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快速磁共振成像 版權(quán)信息
- ISBN：9787030681591
- 條形碼：9787030681591 ; 978-7-03-068159-1
- 裝幀：一般膠版紙
- 冊數(shù)：暫無
- 重量：暫無
- 所屬分類：>>
快速磁共振成像 內(nèi)容簡介
全書以快速磁共振成像為主線展開，討論快速磁共振成像的基本原理和方法，從磁共振成像的基本原理、快速脈沖序列、并行磁共振成像、壓縮感知磁共振成像到基于深度學(xué)習(xí)的快速磁共振圖像重建，很后討論快速磁共振成像技術(shù)在動態(tài)心臟成像中的應(yīng)用。
快速磁共振成像 目錄
目錄
序
前言
第1章 磁共振成像的基本原理 1
1.1 引言 1
1.1.1 磁共振成像的歷史 1
1.1.2 磁共振成像的特點 2
1.2 核磁共振原理 4
1.2.1 原子核的自旋磁矩和進動 4
1.2.2 核磁共振的宏觀描述 9
1.2.3 弛豫過程 12
1.2.4 磁共振信號的檢測和自由感應(yīng)衰減信號 18
1.3 磁共振圖像的形成 21
1.3.1 斷層圖像的幾個基本概念 21
1.3.2 傅里葉變換成像 23
1.4 磁共振成像脈沖序列 29
1.4.1 飽和恢復(fù)脈沖序列 29
1.4.2 自旋回波脈沖序列 31
1.4.3 反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列 37
1.4.4 梯度回波脈沖序列 40
1.5 K空間 42
1.5.1 K空間的概念 42
1.5.2 K空間數(shù)據(jù)的寫入 43
1.5.3 K空間數(shù)據(jù)和圖像的關(guān)系 44
1.6 本章小結(jié) 47
參考文獻 47
第2章 快速成像脈沖序列 50
2.1 快速自旋回波序列 50
2.1.1 標(biāo)準(zhǔn)快速自旋回波序列 51
2.1.2 單次激發(fā)快速自旋回波序列 53
2.1.3 三維容積掃描快速自旋回波序列 53
2.2 快速梯度回波脈沖序列 54
2.2.1 快速梯度回波脈沖序列概述 54
2.2.2 擾相梯度回波序列 58
2.2.3 穩(wěn)態(tài)自由進動梯度回波序列 60
2.2.4 超快速梯度回波序列 65
2.3 回波平面成像 65
2.3.1 回波平面成像的基本原理 66
2.3.2 回波平面成像序列 68
2.3.3 梯度和自旋回波序列 73
2.4 一些其他加快磁共振成像速度的技術(shù) 74
2.4.1 非笛卡兒采集 74
2.4.2 部分傅里葉成像技術(shù) 77
2.4.3 k-t技術(shù) 80
2.4.4 螺旋槳技術(shù) 83
2.4.5 長方形掃描矩陣 84
2.5 本章小結(jié) 84
參考文獻 85
第3章 并行磁共振成像 89
3.1 并行磁共振成像概述 89
3.1.1 多通道線圈采集技術(shù) 89
3.1.2 并行磁共振成像的發(fā)展歷史 90
3.1.3 并行磁共振成像的基本概念 91
3.2 基于圖像域的并行成像重建方法 93
3.2.1 笛卡兒采樣模式下的SENSE方法 93
3.2.2 任意K空間采樣模式下的SENSE方法 95
3.2.3 SENSE的信噪比損失 98
3.2.4 三維容積SENSE 98
3.2.5 線圈空間敏感度的估計 99
3.3 基于K空間域的并行成像重建方法 101
3.3.1 SMASH 102
3.3.2 GRAPPA 106
3.3.3 非笛卡兒GRAPPA 108
3.3.4 三維容積GRAPPA 111
3.3.5 2D CAIPIRINHA 112
3.3.6 SPIRiT 113
3.3.7 基于K空間域子空間約束的并行成像重建方法 115
3.4 同時多層面成像 120
3.4.1 基于SENSE的同時多層面成像 120
3.4.2 多層面CAIPIRINHA 121
3.4.3 基于GRAPPA的同時多層面成像 123
3.5 本章小結(jié) 124
參考文獻 124
第4章 壓縮感知磁共振成像 129
4.1 壓縮感知理論概述 129
4.1.1 壓縮感知理論提出的背景 129
4.1.2 信號的稀疏表示 131
4.1.3 感知矩陣 133
4.1.4 信號的重構(gòu)算法 134
4.2 壓縮感知磁共振成像的基本概念 135
4.2.1 非相干K空間欠采樣軌跡的設(shè)計 135
4.2.2 磁共振圖像的稀疏表示和非線性圖像重建 137
4.3 壓縮感知并行磁共振成像 161
4.3.1 自(預(yù))校準(zhǔn)壓縮感知并行磁共振成像 161
4.3.2 免校準(zhǔn)壓縮感知并行磁共振成像 162
4.4 壓縮感知動態(tài)磁共振成像 164
4.4.1 基于稀疏變換的動態(tài)磁共振成像 164
4.4.2 基于時-空字典學(xué)習(xí)的動態(tài)磁共振成像 169
4.4.3 基于低秩和稀疏結(jié)合的動態(tài)磁共振成像 170
4.5 本章小結(jié) 173
參考文獻 174
第5章 基于深度學(xué)習(xí)的磁共振成像 179
5.1 深度學(xué)習(xí)概述 179
5.1.1 卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)和深度學(xué)習(xí) 180
5.1.2 常用深度學(xué)習(xí)方法 185
5.2 基于有監(jiān)督深度學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 186
5.2.1 基于數(shù)據(jù)驅(qū)動的有監(jiān)督學(xué)習(xí)快速磁共振成像 186
5.2.2 基于模型驅(qū)動的有監(jiān)督深度學(xué)習(xí)快速磁共振成像 197
5.3 基于無監(jiān)督深度學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 210
5.3.1 基于變分自編碼網(wǎng)絡(luò)的快速磁共振成像 212
5.3.2 基于去噪自編碼網(wǎng)絡(luò)的快速磁共振成像 215
5.3.3 基于PixelCNN的快速磁共振成像 220
5.3.4 基于流模型可逆生成網(wǎng)絡(luò)先驗學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 222
5.3.5 不同無監(jiān)督先驗學(xué)習(xí)方法的實驗比較 224
5.4 基于自監(jiān)督深度學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 228
5.4.1 基于深度圖像先驗的磁共振圖像重建 228
5.4.2 偽影移除正則化網(wǎng)絡(luò) 229
5.4.3 魯棒的K空間插值人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò) 229
5.5 本章小結(jié) 230
參考文獻 230
第6章 快速心臟磁共振成像 236
6.1 門控技術(shù) 236
6.1.1 心電門控 237
6.1.2 外周脈沖門控 240
6.2 心臟動態(tài)電影磁共振成像 241
6.2.1 閉氣心臟動態(tài)電影磁共振成像 241
6.2.2 心臟電影磁共振成像面臨的挑戰(zhàn) 243
6.3 心肌灌注磁共振成像 244
6.3.1 首過心肌灌注的原理 244
6.3.2 首過心肌灌注掃描脈沖序列 245
6.3.3 首過心肌灌注磁共振成像面臨的挑戰(zhàn) 247
6.4 快速心臟磁共振成像加速技術(shù) 247
6.4.1 基于壓縮感知的心臟磁共振成像加速技術(shù) 248
6.4.2 基于深度學(xué)習(xí)的心臟磁共振成像加速技術(shù) 262
6.5 本章小結(jié) 265
參考文獻 266
附錄1 國內(nèi)外快速磁共振成像主要研究單位 268
附錄2 部分深度學(xué)習(xí)快速磁共振成像方法開源代碼及圖像數(shù)據(jù)集網(wǎng)址 269
彩圖
序
前言
第1章 磁共振成像的基本原理 1
1.1 引言 1
1.1.1 磁共振成像的歷史 1
1.1.2 磁共振成像的特點 2
1.2 核磁共振原理 4
1.2.1 原子核的自旋磁矩和進動 4
1.2.2 核磁共振的宏觀描述 9
1.2.3 弛豫過程 12
1.2.4 磁共振信號的檢測和自由感應(yīng)衰減信號 18
1.3 磁共振圖像的形成 21
1.3.1 斷層圖像的幾個基本概念 21
1.3.2 傅里葉變換成像 23
1.4 磁共振成像脈沖序列 29
1.4.1 飽和恢復(fù)脈沖序列 29
1.4.2 自旋回波脈沖序列 31
1.4.3 反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列 37
1.4.4 梯度回波脈沖序列 40
1.5 K空間 42
1.5.1 K空間的概念 42
1.5.2 K空間數(shù)據(jù)的寫入 43
1.5.3 K空間數(shù)據(jù)和圖像的關(guān)系 44
1.6 本章小結(jié) 47
參考文獻 47
第2章 快速成像脈沖序列 50
2.1 快速自旋回波序列 50
2.1.1 標(biāo)準(zhǔn)快速自旋回波序列 51
2.1.2 單次激發(fā)快速自旋回波序列 53
2.1.3 三維容積掃描快速自旋回波序列 53
2.2 快速梯度回波脈沖序列 54
2.2.1 快速梯度回波脈沖序列概述 54
2.2.2 擾相梯度回波序列 58
2.2.3 穩(wěn)態(tài)自由進動梯度回波序列 60
2.2.4 超快速梯度回波序列 65
2.3 回波平面成像 65
2.3.1 回波平面成像的基本原理 66
2.3.2 回波平面成像序列 68
2.3.3 梯度和自旋回波序列 73
2.4 一些其他加快磁共振成像速度的技術(shù) 74
2.4.1 非笛卡兒采集 74
2.4.2 部分傅里葉成像技術(shù) 77
2.4.3 k-t技術(shù) 80
2.4.4 螺旋槳技術(shù) 83
2.4.5 長方形掃描矩陣 84
2.5 本章小結(jié) 84
參考文獻 85
第3章 并行磁共振成像 89
3.1 并行磁共振成像概述 89
3.1.1 多通道線圈采集技術(shù) 89
3.1.2 并行磁共振成像的發(fā)展歷史 90
3.1.3 并行磁共振成像的基本概念 91
3.2 基于圖像域的并行成像重建方法 93
3.2.1 笛卡兒采樣模式下的SENSE方法 93
3.2.2 任意K空間采樣模式下的SENSE方法 95
3.2.3 SENSE的信噪比損失 98
3.2.4 三維容積SENSE 98
3.2.5 線圈空間敏感度的估計 99
3.3 基于K空間域的并行成像重建方法 101
3.3.1 SMASH 102
3.3.2 GRAPPA 106
3.3.3 非笛卡兒GRAPPA 108
3.3.4 三維容積GRAPPA 111
3.3.5 2D CAIPIRINHA 112
3.3.6 SPIRiT 113
3.3.7 基于K空間域子空間約束的并行成像重建方法 115
3.4 同時多層面成像 120
3.4.1 基于SENSE的同時多層面成像 120
3.4.2 多層面CAIPIRINHA 121
3.4.3 基于GRAPPA的同時多層面成像 123
3.5 本章小結(jié) 124
參考文獻 124
第4章 壓縮感知磁共振成像 129
4.1 壓縮感知理論概述 129
4.1.1 壓縮感知理論提出的背景 129
4.1.2 信號的稀疏表示 131
4.1.3 感知矩陣 133
4.1.4 信號的重構(gòu)算法 134
4.2 壓縮感知磁共振成像的基本概念 135
4.2.1 非相干K空間欠采樣軌跡的設(shè)計 135
4.2.2 磁共振圖像的稀疏表示和非線性圖像重建 137
4.3 壓縮感知并行磁共振成像 161
4.3.1 自(預(yù))校準(zhǔn)壓縮感知并行磁共振成像 161
4.3.2 免校準(zhǔn)壓縮感知并行磁共振成像 162
4.4 壓縮感知動態(tài)磁共振成像 164
4.4.1 基于稀疏變換的動態(tài)磁共振成像 164
4.4.2 基于時-空字典學(xué)習(xí)的動態(tài)磁共振成像 169
4.4.3 基于低秩和稀疏結(jié)合的動態(tài)磁共振成像 170
4.5 本章小結(jié) 173
參考文獻 174
第5章 基于深度學(xué)習(xí)的磁共振成像 179
5.1 深度學(xué)習(xí)概述 179
5.1.1 卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)和深度學(xué)習(xí) 180
5.1.2 常用深度學(xué)習(xí)方法 185
5.2 基于有監(jiān)督深度學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 186
5.2.1 基于數(shù)據(jù)驅(qū)動的有監(jiān)督學(xué)習(xí)快速磁共振成像 186
5.2.2 基于模型驅(qū)動的有監(jiān)督深度學(xué)習(xí)快速磁共振成像 197
5.3 基于無監(jiān)督深度學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 210
5.3.1 基于變分自編碼網(wǎng)絡(luò)的快速磁共振成像 212
5.3.2 基于去噪自編碼網(wǎng)絡(luò)的快速磁共振成像 215
5.3.3 基于PixelCNN的快速磁共振成像 220
5.3.4 基于流模型可逆生成網(wǎng)絡(luò)先驗學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 222
5.3.5 不同無監(jiān)督先驗學(xué)習(xí)方法的實驗比較 224
5.4 基于自監(jiān)督深度學(xué)習(xí)的快速磁共振成像 228
5.4.1 基于深度圖像先驗的磁共振圖像重建 228
5.4.2 偽影移除正則化網(wǎng)絡(luò) 229
5.4.3 魯棒的K空間插值人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò) 229
5.5 本章小結(jié) 230
參考文獻 230
第6章 快速心臟磁共振成像 236
6.1 門控技術(shù) 236
6.1.1 心電門控 237
6.1.2 外周脈沖門控 240
6.2 心臟動態(tài)電影磁共振成像 241
6.2.1 閉氣心臟動態(tài)電影磁共振成像 241
6.2.2 心臟電影磁共振成像面臨的挑戰(zhàn) 243
6.3 心肌灌注磁共振成像 244
6.3.1 首過心肌灌注的原理 244
6.3.2 首過心肌灌注掃描脈沖序列 245
6.3.3 首過心肌灌注磁共振成像面臨的挑戰(zhàn) 247
6.4 快速心臟磁共振成像加速技術(shù) 247
6.4.1 基于壓縮感知的心臟磁共振成像加速技術(shù) 248
6.4.2 基于深度學(xué)習(xí)的心臟磁共振成像加速技術(shù) 262
6.5 本章小結(jié) 265
參考文獻 266
附錄1 國內(nèi)外快速磁共振成像主要研究單位 268
附錄2 部分深度學(xué)習(xí)快速磁共振成像方法開源代碼及圖像數(shù)據(jù)集網(wǎng)址 269
彩圖
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快速磁共振成像 節(jié)選
第1章 磁共振成像的基本原理 1.1 引言 磁共振成像(MRI)通過外部測量的磁共振信號產(chǎn)生物體內(nèi)部物理和化學(xué)特征的圖像，主要應(yīng)用于醫(yī)學(xué)領(lǐng)域生成高質(zhì)量的人體內(nèi)部圖像。磁共振成像的物理基礎(chǔ)是物理學(xué)的核磁共振現(xiàn)象(Nuclear Magnetic Resonance，NMR)。其被稱為磁共振成像，而不是核磁共振成像(Nuclear Magnetic Resonance Imaging，NMRI)，是因為在20世紀(jì)70年代末與核相關(guān)的詞有負(fù)面含義，為了與放射性核素及射線的放射性危害區(qū)分開來，1980年美國放射學(xué)會推薦把核磁共振成像技術(shù)稱為磁共振成像技術(shù)。 1.1.1 磁共振成像的歷史 核磁共振現(xiàn)象是指某些特定的原子核在靜磁場內(nèi)受到適當(dāng)頻率的射頻磁場激勵時，所出現(xiàn)的吸收和放出射頻電磁能量的過程。從NMR 的發(fā)現(xiàn)到MRI裝置的誕生經(jīng)歷了幾代物理學(xué)家、化學(xué)家、醫(yī)學(xué)家和工程技術(shù)人員長達數(shù)十年的努力。早在20世紀(jì)30 年代，物理學(xué)家Rabi和他的同事發(fā)現(xiàn)了分子束中的核磁共振現(xiàn)象[1，2]，并獲得了1944 年的諾貝爾物理學(xué)獎。1946年，Bloch和Purcell各自領(lǐng)導(dǎo)的研究小組分別用不同的實驗方法獨立地在凝聚體中發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn)象[3，4]，他們因此獲得了1952 年的諾貝爾物理學(xué)獎。1950 年，Hahn 發(fā)現(xiàn)了兩個連續(xù)射頻脈沖下的自旋回波現(xiàn)象[5]。同年我國物理學(xué)家虞福春和Proctor 合作發(fā)現(xiàn)了化學(xué)位移和自旋耦合分裂[6]。核磁共振現(xiàn)象*初主要應(yīng)用于物理學(xué)和化學(xué)分析領(lǐng)域?qū)ξ镔|(zhì)的分子結(jié)構(gòu)進行分析，形成了核磁共振波譜學(xué)。1971 年，Damadian 指出正常組織和腫瘤組織的核磁共振弛豫時間不同[7]，促使科學(xué)家們考慮用核磁共振來檢測疾病。同年，Lauterbur 引入梯度磁場實現(xiàn)核磁共振信號的頻率編碼，采用類似X線CT(X-ray ComputedTomography)中的反投影成像技術(shù)獲得充水試管的二維核磁共振圖像[8]。1973年，Mansfield 也提出了線性梯度磁場可用于核磁共振信號定位的思想[9]。1975 年，Ernst提出了采用相位編碼和頻率編碼兩種編碼方式共同進行空間編碼的思想[10]，奠定了現(xiàn)代磁共振成像技術(shù)的基礎(chǔ)。1976 年，Hinshaw 提出了敏感點成像方法[11]。1977年，Mansfield提出了回波平面(Echo Planar Imaging，EPI)成像技術(shù)[12]，并采用線掃描獲得了**幅人體手指磁共振圖像[13]。同年，Damadian 推出了**個全身磁共振成像裝置，命名為“Indomitable”(不屈不撓)并獲得了人體胸部磁共振斷層像。1978年獲得了頭部斷層像，圖像質(zhì)量已達X線CT早期水平。1980年使用傅里葉變換成像方法獲得了磁共振圖像，使成像時間縮短到5分鐘[14]。20世紀(jì)80年代初，國際上一些著名廠商相繼完成了磁共振掃描儀的商品化工作。1984 年，美國FDA批準(zhǔn)磁共振成像應(yīng)用于臨床。1987 年，使用回波平面成像技術(shù)獲得了心臟的實時電影圖像[15]，同年獲得了不使用造影劑的磁共振血管影像[16]。1989 年，中國安科公司開發(fā)出**臺國產(chǎn)磁共振成像儀。1992 年，功能磁共振成像(Functional MagneticResonance Imaging，fMRI)出現(xiàn)[17]。2003年，Lauterbur 和Mansfield 因在磁共振成像領(lǐng)域做出的杰出貢獻獲得了諾貝爾生理學(xué)或醫(yī)學(xué)獎。 1.1.2 磁共振成像的特點 MRI的物理基礎(chǔ)是核磁共振現(xiàn)象，完全不同于X線CT，這種成像技術(shù)的優(yōu)點如下[18]。 (1)MRI對人體沒有因放射性引起的電離損害 與X 線成像、放射性核素成像不同，MRI 在靜磁場的基礎(chǔ)上使用射頻激勵和梯度磁場，不使用高能射線，因而不會對人體產(chǎn)生電離損害。 (2)成像方向更靈活，可以直接獲得橫斷面、冠狀面、矢狀面及任意方向的斷面像 MRI 采用x、y、z三個方向的梯度磁場來確定層面方向。三個梯度磁場之一用于選層梯度可進行標(biāo)準(zhǔn)橫斷面、冠狀面和矢狀面成像；二個或三個梯度磁場組合用于選層梯度可進行任意方向的斷層成像。這種可任意方向斷層成像的特點使醫(yī)生能根據(jù)需要立體地觀察病變。而X 線CT 通常只能對橫斷面進行掃描。 (3)MRI 不僅能反映人體解剖結(jié)構(gòu)信息，而且能提供組織的生理生化等功能信息 疾病的發(fā)生和發(fā)展過程首先是生化的改變，然后是功能的改變，*后才是結(jié)構(gòu)的改變。隨著功能磁共振成像、磁共振波譜成像(Magnetic Resonance Spectroscopy Imaging，MRSI)和超高場磁共振成像等在臨床中的應(yīng)用，MRI 使疾病的診斷深入到功能水平甚至組織學(xué)和分子生物學(xué)水平。 (4)成像參數(shù)多元化，可提供豐富的診斷信息 一般的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)大多使用單一成像參數(shù)。例如，X線CT的成像參數(shù)為線性衰減系數(shù)，正電子發(fā)射型計算機斷層成像(Positron Emission Tomography，PET)的成像參數(shù)為放射性藥物的濃度(或活度)。MRI 是一種多參數(shù)成像方法，*基本的包括：氫核的密度N(H)、縱向弛豫時間T1、橫向弛豫時間T2 以及體內(nèi)液體的流動等。上述參數(shù)可分別成像，也可相互結(jié)合獲取對比圖像，為臨床提供了更豐富的診斷信息，達到更容易區(qū)分不同組織及增加診斷準(zhǔn)確性的目的。另外，MRI 也是目前**能夠在活體中進行水分子擴散成像的技術(shù)。 (5)在人體很多部位的診斷優(yōu)于X 線CT 磁共振成像本身作為一種多序列、多參數(shù)對比的成像技術(shù)，不僅可以大大提高病變的檢出率，也能為診斷和鑒別診斷提供更具特異性的信息。特別是中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾病的早期診斷，對骨髓、椎管的觀察和認(rèn)識，腹部、骨關(guān)節(jié)韌帶的檢查都優(yōu)于X 線CT。 (6)MRI 對軟組織有高超的顯示能力，層次豐富 磁共振檢查可以非常清楚地顯示人體的軟組織結(jié)構(gòu)，反映人體組織的層次及解剖特點，對于診斷軟組織疾病及微小病變有很大的幫助。 (7)磁共振成像可以實現(xiàn)完全無創(chuàng)的血管成像和灌注成像 磁共振血管成像(Magnetic Resonance Angiography，MRA)是采用磁共振的方式使人體血管顯影的一種技術(shù)。與X 線CT 血管成像(Computed Tomography Angiography，CTA)相比，其有兩個*顯著的優(yōu)點：①CTA 必須依賴于注射對比劑(Contrast Agent)來顯示血管，而MRA 則具備了兩種方式，一種是注射對比劑，另一種則不需要注射對比劑，例如，TOF-MRA、PC-MRA 等；②MRA 不僅可以做血管成像，還能利用一些技術(shù)進行血流速度的測定。 (8)MRI 不是投影成像，所以不會產(chǎn)生諸如骨骼等造成的偽影 X線CT在檢查頭顱的時候，后顱窩會存在骨偽影，導(dǎo)致圖像顯示不清楚，干擾診斷，而磁共振成像則不存在這種問題。 當(dāng)然任何成像技術(shù)都不會完美無缺，都存在自身的局限性和缺點，MRI 的缺點如下。 (1)成像速度慢 成像速度慢是MRI 的*主要的缺點，成為制約磁共振成像應(yīng)用范圍的重要原因。MR 信號的低信噪比和信號的空間定位是導(dǎo)致成像速度慢的兩個主要原因。提高磁共振成像系統(tǒng)的成像速度，無論對于拓寬其應(yīng)用領(lǐng)域還是提高利用效率，以及減少運動偽影都有著非常重要的意義，加快成像速度一直都是磁共振成像技術(shù)發(fā)展的重要目標(biāo)之一。 (2)與X 線CT 相比，空間分辨率較低 受檢測信號信噪比低和成像時間長等因素的制約，MRI 通常會采用更大的體素和較小的掃描或編碼矩陣，使得其空間分辨率低于X 線CT。 (3)圖像易受多種偽影影響 在MRI 中有很多原因會產(chǎn)生圖像偽影，主要有：成像物理原理造成的偽影，如化學(xué)位移偽影、金屬偽影和卷褶偽影等；運動偽影，如生理性、非生理性運動偽影和流動偽影等。 (4)定量診斷困難 目前，臨床磁共振成像主要依靠不同體素MR信號的相對大小形成圖像對比度。MR 信號的強度同時受多種組織特征參數(shù)(如質(zhì)子密度、T1和T2時間等)的影響。磁共振成像依靠不同的掃描序列和掃描參數(shù)獲取這些組織特征參數(shù)的加權(quán)圖像，其權(quán)重值難以精確確定。盡管在活體上直接獲取有關(guān)組織特征參數(shù)的對比度圖像(如T1-maping、T2-maping 等)的相關(guān)研究已取得一些進展，但目前只有非常有限的臨床應(yīng)用。因此，MRI還難以像X線CT那樣在圖像上進行定量診斷。 (5)禁忌證多 磁共振成像系統(tǒng)中存在三種磁場：強大的靜磁場、快速變化的梯度磁場和大功率的射頻磁場。這些磁場的作用有可能導(dǎo)致人工心臟起搏器失效和體內(nèi)的金屬性植入物移位等，射頻磁場還會使體內(nèi)的金屬發(fā)熱而造成燒傷。因此，裝有人工心臟起搏器、疑有眼球異物、體內(nèi)存在動脈瘤夾、高燒、幽閉恐懼癥、裝有金屬假肢、人工髖關(guān)節(jié)的患者不能進行MRI 檢查，裝有假牙的患者不能進行頜面水平的MRI 檢查，裝有金屬節(jié)育球的患者不能做盆腔檢查等。需要指出的是，隨著技術(shù)的進步和新材料的使用，上面提到的一些情況已不再是磁共振成像絕對禁忌證，如已經(jīng)有兼容磁共振的心臟起搏器產(chǎn)品。 1.2 核磁共振原理 1.2.1 原子核的自旋磁矩和進動 1.2.1.1 原子核的自旋和核磁矩 原子由原子核和核外電子組成，原子核并不是靜止不動的，而是圍繞著自身的軸做旋轉(zhuǎn)運動(如圖1-1所示)，原子核的這種運動稱為原子核的自旋運動，簡稱核自旋。 由于原子核有一定的質(zhì)量和大小，所以原子核的自旋具有自旋角動量N P ，自旋角動量為矢量，其方向和自旋軸重合，大小由下式確定 (1-1) 其中，h為普朗克常數(shù)；I表示核自旋量子數(shù)。核自旋量子數(shù)I 表征某種原子核的固有特性，對于特定的核I是定值，而不同的核有不同的I值。與宏觀角動量不同，I只能取零、半整數(shù)和整數(shù)，具體的取值由組成原子核的質(zhì)子和中子構(gòu)成決定， I 的取值規(guī)律如表1-1 所示。 圖1-1 原子核的自旋運動[19] 表1-1 核自旋量子數(shù)I 的取值 從核自旋量子數(shù)的取值可以看出，并非所有的核都具有自旋，只有質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)都為奇數(shù)或二者之一為奇數(shù)的核才有非零的自旋角動量，稱為自旋核。自旋核帶有正電荷，其上的電荷隨核一起旋轉(zhuǎn)形成電流，而電流在其周圍產(chǎn)生磁場。因此，自旋核擁有自己的磁場，形成核磁矩Nμ，其大小由下式確定 (1-2) 其中，γ為磁旋比或旋磁比，對于特定的核是一常數(shù)，不同的核γ 值不同，如表1-2所示。 表1-2 不同原子核的磁旋比 大多數(shù)原子核具有正磁旋比，但少數(shù)原子核磁旋比為負(fù)。當(dāng)γ>0時，核磁矩和自旋角動量同方向；當(dāng)γ<0時，核磁矩和自旋角動量方向相反，但仍然共線。 由式(1-2)可知，具有自旋的核同時對外表現(xiàn)一定的磁性，因此自旋核也稱為磁性核。參與磁共振過程的物質(zhì)必須包含有自旋核。雖然人體內(nèi)存在許多種自旋核，但目前在臨床MRI中用來成像的自旋核主要是1H 核。1H核只包含一個質(zhì)子，所以常稱1H核為質(zhì)子。采用1H核作為成像核的主要原因如下。 (1)1H 核在人體組織中的含量高 人體組織中元素的含量可分為兩大類：H、C、N、O 四大元素為一類，至少構(gòu)成組織質(zhì)量的99%；另一類元素如Na、P、K等在組織中的含量很少，稱為微量元素。占組織99%以上的四大元素*豐富的同位素是1H、12C、14N和16O。四種同位素中1H、14N是自旋核，而12C、16O是非自旋核。表1-3為幾種常用元素在人體中摩爾含量占比。 實際上在所有的元素中，1H是**在大多數(shù)人體組織中占有相當(dāng)高濃度的同位素。 表1-3 人體幾種元素摩爾含量占比 (2
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