【正文】 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%。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。 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。 K空間的每一點(diǎn)都包含了整個(gè)圖像的信息?？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 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 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。 序列參數(shù)的優(yōu)化 一 .序列參數(shù)分類 ? 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。 ?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。 (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。 圖像對(duì)比度與加權(quán) 一 .T1值和 T1圖像對(duì)比度 兩種組織的縱向弛豫曲線 T1圖像對(duì)比度的形成 二 .T2值和 T2圖像對(duì)比度 T2圖像對(duì)比度的形成 t=TE時(shí)獲得最大圖像對(duì)比 三 .質(zhì)子密度圖像對(duì)比度 ? 體素內(nèi)質(zhì)子密度決定弛豫過(guò)程中縱向磁化的最大值。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。決定序列回波時(shí)間長(zhǎng)短，圖像對(duì)比度。激勵(lì)脈沖之間的時(shí)間間隔。 脈沖序列設(shè)置 射頻脈沖、梯度脈沖順序設(shè)置 脈沖參數(shù)、時(shí)序設(shè)置 ? 具有一定帶寬、一定幅度的射頻脈沖與梯度脈沖的有機(jī)組合 ? 典型 MRI序列由自旋準(zhǔn)備和信號(hào)產(chǎn)生兩個(gè)功能單元組成 脈沖序列構(gòu)成 脈沖序列分類 ? 按檢測(cè)信號(hào)類型分 直接測(cè)定 FID信號(hào)的序列 測(cè)定自旋回波的序列 測(cè)定梯度回波的序列 ? 按序列用途分 通用序列 —— 人體組織正常成像 專用序列 —— 心臟電影、脂肪抑制序列等 ? 按成像速度分 快速成像序列，普通序列 翻轉(zhuǎn)恢復(fù)序列 飽和恢復(fù)序列 脈沖序列參數(shù)的定義 一 .時(shí)間參數(shù) （ TR)脈沖序列執(zhí)行一遍所需時(shí)間 （ TE) 從第一個(gè) RF脈沖到回波信號(hào)產(chǎn)生所需時(shí)間 多回波序列中 在自旋回波和梯度回波序列中 TE和 TR共同決定圖像的對(duì)比度 RF脈沖到第一個(gè)回波信號(hào)產(chǎn)生 所需時(shí)間稱 TE1 RF脈沖到第二個(gè)回波信號(hào)產(chǎn)生 所需時(shí)間稱 TE2 （ TI,invertion time) 在反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列中， 180186。 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。 或 180176。 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)。 缺點(diǎn)：掃描時(shí)間長(zhǎng)，空間分辨力不理想。 討論：磁