磁共振 原理

磁共振 原理 (一)核磁共振和磁共振成像 某些质子数与中子数之和为奇数的原子核如:1H(氢)、31P(磷)、23Na(钠)、13C(碳)、19F(氟)等，不仅具有一定的质量，带有一定量的正电荷，还具有两个彼此相关的特征性参数，自旋(spin)和磁矩(magneticmoment)，自旋与磁矩呈正比关系，见公式1: U=YS(1-2)(公式1) γ--比例常数又称旋磁比。 不同原子核的γ值各异，换言之每一种原子核都有自己固定的γ值。在上述原子核中氢核(1H)、即质子的结构最简单，但其磁性较强，是构成水、脂肪和碳水化合物等有机物质的基本成分，人体内含量高，在各器官、组织中分布广泛，磁共振成像的效果明显优于其他原子核，所以临床主要利用质子进行磁共振成像。为了理解方便，并将之形化，可以把质子看作是一个具有固定质量、带单位正电荷、不停绕自身轴旋转的小磁针(图1)。 人体内存在大量质子，在自然状态下，其磁矩指向在360O方向上各不相同，呈杂乱无章地分布，其磁矩互相抵消，故宏观上人体不显磁性(图2)。当将人体置于外加强磁场中时，质子除绕自身轴旋转外，同时还围绕外磁场的磁矩转动(呈陀螺样运动)，这种运动方式称进动(precession)，见图3。又称拉莫(Lamor)旋进，质子绕外磁场磁矩进动的角频率(WO)称拉莫频率，其大小与外磁场强度成正比，见公式2: WO=γB0(公式2) B0--外磁场的磁感应强度，单位为Tesla，简称T;γ--旋磁比。 图1图2图3 原来杂乱无章排列的质子磁矩受外磁场的影响，不停自旋的磁矩指向发生偏转，部分质子的磁矩与外磁场磁矩的夹角小于90o，质子磁矩指向外磁场磁 矩(B0)的方向，处于低位能状态;另一部分质子磁矩的夹角大于90o，其质子磁矩与B0方向相反，处于高位能状态。由于顺外磁场方向的质子比逆外磁场方向的质子大约多百万分之一，而质子的数量极多，将全部质子的磁矩叠加起来， 换言之，由于人体置于外磁场内，就产生了一个沿外磁场磁矩方向的宏观磁矩; 质子磁矩受外磁场磁矩的影响，呈有序化排列，使人体产生了磁性，见图4。此时，在外磁场垂直方向上加入射频脉冲即高频无线电波，当其频率与质子进动频率相同时，便发生核磁共振(NMR)现象:质子吸收射频脉冲的能量，磁矩发生偏转，整个自旋系统偏离平衡状态，见图5。当射频脉冲去除后，自旋系统自发地恢复到平衡状态，并将所吸收的能量仍以射频脉冲的方式释放，此射频脉冲即为NMR信号。用线圈接收NMR信号，经计算机处理后，就得到了MRI图像，见图6。所以说MRI是结合应用核磁共振原理和计算机成像技术的一种医学影像学新技术。 使宏观磁矩旋转90O的脉冲称90O脉冲.使之偏转180O的脉冲称180O脉冲。而际应用时，射频脉冲常以组合方式发放，组合脉冲又称脉冲序列。宏观磁矩在射频脉冲的作用下吸收能量发生偏转，使整个自旋系统偏离平衡状态，当去除射频脉冲后，自旋系统自发地恢复到平衡状态，此过程称为弛豫(relex)。为了便于分析，引入坐标系，以90O脉冲为例说明弛豫过程:X、Y和Z轴代表空间三维方向，彼此相互垂直，质子自旋系统置入外磁场中时，Z轴方向为宏观磁矩指向，其磁矩最大，而Y轴方向磁矩为零(图6)。当引入90O脉冲后，宏观磁矩由Z轴倒入Y轴，致Y轴上磁矩最大，而Z轴上为零(图5)。射频脉冲去除后，自旋系统的弛豫过程由两种成分组成: 图4图5图6 质子在外加磁场中磁矩叠加产生宏观磁矩射频脉冲与质子发生核磁共振宏观磁矩偏转由Z轴倒入X-Y平面。自旋系统恢复到稳态的过程中，发射所吸收的能量--MRI信号 1.纵向弛豫(longitudinalrelaxation) 纵向弛豫是指宏观磁矩在纵向(Z轴方向)上由零恢复至最大的过程。此过程质子释放NMR所吸收的能量，即自旋系统与外界环境发生能量交换，故反映了质子自旋系统与外界环境之间的关系，又称自旋晶格弛豫(Spin- LatticeRelaxation)见图7。此弛豫曲线为指数递增曲线，Z轴宏观磁矩从零恢复到最大值的63%时，称纵向弛豫时间，用T1标示，通常人体组织的T1值为数百ms。 2.横向弛豫(transverserelaxation) 横向弛豫是指宏观磁矩在水平方向(Y轴方向)上由最大趋于零的过程，表示各个质子磁矩进动的相位由有序恢复到杂乱无章的状态，此过程不发生质子与外界环境之间的能量交换，反映质子与质子之间的相互关系，即质子自身的 -spinrelaxation)见图7。此弛豫情况，故横向弛豫又称自旋一自旋弛豫(spin 呈指数衰减曲线，Y轴磁矩由初始最大值衰减63%，或衰减至37%所需时间称T2弛豫时间，通常人体组织的T2时间较短，远小于Tl值，为数+ms。Z轴磁矩恢复至最大值的63%时所需时间称T1(上)，X-Y平面内横向磁矩由最大衰减63%所需时间称T2(下)NMR的质子数量与MRI信号强度成正比关系，某器官或组织含质子数量多，则发出的MR信号就强;反之，则弱。由于人体各器官及不同组织的质子含量有一定差别，所发出的MR信号强度强弱不等，就构成了MR图像的基础对比度。但人体各组织器官的T1和T2长短的差别远大于质子含量的差异，尤其病变与正常组织之间更是如此，故临床应用时常突出T1和T2的差别，获取T1加权像和T2加权像，以形成更大的对比度，有利于显示病变。应当指出，在外磁场确定不变的情况下，具体组织的T1和T2值均为常数，两种弛豫过程均呈指数形式，一开始递增或递减的速度较快，然后愈来愈慢。 图7Z轴磁矩恢复至最大的63%时所需时间称T1(上)，X-Y平面内横向磁矩由最大衰减63%所需时间称T2(下) 二)磁共振成像的立体定位 前述MR成像过程尚不能进行三维立体定位，为使引出的信号与空间位置对应，采用了"空间编码"技术，即在原外加强磁场上再分别叠加三个、在三维方向(即X、Y、Z轴)上，随空间位置改变而呈直线性变化的磁场，称梯度磁场，见图8。为与原外加强磁场相区别，后者称静磁场或主磁场。人体置于叠加梯度场的磁场中时，根据公式1，由于处于不同空间位置质子(以X、Y和Z三维方向标示)的磁场强度不同，所以，它们具有不同的共振频率;反之，依赖质子在三维方向上的频率差别，可确定具体质子的空间位置。应用梯度场技术使任 意选择MR成像平面，并使图像的立体定位得以实现，这是近代MRI技术的关键之处。 图8 三维梯度场a、b、c叠加在主磁场M上，实现MR的空间定位。 (三)磁共振成像图像重建方法 MRI具体图像重建实施过程如下:Z轴为宏观外磁场磁矩方向，在叠加梯度场后，垂直于Z轴各平面的磁场强度呈线性变化，故每一个层面的拉莫进动频率各不相同，用确定频率的射频脉冲激发人体自旋系统，则仅有一个层面的质子与此射频脉冲发生共振，而其他层面的质子因进动频率不同而不被激发，这就完成了MR成像的选层。确定选层后，在所选定层面的X和Y轴方向上，再分别叠加梯度场，进行频率和相位编码。Y轴叠加梯度场后，使垂直于Y轴的各条直线上的质子磁矩进动速度呈线性变化，产生相位差，称相位编码;在X轴上叠加梯度场使垂直于X轴的各条直线上的质子磁矩的进动频率呈线性变化，称频率编码，由相位编码和频率编码线数组成MR图像的矩阵。有多种方法能用于MRI的图像重建，但其中最重要的是二维傅立叶转换，傅立叶转换的本质是将振幅对时间的曲线转换成振幅对频率曲线。确定MRI的选层之后，在XY平面叠加X和Y梯度场是进行傅立叶转换的基础。沿X轴获取NX个点数据，并重复沿Y轴测量获取Ny次数据，则产生矩阵为NX×Ny的振幅点，对应于MR图像的像素。分别沿X轴和Y轴进行两次傅立叶转换，便获取了NX×Ny个像素的二维频谱，像素的强度代表成像层面的信号分布。为获取一幅MR图像，必须在相位编码轴上重复激发，激发次数等于相位编码数，而频率编码不必重复。 (四)磁共振成像的脉冲序列 MRI过程中，向自旋系统发射射频脉冲是重要环节，而通常射频脉冲是以脉冲序列的方式进行发。放的。迄今为止，应用最广泛的是自旋回波(SE)脉冲序列:先发射一个90O脉冲，间隔。时间后，再发射一个180O脉冲。其次为反转恢复(inversionrecovery)序列，先发放180O脉冲，使质子的宏观磁矩反转，间隔τ时间后，再加一个90O脉冲。应用较少的还有饱和恢复 (saturationrecovery)序列，先加一系列90O脉冲，便回旋系统进人饱和状态 〔即顺逆主磁场的自旋数量相等，故自旋系统没有纵向磁矩)再加180O脉冲，为变相的SE脉冲序列，由于后两种方法临床应用较少，故重点介绍SE脉冲序列，见图9。 图91、自旋回波脉冲序列 先发射一个90O脉冲，使宏观磁矩从Z轴倒入Y轴(由纵向倒和横向)，即进入X-Y平面。由于磁场的不均匀性，进动中的各质子相位由同步逐渐变为异步，称去相位(daphasing)。伴随去相位过程，横向磁矩由刚从Z轴倒人Y轴时的最大逐渐变小，最终趋于零，与此相对应，产生了一个自由感应信号(freeinductionsignal，FID)。间隔τ时间后，在Y轴上加一个180o脉冲，宏观磁矩绕X轴转180o至一Y轴方向，使异步进动的质子重新趋于同步状态，称相位重聚(rephasing)，从而使自旋系统的横向磁矩出现先趋于零，又接近最大，然后又趋于零的变化过程。与此相适应，产生一个由小至大，又由大至小的回波信号，即SE信号。90o脉冲发放至产生回波的时间称回波时间(timeofecho，TE)，两个90o脉冲的间隔时间称重复时间(timeofrepetition，TR)，SE脉冲序列所得MR信号的振幅，见公式3。 I=N(H)(1-e-TR/T1)e-TE/T2(公式3。) I-MR信号振幅;N(H)-质子密度。 从公式中可以看出决定SE序列MRI图像黑白对比度的因素有五个:质子密度、T1和T2值、TR和TE时间，再加上"流空效应"(effectofflow，EF)，共六个因素，其中有四个因素由被检查者组织特性所决定。 (1)质子密度(NH):被成像组织单位体积内质子数越多，则产生的信号越强，例如脂肪含质子多，在图像上呈白色;纤维组织含质子少呈灰黑色;骨皮质、钙化灶等无质子，则无信号。应用SE序列，被成像组织内所含质子的多少、即质子密度，决定MRI图像的基本对比度。 (2)T1时间长短:Tl短的组织在第二个射频脉冲序列发放前，纵向弛豫完全，磁矩大，产生的MR信号强，在图像上呈白色;相反，T1长的组织，纵向弛豫不完全，磁矩小，发出的MR信号弱，呈黑色。 (3)T2时间长短:T2长的组织，横向磁矩衰减得慢，则产生的MR信号就强;相反，T2短的组织，横向磁矩衰减得快，信号就弱。 (4)流空效应:应用SE技术，以一定速度流动的液体产生流空效应，呈无或低信号。产生此效应的原因在于:射频脉冲所激发的质子在接收线圈获取MR信号时，因流动已移出成像层面，而此时成像层面内原部位的质子为新流人的非激发质子，故不产生MRI信号。与流动的液体相比，周围静止组织发出的MRI信号强度不变。血液在血管中流动是产生流空效应的典型事例，较快速流动的血液呈无或低信号，与呈中等信号强度的血管壁形成鲜明对比，从而，清楚显示出血管的形态结构，这是MRISE技术的一个显著优点。如果血流速度较慢，SE脉冲序列MR图像显示血管内有少量信号呈灰色，而慢速血流则产生强自信号，分析图像时应注意此效应所致的血管内信号变化。此外，脑脊液亦产生流空效应，表现为低信号。 其余两个因素由操作者选择，以获取不同对比度的图像，从而有利于作出正确的诊断。 (5)脉冲重复时间(TR):如果TE不变，TR越长，组织的纵向弛豫越完全，则MRI信号越强;反之，亦然。 (6)回波时间(Th):如TR不变，TE越长，横向弛豫就越完全，产生的MR信号就越弱;相反，TE短，MRI信号则强。 进行SE法MRI扫描时，操作者可选择不同的TR和TE组合，获取三种不同性质的MRI图像。 1)取TR远大于组织的T1值，TE远小于组织的T2值，则e-TR/T1近似为零，可忽略不计，而e-TE/T2近似为1，故公式3可简化为公式4: I=N(H)(公式4) 可见此参数组合所获图像为质子密度加权像 (Protondensityweightedimaging，PD加权像)，实际应用时常选TR:2000ms左右，TE:30ms以下。质子密度加权像信噪比最高，故图像质量好，但由于各器官组织水含量彼此相差较小，故图像对比度较差。 2)取TR约等于成像组织的Tl值，Th远小于T2值，此时e-TE/T2近似于1，故公式3简化为公式5: I=N(H)(1-e-TR/T1)(公式5) 可见此时MRI信号强度除与质子密度有关外，主要与组织的T1值有关，用此信号重建所获图像称T1加权像。实际应用时常选TR:50Oms左右，TE:小于30ms。T1加权像主要受被成像组织的T1值的影响，反映质子与周围环境的关系，故有利于显示组织器官的解剖结构，而且信噪比较高，图像质量较好。 3)取TR远大于被成像组织的T1值，TE约等于其T2值，则e-TR/T1近似为零，可忽略不计，e-TE/T2小于1，故公式3简化为公式6。 I=N(H)e-TE/T2 即信号强度除与质子密度有关外，主要与组织的T2值有关，用此信号重建的图像称TZ加权像。实际应用时常选TR:ZO00ms左右，TE:90ms左右。T2加权像主要受组织T2值的影响，故有利于显示病变本身的情况，但其信噪比较低，图像质量略差。 由此可见，SE脉冲序列方便实用，变化多、信息量大，故临床应用较多。有一点值得强调，所谓加权像在医学影像学术语中是比较特殊的，其他影像学方法如X线、超声、放射性核素显像等仅有单一因素决定图像的对比度，一张X线照片的灰阶，是由组织对X线的衰减差形成的。而SE法MRI图像则不同，其对比度是由前述四种组织特性因素共同形成的，所谓加权像表示在成像诸因素中，有一种因素对图像的对比度影响最大，而决非仅此一种因素单独起作用。以T1加权像为例，表示组织的Tl值对图像对比度影响最大，但图像的成像基础仍为质子密度，同时，组织的T2值和流动液体产生的流空效应也对图像的对比度有影响。阅读SE法MRI图像时，必须注意TR和TE值及其组合，以辨明其属于何种图像。同一种组织在TR和TE不同组合的图像上，信号可能完全不同，甚至反转。例如:自由水在T加权像上呈黑色低信号，而在TZ加权像则呈亮白高信号。高、低信号在不同类别的图像上所代表的组织或病变也可能完全不同，分析图像时应注意鉴别信号强度的差异，避免将之简单地归于某种单一因素的影响。 由于SE技术MR成像扫描时间较长，为了克服此缺点，技术人员研制出了快速扫描技术。 2.快速扫描脉冲序列 快速扫描技术有两个要点:小角度激发(<90o角)和反转梯度回波。 (1)小角度激发:见图。 小角度激发缩短TR值 常规SE脉冲序列，向质子系统发射90o脉冲，使宏观磁矩倒人X.Y平面，每次激发后，都要经过相当长的重复时间，以完成纵向弛豫，进而再行第二次激发，故成像速度较慢。改用小于90o的脉冲取代常规SE应用的90o脉冲，对质子自旋系统进行小角度激发，Z轴上的纵向磁矩与平衡态相比，小角度倾斜(例:如30o)，其纵向磁矩降低并不明显，而横向Y轴的磁矩增加幅度仍较大，激发后磁矩大部分保持在纵向，仅需很短时间即恢复到平衡状态。TR可取很短，例如:5ms。小角度激发的角度小于45o时，所得图像含较强的T2加权因素，称准T2加权像，由于磁矩较90o脉冲小，其信噪比较低，图像质量不如SE法。当激发角接近90o角时，所获图像含Tl因素多，称准T1加权像，图像信噪比较高，质量接近SE法。 (2)梯度回波(gredientecho，GE):利用反转梯度场取代SE脉冲序列的180o脉冲产生回波，称梯度回波(GE)。GE的实施过程如下:在X轴(频率编码)上加双极梯度，首先负向梯度场通过选择层面，使自旋系统去相位，自旋逐渐散开，彼此形成相位差;继之梯度场反转，加一个与负向梯度大小相等、时间相同的正向梯度场，使自旋瞬间反向，原来具有较大相位的自旋转为较小，自旋以与去相位相同的速率复相位，并产生一个回波信号，此信号即为GE，见图。应用GE可使TE大为缩短，甚至可短至1.5ms。 梯度回波原理图 快速扫描脉冲序列结合应用小角度激发和梯度回波技术，使扫描速度大为加快，但图像质量较SE法略差。 3.多回波脉冲序列(multipleechopulseequences，MEPS) 多回波脉冲序列与亚不同，在固定TR时间内，由一个90o脉冲和其后的一系列180o脉冲组成见图: 多回波序列示意图，每一个180o脉冲能产生1个MR回波信号，但是其振幅按指数规律依次衰减 每一个180o脉冲都能产生一个MRI回波，其信号强度依次按指数规律递减。如果应用每一个回波信号重建一幅图像，那么一次扫描即可得到同一层面的一系列图像。由于越靠后的回波信号越弱，实际应用时以不超过四个回波为宜。如果多回波序列取TR值远大于组织的T1值(通常选2000ms)，第一个TE值远小于组织的T2值(一般30ms)时，第一回波图像为质子密度加权像;第二回波图 ，第三回波TE为90ms，第四回波为12Oms，后三个回波像TE值加倍，即60ms 所获图像均为T2加权像，但其加权程度各不相同，回波数越高，图像的T2加权程度越重。若取TR值等于组织的T1值(如500ms)，则第一个回波图像为T1加权像，以后各回波图像为T1与T2混合图像，但回波数越高，T2加权的成分亦越重。应用多回波技术，一次扫描可获取两种以上不同性质的图像，进行同层面各回波图像的对比，增加了信息量，有利于诊断和鉴别诊断。 4.快速自旋回波序列(fastspinechosequences，FSES) FSES是多回波序列的改良，在TR固定的情况下，它也是先发放一个900脉冲，然后再加一系列1800脉冲组成脉冲序列，但是它与多回波序列的区别在于:900脉冲后的一系列1800脉冲所产生的回波，不是用来分别重建各自的图像，而是用于共同填充一个K空间，即X-Y平面，组成一幅SE图像，故扫描时间大为缩短，见图。 快速自旋回波脉冲序列示意图以8个回波(A-H)为例,它们共同填充KX-Y空间 1800脉冲数目越多，扫描时间越短，但图像质量随180o脉冲的数目增多而下降。如果有8个1800脉冲，扫描时间将缩短为原SE序列的1/8，一般应用4~8个脉冲，兼顾缩短扫 描时间和保证图像质量两个方面的要求。 K空间有一个特性，即外围80%的空间决定图像的分辨率，中心20%的空间决定图像的对比度。所以，只要调整K空间的中心回波，即可选择图像的性质，以TR:3500ms，第一个回波TE:3Oms为，例，如将第一个回波放在K空间的中心，所获图像为质子密度像，将第四个回波放在K空间的中心位置(即TE:120ms)，所获图像即为T2加权像。也可 以一次扫描获取双回波图像，同一层面，一幅图像为质子密度、另一幅图像为T2加权像，但是此时如果回波数目不变，所获图像幅数加倍，故成像时间比获取单纯一种性质的图像长一倍，即加快扫描速度的程度减半。目前，新型扫描机已常规配置FSES序列，特别是以FSES的T2加权像代替SE序列的T2加权像，使扫描时间缩短至1~2分钟，得到了广泛的临床应用。 5、超快速成像(ultrafastMRimaging，UFMRI) UFMR成像的扫描速度进入毫秒级，目前已可临床实用，其基本技术有数种，其中最重要的是回波平面成像(echo-planarimaging，EPI)，此技术能瞬间获取二维图像。早在1977年MRI开发的早期，Mansfield根据其资料采集方式就提出此成像方法，由于所获图像的信噪比低、有几何变形和化学位移伪影干扰，重建方法复杂，需要较高的梯度 场和梯度场转换速度，以及高磁场均匀度等问，最初未能很好解决，所以，初期10年此技术未获临床应用。近年来，上述问题逐一解决，最新推出的高场MRI扫描机均常规配置此功能，在临床已经逐渐推广应用。 (1)EPI的基本工作方式:对横断面而言，继Z轴层面选择900脉冲后，立即在X轴加18O0脉冲，随后在Y轴应用波动或双向梯度场(正负转换频率约1000HZ)，在X-Y平面上反复进行磁化的去相位和复相位，诱发一系列回波充填K空间，即X-Y平面，此过程组成一个光栅样轨迹，见图: EPI一次激发，用波动梯度场覆盖KX-Y空间 然后，再进行傅立叶转换，产生一系列条形频谱，一次激发即收集到重建图像所需的所有数据。EPI不必进行相位编码，应用波动式或双向梯度场，又 称"梯度场振荡"，使读出速度大为加快，属读出模式，成像速度主要取决于梯度场振荡的读出速度，即梯度场的切换速度。为了提高信噪比和图像质量，临床实际应用时，EPI技术与SE或梯度回波脉冲序列相结合应用，称为混合 在一次成像中，采用8个相位编码的SE加8次波动梯度(hybrid)技术。例如: 场，所获图像似SE，但是成像速度极快。 (2)EPI的临床应用:EPI的特点是成像速度极快，有效地消除了各种运动伪影，包括周期性(呼吸和心跳)运动和非周期性(吞咽、胃肠蠕动等)运动。应用EPI序列可进行脑弥散成像，与造影剂结合可进行脑灌注成像，在缺血性脑血管病的诊断上发挥重要作用。同时，在脑功能成像方面也得到广泛应用，随着深人进行脑功能成像研究及其临床应用的进一步普及，EPI必将发挥更大的作用。 6.磁共振血管造影(maguticresonanceangiopohy，MRA) MRA技术临床已经广泛应用于;临床，它与传统X线血管造影不同，MRA不是血管腔本身成像，而是血流成像。MRA的初期阶段有两种基本技术: (1)时间飞越(timeofflight，TOF):应用快速扫描GE技术，选取适宜的TR值和激发角，可使血流产生流人增强。由于脉冲间隔时间很短，扫描层面内静止组织反复被 激发，纵向磁矩不能充分弛豫而处于饱和状态，信号很弱，呈灰黑色;血管内血液流动，采集MR信号时，如果血流速度足够快，成像容积内激发的饱和质子流出扫描层外，而成 、像容积外完全磁化的自旋(又称不饱和自旋)流人扫描层面，其纵向磁矩大，发出强信号呈白色，于是，血管内外信号差别很大，使血管显影，见图。 TOF法MRA原理图解A、激发层面，B、血管腔，C、血管壁反复激发被饱和呈黑灰信号，D、饱和自旋随血流流出，激发层面，E、不饱和自旋流入激发层面，呈亮白高信号。 TOF法利用MR的纵向磁化矢量成像，对快速血流敏感，但是，除流动组织外，短T1的组织也呈亮白信号，故血肿(亚急性期)可被误认为异常血管，而有附壁血栓的血管似乎与正常血管一样，可造成误漏诊，分析图像时应加以注意。 (2)相位对比(Phasecontras，PC):应用快速扫描GE技术和双极流动编码梯度脉冲，对成像层面内质子加一个先负后正、大小相等、方向相反的脉冲，使静止组织的横向磁矩亦对应出现一个先负后正、大小相等、方向相反、对称性的相位改变，将正负相位叠加，总的相位差为零，故静止组织呈低信号或无信号;而血管内的血液由于流动，正负方向上的相位改变不同，叠加以后总的相位差大于零，该相位差与血流速度成正比，故血流呈亮白高信号，所以，血流与静止组织之间产生 良好的对比，见图。 PC法MRA原理图解A、静止组织正向相位，B、静止组织负向相位，A+B=0， 、血流正向相位，D、血流负向相位，C+D0,呈高信号 呈低信号，C PC法MRA利用MR信号的横向磁矩成像，扫描时间较TOF法长，但可测量血流速度和标示血流方向。PC法MRA对极慢血流敏感，可区分血管闭塞与极慢血流。 MRA按采集方式不同，又分为两种情况: 1)二维法:采集时将感兴趣区分割为若干无间隔、或负间隔层面，获取数据后，再将各层面叠加。此方法成像时间短，可屏息成像，能消除呼吸伪影，成像范围大，血流信号强;但其血管边缘欠光滑，图像的空间分辨率较低，对缓慢或中等流速的血流敏感，用于评价静脉和严重狭窄的动脉效果较好。 2)三维法(即容积成像):直接对感兴趣区进行立体数据采集，一旦获取图像，可行任意方向的图像重建，其信噪比高，图像质量好，MRA血管边缘平滑，对快速血流敏感，空间分辨率高;但成像范围小，对慢速血流不敏感，扫描时间长，适用于病变的初步筛选。MR血管造影一般不必应用造影剂，但是研究表明:经静脉团注Gd一DTPA，缩短血液的弛豫时间，使其信号增强，再行MRA扫描(特别是TOF法)可明显提高对中小血管的显示能力，并显示病灶与血管的关系，尤 其肿瘤的血运和血供(包括供血动脉另I流静脉及其走行等)情况。其缺点是动静脉同时显影，不利于单独分辨动脉或静脉的细节。 (3)造影增强首次通过法MRA:近年来伴随MRI超快速扫描技术的进展，造影增强首次通过法MRA受到人们的普遍重视。在经静脉团注Gd-DTPA后，即刻进行超快速扫描，通过调整扫描启动时间，可分别获取动、静脉或毛细血管图像。该方法可清晰显示细小血管，扫描时间极短，对多种疾病的诊断和鉴别诊断发挥 7.弥散成像(diffusionimaging，DI) 在各种动力驱动下分子的空间移动称弥散，水分子在细胞外间隙内的移动称表观弥散。表观弥散的大小主要由压差、浓度差、渗透压差和温度差等因素所决定，并受细胞外间隙的大小、形状以及正负离子的相互作用等因素的影响。通常应用表观弥散系数(apparentdiffusioncoefficient，ADC)标示弥散的大小， 在脑脊液和灰质之间，正常情况下每一种组织均有自己特有的弥散系数，例如: 弥散系数为4。如果弥散系数在各个方向上均相同，称为各向同性弥散，反之，在不同方向上的弥散系数差别较大，例如: 脑白质在平行于纤维束方向上的弥散比垂直于纤维束方向大得多，称各向异性弥散，可得出各向异性指数(indexofdiffusionanisotropy，IDA)。同一种组织在不同的病理情况下，例如:细胞中毒性水肿和脱髓鞘时，亦能导致弥散系数发生改变。 应用与相位对比血管造影序列完全相同的特殊梯度对梯度脉冲，增加梯度的振幅，可进行MRI的弥散加权成像(diffusionweightedimaging，DWI)。由于DWI受T2的影响较大，易于发现病变，临床上通常应用DWI进行疾病的诊断。利用水分子的表观弥散系数差别产生对比度可获取表观弥散系数图像，当DWI图像显示病灶而不能排除TZ的影响时，可选择应用表观弥散系数图像作为补充。在表观弥散系数图像上，弥散强的部位信号强度相对较低，相反，弥散弱的部位信号强度增高。 近年来，应用单次激发回波平面弥散加权MRI技术，在40秒内完成全脑MRI检查，使DWI获得临床初步应用。目前已知缺血性脑血管病，在发病初期 细胞中毒性水肿阶段，水分子的弥散增强。发病3小时内，在常规T2加权像未见异常改变时，DWI图像能清楚显示脑缺血病灶，在脑梗死的早期诊断上发挥重要作用。另外，在亚急性脑梗死时，DWI图像能显示梗死灶呈高信号，而其他在常规T2加权像上表现为高信号的病灶的信号强度不增加，从而能准确作出鉴别诊断。由于新生儿和髓鞘尚未形成时的小儿的脑白质，在常规MRI图像上不能与急性或亚急性脑梗死相鉴别，而DWI图像显示梗死灶为高信号，正常脑白质的信号强度不增加，可以区分两者。DWI还能鉴别上皮样囊肿与蛛网膜囊肿，前者在DWI图像上呈高信号，而后者呈低信号。DWI在脑白质病的诊断上也具有重要的诊断意义。 8.化学位移成像(chemicalshiftimaging，CSI) 众所周知。根据拉莫公式，质子的共振频率与外磁场强度成正比。但是实际上，质子在不同分子中、或在相同分子中的不同空间位置上，受核外电子的影响，其共振频率略有差异。由于原子核外有围绕核旋转的轨道电子，多个电子组成"电子云"，后者产生一个环行电流，进而形成一个较弱的磁场。按照Lenz定律:感应电流的方向与产生它的方向相反;与之相似，感应磁场的方向也与所应用的磁场相反。于是，电子云的作用是减弱外磁场，使其场强轻微降低，结果改变了局部磁场强度。因此，在外磁场不变的情况下，相同的原子核在不同分子中，具有不同的共振频率这就是"化学位移"。一般质子的CS为数 十至数百HZ。通常化学位移(δ以每百万(PPm)的数目方式表达，计算公式见: 8=(W0-Wref)/WrefWO--线的共振频率;Wref关峰频率。 利用化学位移原理获取成像容积中单一化学成分的图像称化学位移成像，例如:如果成像物体由水和脂肪两种成分组成，此两种成分均含有质子，并具有不同的化学位移，化学位移图像能使水或脂肪分别成像。 9.脂肪抑制(fatsuperation，FS)技术和脂肪抑制成像 MRI图像中脂肪组织呈高信号，经常干扰病灶的显示，应用脂肪抑制技术将脂肪的高信号压低，可增加病灶与周围组织的对比度，在与造影增强共用时效果更明显。实施脂肪抑制成像有以下几种方法: (1)化学饱和法(chemicalsaturation，CS)先应用一个频率选择饱和脉冲，激发脂肪，使之在Z轴的磁化为零。随后紧跟一个去相位梯度，使脂肪的相位分散，导致其横向磁化亦为零。在饱和脉冲发放之后，再发放标准成像脉冲序列(如SE)，被抑制的脂肪成分则无信号发出。此技术临床应用最多，脂肪抑制的特异性较好，但是受磁场均匀度影响较大，图像的信噪比降低。 (2)反转恢复法(IR):此方法中以短时反转恢复法(STIR)最常用。应用反转恢复成像序列，确定Tl时间与脂肪的T1弛豫时间相同，使脂肪的信号被抑制。应用STIR脉冲序列将TI定在与水的T1值相同，也可以选择性抑制水。只有当两种成分的T1值不同时，STIR技术才起作用。它的优点是脂肪抑制效果好，受磁场均匀度的影响小，但是扫描时间较长，抑制的特异性差，除抑制脂肪外，其他与脂肪Tl值相近的组织也同时被抑制。 (3)狄克森(Dixon)法:该方法先获取两幅相位图像，其中之一脂肪和水的相位差为1800，另一幅图像脂肪和水的相位差相同，将两幅图像进行减影处理，即可将脂肪的信号去除，仅获取水的图像，从而得到脂肪抑制的效果。 10.灌注成像(perfusionimaging，PI) 与MRA显示大血管的血流不同，MR灌注加权图像 (perfusionweightedimaging，PWI)应用MR造影剂的T2或T2*敏感性效应，显示显微镜下或组织水平的血流灌注情况。灌注成像有三个主要成像指标:平均经过时间(meantransittime，MTT)、局部脑血容量 (regionalCerabralbloodvolume。，rCBV)和局部脑血流量 (regionalcerebralbloodflow，rCBF)灌注成像常用造影剂为Gd-DTPA、Dy-DTPA和超顺磁性氧化铁颗粒(SPIO)，以前者应用得最多，剂量为0.1~0.2mmol/kg，其T2*作用在几分钟内既下降50%，30分钟作用消失。Dy-DTPA的T2*作用比Gd-DTPA强，但是其毒副作用大，所以临床应用较少。SPIOT2*作用强，而且毒副作用小，有较大的临床应用潜力。 当顺磁性造影剂快速通过毛细血管床时，由于磁敏感性效应使自旋去相位，导致在T2或T2*MRI图像上，脑组织局部信号强度下降，进而计算出局部脑组织的血流灌注量。脑组织局部信号下降的幅度取决于造影剂在血管内的浓度和 m)的密度这两个主要因素。应用轨迹动力学原理，组织每个体素内小血管(3~10μ 由每一个体素对应的信号一时间曲线的积分，获得rCBV图。由于没有对动脉输人功能进行经典测定，此rCBV图是"相对"的，因此，通常并未测量真实的、定量的容积。 rCBV图的成像需要MR仪具有快速扫描和对T2或T2*敏感的能力。虽然EPI技术适用于获取rCBV图，但是应用常规MR扫描仪对T2*敏感的标准GE序列，也能进行有限的灌注成像。?R2是T2弛豫率的变化，与组织内造影剂浓度的比例几乎呈线性关系。rCBV图是对成像层面的每上个体素的?R2-时间曲线进行积分获取的。从覆盖颅内大血管的感兴趣区直接测量动脉的动态输人功能，可精确测量脑血流量(CBF)。应用指示剂稀释理论，同时获得组织和血管的浓度一时间曲线可计算出真正的脑血流图。 根据文献报告，MR灌注成像诊断缺血性脑血管病最敏感的指标是MTT，表现为MTT时间延长。 脑的血容量和MR灌注成像不仅可行，而且能在临床上提供常规MRI所不能获得的有关生理学资料。对未经治疗的胶质瘤，rCBV图像的阴性预测值很高，无论病灶是否增强，若血容量没有增加，则可排除高度恶性的肿瘤。治疗后的脑肿瘤情况更复杂，但是有良好的迹象表明灌注MRI优于常规MRI和其他功能成像技术。由于对缺血性脑血管病、痴呆、精神疾病、头痛和外伤的治疗方法不断进步，灌注MRI对这些疾病以及其他疾病的诊断、治疗方法选择和监测治疗反应方面，均有潜在临床应用价值。灌注MRI至少可提供与放射性核素显像相同的敏感度和特异度，但是其固有分辨率更高，易于与常规MRI图像融合，检查省时、性能价格比更佳等，均优于放射性核素技术。 11.磁化转移对比(magnetizationtranastcontrast，MTC) MTC是由物理而非化学方法增加MR图像对比度的新方法。应用此技术在被成像的解剖部位必须至少存在两种自旋系统，其中一种自旋的TZ必须比另一个系统的TZ短得多，以便能量在两个系统之间进行交换。MTC的脉冲序列看起来 与前述脂肪抑制成像相似，首先应用偏离中心频率大约1000HZ的饱和脉冲，然后跟随GE或SE脉冲序列。通常两个自旋系统为蛋白质和水，蛋白质比水的T2短得多，其MR波谱为宽峰，而水峰很窄。由于T2长短和谱线宽度呈相反关系，蛋白质的话线宽导致其信号在整个图像范围散开，常规MRI图像上看不到蛋白质的信号。MTC应用饱和脉冲，直接饱和了蛋白质自旋系统，所有与蛋白质相连的水分子能够与蛋白质进行磁化交换，所以饱和的蛋白质将影响与之结合水的信号，使结合水和游离水的对比度增加，从而将彼此区分开来。 为形象理解MTC，可以将水和蛋白质自旋系统想象为贮存能量的水库。一个蛋白质能量库与水的能量库相通连(结合水)，而另一个蛋白质库与水的能量库不通连(游离水)，任何一个蛋白质能量库中的MR能量，可经自旋.晶格弛豫返回到晶格或周围环境中。如果应用MTC脉冲序列，由频率选择性饱和一脉冲仅激发蛋白质库，将影响与之相连的水自旋系统(结合水)的能量。即使结合水和游离水系统的T1值相同，与蛋白质相连的结合水系统与短T2组织一样，其信号强度增高，而与蛋白质不相连的游离水系统在MTC图像上的强度减低，类似长T2的组织。 MTC能增强TOF法MRA的血流信号，显示较小的血管，与脂肪抑制技术并用显示小血管更佳。MTC与顺磁性MRI造影剂有协同作用，使造影增强血管加强，或/和减少造影剂的用量。在中枢神经激一系统MTC能增加灰白质、脊髓与脑脊液的对比分辨率。 12.血氧水平依赖法脑功能成像 脑功能成像(functionalmagneticresonanceimaging，fMRI)通常是指在进行身体功能运动时，应用MR超快速(ms级)扫描(以最常用的EPI为例，其扫描速度可达1幅图像/20ms)实时动态显示脑特定界。功能区。fMRI主要包括应用血氧水平依赖(bloodoxygen1eveldependent，BOLD)法成像。当脑特定功能中枢被激发活动时，其局部血流量瞬间快速增加。例如:当运动右手食指时，控制食指运动的脑特定皮质区的循环血量瞬间快速增多，由于动脉血的氧含量高，局部血流量增加导致含氧血红蛋白含量增加，而去氧血红蛋白含量减少。众所周知，去氧血红蛋白是一种顺磁性物质，使局部脑组织的T1和T2值均缩短，并且缩短T2的作用更显著，所以在MR图像上去氧血红蛋白存在的区域局部的信 号下降。脑功能区被激发，含氧血红蛋白增加，去氧血红蛋白减少，导致被激发的脑功能区的T2加权像或T2*加权像信号强度增加，与周围组织产生对比度。在fMRI图像上，可以应用不同色彩标示脑功能区血氧含量的改变，直接实时显示脑功能的变化。 fMRI突破了既往研究脑功能"黑箱技术"的限制，其时间分辨率和空间分辨率均较高，是迄今为止研究认知科学的最佳工具。医务工作者设计了很多fMRI的实验，研究视觉、听觉、运动、感觉以及认知功能，例如:在人进行联想、作数学计算、回忆某个事件时，行fMRI扫描，显示大脑皮层各部位的信号改变，深人研究这些信号改变之间的联系，公认为是通向最终揭示思维秘密的桥梁。在中枢神经系统，fMRI主要用于神经中枢的定位研究，目前，已经纠正了一些既往应用动物或尸体解剖研究所得出的有关脑功能区定位的错误认识，并将fMRI定位脑功能区用于神经外科手术前设计手术人路，从而避免手 术对重要脑功能区的副损伤，取得良好的效果。广义讲弥散和灌注成像也属于脑功能成像的范畴。 13.磁共振波谱(magneticresonancespetrum，MRS) MRS并非是一种新技术，核磁共振问世后不久，即研制出高场强体积较小的磁共振谱仪，作为一种研究工具，在物理、化学、生物和医学等方面，用于小块离体组织的分子结构分析。目前，高场强扫描机(场强>1.5T)，以MRI定位，应用MRS技术，可进行活体定域脑组织的代谢和功能的研究。除常用的质子(1H)外，还可进行31P、13C等MRS检查。 (1)MRS的基本原理:MRS在接收MR信号以前的过程与MRI相同，与MR不同的是MRS接收自由感应衰减信号(FID)，而非自旋回波或梯度回波信号。自旋在外加强磁场中的共振频率主要由磁场强度和原子核的种类决定，但也受原子核所在环境的影响。因此，在外磁场不变的情况下，相同的原子核在不同分子中，具有不同的共振频率这就是"化学位移"。不同原子核化学位移的范围各异,31P、1H和13C分别为40ppm、15ppm和200ppm。 MRS应用快速傅立叶转换将FID转换为振幅对频率的形式，以频谱显示MR信号。在频谱内，可确认由化学位移产生的共振峰，反映特定的代谢改变。频 谱峰下的面积与特定频率原子核的共振数目成正比，并受组织T1和T2值的影响。于是，从确定部位组织中得出的频谱峰面积，反映在组织中特定代谢的相对浓度。 MRS基于原子核在组织中的浓度、自然丰度和固有MR敏感度，很容易检出确定的原子核，它不破坏被检查组织，属于元创性分析组织代谢的方法。用于研究的原子核主要包括:31P、1H、23C、23Na、39K和19F，其中以31P频谱研究得最广泛，而1H的敏感度最高，如果将1H的敏感度定义为1.0，数量相等的19F、23Na和31P的敏感度分别为0.83、0.093和0.066。MRS的信号强度还取决于被检测原子核在组织中的自然丰度，13C的自然丰度低，但可给予外源性含13C的化合物来增强。19F的自然丰度高，但其 组织浓度较低，MRS的信号强度亦较低。 MRS与其他技术相比，相对不敏感为其主要缺点。MRS的敏感性与磁场强度和取样容积成正比，也受射频线圈种类和填充因子的影响。采用大线圈小样本，比应用小线圈相同样本，所获图像的信噪比小得多，因此，MRS检查最好应用表面线圈和适当的样本，以提高图像的信噪比。与之相矛盾，取样的穿透深度限制在接近所用线圈的半径范围，而大线圈尽管相对不敏感，但能提供更均匀的射频场，以精确发射射频脉冲，所以，通常应用大线圈进行射频激发，用小型表面线圈接收射频信号，以增加MRS的敏感性，并取多次信号平均，进一步增加频谱的信噪比。 频谱的分辨率由磁场的均匀度和原子核的弛豫时间决定。理论上讲，在高均匀度的磁场中，如果样本中确定原子核的化学环境均匀一致，仅以拉莫频率共振，只产生单一共振峰。实际上则不然，自旋与自族相互作用，引起横向磁化的相位相干性丧失，使接收线圈中诱发出的电压随T2常数呈指数衰减，于是，出现多种频率成分，经傅立叶转换后，劳伦兹线加宽。因此，MRS的频谱分辨率由样本固有T2所限定。其次，主磁场总有一些不均匀，在确定样本中，原子核有拉莫频率的空间分布。由于主磁场不均匀。拉莫频率变化，加速了横向磁化去相位的速率，因此，观察到的横向弛豫时间T2"比真实T2短，并使观察到的线宽增加。获得较高频谱分辨率的关键是主磁场的高均匀度，特别在行活体MRS检查时，更是如此。由于活体情况下，邻近组织常常完全不同，尤其在软 组织与骨，或空气等其他组织相邻，诱发样本几何形态不均匀变形和磁场均匀度下降，使MRS频谱的线宽增加、敏感性降低、分辨率下降。针对上述问题，应用了体积选择技术。仅在样本内由均匀组织构成的很小的区域采集信号，使MRS的质量大为改善。但是，如果检出信号区域定在两种组织的界面上，则也难以调整理想化匀场。 (2)MRS的基本技术:活体MRS检查必须应用表面线圈，其采集信号范围，在各方向上均接近线圈的半径。其次，应用主磁场与表面线圈结合进行空间定位，可在一个很小区域内产生均匀磁场，有利于MRS的空间定位。 在表面线圈的特定距离内，应用相位交替的"深度"脉冲，可有效去除检查平面上下方的信号，提高"MRS空间定位能力。如果再应用两个射频线圈放置在一个平面上、或略微偏一点，其中一个激发选择层面，另一个接收射频信号，两个线圈的敏感范围重叠，确定MRS的定位体积，则可进一步改善空间定位能力。 应用选择射频脉冲在选定层面激发信号的脉冲梯度技术可分为两类:在检查范围内确定检出信号的区域，再应用单脉冲产生一个自由感应信号，以获取图像;或由自旋回波或类似的回波确定检查范围。应用脉冲梯度系统，选择射频脉冲能激发任意大小的单平面，与行快速简易定位的表面线圈共用，称深度一分辨表面线圈频谱(DRESS)。为了三维立体定位，需要激发三个互相垂直平面的自旋，此三个平Z面的交叉点即为定位区。 应用选择激发技术，通过改变激发频率、相位或梯度脉冲强度，很容易确定检查区域的位置和大小。成像过程也能与MRI脉冲序列结合，用来检验检查区域的位置和定位的准确程度。 (3)、MRS的应用:MRS为研究组织代谢和功能的无创伤性方法，其中以31P和1H应用最广泛。31PMRS主要用于能量代谢的研究，由一系列含磷的物质峰组成:主要有三磷酸腺苷(ATP)，包括α、β和γ三个峰，磷酸肌酸(Pcr)和无机磷(Pi)等成分，此外，还有磷酸单酯(PME)和磷酸双酯(PDM)见图: 由于Pi在波谱中的位置(即化学位移)依赖于pH值。1HMRS能检测脂肪、氨基酸、酮体和乳酸等生物重要代谢物质，其固有敏感性比31PMRS高1.5倍以 上。13C、23Na和39K的自然丰度低，须将外源性标记的化合物(例如:13C葡萄糖)引入人体内，才能进行MRS检查。应用13CMRS可检测葡萄糖无酵解过程，而23Na和39K的MRS，则提供了观察钾、钠离子动力学变化的一种无创性手段。 作为一种研究工具MRS已经成熟。目前，活体定域MRS已经逐步改时，或解决了空间分辨率较低，定欠准确，MRS显示的异常与MRI显示的病灶难以统一以及检查时间过长等问题，正在向全面临床应用进展。 14.磁共振成像的造影剂 经适当途径引入体内改变组织间对比度的化学物质称之为造影剂。MRI的信号强度以SE脉冲序列为例，取决于组织的质子密度(H)、纵向弛豫时间T1、横向弛豫时间T2、脉冲重复时间TR和回波时间TE。TR和TE由操作者选择， 、T1和T2则由成像组织本身所决定。信号强度与质子密度(H)呈线性关而(H) 系，但是与T1和T2则呈指数关系，这意味着T1和T2的轻度改变即导致信号强度的明显变化。T1缩短MRI信号强度增加，反之信号强度减低;T2缩短信号强度减低，反之信号强度增加。因此，在MRI扫描时，若能人为改变正常或病变组织的T1和T2，就能改变这两种组织在MRI图像上的对比度，从而将它们彼此区分开来。目前临床应用的MRI造影剂，绝大多数都是通过改变组织的T1和T2的方式，使MRI的信号强度发生改变，达到增强的目的。 MRI的造影剂可分为两大类: (1)顺磁性造影剂(paramagneticcontrastmedium，PCM)，通常称阳性造影剂。顺磁性造影剂应用得最广泛，该造影剂主要由顺磁性物质组成。顺磁性物质的原子至少含有一个不成对的轨道电子，这个电子的磁矩比质子大约l000倍，由于其固有的运动，如弥散和翻转等，形成杂乱而变动着的电磁场，在此迅速转换的电磁场的作用下，使邻近被激励的质子加速将其能量扩散到周围环境(晶格)，从而缩短T1时间;同时使质子去相位作用加速，从而缩短T2时间。造影剂的这种作用机制如同化学反应的催化剂(酶)的作用，能加速化学反应的速度，促使反应迅速达到平衡，但不能改变这种平衡状态。同样顺磁性造影剂促使受激励的质子迅速回到平衡(低位能)状态，它们只能缩短而不能延长弛豫时间。 常见顺磁性物质包括:钆(Gd3+)、锰(Mn2+)、铁(Fe3+)、镝(Dy3+)等，以金属钆(Gadolinium)的顺磁性最强，具有7个不成对的电子。由于游离型Gd3+对肝、脾和脊髓等有毒害，为了降低其毒性，常将之与一些有机物质组成螫合物， -EDTA、Gd-DTPA和Gd-DOTA等，用于人体。由于Gd3+与DTPA螫合，其例如:Gd 顺磁性有所减弱，但螫合物减慢了离子的旋转速度，反使Gd3+弛豫性比游离型更强。Gd3+有9个协调配位，它与DTPA螯合占去8个配位，与之相结合的是配体DTPA结构的5个氧原子和3个氮原子，剩下1个配体供水分子中的氧原子利用。Gd-DTPA的LD50为2Ommol/kg左右，而其常见剂量为0.lmmol/kg，它的安全系数大于200，与应用X线血管造影的含碘造影剂(安全系数为8-10)相比安全得多。Gd-DTPA一般经静脉团注7天后，90%经尿液排出，7%经粪便排泄，体内仅剩下不到3%，主要潴留在肝脏和脾脏中。Gd3+与DTPA具有很强的亲和力， -DTPA引起造影剂过其复合物在体内非常稳定，极少分解，故安全性很高。Gd 敏者少见，导致过敏性休克十分罕见。 顺磁性造影剂以钆-二乙烯三胺五乙酸(Gadolinium-diethylenetriaminepenteceticaci,Gd-DTPA)为代表，虽然Gd-DTPA具有缩短T1和T2的作用，但是缩短的程度并不一致，这主要取决于造影剂的剂量和所应用的脉冲序列。在剂量低于1mmol/kg范围内，缩短飞的作用最明显，在T1加权像上表现为高信号;反之，在大剂量范围内(>1mmol/kg)，缩短T2的作用更强，在T2加权像上表现为信号丧失。所谓剂量依赖性效应仅限于一定的剂量范围内(图)。 不同浓度Gd-DTPA所对应水的信号强度变化曲线 临床应用常规剂量的Gd-DTPA主要使T1缩短，因此通常选用SE或反转恢复脉冲序列行T加权扫描，强化的部位表现为高信号，所以称之为阳性造影剂。 Gd-DTPA属小分子化合物，经静脉注人后，迅速分布到全身血管系统，继之很快弥散到细胞外液，从而缩短质子(主要是水和脂肪)的弛豫时间，改变组织的信号强度。但是Gd-DTPA不能进人细胞内，亦不能通过血脑屏障，故无特殊的靶器官，半衰期约20分钟，主要经肾小球滤过，以原形经尿排出。Gd-DTPA的分子式为C21H37O15N4Gd，分子量742.79。 (2)磁敏感性造影剂(magneticsusceptibilitycontrastmmedium，MSCM):磁敏感性造影剂以Dy-DTPA为代表，是镝离子(Dy3+)与DTPA的螯合物。Dy3+的磁矩很大，具有很强的磁敏感性，注人体内导致局部磁场不均匀，进而扰乱质子的横向磁化相位的相干性，加速去相位的过程，使T2显著缩短，组织信号降低呈黑色，所以，又称阴性造影剂。该类造影剂缩短T1的作用很轻，在临床应用时应选择T2加权像或T2*加权像扫描脉冲序列。 超顺磁性氧化铁颗粒(SPIOS)也属于阴性造影剂，其作用机制类似Dy-DTPA，主要用于网状内皮系统显像，增加肝、脾肿瘤的检出率。但是它在极低剂量时，在T1加权像上也表现为阳性增强效应。 (3)大分子造影剂:由于上述MRI造影剂都是小分子复合物，经静脉注射后迅速穿透毛细血管壁到达细胞外液中，例如:Gd-DTPA首次通过毛细血管床即有约50%弥散至间质，5分钟后，血浆有效浓度不足30%，为了增加造影剂在血管内的作用时间，若干种大分子造影剂正在研制中，主要包括:白蛋白(Albumin)-(Gd-DTPA)30、右旋糖配(Dextra)-(Gd-DTPA)15和聚赖氨酸(Polylysine)-(Gd- DTPA)60。每一个多聚体与大量轧离子结合，可达170个之多，并且多聚体使离子的旋转速度减慢，进一步增加弛豫性，因此其增强效应比Gd-DTPA单体高40~1070倍。大分子造影剂在中枢神经系统的主要用途是进行脑灌注成像，与超快速扫描脉冲序列并用，经静脉团注造影剂后动态显示脑组织的灌注情况，以早期发现脑缺血，在缺血性脑血管病的诊疗中发挥重要作用。 (4)MRI造影剂在中枢神经系统的应用:MRI造影剂最初仅用于中枢神经系统，以Gd-DTPA应用得最广泛，以后逐渐扩展应用于全身各部位。通常在平扫发现病变后再行增强扫描，能获得更多的诊断和鉴别诊断信息。MRI增强扫描可显示平扫未发现的病灶(特别是较小的病灶),是显示转移瘤病灶最敏感的影像学方法,有利于显示肿瘤的全面情况,鉴别肿瘤与瘤周水肿,对部分脑血管病、炎症、寄生虫病变、脱髓鞘病变和先天畸形等的诊断和鉴别诊断也有一定帮助作用。 特别声明: 1:资料来源于互联网，版权归属原作者 2:资料内容属于网络意见，与本账号立场无关 3:如有侵权，请告知，立即删除。