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第五章磁共振成像與功能磁共振成像原理 核磁共振成像技術(shù)發(fā)展簡(jiǎn)史核磁共振現(xiàn)象發(fā)現(xiàn)Purcell等 Bloch等 1945 PhysicalReview 核磁共振現(xiàn)象引入醫(yī)學(xué)界Damadian 1971 Science 171 1151 1153核磁共振成像Lauterbur 1973 Nature 242 190 191是利用原子核在磁場(chǎng)內(nèi)所產(chǎn)生的信號(hào)經(jīng)重建成像的一種影像技術(shù)1974 Mansfield Gradientoptimization 磁共振成像特點(diǎn) MRI的軟組織對(duì)比分辨率最高M(jìn)RI具有任意方向直接切層的能力MRI屬無(wú)創(chuàng)傷 無(wú)射線檢查MRI成像參數(shù)多 成像潛力十分巨大 MRI具有較高的空間分辨率MRI和檢查費(fèi)較昂貴 MRI對(duì)鈣化不敏感速度慢 運(yùn)動(dòng)偽影 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 MRI原理 預(yù)備知識(shí)電磁波質(zhì)子的運(yùn)動(dòng)磁體類型線圈 波長(zhǎng)10 1310 1210 1110 1010 910 810 710 610 510 410 310 210 1110 m 頻率1022102110201019101810171016101510141013101210111010109108 hz AutoradiographySPECTPET CT X Ray MRI BioluminescenceFluorescence 電磁波 成像波段 MRI原理 預(yù)備知識(shí)電磁波質(zhì)子的運(yùn)動(dòng)磁體類型線圈 核磁共振成像 MRI 原理 將人體置入一個(gè)強(qiáng)磁場(chǎng)中 對(duì)人體施加一個(gè)一定頻率的交變射頻場(chǎng) 使被探測(cè)的質(zhì)子共振并向外輻射能量 在人體周圍的接收線圈中就會(huì)有感應(yīng)電勢(shì)產(chǎn)生 接收信號(hào)經(jīng)計(jì)算機(jī)處理后 得到人體的斷層圖像 圖像灰度代表磁共振信號(hào)的強(qiáng)度及弛豫時(shí)間T1和T2 進(jìn)入主磁場(chǎng)后人體被磁化了不同的組織由于氫質(zhì)子含量的不同 磁化程度也不同 磁場(chǎng) 物理基礎(chǔ) 具有自旋的原子核象地球一樣會(huì)繞著某條軸線作自旋轉(zhuǎn)動(dòng) 如果某種原子核中的質(zhì)子數(shù)或中子數(shù)兩者之一為奇數(shù) 或兩者均為奇數(shù) 那么此原子核便具有自旋的特性 帶正電荷的質(zhì)子也繞同一軸線作轉(zhuǎn)動(dòng) 電荷的運(yùn)動(dòng)即是電流 即原子核在自旋時(shí)便產(chǎn)生環(huán)形電流 有電流便會(huì)產(chǎn)生磁場(chǎng) 常用磁矩來(lái)表示自旋特性 包括磁場(chǎng)大小和旋轉(zhuǎn)速度 S N Magnetization 在常規(guī)條件下 宏觀物質(zhì)中的原子核磁矩是無(wú)規(guī)則排列的 從而相互抵消 所以一般的宏觀物質(zhì)并不表現(xiàn)有磁性 一般來(lái)說(shuō) 宏觀物質(zhì)中均含有巨量的原子核數(shù)目 如在1立方厘米的水中約含有原子核的數(shù)目為個(gè) 質(zhì)子的運(yùn)動(dòng) 自旋產(chǎn)生磁場(chǎng) 帶電粒子自旋 磁場(chǎng) 磁偶極矩 具有自旋的原子核的磁性與一個(gè)小磁棒的磁性相似 S N 不同原子的核磁共振特性 含奇數(shù)質(zhì)子的原子核均在自旋過(guò)程中產(chǎn)生自旋磁動(dòng)量 即磁矩以矢量描述氫原子核只有單一質(zhì)子具有最強(qiáng)的磁矩 旋磁比高 信號(hào)靈敏度高氫質(zhì)子在人體內(nèi)分布廣 數(shù)量多 MRI均選用氫為靶原子核 單個(gè)原子核自旋在磁場(chǎng)中的運(yùn)動(dòng) N S 如果把一個(gè)小磁棒放入一個(gè)均勻的外磁場(chǎng)中 那么它們南北極相吸 保持不動(dòng) 對(duì)于具有自旋的原子核 雖然它的磁性與小磁棒相似 但是由于它本身的自旋運(yùn)動(dòng) 所以它在磁場(chǎng)中的表現(xiàn)就與小磁棒不一樣產(chǎn)生進(jìn)動(dòng) 陀螺 如果陀螺沒(méi)有自旋 那么它幾乎無(wú)法立起來(lái) 但是如果陀螺在旋轉(zhuǎn) 那么即使陀螺的重心偏離支點(diǎn) 它也不會(huì)倒下去而會(huì)繞重力線作進(jìn)動(dòng) 質(zhì)子的運(yùn)動(dòng) 外加磁場(chǎng)B0 外加B0產(chǎn)生凈磁場(chǎng) 在B0中質(zhì)子進(jìn)動(dòng) B0為主磁場(chǎng)強(qiáng)度 單位Telsa1Telsa 10 000Gauss約為地球磁場(chǎng)20 000倍 進(jìn)動(dòng)頻率 拉莫 Lamor 公式 Magnetization Larmor頻率 在外磁場(chǎng)作用下 自旋的質(zhì)子產(chǎn)生進(jìn)動(dòng)進(jìn)動(dòng)頻率稱為L(zhǎng)armor頻率 B0 為旋磁比 是質(zhì)子的固有特性B0 1T 42 58MHzLarmor頻率在射頻 RF 范圍 多個(gè)原子核自旋在磁場(chǎng)中的運(yùn)動(dòng) 多個(gè)原子核自旋在磁場(chǎng)中呈現(xiàn)為兩種狀態(tài) 即量子力學(xué)說(shuō)中的兩種能級(jí) 原子核的量子數(shù)不同 呈現(xiàn)的狀態(tài)數(shù)也不同 順主磁場(chǎng)方向的為低能態(tài) 逆主磁場(chǎng)方向的為高能態(tài) 兩種能態(tài)的原子核繞主磁場(chǎng)方向進(jìn)動(dòng)的角速度相同 S N B0 順 逆 進(jìn)動(dòng) Spin 與極化 Polarization 無(wú)外界作用時(shí) 質(zhì)子自旋 磁矢量朝向隨機(jī)有外界磁場(chǎng)B0作用時(shí) 質(zhì)子會(huì)繞著磁場(chǎng)方向進(jìn)動(dòng) 極化 進(jìn)動(dòng)的相位存在兩種情況 平行 與B0同向 低能量 原子數(shù)目多反平行 與B0同向 高能量 原子數(shù)目少對(duì)齊后產(chǎn)生凈磁矩M 兩種狀態(tài)為對(duì)應(yīng)高 低能級(jí)常溫下 低能量的粒子數(shù)多于處于高能量的粒子數(shù) 兩個(gè)方向的凈自旋產(chǎn)生的磁場(chǎng)稱為凈磁化 或磁化矢量 所以磁化矢量是十分微弱 M0為穩(wěn)定狀態(tài)的磁化矢量強(qiáng)度 正向多 反向少M(fèi)0與B0方向一致 由于檢測(cè)的是一定體積范圍內(nèi)所有質(zhì)子在磁場(chǎng)中的表現(xiàn) 所以測(cè)量總的磁矩 磁化矢量強(qiáng)度M 反向少 正向多 Magnetization X Y Z X Y M0 再進(jìn)一步作矢量相加 在X Y 平面上由于大量的磁矩均勻分布從而全部相互抵消 在Z軸上則有一個(gè)分量M0 稱之為宏觀磁化矢量 Magnetization 把這些磁矩作矢量相加 即方向相反的互相抵消 那么可以得到只剩下低能態(tài)的磁矩均勻分布在錐面上 X Y Z X Y Z 宏觀磁化矢量M0的大小與低能態(tài)和高能態(tài)的原子核數(shù)目差成正比 即與主磁場(chǎng)強(qiáng)度和原子核密度成正比 M0的大小在一定程度上決定了磁共振信號(hào)的大小 也即是決定了圖像信噪比的好壞 所以一般地說(shuō) 主磁場(chǎng)強(qiáng)度越高 圖像越好 另外 圖像中某種組織的信號(hào)高低與這種組織的原子核密度有直接關(guān)系 質(zhì)子的運(yùn)動(dòng) 外加磁場(chǎng)B0 在Z方向產(chǎn)生凈磁化矢量M0 在XY平面內(nèi)沒(méi)有產(chǎn)生凈磁化矢量 磁化矢量M0不會(huì)發(fā)生進(jìn)動(dòng) 磁矩分解 不同原子的自旋方向是不同的 故不同原子的磁化方向也不同將M分解為Mz和Mxy不同原子磁矩的平均值稱為凈磁矩若Mxy相互抵消 凈磁矩由Mz給出若Mz 0 凈磁矩為Mxy MRI原理 預(yù)備知識(shí)電磁波質(zhì)子的運(yùn)動(dòng)磁體類型線圈 磁體類型 超高場(chǎng) 4 0 7 0T 高場(chǎng) 1 5 3 0T 中場(chǎng) 0 5 1 4T 低場(chǎng) 0 2 0 4T 超低場(chǎng) 0 2T 磁體類型 永磁型磁體磁場(chǎng)通常持續(xù)存在 不能被關(guān)閉 成本低 維護(hù)費(fèi)用低 一般用于低場(chǎng)的MRI HitachiAIRIS0 3T 磁體類型 常導(dǎo)型磁體磁場(chǎng)由線圈內(nèi)的環(huán)形電流產(chǎn)生 磁體可以被關(guān)閉和開(kāi)啟 一般用于中低場(chǎng) PhilipsPanorama0 23T 磁體類型 超導(dǎo)型利用制冷劑 液氦或液氮 使磁體在 270 條件下工作 因而導(dǎo)線內(nèi)幾乎沒(méi)有電阻 GESignaEXCITE3 0T MAGNETOMAllegra3 0T MRI原理 預(yù)備知識(shí)電磁波質(zhì)子的運(yùn)動(dòng)磁體類型線圈 線圈 發(fā)射 接收線圈發(fā)出或接收射頻脈沖梯度線圈產(chǎn)生線性磁場(chǎng)變動(dòng)層面選擇梯度相位選擇梯度頻率編碼梯度 綱要 MRI原理預(yù)備知識(shí)MRI成像原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖弛豫時(shí)間 T1 T2和T2 信號(hào)接收 什么叫共振 怎樣產(chǎn)生磁共振 共振 能量從一個(gè)震動(dòng)著的物體傳遞到另一個(gè)物體 而后者與前者具有相同的頻率震動(dòng) 層面選擇 層面選擇梯度導(dǎo)致不同層面的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率發(fā)生線性變化 可以利用對(duì)應(yīng)頻率的射頻脈沖實(shí)現(xiàn)層面的選擇 不同B0 不同進(jìn)動(dòng)頻率 不同層面 選片梯度 Sliceselection 加梯度磁場(chǎng)后 不同層面將處于不同的磁場(chǎng)強(qiáng)度處 共振頻率也不同 通過(guò)施加相對(duì)單一頻率的射頻脈沖就可激發(fā)特定層面 從而達(dá)到選片的目的 Gradientfieldandit sfunction 層厚與梯度場(chǎng)強(qiáng)及帶寬的關(guān)系 選層梯度 2 RF頻率 Z 選層梯度 1 層厚 1 層厚 2 帶寬 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖弛豫時(shí)間 T1 T2和T2 信號(hào)接收 核磁共振現(xiàn)象 原子核自旋體系放在一個(gè)均勻的主磁場(chǎng)中被分裂成兩種能級(jí) 在熱平衡狀態(tài)時(shí)形成一個(gè)宏觀磁化矢量M0 如果此時(shí)在垂直于主磁場(chǎng)方向上加一個(gè)頻率滿足拉莫爾公式的射頻場(chǎng) 那么原子核自旋體系會(huì)發(fā)生兩種變化 破壞熱平衡狀態(tài) 1 處于低能態(tài)的原子核隨機(jī)地吸收射頻場(chǎng)能量跳到高能態(tài) 2 原子核自旋體系有隨射頻場(chǎng)同相位化趨勢(shì) 在主磁場(chǎng)作用的基礎(chǔ)上 在XOY平面內(nèi)的OX軸射出一個(gè)射頻場(chǎng)B1 為了使核系統(tǒng)能吸收射頻場(chǎng)發(fā)出的能量 射頻場(chǎng)的能量E必須與質(zhì)子系統(tǒng)的能級(jí)差 E完全相等 E E MagneticResonance Transmit 共振吸收現(xiàn)象 外加磁場(chǎng)頻率 共振高低狀態(tài)能量差與磁場(chǎng)有關(guān) 射頻脈沖 發(fā)射射頻脈沖頻率為 1方向?yàn)榇怪庇诖呕噶繉?dǎo)致的結(jié)果產(chǎn)生一個(gè)微弱磁場(chǎng)B1頻率為 1的層面發(fā)生共振 射頻脈沖 共振導(dǎo)致的微觀結(jié)果 共振 射頻脈沖 共振導(dǎo)致對(duì)應(yīng)層面的質(zhì)子運(yùn)動(dòng)改變質(zhì)子繞Z軸以 0轉(zhuǎn)動(dòng) 0 B0質(zhì)子趨向于沿新磁場(chǎng)方向排列 相位趨于一致質(zhì)子繞X軸以 1轉(zhuǎn)動(dòng) 1 B1因?yàn)锽0 B1 所以 0 1 1很慢 可以對(duì) 1 1 1 t 的大小進(jìn)行控制 射頻脈沖 共振導(dǎo)致的宏觀結(jié)果 射頻脈沖 90 射頻脈沖 微觀變化 如果我們?cè)谛D(zhuǎn)坐標(biāo)系里看 橫向磁化矢量是不動(dòng)的 而在物理坐標(biāo)系里看 橫向磁化矢量與單個(gè)的原子核磁矩一樣是在不停地繞著Z軸以拉莫爾頻率轉(zhuǎn)動(dòng)的 如果放置一個(gè)場(chǎng)方向在XY平面內(nèi)的接收線圈 那么Mxy在轉(zhuǎn)動(dòng)過(guò)程中便會(huì)切割接收線圈 從而在接收線圈內(nèi)便會(huì)感應(yīng)到一個(gè)大小與Mxy成正比 周期以拉莫爾頻率變化的信號(hào) 此信號(hào)就是核磁共振信號(hào) 射頻脈沖 90 射頻脈沖 宏觀變化 MagneticResonance Transmit 這兩種變化使得一方面自旋體系在Z軸上的分量不斷減小 另一方面在X Y 平面上的分量不斷增加 合成的結(jié)果就是宏觀磁化矢量繞施加射頻場(chǎng)的方向作轉(zhuǎn)動(dòng) X Y X Y X Y 橫向磁化矢量Mxy 紅色箭頭 不斷增大 MagneticResonance Transmit Z X Y M0 Z X Y M0 Z X Y M0 Z X Y M0 Mz Mxy Mz為縱向磁化矢量 Mxy為橫向磁化矢量 宏觀磁化矢量繞施加射頻場(chǎng)的方向作轉(zhuǎn)動(dòng)的速度取決于射頻場(chǎng)的強(qiáng)度 即 其中H為射頻場(chǎng)強(qiáng)度 為旋磁比 MagneticResonance Transmit Z X Y M0 Z X Y M0 90度脈沖 180度脈沖 在磁共振成像系統(tǒng)中用于激發(fā)原子核自旋體系的通常為一個(gè)射頻脈沖 射頻脈沖作用的結(jié)果是使宏觀磁化矢量偏離Z軸一個(gè)角度 t為射頻脈沖作用時(shí)間 一般就用此角度來(lái)表征此射頻脈沖 常用的射頻脈沖有90度脈沖和180度脈沖 即分別使磁化矢量偏到X Y 平面和負(fù)Z軸 MagneticResonance Transmit 橫向磁化矢量 90o脈沖 MagneticResonance Transmit 射頻脈沖的作用總結(jié) 在自旋體系中加射頻場(chǎng) 也稱B1場(chǎng) 當(dāng)射頻場(chǎng)的頻率等于拉摩頻率時(shí) 會(huì)發(fā)生共振吸收 射頻脈沖可控制能量的大小 等效成翻轉(zhuǎn)角的概念 加射頻脈沖后可產(chǎn)生橫向磁化矢量 只有橫向磁化矢量才能被接收線圈探測(cè)到 在旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系中考察磁共振現(xiàn)象更直觀 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖 90 弛豫時(shí)間 T1 T2和T2 信號(hào)接收 弛豫 原子核自旋體系受到射頻脈沖激發(fā)后 宏觀磁化矢量偏離Z軸 這種狀態(tài)稱為非熱平衡態(tài) 這是一種非穩(wěn)定狀態(tài) 它要向熱平衡態(tài)轉(zhuǎn)換 在射頻脈沖結(jié)束后 這種轉(zhuǎn)換并不是立刻完成的 而是需要一定的時(shí)間 即有一個(gè)過(guò)程 這種轉(zhuǎn)換的過(guò)程就叫做弛豫 物質(zhì)結(jié)構(gòu)不同 馳豫過(guò)程便不同 這可以說(shuō)是MRI具有強(qiáng)大生命力的最主要原因之一 弛豫時(shí)間 關(guān)閉90 脈沖后 橫向的B1消失 只有B0作用自旋質(zhì)子恢復(fù)狀態(tài) Mz增加 自旋質(zhì)子橫向失相位 Mxy減小 兩個(gè)過(guò)程是相互獨(dú)立的 Relaxation 一般把馳豫分為兩種 詳細(xì)介紹如下 隨著脈沖作用時(shí)間長(zhǎng) 高能態(tài)質(zhì)子多 縱向磁矩小 同相質(zhì)子多 水平磁矩增大 反之 亦然 縱向磁矩恢復(fù)橫向磁矩減小 弛豫時(shí)間 T1弛豫時(shí)間Mz恢復(fù)時(shí)間T2弛豫時(shí)間Mxy衰減時(shí)間T2 弛豫時(shí)間 T2的衰減速度要比T1的恢復(fù)速度快5 10倍 縱向弛豫指的是縱向磁化Mz矢量Mz從非熱平衡態(tài)向熱平衡態(tài)轉(zhuǎn)換的過(guò)程 在熱平衡態(tài)時(shí)Mz M0 而在90度脈沖之后Mz等于零 它最終要恢復(fù)到M0 恢復(fù)的過(guò)程可以表示為式中T1為常數(shù) 被稱為縱向弛豫時(shí)間 即Mz從0恢復(fù)到M0的約63 時(shí)所需要的時(shí)間 有點(diǎn)像電容充電常數(shù) Relaxation 縱向馳豫 又名T1馳豫或自旋 晶格馳豫 M0 63 T1 物質(zhì)結(jié)構(gòu)或人體組織不同 T1值也各不相同 T1值還與主磁場(chǎng)強(qiáng)度有關(guān) 對(duì)同一種物質(zhì)結(jié)構(gòu)來(lái)說(shuō) 主磁場(chǎng)越強(qiáng) T1值越大 脂肪 白質(zhì) 灰質(zhì) 腦積液 這種弛豫之所以叫縱向弛豫和T1弛豫是顯而易見(jiàn)的 為什么又叫做自旋 晶格弛豫呢 因?yàn)樵谏漕l脈沖結(jié)束后 處于高能態(tài)的原子核向周圍的晶格 晶格會(huì)以各種不同的頻率振動(dòng) 有的振動(dòng)頻率正好是拉莫爾頻率 則會(huì)與原子核自旋交換能量 釋放能量而跳回低能態(tài) 隨著低能態(tài)原子核數(shù)目的不斷增多 而高能態(tài)原子核數(shù)目的不斷減少 縱向磁化矢量Mz便不斷擴(kuò)大 最終達(dá)到M0 大多數(shù)能量轉(zhuǎn)移到分子運(yùn)動(dòng)T1 縱向弛豫的特征時(shí)間T1在很大程度上與粒子大小有關(guān)T1的典型值從100ms到2000msT1與主磁場(chǎng)強(qiáng)度有關(guān) Relaxation 橫向馳豫指的是橫向磁化矢量Mxy從非熱平衡態(tài)向熱平衡態(tài)轉(zhuǎn)換的過(guò)程 在熱平衡態(tài)時(shí)Mxy 0 而90度脈沖后Mxy M0 最終要恢復(fù)到零 恢復(fù)的過(guò)程可以表示為 式中T2為常數(shù) 被稱為橫向弛豫時(shí)間 即Mxy從M0衰減到M0的約37 時(shí)所需要的時(shí)間 Relaxation 不同的物質(zhì)結(jié)構(gòu)或人體組織 其T2值也各不相同 對(duì)同一種物質(zhì)來(lái)說(shuō) 其T2值與主磁場(chǎng)強(qiáng)度的關(guān)系不大 Mxy 腦積液 白質(zhì) 脂肪 灰質(zhì) Relaxation 從物理機(jī)制上來(lái)說(shuō) 橫向弛豫之所以會(huì)發(fā)生是因?yàn)樵雍俗孕c自旋間相互影響而造成的 假如主磁場(chǎng)是完全均勻的 那么各個(gè)自旋的進(jìn)動(dòng)頻率就一樣 如果沒(méi)有別的原因 Mxy是不會(huì)減小的 可是由于每個(gè)自旋體相當(dāng)于一個(gè)微小的磁體 從而影響其它自旋體所處的磁場(chǎng)強(qiáng)度 反過(guò)來(lái)其它自旋也會(huì)影響這個(gè)自旋體所處的磁場(chǎng)強(qiáng)度 這樣相互影響的結(jié)果就使得各個(gè)自旋所處的場(chǎng)強(qiáng)互不相同 Relaxation 各個(gè)自旋所處的場(chǎng)強(qiáng)不同 即是它們的進(jìn)動(dòng)頻率各不相同 從而使得各自旋磁矩的方向 又稱相位 會(huì)慢慢散開(kāi) 即Mxy慢慢變小 最終均勻分布時(shí)Mxy便等于零 X Y X Y Mxy X Y 弛豫時(shí)間 T2衰減根本原因 橫向失相位自旋間的相互作用T2 衰減根本原因 橫向失相位自旋間的相互作用外磁場(chǎng)的不均勻性 T2 衰減要快于T2衰減 一般說(shuō)來(lái) 一種組織的T2值小于其T1值 T1值較大的組織 其T2值一般也較大 即T1值與T2值有某種程度上的相關(guān)性 組織T1 1 5T T1 0 5T T2肝49032343腎65044958脾78055462脂肪26021584腦灰質(zhì)920656101腦白質(zhì)79053992腦脊液 4000 4000 2000骨骼肌87060047 弛豫時(shí)間 T2衰減 t0t1t2t3t4 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖 90 弛豫時(shí)間 T1 T2和T2 信號(hào)接收 信號(hào)的接收 線圈接收 信號(hào)檢測(cè) A 磁化強(qiáng)度矢量 Larmor頻率B RF脈沖 脈沖功率 探頭 電擊放電C 磁化強(qiáng)度矢量進(jìn)動(dòng) 旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系 接收器 前置放大器D 接收器增益值 弛預(yù)時(shí)間 T1 T2 E 傅立葉轉(zhuǎn)換 正交檢測(cè) 頻率掃描寬度 折反峰folding B0 M B0 M RFpulse Receiver FT S t S w A E C B D NMR信號(hào)被稱為自由衰減信號(hào) FreeInductionDecay或FID 此信號(hào)并不能象COS涵數(shù)一樣保持同樣的振輻持續(xù)下去 而是以指數(shù)的方式衰減為零 此一現(xiàn)象是由所謂的自旋 自旋弛預(yù)造成 T2relaxation 自由衰減信號(hào) FreeInductionDecay MagneticResonancePhenomenon Withrelaxation 掃描參數(shù) 重復(fù)時(shí)間 RepetitionTime TR 為兩次RF激發(fā)間隔的時(shí)間 多次測(cè)量 提高信號(hào)噪聲比回波時(shí)間 EchoTime TE 為激發(fā)后到測(cè)量回波的時(shí)間 翻轉(zhuǎn)角 FlipAngle FA RF的角度 自旋回波SESpinecho 最基本的序列 90 180 信號(hào)90 RF激發(fā)產(chǎn)生橫向磁化Mxy 由于磁場(chǎng)不均勻 致同步的質(zhì)子群變?yōu)楫惒?相位分散180 RF使質(zhì)子群離散的相位重聚 使Mxy在TE時(shí)間達(dá)到最大值 并產(chǎn)生回波對(duì)T2敏感 TE大了 MagneticResonancePhenomenon 90度脈沖后 自旋會(huì)逐漸散相 T2 TE 2時(shí) 180度脈沖使橫向磁化矢量沿作用軸翻轉(zhuǎn)TE時(shí)刻所有自旋的相位又重新回聚 產(chǎn)生回波該回波可以被接收線圈接收到 TE 優(yōu)點(diǎn) 回波出現(xiàn)時(shí)間滯后 且時(shí)間長(zhǎng) 易于采樣 加權(quán)像 調(diào)節(jié)TR和TE 得到突出某個(gè)參數(shù)的圖像 為加權(quán)像 質(zhì)子密度 Protondensity PD 加權(quán)像 主要反映組織質(zhì)子密度的差別 T2加權(quán)像 T2WI 主要反映組織T2的差別 T1加權(quán)像 T1WI 主要反映組織T1的差別 在某些特殊序列中還可以有其它種類的加權(quán)像 以自旋回波法分析得到P T1 T2圖像的條件 加權(quán)像 WeightedImage WI TRTEWI長(zhǎng)短PD WI長(zhǎng)長(zhǎng)T2 WI短短T1 WI短長(zhǎng)無(wú)加權(quán)因素 MRI主要以T1 T2為成像基礎(chǔ) 對(duì)比度高于質(zhì)子密度 T1加權(quán)成像 T1WI T1值越小 縱向磁化矢量恢復(fù)越快 MR信號(hào)強(qiáng)度越高 白 T1值越大 縱向磁化矢量恢復(fù)越慢 MR信號(hào)強(qiáng)度越低 黑 脂肪的T1值約為250毫秒 MR信號(hào)高 白 水的T1值約為3000毫秒 MR信號(hào)低 黑 T2加權(quán)成像 T2WI T2值小 橫向磁化矢量減少快 MR信號(hào)低 黑 T2值大 橫向磁化矢量減少慢 MR信號(hào)高 白 水T2值約為3000毫秒 MR信號(hào)高腦白質(zhì)T2值約為100毫秒 MR信號(hào)低 人體大多數(shù)病變的T1值 T2值均較相應(yīng)的正常組織大 在T1WI上比正常組織 黑 在T2WI上比正常組織 白 疾病組織的T1 T2大于正常組織 圖像特點(diǎn)如何 正常人體組織的T1T2值 ms 組織T1 1 5T T1 0 5T T2肝49032343腎65044958脾78055462脂肪26021584腦灰質(zhì)920656101腦白質(zhì)79053992腦脊液 4000 4000 2000骨骼肌87060047 如何區(qū)分T1WI T2WI 看水和脂肪T1WI 水 如腦脊液 尿液 呈低信號(hào) 黑 脂肪呈很高信號(hào) 很白 T2WI 水呈很高信號(hào) 很白 脂肪信號(hào)降低 灰白 Gradientfieldandit sfunction 頻率編碼梯度 解決如何對(duì)一個(gè)平面內(nèi)定位 X Y 關(guān)Z梯度 開(kāi)X梯度 相位編碼梯度 1 為了得到二維圖像 在每次激發(fā)后 數(shù)據(jù)采集前需要在片層內(nèi)與頻率編碼方向垂直的方向上加相位編碼梯度每次激發(fā)后加載的相位編碼梯度都不同 一般從正的最大每次改變一個(gè)固定的小量 直到負(fù)的最大為止 相位編碼梯度 2 加相位編碼后 采集到的數(shù)據(jù)變?yōu)槎S矩陣 matrix 二維矩陣的每行數(shù)據(jù)相位編碼相同但頻率編碼不同 每列數(shù)據(jù)頻率編碼相同但相位編碼不同 每列數(shù)據(jù)的相臨采樣點(diǎn)的相位差為 ky相位編碼坐標(biāo) 區(qū)分Y方向信息 不同t Gp對(duì)應(yīng)不同的Y r Gp y 相位編碼 每次用不同的磁場(chǎng)梯度增益或時(shí)間變化 對(duì)應(yīng)不同垂直空間 進(jìn)行垂直方向編碼 頻率編碼方向 成像序列在數(shù)據(jù)采集時(shí)加有頻率編碼梯度在頻率編碼方向相臨采樣點(diǎn)間的相位差為 kx頻率編碼坐標(biāo) 相當(dāng)于對(duì)時(shí)間編碼 位置 或梯度場(chǎng)編碼x方向的梯度大小不變 不同位置對(duì)應(yīng)不同頻率 Gradientfieldandit sfunction 片層的初始狀態(tài) Gradientfieldandit sfunction 加相位編碼梯度之后的狀態(tài) 磁場(chǎng)大相位大 Gradientfieldandit sfunction 加頻率編碼梯度 頻率和相位編碼后 每個(gè)位置對(duì)應(yīng)不同的相位和頻率 因此 采集數(shù)據(jù)后 在k空間形成數(shù)據(jù)集 K空間 K空間與真實(shí)空間的關(guān)系 采集到的二維矩陣是二維K空間通過(guò)二維傅立葉變換得到二維真實(shí)空間的數(shù)據(jù) 圖像K空間理解為真實(shí)空間的傅立葉變換鏡像空間 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 綱要 MRI原理fMRI原理神經(jīng)元BOLD信號(hào)fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 fMRI原理 功能MRI成像廣義的功能MRI成像 FMRI 狹義的功能MRI成像 fMRI fMRI特指BOLD fMRI 神經(jīng)元 大腦皮層皮層表面積2500cm3 厚2 4cm 人腦中共有1000億個(gè)神經(jīng)細(xì)胞 皮層中含有140億個(gè) 神經(jīng)元 神經(jīng)細(xì)胞神經(jīng)元通過(guò)軸突 樹(shù)突 以神經(jīng)遞質(zhì)作為媒介進(jìn)行信息傳遞 神經(jīng)元 突出連接神經(jīng)遞質(zhì)釋放是由動(dòng)作電位到達(dá)軸突末梢所觸發(fā)的 神經(jīng)元 動(dòng)作電位 神經(jīng)元 電流注入 低于閾值 超過(guò)閾值 繼續(xù)增加 神經(jīng)元 神經(jīng)反應(yīng) 綱要 MRI原理fMRI原理神經(jīng)元BOLD信號(hào)測(cè)量fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 BOLD信號(hào)測(cè)量 局部腦區(qū)的激活局部腦組織耗氧量增加 需氧 血流速度增加血流量增加含氧量的增加 供氧 氧合血紅蛋白濃度的增加 BOLD信號(hào)測(cè)量 供氧量 需氧量 氧合血紅蛋白濃度的增加 OxyhemoglobinDeoxyhemoglobin Rest Activation Normalbloodflow Highbloodflow BOLD信號(hào)測(cè)量 怎么測(cè)量BOLD信號(hào)的強(qiáng)度 氧合血紅蛋白具有逆磁性延長(zhǎng)T2 的時(shí)間采用T2 成像時(shí) 信號(hào)增強(qiáng) BOLD信號(hào)測(cè)量 信號(hào)對(duì)比 BOLD信號(hào)測(cè)量 BOLD的時(shí)間過(guò)程 BOLD信號(hào)測(cè)量 實(shí)際的EPI成像 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 fMRIDataAnalysis Preprocessing SPMs Functionaldata Templates Smoothednormaliseddata Designmatrix Variancecomponents Contrasts Thresholding Parameterestimates Generalisedlinearmodel 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)預(yù)處理功能區(qū)提取 實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì) a 實(shí)驗(yàn)刺激 b Session c Trial 圖像的獲取 利用3 0T的磁共振掃描儀 GESignaExciteSystem American 功能像的獲取 被試任務(wù)期間獲得180幅全腦T2 加權(quán)的軸向圖像 掃描序列為標(biāo)準(zhǔn)的EPI序列 36contiguousaxialslices slicethickness4mm TR 3000ms TE 30ms FOV 240mm flipangle 90 matrixsize64 64 結(jié)構(gòu)像的獲取 3DT1加權(quán)軸向圖 voxelsize 1mm 1mm 1mm matrixsize 256 256 156 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)預(yù)處理功能區(qū)提取 預(yù)處理 時(shí)間校準(zhǔn) SliceTiming 空間配準(zhǔn) Alignment 空間歸一化 Normalization 空間濾波 Smoothing 預(yù)處理 SliceTiming 0100200300400500600700800ms 通過(guò)slicetiming 使每個(gè)slice好像在同一個(gè)時(shí)間點(diǎn)上獲得 400ms 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)預(yù)處理功能區(qū)提取 Facevs NoisePicture Eachepoch10scanswith3secTR 在Face和Noise任務(wù)之間存在BOLD信號(hào)強(qiáng)度的變化嗎 BOLD信號(hào)時(shí)間過(guò)程 Onesession fMRIexample Intensity Time Regressionmodel b1 b2 error x1 x2 e e N 0 s2I errorisnormalandindependentlyandidenticallydistributed Hypothesistest b1 0 usingt statistic Generalcase 在Face和Noise任務(wù)之間存在BOLD信號(hào)強(qiáng)度的變化嗎 Regressionmodel Generalcase Y b1 X1 b2 X2 e O Y1x11b1e1Y2 x21 e2Y3x31b2e3 DATA Y1 Y2 Y3 Y designspace Geometricalperspective RawfMRItimeseries Residuals highpassfiltered andscaled fittedhigh passfilter Adjusteddata fittedbox car Fitted adjusteddata 本次課結(jié)束 謝謝大家 激活區(qū)提取 腦激活區(qū)的定位 40 58 12