【文章內(nèi)容簡介】 比劑濃度也越低，量也小，而對于動脈瘤的病人，導(dǎo)管頂端應(yīng)遠(yuǎn)離病變部位。 體位設(shè)計與圖像質(zhì)量應(yīng)具備兩個 條件：一是顯示出對比度，二是顯示病變的適當(dāng)體位。 成像方式 DSA 成像方式分靜脈性 DSA和動脈性 DSA,靜脈 DSA 分外周靜脈法和中心靜脈法；動脈 DSA 分選擇性和超選擇性動脈 DSA，臨床以選————————————————————————————————————————————————————— 擇性和非選擇性動脈 DSA為主。 對比劑團(tuán)注：團(tuán)注的概念是在單位時間內(nèi)血管內(nèi)注入一定量的對比劑，其量略大于同期 血管內(nèi)的血流量。 StewartHamilton 關(guān)系式對 DSA 的提示： ①動脈內(nèi)碘濃度與對比劑碘濃度成正比②興趣區(qū)碘濃度峰值與注射對比劑的劑量有關(guān)③IVDSA 時動脈內(nèi)碘濃度取決于 所給予的碘總量，與注射速率無關(guān)④IVDSA時，注射位置可行外周或中心注射對比劑⑤心功能過差的病人不宜做 IVDSA。 綜述為： IVDSA 中的外周靜脈法，動脈顯影的碘濃度是所注射對比劑濃度的 1/20，對比劑特性曲線的峰值與注射碘的總量成正比，與心輸出量成正比，與中心血量成反比。 DSA DSA 的一個極為重要的特征是， DSA 顯示血管的能力與血管內(nèi)碘濃度和曝線量平方根乘積成正比。 IADSA 與血管造影相比，對比劑用量降低 1/41/3。 IVDSA 的缺點：①造影劑經(jīng) 20倍稀釋才能達(dá)到 興趣區(qū)動脈②高濃度大劑量③顯影血管相互重疊對小血管顯示不滿意④并非無損傷性 IADSA的優(yōu)點：①濃度低，用量少②稀釋的造影劑減少病人不適，減少移動性偽影③血管重疊少，利于小血管的顯示④靈活方便，無大損傷。 DSA 減影方式分為：時間減影、能量減影和混合減影。現(xiàn)多用的是時間減影中的連續(xù)方式、脈沖方式和路標(biāo)方式。 時間減影：①常規(guī)方式 取蒙片像、充盈像各一幀進(jìn)行相減②脈————————————————————————————————————————————————————— 沖方式 每秒進(jìn)行數(shù)幀攝影，適用于腦血管、頸動脈、肝動脈和四肢動脈等活動較少的部位③超脈沖方式 630 幀 /s 脈沖攝像，優(yōu)點是適應(yīng)心臟、冠脈、主肺動脈等活動快的部位，運動模糊小④連續(xù)方式 2550 幀 /s，單位時間圖像幀數(shù)多，時間分辨率高⑤時間間隔差方式 對心臟等周期性活動的部位，能消除相位偏差造成的圖像運動性偽影⑥路標(biāo)方式 為安全插管創(chuàng)造了有利條件⑦心電觸發(fā)脈沖方式 外部心電圖信號以三種方式觸發(fā)采像：連續(xù)心電圖標(biāo)記、脈沖心電圖標(biāo)記、脈沖心電圖門控。心電觸發(fā)脈沖方式主要用于心臟大血管 7 的 DSA 檢查。 能量減影：也稱雙能減影。能量減影是利用碘與周圍軟組織對 X線的衰減系數(shù)在不同能量下有明顯差 異這一特點進(jìn)行的。碘在 33keV時，其衰減曲線具有銳利的不連續(xù)性，此臨界水平稱 K 緣。而軟組織衰減系數(shù)是連續(xù)的，且能量越大，質(zhì)量衰減系數(shù)越小。 混合減影：1981 年提出，經(jīng)歷 2個階段，先消除軟組織，再消除骨組織，最后留下血管像?；旌蠝p影要求在同一焦點上發(fā)生兩種高壓，或在同一球管中具有高壓和低壓兩個焦點，所以混合減影對設(shè)備及球管負(fù)載要求較高。 第六節(jié) MR 成像原理 一、磁共振成像的物理學(xué)基礎(chǔ) 磁場對人體的磁化作用 自旋 ①原子核結(jié)構(gòu)：原子核位于原子中心，由帶正電荷的質(zhì)子和不顯————————————————————————————————————————————————————— 電 性的中子組成。質(zhì)子數(shù)量通常與核外電子書相等，以保持電中性。質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)可不等，質(zhì)子和中子決定原子的質(zhì)量。原子核決定原子的物理特性。電子在核外有軌道運動和自旋運動，軌道運動產(chǎn)生軌道角動量和軌道磁矩，自旋運動產(chǎn)生自旋角動量和自旋磁矩。分子的磁矩主要來自于自旋。 ②原子核的自旋特性：原子核不是固定不變，而是不停繞自身軸旋轉(zhuǎn)。 質(zhì)子磁矩是矢量，具有方向和大小。 質(zhì)子的自旋是產(chǎn)生磁共振現(xiàn)象的基礎(chǔ)。 只有質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)均為奇數(shù)或質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)的和為奇數(shù)額原子核，其總自旋不為零，才能產(chǎn)生磁共振現(xiàn)象。 氫原子人體含量最多，且磁化率最高，目前生物組織 MRI 成像主要以氫原子成像。 氫原子核含一個質(zhì)子，無中子，又稱氫質(zhì)子。 角動量是磁性強(qiáng)度的反應(yīng)，角動量大，磁性 就強(qiáng)。 1 個質(zhì)子角動量約 1026 Tesla，磁共振就是利用這個角動量的物理特性來進(jìn)行激發(fā)、信號采集和成像的。 在沒有磁場的情況下，自旋中的磁矩方向是雜亂無章的。 ①質(zhì)子自旋和角動量方向 根據(jù)電磁原理，質(zhì)子自旋產(chǎn)生的角動量空間方向總是與其自旋的平面垂直。 當(dāng)人體處于強(qiáng)大外磁場 Bo 時，角動量方向?qū)⑹艿酵獯艌龅挠绊懀?jīng)一定時間達(dá)到相對穩(wěn)定的狀態(tài)，此時角動量的總的凈值稱為磁矩，這個凈值是一個所有質(zhì)子總的概念，不是指單個質(zhì)子的角動量方向?！?磁矩方向總與外磁場方向一致。 ②磁矩和進(jìn)動 磁矩的重要特性：一是個總和的概念，磁矩方向與外磁場一致，并不代表只有質(zhì)子角動量方向都與 Bo一致，實際上約一半是與其相反的。第二磁矩是一個動態(tài)形成過程，人體置于磁場需要一定時間才能達(dá)到動態(tài)平衡。第三磁矩在磁場中是隨質(zhì)子進(jìn)動的不同而變化的，且進(jìn)動具有特定頻率，稱為進(jìn)動頻率。 外 加磁場的大小決定著磁矩與 Bo軸的角度，外磁場越強(qiáng)，角度越小，磁矩值越大， MRI 信號越強(qiáng)，圖像結(jié)果會更好。此外外磁場大小還決定了進(jìn)動的頻率，外磁場越大，進(jìn)動頻率越高。與 Bo相對應(yīng)的進(jìn)動頻率也稱 Larmor拉莫頻率，原子在 為該原子的旋磁比，為一常數(shù)值。氫原子的磁旋比為 。 3.弛豫 ①弛豫 原子核在外加 RF（射頻脈沖）作用下，發(fā)生磁共振而達(dá)到穩(wěn)定的高能態(tài)，從外加的 RF消失開始，到回復(fù)至發(fā)生磁共振前的磁矩狀態(tài)為止，整個變化過程即為弛豫過程。弛豫過程是一個能量轉(zhuǎn)變的過 程，需要一定的時間。磁共振成像時，受檢臟器的每一個質(zhì)子都要經(jīng)過反復(fù)的 RF激發(fā)和弛豫過程。弛豫分為縱向弛豫和橫向弛豫。 ②縱向弛豫 縱向弛豫是一個從零狀態(tài)恢復(fù)到最大值的過程。由于要使縱向磁矩恢復(fù)到與激發(fā)前完全一樣的時間很長，有時是無窮數(shù)，故人為地將縱向磁矩恢復(fù)到原來的 63%時，所需要的時間稱為 T1時間或 T1 值， T1 值一般以秒或毫秒為單位。 T1 是反映組織縱向弛豫快或慢的物理指標(biāo)，人體各組織具有不同的 T1值。 ————————————————————————————————————————————————————— ③橫向弛豫 橫向弛豫是從最大值恢復(fù)到零狀態(tài)的過程。我們將橫向磁矩減少到最大值 8 的 37%時所需要的時間稱為 T2 時間或 T1 值，縱向弛豫和橫向弛豫同時發(fā)生。 MR 信號是 MRI 機(jī)中使用的接收線圈探測到的電磁波，具有一定的位相、頻率和強(qiáng)度。 磁共振成像設(shè)備中，接受線圈可為同一線圈，也可為方向相同的兩個線圈。 自由感應(yīng)衰減 FID信號描述的是信號瞬間幅度與時間的對應(yīng)關(guān)系?！案道锶~變換”就是將時間函數(shù)變換成頻率函數(shù)的方法。 FID不僅提供幅值和頻率，還提供幅值和頻率相關(guān)的相位信息。 二、 MR 圖像重建原理 利用梯度磁場 G 實現(xiàn) MRI 的空間定位，共有三種梯度磁場：橫軸位 Z、矢狀位 X、冠狀位 Y。 MRI 的空間定位主要由梯度磁場來完成。根據(jù)梯度磁場變化來確定位置時，不需受檢者的移動，這是與 CT 成像明顯的不同。 梯度磁場性能是 MRI 機(jī)的一個重要指標(biāo)，可提高圖像分辨能力和信噪比，可做更薄層厚的 MRI 成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應(yīng)，同時梯度磁場的爬升速度越快，越有利于不通過 RF 頻率的轉(zhuǎn)換。 選擇 MRI 成像是多切面的斷層顯像，根據(jù)要求可做矢狀面、冠狀面、橫斷面成像，只要啟動相應(yīng)的梯度場即可。 MRI 做任何斷面都 不需要————————————————————————————————————————————————————— 移動病人，只是啟動不同的梯度場即可。 層面梯度、相位編碼梯度和頻率編碼梯度的時間先后排列和協(xié)同工作，可以達(dá)到對某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。 空間與圖像重建方法 K 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同時激發(fā)，這一排像素的不同空間位置由頻率編碼梯度場定位作用確定，因此相位和頻率的相對應(yīng)就可明確某一信號的空間位置。在計算機(jī)中，按相位和頻率兩種坐標(biāo)組成的一種虛擬空間位置排列矩陣，稱為“ K 空間”， K 空間實際上是 MR信號的定位空間，在 K空間中，相位編碼 是上下、左右對稱的，從正值的最大值逐漸 變化到負(fù)值的最大，中心部位是相位處于中心的零位置。 K 空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素信號，在傅里葉轉(zhuǎn)換中作用最大，處于 K 空間周邊位置的像素的作用要小很多。 在非常強(qiáng)調(diào)成像時間的腦彌散成像、灌注成像機(jī)心臟 MRI 成像時，為節(jié)約時間，可將周邊區(qū)域的 K空間全部作零處理，信噪比損失不會超過 10%，這種成像方法稱 K 空間零填充技術(shù)。而 K 空間分段采集技術(shù)一般應(yīng)用于心臟快速 MRI 成像。 二維傅里葉圖像重建法：二維傅里葉變換法是MRI 特有且常用的圖像重建方法。傅里葉 變換就是將 K 空間的信息逐行、逐點地解析和填充到真正的空間位置上去，形成多幅反映信號強(qiáng)弱的 MRI 圖像。 三、磁共振的脈沖序列 磁共振實質(zhì)就是通過脈沖序列，獲得所需回波信號并將其重建為————————————————————————————————————————————————————— 圖像的過程。 影像組織磁共振信號強(qiáng)度的因素很多，如質(zhì)子密度、T T化學(xué)位移、液體流動、水分子擴(kuò)散運動等。 射頻脈沖 RF 的調(diào)整主要包括帶寬即頻率范圍、幅度即強(qiáng)度、施加時間及持續(xù)時間。 梯度場調(diào)整包括梯度場方向、場強(qiáng)、施加時間及持續(xù)時間。 將射頻脈沖、梯度場和信號采集時間等相關(guān)參數(shù)的設(shè)置及其在時間上的排序 稱為 MRI 的脈沖序列。 ：任何脈沖序列都是 RF、梯度磁場和信號采集的有序組合。 RF 為具有一定寬度、幅度的電磁波，是磁共振信號的激勵源，因此在任何脈沖序列中至少有一個射頻脈沖。 RF 能量以射頻的形式被自選核吸收，又以射頻的形式被釋放，遵循頻率一致原則。射頻脈沖的帶寬即脈沖頻率大小的描述，射頻脈沖另一參數(shù)是激勵角或翻轉(zhuǎn)角，代表縱向磁化矢量接受射頻能量后向橫向平面翻轉(zhuǎn)的角度。 梯度磁場主要在層面選擇、相位編碼、頻率編碼過程中起作用，而信號采集是脈沖序列的最終目的。 9 脈沖序列的表達(dá)方式有兩種，即時序圖和流程表達(dá)式。時序圖是最直觀、最常用的脈沖序列表達(dá)方式。 按檢測信號分類：可供磁共振系統(tǒng)使用的信號有三種即①隨時間呈振蕩衰減的FID 信號即自由感應(yīng)衰減信號②射頻方法采集的回波信號即自旋回波信號③梯度場切換方法采集的回波即梯度回波信號。因此根據(jù)采集信號的不同脈沖序列可分為①直接測定 FID信號的序列②自旋回波序列————————————————————————————————————————————————————— SE③梯度回波序列 GRE 按用途分類分為通用序列和專用序列 按掃描速度分為快速成像序列和普通序列。 參數(shù) ①重復(fù)時間 TR TR 指的是脈沖序列執(zhí)行一次需要的時間。 TR 主要決定圖像的 T1對比， TR 越大， T1 權(quán)重越??； TR越小， T1權(quán)重越大。 TR 越大，圖像的信噪比越高但掃描時間越長。 ②回波時間 TE TE 指的是 RF 激勵脈沖中心點到回波信號中心點的時間間隔。 TE主要決定圖像的 T2對比， TR越大， T2 權(quán)重越大，但信噪比下降； TR越小， T2 權(quán)重越小。在 SE和 GRE序列中， TR 和 TE 共同決定圖像的信噪比和對比度。 ③反轉(zhuǎn)時間 TI 在反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列 IR中， 180176。反轉(zhuǎn)脈沖到 90176。 激勵脈沖之間的時間間隔稱為反轉(zhuǎn)時間 TI。兩個 180176。脈沖之間的時間間隔為 TR，90176。到 180脈沖之間的時間間隔為 TE。脂肪抑制選用短 TI 時間，自由水抑制選用長 TI 時間，為增加腦灰質(zhì)白質(zhì) T1對比時，則選用中等長度 TI 值。 ④層厚 二維成像中層面越薄，空間分辨率越高，因體素體積變小，信噪比越低。磁共振成像的層厚由梯度場場強(qiáng)和射頻脈沖帶寬共同控制，其他因素不變情況下，場強(qiáng)越強(qiáng)， RF帶寬越窄，層厚越薄。 ⑤層間隔 在掃描層面質(zhì)子被激勵的同時，層面附近的質(zhì)子往往也會受到激勵，造成信號的相互影響，稱為 層間干擾或?qū)娱g污染，因此在二維 ————————————————————————————————————————————————————— 磁共振成像時需要設(shè)置一定的層間隔及層距，以減少層間污染