大型儀器上崗證磁共振mri技師上崗證書(shū)培訓(xùn)

1、第1章磁共振成像的物理學(xué)基礎(chǔ)磁共振成像的物理學(xué)基礎(chǔ)1磁共振成像的起源及定義磁共振成像的起源及定義磁共振成像（MRI）是利用射頻（RF）電磁波對(duì)置于磁場(chǎng)中的含有自旋不為零的原子核的物質(zhì)進(jìn)行激發(fā)，發(fā)生核磁共振，用感應(yīng)線圈采集磁共振信號(hào)，按一定數(shù)學(xué)方法進(jìn)行處理而建立的一種數(shù)字圖像。1946年美國(guó)教授同時(shí)發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn)象，發(fā)現(xiàn)在物理、化學(xué)、生物化學(xué)、醫(yī)學(xué)上具有重大意義。。1946～1972年NMR主要用于有機(jī)化合物的分子結(jié)構(gòu)分析，即磁共振波譜

2、分析（MRS）。1971年美國(guó)紐約州立大學(xué)的達(dá)曼迪恩教授在《科學(xué)》雜志上發(fā)表了題為“NMR信號(hào)可檢測(cè)疾病”和“癌組織中氫的T1、T2時(shí)間延長(zhǎng)”等論文。1973年美國(guó)人Lauterbur用反投影法完成了MRI的實(shí)驗(yàn)室的模擬成像工作。1978年英國(guó)第一臺(tái)頭部MRI設(shè)備投入臨床使用，1980年全身的MRI研制成功。1.1.2.11.1.2.1磁共振磁共振影像影像的特點(diǎn)的特點(diǎn)多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息；高對(duì)比成像，可得出祥盡的解剖圖譜；任

3、意層面斷層，可以從三維空間上觀察人體成為現(xiàn)實(shí)；人體能量代謝研究，有可能直接觀察細(xì)胞活動(dòng)的生化藍(lán)圖；不使用對(duì)比劑，可觀察心臟和血管結(jié)構(gòu)；無(wú)電離輻射，一定條件下可進(jìn)行介入MRI治療；無(wú)氣體和骨偽影的干擾，后顱凹病變等清晰可見(jiàn)。1.1.2.21.1.2.2磁共振成像的局限性磁共振成像的局限性呈像速度慢；對(duì)鈣化灶和骨皮質(zhì)癥不夠敏感；圖像易受多種偽影影響；禁忌證多；定量診斷困難。1.21.2原子核共振特性原子核共振特性1.2.31.2.3核磁共振

4、現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象共振是一種自然界普遍存在的物理現(xiàn)象。物質(zhì)是永恒運(yùn)動(dòng)著的，物體的運(yùn)動(dòng)在重力作用下將會(huì)有自身的運(yùn)動(dòng)頻率。當(dāng)某一外力作用在某一物體上時(shí)，一般只是一次的作用而沒(méi)有共振的可能，當(dāng)外力是反復(fù)作用的，而且有固定的頻率。如果這個(gè)頻率恰好與物體的自身運(yùn)動(dòng)頻率相同，物體將不斷地吸收外力，轉(zhuǎn)變?yōu)樽陨磉\(yùn)動(dòng)的能量，哪怕外力非常小。隨時(shí)間的積累，能量不斷被吸收，最終導(dǎo)致物體的顛覆而失去共振狀態(tài)。這個(gè)過(guò)程就是共振。質(zhì)子在一定的磁場(chǎng)強(qiáng)度環(huán)境中，它的磁矩

5、是以Lam頻率作旋進(jìn)運(yùn)動(dòng)的，進(jìn)動(dòng)頻率是由磁場(chǎng)強(qiáng)度決定的。所以，進(jìn)動(dòng)是磁場(chǎng)中磁矩矢量的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)，而單擺運(yùn)動(dòng)是重力場(chǎng)中物體的運(yùn)動(dòng)，原理是相同的。進(jìn)動(dòng)的磁矩，如果把三維的旋轉(zhuǎn)用透視法改為二維運(yùn)動(dòng)圖，就更清楚地看到它與單擺運(yùn)動(dòng)是極其相似的。當(dāng)在B0作用下以某一恒定頻率進(jìn)動(dòng)的磁矩，在受到另一個(gè)磁場(chǎng)（B1）的重復(fù)作用時(shí)，當(dāng)B1的頻率與Lam頻率一致，方向與B0垂直，進(jìn)動(dòng)的磁矩將吸收能量，改變旋進(jìn)角度（增大），旋進(jìn)方向?qū)⑵xB0方向，B1強(qiáng)度越大，進(jìn)

6、動(dòng)角度改變?cè)娇?，但頻率不會(huì)改變。以上就是原子核（MRI中是質(zhì)子）的磁角動(dòng)量在外加主磁場(chǎng)（B0）的條件下，受到另一外加磁場(chǎng)（B1）的作用而發(fā)生的共振現(xiàn)象，這就是磁共振物理現(xiàn)象。1.3.11.3.1弛豫過(guò)程弛豫過(guò)程1.3.1.1弛豫弛豫原子核在外加的RF（B1）作用下產(chǎn)生共振后，吸收了能量，磁矩旋進(jìn)的角度變大，偏離B0軸的角度加大了，實(shí)際上處在了較高的能態(tài)中，在B1消失后將迅速恢復(fù)原狀，就象被拉緊的彈簧“放松”了。原子核的磁矩的弛豫過(guò)程與之

7、有許多相似之處，原子核發(fā)生磁共振而達(dá)到穩(wěn)定的高能態(tài)后，從外加的B1消失開(kāi)始，到回復(fù)至發(fā)生磁共振前的磁矩狀態(tài)為止，整個(gè)變化過(guò)程就叫弛豫過(guò)程。弛豫過(guò)程是一個(gè)能量轉(zhuǎn)變的過(guò)程，需要一定的時(shí)間，磁矩的能量狀態(tài)隨時(shí)間延長(zhǎng)而改變，磁矩的整個(gè)回復(fù)過(guò)程是較復(fù)雜的。但卻是磁共振成像的關(guān)鍵部分。磁共振成像時(shí)受檢臟器的每一個(gè)質(zhì)子都要經(jīng)過(guò)反復(fù)的RF激發(fā)和弛豫過(guò)程。弛豫有縱向弛豫和橫向弛豫之分。1.3.1.2縱向弛豫縱向弛豫縱向弛豫是一個(gè)從零狀態(tài)恢復(fù)到最大值的過(guò)程

8、。磁矩是有空間方向性的，當(dāng)人體進(jìn)入B0環(huán)境中以后，數(shù)秒或數(shù)十秒鐘后將形成一個(gè)與B0方向一致的凈磁矩，我們稱其為M0，B0方向是一條空間的中心軸線，我們定義它為縱軸。在外加的RF（B1）作用下，B0將發(fā)生偏離縱軸的改變，此時(shí)B0方向上的磁矩將減少，當(dāng)B1終止后，縱軸（B0軸）上的分磁矩又將逐漸恢復(fù)，直至回復(fù)到RF作用前的狀態(tài)，這個(gè)過(guò)程就叫縱向弛豫，所需要的時(shí)間就是縱向弛豫時(shí)間。由于要使縱向磁矩恢復(fù)到與激發(fā)前完，全一樣的時(shí)間很長(zhǎng)，有時(shí)是一個(gè)

9、無(wú)窮數(shù)。因此，我們?nèi)藶榈匕芽v向磁矩恢復(fù)到原來(lái)的63%63%時(shí)，所需要的時(shí)間為一個(gè)單位斷變化的梯度磁場(chǎng)與對(duì)應(yīng)變化的RF發(fā)生放大器配合，將達(dá)到空間定位的目的。根據(jù)梯度磁場(chǎng)的變化來(lái)確定位置時(shí)，不需受檢病人的移動(dòng)，這是與CT成像明顯不同。梯度磁場(chǎng)性能是磁共振機(jī)性能的一個(gè)重要指標(biāo)，它可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的磁共振成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應(yīng)。同時(shí)梯度磁場(chǎng)的梯度爬升速度越快，越有利于不同RF頻率的轉(zhuǎn)換。1.4.1.2層面

10、選擇磁共振成像是多切面的斷層顯像。要使某一段大塊的人體組織分層面顯示，就要進(jìn)行層面定位，人為地分解組織器官成為許多具有一定層厚的斷面。橫軸位（Gz）、失狀位（Gx）和冠狀位（Gy）的梯度磁場(chǎng)可作為層面選擇梯度場(chǎng)，根據(jù)要求做矢狀面、冠狀面還是橫斷面，只要通過(guò)電腦控制啟動(dòng)某一軸上的梯度場(chǎng)即可。如果采用第一層對(duì)應(yīng)梯度強(qiáng)度和頻率的RF激發(fā)，RF停止后出現(xiàn)的具有特定頻率的回波信號(hào)，將被計(jì)算機(jī)認(rèn)為是第一層面質(zhì)子的信號(hào)，然后再采用第二層對(duì)應(yīng)頻率的RF

11、激發(fā)，如此重復(fù)，至最后一層，可以達(dá)到層面選擇的目的，所以MRI做任何斷面都不需移動(dòng)病人，只是啟動(dòng)不同的梯度場(chǎng)即可1.4.2MRIMRI斷層平面信號(hào)的空間編碼斷層平面信號(hào)的空間編碼以上僅對(duì)不同層面進(jìn)行分辨，出現(xiàn)的回波信號(hào)僅僅為一個(gè)層面的總和。一個(gè)層面中有128256或256256個(gè)像素，如何分辨？對(duì)一個(gè)層面而言，平面上位置有左右和上下不同，可以再用相位和頻率兩種編碼方法來(lái)實(shí)現(xiàn)定位。層面分辨梯度是Z軸方向的話，我們可以在Y軸的上下方向上施加

12、第二個(gè)梯度磁場(chǎng)，將上下空間位置的體素用不同相位狀態(tài)來(lái)分辨，我們稱這個(gè)梯度磁場(chǎng)為相位編碼梯度磁場(chǎng)。一個(gè)128256矩陣可用128種不同相位來(lái)編碼，這時(shí)成像時(shí)間就與相位編碼數(shù)直接相關(guān)。這樣，我們用梯度磁場(chǎng)使層面的Z軸上和上下的Y軸上均有不同。但是，此時(shí)某一次ＲＦ激發(fā)后的回波仍是左右方向上一排像素（128或256個(gè)）的總和，這一排如何分？這一排像素要用頻率編碼的方法來(lái)區(qū)分，在一個(gè)RF激發(fā)停止后，立即在這一排像素所在方向上再施加另一梯度磁場(chǎng)，稱

13、為頻率編碼梯度磁場(chǎng)。使這一排上不同像素的質(zhì)子在弛豫過(guò)程中出現(xiàn)頻率不同，計(jì)算機(jī)可以識(shí)別此頻率的差異而確定不同質(zhì)子的位置。頻率編碼與成像總時(shí)間沒(méi)有直接關(guān)系，故頻率編碼上的矩陣點(diǎn)數(shù)一般都為256。層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時(shí)間先后排列和協(xié)同工作，可以達(dá)到對(duì)某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。由以上可知，一次RF激發(fā)是對(duì)某一層面中的某一排（一般256個(gè)）像素的同時(shí)激發(fā)，而且要間隔一個(gè)TR時(shí)間后再進(jìn)行該層面下一排像素的第二次激發(fā)

14、，時(shí)間就與TR、層數(shù)、像素?cái)?shù)有關(guān)。這個(gè)定位過(guò)程是一個(gè)反復(fù)的過(guò)程，較CT的定位更復(fù)雜。1.4.3MRMR圖像重建理論圖像重建理論1.4.3.1K空間填充技術(shù)一次RF激發(fā)是相同相位編碼位置上的一排像素的同時(shí)激發(fā)，這一排像素的不同空間位置是由頻率編碼梯度場(chǎng)的定位作用確定的。因此，相位和頻率的相對(duì)應(yīng)就可明確某一信號(hào)的空間位置。所以，在計(jì)算機(jī)中，按相位和頻率兩種坐標(biāo)組成了另一種虛擬的空間位置排列矩陣，這個(gè)位置不是實(shí)際的空間位置，只是計(jì)算機(jī)根據(jù)相位

15、和頻率不同而給予的暫時(shí)識(shí)別定位，這就是“K空間”。K空間實(shí)際上是MR信號(hào)的定位空間。在K空間中，相位編碼是上下、左右對(duì)稱的，從正值的最大逐漸變化到負(fù)值的最大，中心部位是相位處于中心點(diǎn)的零位置，而不同層面中的多次激發(fā)產(chǎn)生的MR信號(hào)被錯(cuò)位記錄到不同的K空間位置上。由于一排排像素的數(shù)量在同一序列中總是恒定的，使頻率變化范圍也恒定，某一排像素的頻率編碼起始頻率低，則最末一個(gè)像素的終末頻率也低。在K空間上相位變化的對(duì)稱性的前提下，導(dǎo)致處于K空間頻

16、率坐標(biāo)的中心位置的中等頻率值的像素會(huì)最多，總的合計(jì)信號(hào)強(qiáng)度將最大。所以，K空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素的信號(hào)，在傅利葉轉(zhuǎn)換過(guò)程中的作用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。在K空間采集中，頻率和相位編碼的位置一一對(duì)應(yīng)，雖然圖像信號(hào)采集的矩陣為128256或256256，但K空間在計(jì)算機(jī)中為一個(gè)規(guī)整的正方形矩陣。如前所述，處于K空間中心區(qū)域的各個(gè)數(shù)值對(duì)圖像重建所起的作用要比周邊區(qū)域的更大，所以，在非常強(qiáng)調(diào)成像時(shí)間的腦彌散成像、