医院影像中心彭卫军吴斌 灌注（Perfusion）是血流通过毛细血管网，将携带的氧和营养物质输送给组织细胞的重要功能。灌注成像(perfusion imaging) 是建立在流动效应基础上成像方法，与磁共振血管成像不同的是，它观察的不是血液流动的宏观流动，而是分子的微观运动。利用影像学技术进行灌注成像可测量局部组织血液灌注，了解其血液动力学及功能变化，对临床诊断及治疗均有重要参考价值。灌注成像主要有两个方面的内容，一是采用对水分子微量运动敏感的序列来观察人体微循环的灌注状况，二是通过造影剂增强方法来动态的研究器官，组织或病灶区微血管灌注情况。肿瘤的灌注研究可以评价肿瘤的血管分布，了解肿瘤的性质和观察肿瘤对于放射治疗和/或化疗后的反应。 一、灌注成像的原理、技术及相关序列 核医学对局部组织血流灌注成像的研究较早，CT、MRI灌注技术为近年来发展较为迅速的成像方法。 1．CT灌注 CT灌注（CT perfusion）技术最早由Miles于1991年提出，并先后对肝、脾、胰、肾等腹部实质性脏器进行了CT灌注成像的动物实验和临床应用的初步探讨。所谓CT灌注成像是指在静脉注射对比剂同时，对选定层面通过连续多次同层扫描，以获得该层面每一像素的时间－密度（time-density curve，TDC）曲线，其曲线反映的是对比剂在该器官中映了组浓度的变化，间接反织器官灌注量的变化。根据该曲线利用不同的数学模型计算出血流量(blood flow, BF)、血容量(blood volume, BV)、对比剂平均通过时间(mean transit time, MTT)、对比剂峰值时间（Transit time to the peak，TTP、毛细血管通透性等参数，对以上参数进行图像重建和伪彩染色处理得到上述各参数图。CT灌注成像的理论基础为核医学的放射性示踪剂稀释原理
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
-MRI成像技术(1)
第七讲-MRI成像技术（1） 1 MRI成像系统简介 ●1.1M R I影像设备发展概况 ●磁共振成像技术是在磁共振波谱学的基础上发展起来的。磁共振成像自出现以来曾被 称为：核磁共振成像、自旋体层成像、核磁共振体层成像、核磁共振C T等。 ●1945年由美国加州斯坦福大学的布洛克（B l o c h）和麻省哈佛大学的普塞尔（P u r c e l l） 教授同时发现了磁共振的物理现象，即处在某一静磁场中的原子核受到相应频率的电磁波作用时，在它们的核能级之间发生共振跃迁现象。因此两位教授共同获得1952年诺贝尔物理学奖。 ●F o r p e r s o n a l u s e o n l y i n s t u d y a n d r e s e a r c h;n o t f o r c o m m e r c i a l u s e ● ●磁共振的物理现象被发现以后，很快形成一门新兴的医学影像学科—磁共振波谱学。 ●1971年纽约州立大学的达曼迪恩（Damadian）教授在《科学》杂志上发表了题为“核 磁共振（NMR）信号可检测疾病”和“癌组织中氢的T1时间延长”等论文， ●1973年曼斯菲德(Mansfields)研制出脉冲梯度法选择成像断层。 ●1974年英国科学家研制成功组织内磁共振光谱仪。 ●1975年恩斯托（Ernst）研制出相位编码成像方法。 ●1976年，得到了第一张人体MR图像（活体手指）。 ●1977年磁共振成像技术进入体层摄影实验阶段。 ●几十年期间，有关磁共振的研究曾在三个领域（物理、化学、生理学或医学）内获得了 六次诺贝尔奖。(2003年10月6日，瑞典卡罗林斯卡医学院宣布，2003年诺贝尔生理学或医学奖授予美国化学家保罗·劳特布尔（Paul C. Lauterbur）和英国物理学家彼得·曼斯菲尔德（Peter Mansfield），以表彰他们在医学诊断和研究领域内所使用的核磁共振成像技术领域的突破性成就。) 雷蒙德·达马蒂安的“用于癌组织检测的设备和方法” 幻灯片7 1.2 MRI影像设备功能 现代磁共振成像系统大体结构都很相似，基本上由四个系统组成：即磁体系统、梯度磁场系统、射频系统和计算机系统。 ●1．磁体系统 ●磁体系统是磁共振成像系统最重要、成本最高的部件，是磁共振系统中最强大的磁场， 平时我们评论磁共振设备的大小就是指静磁场的场强数值，单位用特斯拉（Tesla，简称T,垂直于磁场方向的1米长的导线，通过1安培的电流，受到磁场的作用力为1牛顿时，通电导线所在处的磁感应强度就是1特斯拉。）或高斯（Gauss）表示，1T=1万高斯。 ●临床上磁共振成像要求磁场强度在0.05～3T范围内。一般将≤0.3T称为低场，0.3T～ 1.0T称为中场，＞1.0T称为高场。磁场强度越高，信噪比越高，图像质量越好。但磁 场强度过高也带来一些不利的因素。 ●为了获得不同场强的磁体，生产厂商制造出了不同类型的磁体，常见的磁体有永久磁 体、常导磁体和超导磁体。
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
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
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
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，
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
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