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1、核磁共振成像Magnetic Resonance Imaging生物医学工程系 沈春旭,概图,核磁共振发展史 医用MRI仪器及通用系统框图 核磁共振成像优缺点 核磁共振成像目前取得巨大进展 核磁共振基本物理原理 核磁共振成像原理 核磁共振成像子系统及功能 参考文献,1924年： Pauli 预言了NMR 的基本理论,斯特恩和盖拉赫在原子束实验中观察到了锂原子和银原子的磁偏转。斯特恩等人测量了质子的磁距 1939年： 拉比第一次做了核磁共振实验 1946年： Harvard 大学的Purcel和Stanford大学的Bloch各自首次发现并证实NMR现象 1953年：Varian开始商用仪器开发
2、，同年制作了第一台高分辨NMR 仪 1956年：Knight发现元素所处的化学环境对NMR信号有影响,且与物质分子结构有关 1970年：Fourier-NMR 开始市场化（早期多使用的是连续波 NMR 仪器） 1973年：核磁共振技术被引入医学临床检测 1991年：Ernst 高分辨核磁共振波谱学方法方面 2002年：瑞士核磁共振波谱学家维特里希，用多维NMR技术在测定溶液中蛋白质结构的三维构象方面的开创性研究 2003年：美国科学家劳特劳尔于1973年发明在静磁场中使用梯度场，能够获得磁共振信号的位置，可以得到物体的二维图像；英国科学家曼斯菲尔德进一步发展，指出磁共振信号可以用数学方法精确描
3、述，他发展的快速成像方法为医学磁共振成像临床诊断打下了基础。,核磁共振发展史,2003年 诺贝尔生理学或医学奖授予美国科学家 劳特布尔（图左）和英国科学家曼斯菲尔德（图右）,1952年 诺贝尔物理学奖授予 美国科学家布洛赫（图左）和波赛尔（图右）,1991年 诺贝尔化学奖授予 瑞士物理学家艾斯特,1944年 诺贝尔物理学奖授予 美国科学家拉比,2002年 诺贝尔化学奖授予美日瑞士三国科学家 芬恩 （图左），田中耕一（图中），维特里希（图右）,1943年 诺贝尔物理学奖授予 美国科学家斯特恩,核磁共振发展史,医用核磁共振成像仪器及通用系统框图,引用：,核磁共振成像优缺点,成像条件 有信号、获取信
4、号、处理信号及图像重建。 MRI的特点 数学、核物理、电磁学、电子学、计算机、生理解剖学、超导技术、材料科学、医学诊断等等从宏观到微观的各个领域； MRI应用于医学的优势 利用人体氢质子的MR信号成像，从分子水平提供诊断信息； 任意截面成像； 软组织图象更出色； 不受骨伪影的影响； 无电离辐射,一定条件下可进行介入MRI治疗 MRI的局限性 成像速度慢（相对于X-CT而言） 对钙化灶和骨皮质灶不敏感 图像易受多种伪影影响 禁忌症：心脏起搏器及铁磁性植入者等 定量诊断困难,回波平面成像（echoplannarmaging, EPI），使MR的成像时间大大缩短，可在100200ms内得到高分辨率的
5、图像。 磁共振血管造影（magneticresonanceangiography，MRA），不需要造影剂即可得到血管造影像，优于CT和X线血管造影。还有磁共振的灌注和渗透加权成像，不仅提供了人体组织器官形态方面的信息，还提供了功能方面的信息。 磁共振成像介入，有良好的组织对比度，可以精确地区分病灶的界面、确定目标；亚毫米级空间分辨率便于病灶定位和介入引导；多层和三维空间成像允许全方位地观察重要的解剖结构；快和超快速的成像序列能够对生理运动、介入器具和介入引起的变化进行近似实时的观察。 消除伪影的技术，如空间预饱和、梯度磁矩衡消和快速成像等技术，可有效消除人体的生理运动如呼吸、血流、脑脊液脉动、
6、心脏跳动、胃肠蠕动等引起的磁共振图像的伪影。,核磁共振成像目前取得巨大进展,核磁共振基本物理原理,磁场中的核能级间距:,研究对象: 自旋量子数0 的原子核,Larmor频率:,磁场中核能级分裂:,自旋角动量:,热平衡，各能级粒子数服从玻尔兹曼分布，宏观磁化强度M：,对氢原子核磁共振研究,核磁共振基本物理原理,旋转坐标系（xy平面均匀分布，相互抵消）:,一个核：,多个核：,核磁共振基本物理原理-Larmor 进动,核磁共振信号的弛豫,自旋体系可以与周围环境相互作用 在低能态上的核跃迁到高能态的同时，高能态的核向周围环境转移能量，及时地恢复到低能态，核体系仍然保持低能态核数目比高能态微弱过剩的热平
7、衡状态，维持玻尔兹曼分布，从而保证了共振吸收的继续进行 这种不经过辐射而回到低能态的过程叫弛豫 自旋核从共振激发状态恢复到平衡状态所需要的时间为弛豫时间,弛豫时间及自由感应衰减信号（FID）,受激发射： 在电磁波作用下，处于高能级的粒子回到低能级，发出频率为的电磁波，因此电磁波强度增强的现象。 玻尔兹曼分布表明，在平衡状态下，高低能级上的粒子数分布由下式决定：,从激发状态恢复到Boltzmann平衡的过程就是驰豫过程,驰豫（relaxation）种类,弛豫时间及自由感应衰减信号（FID）,纵向驰豫（spin-lattice relaxation） 自旋-晶格驰豫或 T1驰豫 纵向驰豫是自旋的原
8、子核与周围分子（晶格）之间交换能量的过程，磁性核的能量随之降低 纵向驰豫的结果：高能级的核数目减少，就整个自旋体系来说，总能量下降 纵向驰豫过程所经历的时间用T1表示，T1越小、纵向驰豫过程的效率越高，越有利于核磁共振信号的测定。,驰豫（relaxation）种类,注：晶格是泛指包含有自旋核的整个自旋分子体系，也可以说它是构成质子和原子的外在环境,弛豫时间及自由感应衰减信号（FID）,横向驰豫（spin-spin relaxation） 又称自旋-自旋驰豫或 T2驰豫 自旋核与自旋核之间能量交换的过程即自旋的原子核进动相位的一致性逐渐散相的过程，其快慢与周围同种核的均匀性有关 横向弛豫的结果：
9、交换能量的两个核的取向被掉换，各种能级的核数目不变，核体系的总能量不变。 横向驰豫过程所需时间以T2表示，一般的气体及液体样品T2为1秒左右。,驰豫时间决定核在高能级上的平均寿命T，由下式 知T取决于T1及T2之较小者,弛豫时间及自由感应衰减信号（FID）,横向驰豫相位发散的过程,横向驰豫过程中，各种取向的核总数没有变化，是一个相位发散的过程。 在均匀磁场中，被激发的瞬间，核具有相同的进动频率。在自旋自旋耦合的作用下，导致频散，失去同步，进而产生相散。 局部磁场的非均匀性会改变质子的进动频率，进而加速相散，加快横向驰豫。,弛豫时间及自由感应衰减信号（FID）,自旋-晶格弛豫时间（T1） 核磁共
10、振中，自旋体系因受到射频波的激励而失去平衡 射频场关断后，借自旋-晶格弛豫而恢复玻尔兹曼平衡。弛豫快慢遵循指数递增规律，把从0增大到最大值的63%所需时间定义为纵向驰豫时间,影响T1时间的因素 T1与静磁场的强度大小有关，一般静磁场强度越大， T1就大 T1长短还取决于组织进行能量传递的有效性 大分子、小分子的共振频率与拉莫尔频率差别较大，能量传递有效差，T1较长 中等分子（脂肪）的共振频率接近于拉莫尔频率，能量传递有效好，T1较短,自旋-自旋弛豫时间（T2） 特点是能量交换在相同的自旋核之间进行，因而弛豫的效率非常高。生物组织的T2值在30150ms之间。 一般情况下T1T2（T1约为T2的
11、410 倍）。 横向恢复时间T2是由于相位同步的质子开始变得不同步,所以横向磁化减小。弛豫快慢遵循指数递减规律，把从最大下降到最大值的37%的时间定义为横向驰豫时间(T2)。,弛豫时间及自由感应衰减信号（FID）,影响T2的因素 不同成分和结构的组织T2不同，例如水的T2值要比固体的T2值长。 T2与磁场强度无关 T2的长短取决于组织内部的局部小磁场的均匀性对小磁化散相的有效性 均匀性越好（水），散相效果越差，T2越长；越不均匀（肌肉），散相越快，T2越短,组织弛豫生物学意义,组织含水量 组织含水量是决定组织间弛豫率差异的主要因素。含水量下降则弛豫加快，反之弛豫变慢。 任何使组织水量变化的化学
12、物理环境均可导致组织弛豫的变化。 水的杂乱运动 不同的大分子可对其表面上水分子的运动产生不同程度的扰乱，使附件水的运动状态发生变化，这是造成T1，T2差异的另一个重要原因。 脂肪的含量 脂肪具有疏水性，使其中的氢质子得以与水中的氢质子分开。当脂肪与肌肉和肝脏等组织或器官一起分布时，仍能表现出很好的弛豫特性来 是MRI具有极高软组织对比度的组织学基础。 顺磁性粒子的作用 顺磁粒子对核磁共振的弛豫有很大影响。 在样品中掺入少量顺磁粒子，由于其总磁矩不为零，它所产生的局部场要比自旋核的强得多。如此强的局部场会使自旋核的弛豫加快。,空间定位,核磁共振成像原理,频率编码梯度（Gf）,相位编码梯度 （Gp
13、）,原理：用一个梯度磁场作为层面选择梯度（slice select gradient），确定扫描层面，然后用另外两个梯度磁场来确定层面内的坐标位置。通过三个梯度的不同组合，MRI 可以实现任意层面断层成像,选层梯度磁场（Gs）,引用：correction of rotational motion artifacts in magnetic resonance imaging,空间定位-选层梯度原理图,RF的频带宽度与梯度场强度共同决定层厚 选层的厚度取决于两个因素：选层梯度的强度（梯度场的斜率）、激励射频的频率范围（射频带宽） 层厚与射频带宽成正相关：射频频率范围越大，能够激发的质子层面越厚，
14、反之越薄,核磁共振成像原理,核磁共振成像原理,空间定位-频率编码原理图,利用Gx和Gy对该层面内的 x 和 y 方向进行平面内的空间定位,Gx和Gy分别叫做频率编码梯度（frequency encoding gradient）和相位编码梯度（phase encoding gradient）,利用相位编码梯度造成氢核有规律的相位差，利用该相位差来确定体素在某一个方向的空间位置信息,核磁共振成像原理,空间定位-相位编码原理,核磁共振成像的种类：T1成像、T2成像、密度成像,最常用的图像重建算法： FFT （快速傅里叶变换）,自旋回波序列信号：,将人体组织发出的微弱核磁共振信号重建成二维断面图像,点
15、成像法：对每个组织体素信号逐一进行测量成像的方法 线成像法：一次采集一条扫描线数据的方法 面成像法：同时采集整个断面数据的方法 体成像法：施加两维的相位编码梯度和一维的频率编码梯度同时对组织进行整个三维体积的数据采集和成像方法（不使用选层梯度进行面的选择）,核磁共振成像原理,磁共振图像重建,核磁共振成像原理,K空间,MRI成像时，需要多次射频激发采集多行数据，将采集到的原始信号数据填入到一个矩阵中，称为K空间 该空间内的数据对应的是空间位置的空间频率数据 利用该空间内的数据经过傅里叶反变换，可以得到图像数据 K空间中的数据点阵与图像的点阵不是一一对应的，每一个点包括了全层信息,二维成像是用方向
16、正交的相位编码梯度和频率编码梯度进行空间编码 三维成像是利用三个相互正交的磁场梯度实现空间编码，它增加一个与层面方向垂直的相位编码梯度以实现第三个方向上的空间编码。一次性激励整个成像容积 三维图像重建或容积成像是通过扩展二维成像平面中的空间编码方向来实现的,核磁共振成像原理,核磁共振成像图像重建,核磁共振成像系统,根据核磁共振的基本原理结合计算机断层图像重建原理而开发的一种影像诊断设备 线圈向样品发射电磁波，通过调制振荡器使射频电磁波的频率在样品共振频率附近连续变化。当频率正好与核磁共振频率吻合时，射频振荡器的输出就会出现一个吸收峰。同时由频率计即刻读出这时的共振频率值 探头置于磁极之间，用于
17、探测核磁共振信号 谱仪是将共振信号放大处理并显示和记录下来,核磁共振成像各系统框图及连接,引用：百度图片关键词“核磁 系统”,磁体类型 永磁型磁体 : 0.150.5T 维护费用小,热稳定性差; 常导型磁体 : 0.200.4T 重量轻，检修方便; 超导型磁体 : 0.303.0T 磁场强度和均匀度高,稳定 主要性能指标 主磁场强度：B0增加,提高图像的信噪比; 磁场均匀性：特定容积限度内磁场的同一性; 磁场稳定性：稳定性是衡量磁场漂移的指标 孔腔大小：内径65 cm, 但太大增大逸散磁场,降低均匀性.,核磁共振成像系统,磁体子系统,射频发射单元,射频线圈的主要性能指标：信噪比、灵敏度、射频均
18、匀性、品质因素、填充系数、有效范围,射频子系统,核磁共振成像系统,信号接收单元,梯度磁场是在主磁场上附加的梯度磁场，可以单梯度，可以双梯度，可以在X，Y，Z轴上设立。双梯度就是梯度转换更快。梯度磁场的用处主要在空间定位，包括相位编码及频率编码，可以通过梯度场明确空间上的任意位置。 梯度磁场的主要参数：线性、均匀容积；梯度磁场的启动时间；梯度磁场的强度,核磁共振成像系统,梯度磁场子系统,引用：百度图片关键词“核磁共振 梯度磁场”,核磁共振成像系统,谱仪及计算机系统,谱仪是将共振信号放大处理并显示和记录下来,引用：百度图片关键词“核磁 计算机成像系统”,参考文献,1.刘正彬.MRI旋转运动伪影校正算法研究.中国科学技术大学硕士学位论文，2011.(MR成像原理介绍部分) 2.杨正汉，王霄英.GE-MR技术系列讲座:磁共振成像技术指南.2007.（第一讲：磁共振基本物理原理） 3.鲍庆嘉.高分辨核磁共振实验与数据处理的自动化关键技术研究,华中科技大学博士论文,2013. （自动均匀磁场的实现） 4.磁共振之家. ,