【正文】 BBgBh ??? )( 0 ???層厚取決于對(duì)頻率差別的區(qū)分能力，梯度磁場(chǎng)的梯度大小。依據(jù)位相的不同可以區(qū)分 Y坐標(biāo)。 沿相位編碼方向各磁化強(qiáng)度矢量進(jìn)動(dòng)頻率為 ?y= ? (B0+yGy) v3進(jìn)動(dòng)頻率 v2進(jìn)動(dòng)頻率 v1進(jìn)動(dòng)頻率 相位編碼數(shù)學(xué)原理 進(jìn)動(dòng)頻率不同導(dǎo)致進(jìn)動(dòng)相位不同 相位編碼梯度持續(xù)時(shí)間 ty ty時(shí)間后各體素的進(jìn)動(dòng)相位 ?y ?y=?ytv= ? (B0+yGy) tv 相位差 ? ?y= ? yGytv= ? ?y y tv Gy 對(duì)相位的作用 t=ty時(shí)刻，相位編碼梯度關(guān)斷 各體素再次置于相同的外磁場(chǎng)： ? 進(jìn)動(dòng)頻率恢復(fù) Gy作用前數(shù)值 ? Gy誘發(fā)的進(jìn)動(dòng)相位差保留 — 相位記憶 相位編碼數(shù)學(xué)原理 頻率編碼： 在相位編碼結(jié)速后，沿 X軸方向加一梯度磁場(chǎng)GX，從而使不同 X坐標(biāo)的自旋磁矩的進(jìn)動(dòng)頻率不一樣，進(jìn)而依據(jù)這種進(jìn)動(dòng)頻率的差異來(lái)確定 X坐標(biāo)。 ? 每個(gè)測(cè)量周期的頻率編碼脈沖均相同。 射頻率系統(tǒng)：由射頻發(fā)生器，射頻接收器，控制系統(tǒng)組成。 重聚焦脈沖僅作用于既定層面 t=t3 時(shí)刻，頻率編碼梯度 Gx出現(xiàn) t3~t5 Gx持續(xù)時(shí)間； 采樣從回波信號(hào)的峰值開(kāi)始 檢測(cè)期 — Gx的脈寬 tx=t5 t3 t5~t6延遲時(shí)間 等待宏觀(guān)磁化矢量 Mz恢復(fù)至其穩(wěn)態(tài)值 M0。 增加磁場(chǎng)強(qiáng)度可提高信噪比，對(duì)磁場(chǎng)的要求高，同時(shí)會(huì)增加 RF能量，人體劑量增加。 四、空間分辨力：指單個(gè)體素的大小，主要由三個(gè)梯度磁場(chǎng)的梯度和靜磁場(chǎng)及檢測(cè)器對(duì)頻率差異的區(qū)分能力決定。 討論：磁共振成像的優(yōu)缺點(diǎn)。 質(zhì)子密度、 T T2弛豫時(shí)間以及流動(dòng)效應(yīng)等都是組織的 本征參數(shù)，通過(guò)它們可以推知組織結(jié)構(gòu) 甚至功能狀態(tài)。 脈沖的幅度、寬度、間隔時(shí)間、施加順序直接影響信號(hào)的產(chǎn)生和空間編碼。激勵(lì)脈沖之間的時(shí)間間隔。當(dāng)相位編碼梯度幅度為零或零附近時(shí)，所采信號(hào)的回波時(shí)間。 (經(jīng)過(guò)3T1時(shí)間，組織的縱向磁化可恢復(fù)其穩(wěn)態(tài)值的 95%以上） T1對(duì)比度和質(zhì)子密度對(duì)比度的差別 ?T1對(duì)比度由宏觀(guān)磁化強(qiáng)度矢量的變化率產(chǎn)生 ?質(zhì)子密度對(duì)比度由磁化強(qiáng)度矢量的最大值決定 ?弛豫階段的早期以 T1對(duì)比度為主，弛豫后期 質(zhì)子密度對(duì)比度占優(yōu)勢(shì)，隨縱向磁化最大值 的趨近， T1對(duì)比度逐漸被質(zhì)子密度對(duì)比度 取代。 序列參數(shù)的優(yōu)化 一 .序列參數(shù)分類(lèi) ? 初級(jí)參數(shù) TR、 TE、 TI、 ?等 ? 導(dǎo)出參數(shù) 圖像對(duì)比度、空間分辨率、 SNR、 成象時(shí)間 磁共振成像脈沖序列常用參數(shù) 二 .參數(shù)優(yōu)化內(nèi)容 ? 影響參數(shù) TR、 TE、 TI、 ? 影響參數(shù)及優(yōu)化 的 影響參數(shù)及優(yōu)化 K空間 K空間是傅立葉變換磁共振成像方法中的一個(gè)重要概念。 K空間 相位編碼和選片編碼梯度的幅度決定了它所編碼的信號(hào)的大小。 K空間的每一點(diǎn)都包含了整個(gè)圖像的信息。填充到 K空間中心的數(shù)據(jù)通常來(lái)源于自旋回波、梯度回波和快速自旋回波等等，它們又由于各自參數(shù)選擇的不同而產(chǎn)生完全不同的對(duì)比度。 Physical Space A 9 9 case Before Encoding After Frequency Encoding x gradient After Phase Encoding y gradient So each point contains information from all the voxels MR data space Contributions of different image locations to the raw kspace data. Each data point in kspace (shown in yellow) consists of the summation of MR signal from all voxels in image space under corresponding gradient fields. . . . . . . . . +Gx Gx 0 0 +Gy Gy . Physical Space KSpace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Acquired MR Signal d x d yeyxIkkS ykxkiyx yx )(2),(),( ????? ?From this equation, it can be seen that the acquired MR signal, which is also in a 2D space (with kx, ky coordinates), is the Fourier Transform of the imaged object. For a given data point in kspace, say (kx, ky), its signal S(kx, ky) is the sum of all the little signal from each voxel I(x,y) in the physical space, under the gradient field at that particular moment Kx = ?/2? ?0t Gx(t) dt Ky = ?/2? ?0t Gy(t) dt Two Spaces FT IFT kspace kx ky Acquired Data Image space x y Final Image Image K High Signal 。通常 K空間至少要填充到 50%。 K空間 K空間中，某一方向相鄰采樣點(diǎn)的間隔影響圖像上該方向的視域（ FOV）和信噪比，間隔越小，F(xiàn)OV越大，同時(shí)信噪比越高；而采樣點(diǎn)在 K空間中某一方向覆蓋的范圍決定了圖像上該方向的分辨率，覆蓋范圍越大，分辨率越高?？梢赃@樣簡(jiǎn)單理解，編碼步數(shù)越多，圖像空間分辨率越高（越銳利）。 K空間 K空間就是存放磁共振成像用原始數(shù)據(jù)的地方，也就是說(shuō)，這些數(shù)據(jù)是由脈沖序列運(yùn)行時(shí)采集來(lái)的，在進(jìn)行傅立葉變換后，就能變成圖像。 ?一般病變部位都會(huì)出現(xiàn)大量水的聚集，用 T2加權(quán)像可以非常滿(mǎn)意的顯示這些水的分布，因此在確定病變范圍上有重要作用 質(zhì)子密度加權(quán)像（長(zhǎng) TR短 TE) ?長(zhǎng) TR可使組織的縱向磁化矢量在下一個(gè)激勵(lì)到來(lái)之前充分弛豫，削減 T1對(duì)信號(hào)的影響； ?短 TE主要削減 T2對(duì)圖像的影響，這是圖像對(duì)比度僅與質(zhì)子密度有關(guān) 無(wú)論何種加權(quán)像，均會(huì)包含一定的質(zhì)子密度、 T1 和 T2對(duì)比度。 圖像對(duì)比度與加權(quán) 一 .T1值和 T1圖像對(duì)比度