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<div class="chapter" num="6">
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<!-- 第83页 -->
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<h1 class="firstTitle-l">第五章 磁共振特殊成像技术</h1>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0091-01.jpg" style="width:30%" alt=""
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active="true" /></div>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0019-02.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" /></div>
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<p class="center"><span class="bold">素质目标</span></p>
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<p class="content">培养具备专业素养、高超技能、良好团队协作能力，树立安全意识的医学影像MRI技师。</p>
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<p class="center">……………………</p>
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<p class="center"><span class="bold">知识目标</span></p>
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<p class="content">（1）掌握：磁共振脂肪抑制成像、磁共振水成像、扩散加权成像及其衍生技术、磁共振波谱成像等技术。</p>
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<p class="content">（2）熟悉：磁共振其他抑制成像、灌注加权成像、BOLD脑功能成像、磁共振血流信号特点、磁共振血流成像的方法、磁敏感加权成像等技术。</p>
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<p class="content">（3）了解：磁共振快速成像技术、磁共振电影生理门控技术。</p>
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<p class="center">……………………</p>
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<p class="center"><span class="bold">能力目标</span></p>
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<p class="content">能够提升医学影像技师在磁共振成像领域的专业技能、诊断准确性、技术创新及被检者关怀等方面的能力，以更好地服务于临床诊断和治疗。</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0019-03.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" /></div>
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<p class="titleQuot-1">【案例】</p>
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<p class="content">患者，男，48岁。厌食、消瘦半年余。</p>
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<p class="content">B超检查：胆囊炎、胆总管下端结石致肝内、外胆管扩张。</p>
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<p class="titleQuot-1">【问题】</p>
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<p class="content">1．该患者临床诊断应考虑什么疾病？</p>
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<p class="content">2．如要明确诊断需要再进一步做何种检查？</p>
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<p class="center"><img class="g-pic" src="../../assets/images/0020_01.jpg" alt="" /></p>
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<p class="content">磁共振水成像是一种利用水的长T<span
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class="sub">2</span>特性进行成像的磁共振检查技术。组织里面缓慢流动的自由水具有特殊的T<span class="sub">2</span>特性。T<span
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class="sub">2</span>弛豫时间是描述磁共振信号衰减速度的物理量，由于水分子具有特殊的物
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</p>
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">理和化学性质，因此其具有较长的T<span class="sub">2</span>弛豫时间。磁共振水成像采用长T<span
|
class="sub">2</span>加权序列，对检查部位施加射频脉冲时，除了水之外的组织信号受到衰减，而水由于长T<span
|
class="sub">2</span>特性，信号不受影响，保持较高的长T<span
|
class="sub">2</span>信号。经过影像处理后，只显示水的成像。在图像上，含水器官或液体呈现高信号，而周围组织则呈现低信号。这种技术具有无电离辐射、多层面多方位成像、适应范围广等优势。在实际医疗操作中，这种方法能够对泌尿系统、胰脏及胆道、脊髓、内耳等众多区域进行检查，并向医师们提供宝贵的诊断资料。
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</p>
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<h2 class="secondTitle">第一节 组织抑制成像技术</h2>
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<p class="content">
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采用磁共振成像时，为了明确病理组织的构成或是使病变部位更加明显，运用特别的扫描程序来抑制特定组织，这项技术便是组织抑制成像技术。它能够针对性地减弱脂质及非关注成像区域的信号，这一技术主要分为脂肪抑制技术和其他相关的抑制成像技术。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">一、磁共振脂肪抑制成像技术</h3>
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<p class="content">
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磁共振脂肪抑制成像，属于一项具体的磁共振成像手段，通过特定的成像程序来降低或去除图像内脂肪细胞形成的高信号，进而提升组织对比度，增强对病理变化的识别效果，并且能够提供区分诊断的关键数据，是MRI诊断过程中极其关键的技术之一。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（一）脂肪抑制技术的意义</p>
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<p class="content">
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磁共振脂肪抑制成像基于脂肪和其他组织中的氢质子在磁共振中的不同表现而实现。脂肪内的氢质子在不同组织中，其共振频率也与体内其他组织的氢质子不一致。因而，在T<span
|
class="sub">1</span>加权成像中，脂肪表现为高信号；在T<span
|
class="sub">2</span>加权成像中，也展现出相对较高的信号。这种脂肪的特殊性质，一方面有助于提高对病变的自然对比度，便于检测，但另一方面却降低磁共振成像的清晰度，并干扰对病变的准确检查。其影响主要有以下几个方面：①水分子和脂肪分子边界处发生的化学位移；②脂肪造成的运动伪影；③脂肪减少图像的对比度；④脂肪影响对比剂增强扫描的效果。
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</p>
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<p class="content">
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在MRI成像中进行脂肪抑制的重要性：第一，减轻化学位移的影响；第二，降低脂肪组织的信号强度，提升图像的组织对比度；第三，提高对比剂扫描的效果；第四，判断病变部位是否包含脂肪（如在T<span
|
class="sub">1</span>加权成像中，出血或含有蛋白质的液体通常会显示为高信号）。</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）常用的脂肪抑制技术</p>
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<p class="content">
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磁共振成像技术包含多种脂肪抑制技术，这些技术基于脂肪组织的特殊性质，使用脉冲序列来抑制脂肪信号的产生。常见的脂肪抑制技术包括频率饱和脂肪抑制技术、水激发脂肪抑制技术（如SPAIR和STIR技术）、频率选择反转脉冲脂肪抑制技术、化学位移水-脂反相位成像技术及水脂分离技术。可根据不同场强，检查的部位、目的，合理选择不同的脂肪抑制技术。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．频率饱和脂肪抑制技术</span> 又称化学位移抑制或脂肪抑制技术。该方法依赖于脂肪与水的质子在共振频率上约3.5ppm的微小差异。在采集信号之前，磁共振成像设备先给予特定频带的RF脉冲，
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</p>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<!-- 第84页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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即预饱和脉冲。这种射频脉冲可针对性地引导脂肪质子达到饱和状态，使其在成像过程中无法再产生磁共振信号，从而达到抑制脂肪信号产生的作用。该技术在减弱脂肪信号方面表现突出，且对其他组织的影响微小，尤其在中高磁场下效果更佳。然而，若所扫描区域的磁场强度偏差超出3.5ppm，所选频率的射频脉冲将效果不佳。例如，图像的周边会观察到脂肪信号抑制不均或不充分。对大视野成像时，脂肪抑制在视野边缘可能因梯度磁场而效果不理想。此外，这一技术依赖于主磁场（B<span
|
class="sub">0</span>）和射频场（B<span class="sub">1</span>）的均匀性，均匀性不好，脂肪信号的抑制信号不佳。</p>
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<p class="content">
|
频率饱和脂肪抑制技术广泛应用于MRI检查中，特别是在需要突出显示病变组织与背景组织间对比的场合。例如，在肝脏、肾上腺、盆腔等部位的检查中，该技术可以抑制脂肪组织的高信号，使其他组织的信号更加突出，从而有助于病变的检出和诊断。在使用频率饱和脂肪抑制技术时，需要注意选择合适的RF脉冲参数和扫描序列，以确保脂肪抑制效果。对于磁场均匀性较差的MRI系统或扫描部位，可能需要采用其他脂肪抑制技术或进行额外的磁场匀场处理。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">2．水激发脂肪抑制技术（如SPAIR和STIR技术）</span> 水激发脂肪抑制技术是MRI中用于抑制脂肪信号的一种方法，其中SPAIR（spectrally
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adiabatic inversion recovery）和STIR（short TI inversion recovery）是两种常用的技术。</p>
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<p class="content">
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SPAIR技术采用一种特殊的化学位移原理，达到对脂肪信号的抑制效果。其使用特殊脉冲激发脂肪信号，该脉冲略大于90°，使脂肪组织出现一个较小的反方向纵向磁化矢量。预脉冲结束后，脂肪组织发生纵向弛豫，其纵向磁化矢量将从反向逐渐恢复到正向直至平衡状态。由于这个脉冲是选择性的，因此它只会影响脂肪信号，而不会影响其他组织的信号。在适当的反转时间后，脂肪组织的信号将被抑制，而其他组织的信号则正常显示。SPAIR技术对射频场B<span
|
class="sub">1</span>分布的不平衡性承受度较高，这表明它即便在B<span
|
class="sub">1</span>场存在不一致性时，也能够保持有效的脂肪信号抑制功能。使用SPAIR技术时，除了脂肪信号被抑制外，其他组织的信号和对比度保持不变。由于SPAIR技术需要使用预脉冲来激励脂肪信号，这可能会增加重复时间，从而影响扫描效率。
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</p>
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<p class="content">STIR技术基于脂肪组织的短T<span class="sub">1</span>性质实现脂肪信号的抑制作用。在磁共振成像技术中，T<span
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class="sub">1</span>代表体内组织恢复至纵向磁化状态的速率。由于脂肪的T<span
|
class="sub">1</span>时间较短，它能迅速从最大的负磁化态回到零值状态。选取恰当的时间点作为反转时间，可以有效地减弱脂肪的信号。运用STIR方法时，通常将反转时间设定在脂肪的T<span
|
class="sub">1</span>时间约69%，以此来确保脂肪的信号得到充分的抑制。STIR技术对主磁场B<span
|
class="sub">0</span>的不均匀性相对不敏感，因此在各种磁场条件下都能提供稳定的脂肪抑制效果，它适用于大范围扫描和偏中心部位的扫描。然而，这样也可能减弱图像的信噪比，进而干扰图像的清晰度（图5-1）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0093-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-1 颈椎的STIR抑制图像</p>
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</div>
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<p class="content">
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SPAIR和STIR技术都广泛应用于MRI检查中，特别是在需要抑制脂肪信号以突出显示其他组织病变的场合。例如，在肝脏、胰腺、盆腔和肌肉骨骼系统的检查中，这些技术可以显著提高图像的对比度和清晰度，有助于病变的检出和诊断。
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</p>
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</div>
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content"><span class="bold">3．频率选择反转脉冲脂肪抑制技术</span> 结合选定频率及脂肪组织T<span
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class="sub">1</span>弛豫时间特性，频率选择反转脉冲脂肪抑制技术首先针对成像容积施加一系列预先脉冲。其采用的预激发脉冲频宽较窄，以脂肪质子共振频率为中心，因而只有脂质被选择性激活。同时，其脉冲角度稍超过90°，这样脂肪组织将出现一个较小的反方向纵向磁化矢量。当预激发脉冲完成后，脂肪的纵磁化便开始复原，从逆向过渡至零值，随后转变为正方向，并逐步增强至平衡状态。鉴于预脉冲角度仅微大于90°，其逆转至零的过程耗时较短。如果设置一个较短的逆转时间（TI，通常在10～20毫秒），则通过一个预激发在三维成像区域内充分抑制脂肪信号，因此使得成像时间略有增加。该方法通常与三维快速梯度回波成像序列一起使用。另外，若STIR技术中使用的180°反转脉冲是针对脂肪质子进动频率，则该技术也适用于T<span
|
class="sub">2</span>加权成像，从而提高STIR在抑制脂肪组织方面的特异性。</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">4．化学位移水-脂反相位成像技术</span> 化学位移水-脂反相位成像技术，也称为磁共振化学位移成像技术或同反相位成像技术，其依赖于水分子和脂肪分子在化学位移上的差异，即水分子中的质子相对于脂肪分子的质子进动频率快约3.5PPM。在射频脉冲激发后，水质子与脂肪质子会出现周期性的同相位和反相位现象。在它们的相位对立时，便获取反相位成像数据。使用该技术可在反相位图上观察到因水脂信号相互补偿引起的信号显著衰减现象，其衰减程度一般超过频率饱和脂肪抑制技术。由于纯净脂肪组织内几乎不含水，它们在反相位成像上的信号不会有明显变化。然而当某器官与脂肪组织毗邻时，相同位置内的水和脂肪信号会互相消除，导致该区域在反相位图像中信号大幅下降，帮助勾画出器官的轮廓，产生勾边效应（图5-2）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0094-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l-b">图5-2 化学位移水-脂反相位成像技术在肝脏中的应用</p>
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<p class="imgdescript-l">注：（a）化学位移成像同相位；（b）化学位移成像反相位。</p>
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</div>
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<p class="content">
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目前，化学位移水-脂反相位成像技术在临床上具有广泛的应用价值，主要包括以下几个方面。①肾上腺病变的鉴别诊断：由于肾上腺腺瘤常含有脂质，在反相位图像中，腺瘤的信号强度会显著降低，有助于鉴别诊断；②脂肪肝的检测诊断与鉴别诊断：化学位移成像对脂肪肝的诊断敏感性高于传统的MRI和CT，能够准确评估肝脏的脂肪变性程度；③评估肝脏局部病灶内是否伴有脂肪变性：存在脂肪变性的肝脏局部病变多为肝细胞腺瘤或高分化肝细胞癌，该技术有助于判断肝脏局灶病灶的性质。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">5．水脂分离技术</span> 水脂分离技术采用不同的进动频率分辨水与脂肪分子。随着时间的推移，它们将在同相和反相之间交替。同时获取的同相和反相图像允许以两种方式对图像进行数学组合，从而产生总共四个序列，即同相（水+脂肪）、反相（水-脂肪）、仅脂肪[同相-反相，即（水+脂肪）-
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</p>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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（水-脂肪）]和纯水图像（可看作脂肪抑制的图像）。与其他脂肪抑制技术相比，DIXON技术的脂肪信号抑制更均匀，受伪影的影响更小，可与多种序列类型（如自旋回波、梯度回波）和权重（如T<span
|
class="sub">1</span>、T<span
|
class="sub">2</span>和质子密度）结合使用，不仅可以显示微观脂肪的存在，还可以量化脂肪的量。可用于肝脏、肾脏、肾上腺等脏器的病变鉴别诊断，以及骨肌磁共振成像中的骨髓和局灶性病变评估。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、磁共振其他抑制成像技术</h3>
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<p class="titleQuot-1">（一）区域饱和技术</p>
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<p class="content">
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磁共振区域饱和技术是一种通过特定手段抑制选定区域内组织信号的技术。在MRI扫描中，当某一区域的组织受到射频脉冲的饱和作用时，其纵向磁化矢量将发生反转并逐渐恢复到平衡状态。在重建阶段，若重新对该区域应用射频脉冲实现成像，那些处于饱和状态的组织因未能将其磁化矢量恢复至能发出强烈信号的程度，其信号便会受到抑制，这样就能让其他非饱和区域的信号更为凸显。通过抑制非饱和区域的信号，该技术可以减少由运动或流动等因素引起的伪影，提高图像质量。饱和区域的位置、大小、形状等可以根据需要进行调整，以适应不同的扫描需求和病变情况。
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</p>
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<p class="content">
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在血管成像中，磁共振区域饱和技术可用于抑制静脉或动脉血流信号，以突出显示动脉或静脉血管结构。例如，通过抑制静脉血流信号，可以更清晰地显示动脉血管的形态和走行。在肿瘤成像中，该技术可用于抑制肿瘤周围正常组织的信号，以突出显示肿瘤组织。这有助于医生更准确地评估肿瘤的大小、形态和位置等信息。在功能MRI中，磁共振区域饱和技术可用于抑制非功能区的信号，以突出显示功能区的活动情况。这有助于研究大脑等器官的功能活动和神经连接。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）磁化传递技术</p>
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<p class="content">
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磁化传递技术利用人体中水分子的不同状态来选择性地抑制组织信号，从而提高图像的对比度。在人体中，水的存在形式有两种：一种是自由流动的水，即自由水；另一种是与大分子如蛋白质相结合的水，即结合水。自由水的进动频率范围很窄，而结合水的进动频率范围明显大于自由水。磁共振成像技术中采用了磁化传递技术，这一技术运用特殊的预饱和脉冲，其频率与组织固有的共振频率有所不同，这种频率的偏差一般位于1000～2000Hz，常见的选择是1200Hz。当用此预饱和脉冲来处理组织时，仅会使结合水达到饱和，自由水则几乎不受影响。结合水和自由水的质子会持续快速地进行化学上的交换作用，维系着动态均衡。因此，通过磁化传递技术脉冲饱和的结合水会把它所得的能量传递给自由水的质子，导致自由水被饱和。在接下来的成像脉冲施加时，这些已饱和的自由态水分子便无法产生信号，导致组织信号强度下降。利用此机制，磁化传递技术能够针对性地减少含有丰富蛋白质的组织信号，由此增加图像的对比度。通过抑制背景信号，磁化传递技术可以突出显示目标组织，如血管、肌肉等。磁化传递技术能够侧面反映出组织内部大分子蛋白质水平的变化，为疾病的研究提供关键信息。
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</p>
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<p class="content">
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脑部成像技术中普遍采用磁化传递技术以提升脑内结构的对比度，使得微小血管和疾病损伤部位得以更清晰地显示。同样，MTR技术也被用来研究如多发硬化和阿尔茨海默病等神经系统疾病。在肌肉成像中，磁化传递技术可以抑制肌肉周围的脂肪信号，从而更清晰地显示肌肉结构。磁化传递技术同样适用于MRA，其通过减少背景噪声来提升血管图像的对比度。
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</p>
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</div>
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</div>
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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磁化传递技术主要影响对MT敏感的组织，如肌肉、透明软骨、脑白质、脑灰质等。而对MT不敏感的组织，如纯液体、脂肪组织、血液等，则不受影响。虽然磁化传递技术可以提高图像的对比度，但也会增加扫描时间。因此，在实际应用中需要权衡扫描时间和图像质量的关系。
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</p>
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<p class="content">
|
应用MT技术时，部分病变区域可能在尚未注入对比剂的情况下加强相对信号，表现为信号偏高。因此，在分析经MT技术处理所增强的成像时须特别留意。在进行增强扫描之前，先完成一次经MT技术作用的常规扫描，作为对比参考。
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</p>
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<h2 class="secondTitle">第二节 磁共振水成像技术</h2>
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<p class="content">
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磁共振水成像技术是利用体内静态或缓慢流动液体（如脑脊液、胆汁、尿液、胃肠液、淋巴液、滑膜液）在磁场中的特殊性质来生成体内液体分布的清晰图像，具有信号强度高、对比度大、安全无创、无须对比剂的优点。
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</p>
|
<p class="content">在MRI扫描过程中，各种组织的T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间（即横向磁化矢量衰减到初始值的37%所需的时间）各有不同。水分子具有较长的T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间，这意味着在施加射频脉冲后，水分子中的氢质子能够保持较长时间的共振状态，从而产生较强的信号。相比之下，其他组织中的氢质子在施加射频脉冲后会迅速衰减，产生的信号较弱。在运用T<span
|
class="sub">2</span>加权磁共振成像技术时，身体内部静止或缓慢流动的液体相较于其他组织而言，具有更长的T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间。因此，当应用此项技术进行成像时，非水性质的组织的成像信号会相对减弱，不会成为成像的重点。相反，含水分子较多的组织由于在T<span
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class="sub">2</span>加权成像中保持了较高的横向磁化矢量，从而呈现高信号。利用这种差异，磁共振水成像技术能够有效地突出含水量高的组织结构。</p>
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<p class="content">近年来，随着MRI设备硬件及软件的不断发展，成像速度不断加快，图像质量不断提高，使磁共振水成像技术得到广泛应用，下面介绍临床常用的几种磁共振水成像技术。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">一、磁共振胆胰管成像技术</h3>
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<p class="content">
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磁共振胆胰管成像技术是目前临床上最常用的磁共振水成像技术。此技术无须侵入人体，便可清晰显现胆和胰管的形态和结构，用于评估相关系统健康状况。通过该技术能识别胆管的阻塞现象、查明狭窄区域与严重程度，同时适用于诊断胰腺相关疾病。此外，可通过调整观察角度和方位，多角度全方位进行观察分析。常用的磁共振胆胰管成像方式有三维容积采集和二维厚层块投射扫描两种（图5-3）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0096-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-3 磁共振胆胰管成像</p>
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</div>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．三维容积采集</span> 采用快速自旋回波薄层扫描的方式。由于采用的是容积采集方式，其信噪比高，能够实现对任意切面的再现。然而，此技术的扫描耗时较长，对体内动态变化敏感，因此需要被检者保持均
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</p>
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</div>
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</div>
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</div>
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</div>
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<div class="page-header-right">
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
|
匀且稳定的呼吸，以确保获取高质量的影像结果。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">2．二维厚层块投射扫描</span> 采用单次激发SSFSE厚层（30～60mm，8～12层）径向扫描的方式。这种技术具备快速成像的优势，适用于展现较大体积的充盈缺损征象。然而，因为使用了较长的回波链，图像可能呈现较为明显的模糊效果，并且信噪比偏低，空间分辨率不高，难以清晰显示细小病变。另外，由于其容积效应显著，故仅适用于对胰胆管的整体状况进行评估。
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</p>
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<p class="content">上述两种磁共振胆胰管成像方法各有优缺点，在具体运用当中，应依据检查对象的真实状况与可用的软件硬件环境选择适宜的扫描方案，以期取得最优质的成像效果。</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、磁共振尿路成像技术</h3>
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<p class="content">
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磁共振尿路成像技术是一种无创性的尿路检查方法，它利用磁共振技术来显示尿路的形态和结构。基于磁共振成像原理，尿液内的水分作为天然对比剂。尿内丰富的水分具有较长的T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间，而尿路周围的组织为短T<span class="sub">2</span>弛豫。借助重T<span
|
class="sub">2</span>加权，能够增强尿路中水分的信号并抑制周围组织的信号。进而，经过原始图像的后处理，包括最大密度投影、三维重建及多角度旋转，最后形成了磁共振尿路影像图。
|
</p>
|
<p class="content">
|
磁共振尿路成像主要应用于泌尿系统病变的检测，特别针对肾脏积水、尿路梗阻、先天性尿道异常和各类肿瘤等疾病。通过高清晰度的图像显示，这一技术辅助医师精确探知病灶所在、严重程度以及病理特征。磁共振尿路成像技术也常被用来观察泌尿系手术后的恢复情况，由于它的无创性、高安全性能及详细的诊断信息，此检查方法十分适合身体虚弱的成年人和儿童，包括婴幼儿、妊娠期妇女及肾衰竭病患。然而，磁共振尿路成像技术也存在一些不足和注意事项，需要在医生的指导下进行选择和操作（图5-4）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0097-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-4 磁共振尿路成像</p>
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</div>
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<h3 class="thirdTitle">三、磁共振内耳水成像技术</h3>
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<p class="content">利用磁共振成像原理来显示内耳的形态和结构。磁共振内耳水成像技术基于内耳迷路内的淋巴液
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</p>
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</div>
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</div>
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079
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</div>
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<!-- 第90页 -->
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第89页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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以及内听道中的脑脊液具有长T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间的特性。这些液体在磁共振扫描仪的磁场中会产生共振信号，通过采集这些信号并进行处理，可以得到清晰、立体的内耳结构图像。在图像上，淋巴液和脑脊液呈现为高信号区域，而周围组织则呈现为低信号区域，从而实现了内耳结构的突出显示。主要用于诊断各种内耳疾病，如迷路炎、迷路积水、梅尼埃病等。这些疾病通常会导致内耳结构的异常变化，通过磁共振内耳水成像技术可以清晰地观察到这些变化，为医生提供准确的诊断依据。除此之外，磁共振内耳水成像技术能够用以评估内耳结构，为执行内耳微创手术奠定了精确的解剖学基础。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">四、椎管水成像技术</h3>
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<p class="content">
|
椎管水成像技术，也被称为磁共振脊髓成像，是一种利用磁共振成像技术显示椎管内脑脊液及周围结构的方法，利用脑脊液在磁场中的特性进行成像。脑脊液在椎管内流动缓慢，具有较长的T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间。通过调整MRI的扫描参数，特别是使用重T<span
|
class="sub">2</span>加权技术，可以使脑脊液呈现为高信号区域，而周围组织则呈现为低信号区域。该技术主要用于诊断椎管内的病变，如脊髓肿瘤、脊髓损伤、脊髓空洞症、椎间盘突出等。这些病变通常会导致椎管内脑脊液的形态或信号发生变化，通过椎管水成像可以清晰地观察到这些变化，为医生提供准确的诊断依据。此外，椎管水成像技术还可以用于评估脊髓的功能状态，为治疗方案的制订提供重要参考。
|
</p>
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<h2 class="secondTitle">第三节 磁共振功能成像技术</h2>
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<p class="content">磁共振功能成像技术包括扩散加权成像及其衍生技术、灌注加权成像技术和BOLD脑功能成像技术。</p>
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<h3 class="thirdTitle">一、扩散加权成像</h3>
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<p class="content">
|
扩散加权成像通过测量水分子扩散程度的特征来获取图像，其成像依赖于水分子扩散引起的磁共振信号的变化，形成MRI图像。它是观测细胞内水分子扩散程度的成像技术。作为磁共振成像技术的重要部分，扩散加权成像及其衍生技术发挥着重要作用。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（一）扩散加权成像技术</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">1．基本原理</span> 扩散加权成像技术（DWI）是一种基于测量组织内水分子的随机布朗运动的磁共振成像技术。它利用磁共振成像技术对水分子的自由扩散进行成像，从而得到生物组织的微观结构和物理特性信息。具体来说，扩散加权成像技术通过测量水分子在多个方向上的扩散情况，可以反映出组织结构的各向异性。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．成像过程</span> 扩散加权成像技术的成像过程涉及多个不同方向的梯度脉冲，这些脉冲会对水分子在组织中的自由扩散程度进行测量。通过计算这些测量值，可以得到反映组织微观结构和物理特性的图像。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．临床应用</span> 扩散加权成像技术在临床上的应用非常广泛，特别是在神经系统疾病的诊断中。例如，在脑梗死中，扩散加权成像技术能够在发病后很短的时间内（如30分钟）检测到病变，为临床争取了宝贵的溶栓治疗时间。此外，扩散加权成像技术在肿瘤良、恶性的鉴别及恶性肿瘤治疗后评估
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</p>
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</div>
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</div>
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080
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</div>
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<!-- 第91页 -->
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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中也具有较大优势（图5-5）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0099-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l">图5-5 脑梗死扩散加权成像技术图</p>
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</div>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">4．衍生指标</span> 表观扩散系数（ADC）是扩散加权成像技术序列衍生出的一项参考指标，能够间接反映病变的密度。表观扩散系数值的大小与组织的扩散特性密切相关，对肿瘤的良、恶性及脑梗的具体分期具有参考价值。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（二）扩散加权成像的衍生技术</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">1．弥散张量成像技术（DTI）</span> 弥散张量成像技术代表着一项创新的MRI技术手段，此技术利用水分子的无规则运动（即布朗运动）作为成像的基础。通过监测水分子在弥散过程中导致的磁振信号的减弱现象，弥散张量成像技术能够探测并反映出生物组织内部水分子弥散的方向、强度以及各向异性等信息（图5-6）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0099-02.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-6 脑组织弥散张量成像图</p>
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<!-- 第92页 -->
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第91页内容 -->
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">临床应用：弥散张量成像技术能够显示脑白质纤维束的走行方向，有助于了解脑白质的结构和功能。在神经科学研究、神经系统疾病诊断及精神疾病研究中具有重要意义。
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</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．其他衍生技术</span> 除了弥散张量成像技术外，还有其他一些基于弥散张量成像技术的衍生技术，如扩散峰度成像、扩散光谱成像等。这些技术通过采用不同的数学模型和算法，进一步提高了对组织微观结构和物理特性的检测能力。
|
</p>
|
<p class="content">这些技术在神经系统疾病的诊断、肿瘤病变的评估及神经科学研究等领域具有广泛的应用前景和重要的临床价值。随着技术的不断发展将在未来发挥更大的作用。</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、灌注加权成像</h3>
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<p class="content">
|
灌注加权成像（PWI），属于脑功能性磁共振成像方式之一，本质是根据血流产生的特定效应进行成像。此成像法主旨在检测脑内微观血管结构及其血液灌注水平，并据此揭示脑内微循环的流动规律和特性。目前临床上最常用的是脑部PWI。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（一）成像原理</p>
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<p class="content">
|
磁共振灌注加权成像通过向被检者注射对比剂，然后利用MRI扫描仪对大脑或其他组织器官进行成像。对比剂流经身体组织时会产生信号的改变，这样就可以对血流速度和血液对器官的供应状况等一系列生物指标进行检测。按照成像技术的不同，PWI技术主要分为对比剂首次经过法和动脉自旋标记法。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．对比剂首次经过法</span> 对比剂首次经过法利用高压注射器把含钆的对比剂Gd-DTPA输送至被检者的周围静脉，并且借助分辨率极高的快速成像技术对感兴趣的器官进行不断的多个时间点的动态监测。通过观察对比剂随血流第一次流过被检查组织时所引发的组织信号强度伴随时间的变化状况，能够观察该组织的血流动力学特性。通过测算T<span
|
class="sub">1</span>和T<span
|
class="sub">2</span>弛豫时间的变化速率，可以显示组织中对比剂浓度的动态变化情况，进而反映出血流动力学的变化。通过应用适当的数学模型，可以计算得到检测组织的半定量血流动力学参数，如组织血流量（CBF）、血容量（CBV）、对比剂的平均通过时间（MTT）及达峰时间（TTP）等，并可在磁共振成像图上彩色标记这些参数。对比剂首次经过法是目前脑组织灌注磁共振成像最常用的方法（图5-7）。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．动脉自旋标记法</span> 内源性氢质子作为示踪剂的脑部血流量磁共振成像技术，这项前沿的医学影像技术使用血管内自然存在的氢质子作为标记物，无须额外的对比剂。之所以能实现这种方法，是因为当血液流经被观察的脑部区域时，会通过一个特定的翻转脉冲来进行核磁标记，改变血液中氢质子的相位。在一定的时间间隔之后，标记过的血流抵达目标脑层，这时收集到的数据形成了标记像。作为对照，同时会采集一幅未受新标记血液影响的控制像。通过分析比较和相减这两幅图像，就能够获取显示目标层面血流动态的灌注图像，这就是动态动脉自旋标记法的关键步骤。动态动脉自旋标记分为连续式和脉冲式两种类型，前者在成像层上游以一连串恒定的射频脉冲来改变血流的纵向磁化，持续时间较长，因而形成的影像更为清晰。后者则采用短暂的射频脉冲来完成磁化标记，在此之前，它会在成像层施加一个饱和脉冲以排除任何潜在的干扰信号。
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</p>
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</div>
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</div>
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<!-- 第93页 -->
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<!-- 第92页内容 -->
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0101-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-7 脑组织PWI图</p>
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（二）常用参数</p>
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<p class="content"><span class="bold">1．脑血容量（CBV）</span> 根据时间-密度曲线下方封闭的面积计算得出。</p>
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<p class="content"><span class="bold">2．脑血流量（CBF）</span> 脑血流量值越小，意味着脑组织的血流量越低。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．平均通过时间（MTT）</span> 从开始注射对比剂到时间-密度曲线下降至最高强化值一半时的时间，主要反映的是对比剂通过毛细血管的时间。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">4．峰值时间（TTP）</span> 在TDC上从对比剂开始出现到对比剂浓度达到峰值的时间，TTP值越大，意味着最大对比剂团峰值到达脑组织的时间越晚。
|
</p>
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<p class="titleQuot-1">（三）常用脉冲序列</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．动态磁敏感对比法灌注加权成像脉冲序列</span> 此技术通过应用团注顺磁性对比剂，使血液中对比剂形成强烈的微观磁敏感梯度，导致局部磁场发生改变，以此实现图像的形成。其常用的脉冲序列可能包括梯度回波序列（GRE）或其变种，如扰相梯度回波序列（SPGR/FSPGR/T<span
|
class="sub">1</span>-FFE/FLASH）等。这些序列能够迅速捕捉对比剂通过血管时的信号变化，从而反映组织的血流灌注情况。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．动脉自旋标记法灌注加权成像脉冲序列</span> 动脉自旋标记法无须引入外源性对比剂，而是以机体内部的动脉血流作为内源性示踪剂。该技术经常采取一系列具体的脉冲序列，如用于标记和追踪动脉血液中的氢质子的标签脉冲和控制脉冲。在成像过程中，标签脉冲会反转流经特定区域的动脉血液中的质子相位，而控制脉冲则用于采集未标记的血液信号。通过比较标签像和控制像的差异，可以计算出组织的血流灌注情况。具体来说，动脉自旋标记法灌注加权成像中常用的脉冲序列可能包括连续式动脉自旋标记（cASL）、脉冲式动脉自旋标记（pASL）和伪连续式动脉自旋标记（pCASL）等。这些序列在标记脉冲的施加方式、标记后延迟时间及图像采集策略等方面存在差异，但都能有效地评估组织的血流灌注状态。
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</p>
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</div>
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（四）临床应用</p>
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<p class="content">MRI灌注成像技术在医学领域得到了普遍运用，尤其是在脑病的检测与治疗方面起着至关重要的作用。其临床应用包括如下。</p>
|
<p class="content"><span class="bold">1．脑缺血性病变</span> 如短暂性脑缺血发作、急性缺血性脑梗死等。</p>
|
<p class="content"><span class="bold">2．颅内占位性病变</span> 如原发性胶质瘤、脑外肿瘤、脑原发淋巴瘤、脑转移瘤等。</p>
|
<p class="content"><span class="bold">3．立体定向引导穿刺</span> 用于辅助手术定位。</p>
|
<p class="content"><span class="bold">4．脑胶质瘤术前分级研究</span> 有助于确定肿瘤的恶性程度和手术方案。</p>
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<p class="content"><span class="bold">5．脑肿瘤治疗后疗效评估及早期复发诊断</span> 通过测量肿瘤及瘤周组织的生理参数，评估治疗效果和预测复发风险。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">三、脑部血氧水平依赖成像技术</h3>
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<p class="content">
|
脑部血氧水平依赖成像技术，亦称为BOLD脑功能成像技术，它通过获取大脑活跃过程中伴随的脑血液动态、血流量变化及血液中氧气含量的细微能量变化，以此进行成像。该技术以非侵入手段显现神经元的活动状态。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（一）成像原理</p>
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<p class="content">
|
BOLD脑功能成像基于脑组织中血红蛋白的氧合状态与脱氧状态之间的磁化率差异。当大脑活跃时，相关脑皮质区域的血流会随之增加，但该部分脑组织所耗的氧并没有显著上升。这使得氧合血红蛋白浓度上升，而缺氧血红蛋白浓度下降。由于氧合血红蛋白和缺氧血红蛋白分别具备抗磁性和顺磁性的不同属性，血红蛋白的这种变化进一步引起局部磁场的变化，进而影响了磁共振成像的信号输出。通过检测这种信号变化，可以间接反映神经元的活动情况。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（二）成像技术</p>
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<p class="content">BOLD脑功能成像通常采用外刺激法，即给予受试者一定的外部刺激（如视觉、听觉、触觉等），同时用平面回波序列（echo planar
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imaging，EPI）等快速成像技术来检测脑血氧饱和度及血流量的变化。这种变化与脑功能部位的刺激密切相关，因此可以显示特定的脑功能激活区域。</p>
|
<p class="titleQuot-1">（三）临床应用</p>
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<p class="content">
|
BOLD脑功能成像技术在神经科学、认知科学及临床医学等领域具有广泛的应用价值。它可以用于研究大脑的认知活动、智力发展、情感反应等，为认知神经科学研究提供了有力的工具。此外，BOLD脑功能成像技术还可以用于评估基于内在神经-血管耦合的神经活动，检测脑功能变化情况，以及辅助诊断一些神经系统疾病（如脑肿瘤、脑梗死等）。BOLD脑功能成像技术是一种重要的磁共振成像技术，具有无创性、高时间分辨率和高空间分辨率等优点。
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</p>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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<!-- 第94页内容 -->
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<h2 class="secondTitle">第四节 磁共振血管成像技术</h2>
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<p class="content">
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磁共振血管成像（MRA）作为一项重要的医学影像技术，在磁共振检查中被广泛应用，并逐渐发展成为一种常规诊断工具。相对于传统的数字减影血管造影，MRA在许多方面的优势十分显著。其无创性的特点使被检者在避免侵入性操作风险的同时，操作过程也比较简单，降低了检查的复杂程度。此外，由于大多数情况下MRA不需要使用对比剂，因此检查费用相对较低，也减少了使用对比剂可能产生的不良反应风险。
|
</p>
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<p class="content">
|
与其他血管成像方法相比，MRA不仅可以直观地展现血管的形态结构细节，还具备很强的功能成像能力。例如，通过特定的成像序列，MRA可以精确地获取血流方向、速度、流量等参数，从而提供血流动力学的综合信息。这种能力使MRA不仅在评估血管狭窄、闭塞或动脉瘤等病变时表现优异，而且在分析血流功能和动态变化时也能发挥重要作用。正因如此，MRA成为临床诊断血管疾病的关键技术之一，并逐渐取代了许多场景下侵入性更强的传统造影血管方法。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">一、血流的基本类型</h3>
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<p class="content">血液的各种流动作用与血管中血液的流动形式有关。人体内的血液是黏稠的液体，有以下几种流动情况。</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">1．层流</span> 血的流向与血管长轴平行，属于非湍流的线性流动，流速呈抛物线分布。靠近血管壁的血流速度很低，接近于零；越靠近血管中央，流速越大；血管腔中央部位的流速最快，约为平均流速的2倍。整个血流速度轮廓呈抛物线状，以规则均匀的运动形态表现出来。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．湍流</span> 血液在其他方向以不规则的方式快速运动，这是一种紊乱的流动形式，除了顺着血管长轴的方向流动之外。这种血流紊乱在宏观上表现为随机方向的流动特征，多发于高速血流区或血管形态异常部位。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．涡流</span> 指血液流经血管狭窄处后，在血管两侧形成涡状流动状态。血质子除了沿着血管长轴的方向运动外，还会在各个方向形成大小不一的涡旋，这些涡旋都是不规则的形状，涡流常与层流或湍流（乱流）共存。在磁共振中，涡流容易造成质子失相（相位弥散），造成信号丢失。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">二、血流信号</h3>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0103-01.jpg" style="width:30%" alt=""
|
active="true" /></div>
|
<p class="content">
|
血流信号的表现特征受到多种因素的共同影响，这些因素包括但不限于血流的形态、流向和流速，所采用的磁共振脉冲序列，以及具体设定的成像参数。这些变量共同决定了磁共振图像中血流信号的呈现方式，使其特点变得更加复杂。具体而言，血流可能表现为高信号，其具体影像表现依赖于血流的动力学特性及成像条件的综合作用。
|
</p>
|
<p class="content">
|
在静态组织成像中，血流产生的流动效应通常会造成伪影的出现。这些伪影往往是由于静态组织的相对运动——血液的运动使相位发生变化而引起的。伪影会使组织结构边界模糊不清，从而对诊断的准确性造成影响。因此，在针对静态组织成像时，需要采取优化措施，如对扫描参数进行调整或应
|
</p>
|
</div>
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</div>
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085
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</div>
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</div>
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<div class="page-header-left">
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
|
用伪影抑制技术，将流动效应的干扰降到最低。
|
</p>
|
<p class="content">
|
但是，当血管和其中的血液成为影像研究的重点时，这些流动效应反而成为MRI血管成像的理论依据。磁共振技术可以通过特定的成像序列和参数选择，利用血流带来的相位变化或信号特性，突出血管的形态和功能特点。例如，利用时间飞跃效应或相位对比效应，可以有效提升血管与周围组织的对比度，从而提供血管的精确图像。这使磁共振血管成像成为诊断血管疾病的重要工具之一。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（一）低信号的血流</p>
|
<p class="content">常规MR成像中血流信号较低的现象主要源于成像序列特性，在使用自旋回波（SE）或快速自旋回波（FSE）序列时尤为明显。主要原因如下。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．流空效应</span> 当扫描层次垂直于血流方向时，在90°脉冲激发后，血管内血液在TE/2时间内已流出该层面，不能接受180°脉冲的激发而产生回波，导致血管腔内无信号，呈现“黑色”，这种现象称为流空效应。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．位置移动引起的信号衰减</span> 当扫描层面与血流方向平行时，血流中质子群位置的变化导致信号衰减，因为180°相位重聚脉冲无法纠正质子失相位。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．层流速度差异引起的相位离散</span> 当血流沿频率编码梯度方向流动时，质子群的速度分布差异会导致相位累积不同，从而引起信号衰减。
|
</p>
|
<p class="content"><span class="bold">4．分子旋转造成的失相位</span> 层流导致质子群流速不同，水分子旋转导致相位改变，质子失相位，信号强度下降。
|
</p>
|
<p class="content"><span class="bold">5．血流的长T<span class="sub">1</span></span> 特性在一些超快速T<span
|
class="sub">1</span>WI中，流空效应对血液信号的影响较小，血液的长T<span class="sub">1</span>值导致呈现相对较低的信号。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">6．湍流</span> 由于体素内质子群的相位失相干，导致质子群体的相位丧失，这种现象通常由湍流或涡流引起，表现为血流方向和速度的无规律变化。湍流和涡流易发生于血管狭窄处、转弯分叉部位或动脉瘤等区域。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（二）高信号的血流</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．流入增强效应</span> 当血流水平垂直于MR扫描层面且选择的重复时间较短时，静止组织的质子群可能因纵向弛豫不充分而饱和，无法接受新的脉冲激励导致信号衰减。但对于血流而言，总会未被激发的质子群流入扫描层面，这些质子在脉冲激发后会产生较强信号。因此，与静止组织相比，血流会呈现相对高信号。这种与血液流入相关的信号增强现象称为流入增强效应。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．梯度回波序列</span> 在GRE序列中，血流通常表现为较高信号。与自旋回波序列（SE）不同，GRE的回波是通过梯度场切换产生的，不需要选择特定层面。因此，即使血流在小角度激发后离开扫描层面，只要在有效梯度场和接收线圈的范围内，仍能感应到梯度场切换并产生回波，保持较大的信号强度。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．血液流速极慢</span> 在椎旁静脉丛等血管中，血流速度极慢，此时流速所造成的失相位或流空作用不明显。所以，这些血管内的血流信号与流动没有太大关系，主要看血液的T<span
|
class="sub">1</span>值。血液可以在加权成像中显示出很高的讯号。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">4．舒张期假门控现象</span> 动脉血流速度受心动周期影响显著，收缩期最快，舒张期逐渐减慢，到舒张中末期最慢。如果在舒张中后期以血液T<span
|
class="sub">1</span>、T<span class="sub">2</span>值为主的刺激采集MR信号时，使用心电门控制技
|
</p>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
|
术对流动影响较小的血液信号进行采集，可能会呈现信号偏高的情况。如果TR恰好与心动周期吻合（如心率为60次/分，TR为1000毫秒或2000毫秒），刺激和采集正好落在舒张中后期，血管内的血液就会以较高信号表现出来，这种现象就叫作舒张期假门控现象。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">5．偶回波效应</span> 在SE序列中多回波成像时，若选择的TE分别是20毫秒、40毫秒、60毫秒和80毫秒，则血流信号在单数回波（TE为20毫秒和60毫秒）图像上表现为低信号，而在双数回波（TE为40毫秒和80毫秒）图像上表现为高信号，这种现象称为偶回波效应。
|
</p>
|
<p class="content"><span class="bold">6．对比增强结合超短</span> TR、TE的梯度回波T<span
|
class="sub">1</span>WI序列在选用超短TR时。当TE的梯度回波T<span
|
class="sub">1</span>WI序列时，血液信号受流动的影响较小，这主要取决于血液的T<span
|
class="sub">1</span>值。静态组织的讯号较低，因为这个序列的TR较短。血液的T<span class="sub">1</span>值（比脂肪的T<span
|
class="sub">1</span>值明显缩短）可以通过静脉注射顺磁对比剂得到明显的缩短，因此血液信号会以很高的信号强度显示出来。</p>
|
<h3 class="thirdTitle">三、磁共振血管成像的方法</h3>
|
<p class="content">MRA已成为目前血管疾病的重要检查手段之一，能够详细评估血流的形态、方向及速度。MRA的成像方法主要包括两种：时间飞跃法（time of
|
flight，TOF），用于检测组织磁化矢量的大小，以及相位对比法（phase
|
contrast，PC），用于显示磁化矢量的相位信息。随着快速成像技术的发展，对比增强磁共振血管成像（contrast-enhanced MRA，CE-MRA）的应用范围也在不断扩大。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（一）时间飞跃法血管成像</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．基本原理</span> 时间飞跃法MRA是采用最广泛的MRA方法之一，其原理基于流动血液与静止组织之间磁化状态的差异。TOF-MRA所采用的补偿梯度回波序列，其TR较短，且成像容积内的静止组织在TR远小于组织T<span
|
class="sub">1</span>的情况下，连续多次受到反复激励而处于饱和状态，磁化矢量很小，使静止组织的MR信号受到抑制；而超过成像体积的血液由于没有接收射频脉冲，磁化矢量很大而处于完全磁化状态，所以当血液流入成像体积的速度达到一定的速度时，就会产生高MR信号，从而使流动的血液和静止的组织产生高信号反差。TOF-MRA必须使用附加梯度脉冲的流动以消除流动造成的失相位，从而增加血流信号。
|
</p>
|
<p class="content"><span class="bold">2．TOF-MRA分类</span></p>
|
<p class="content">（1）2D-TOF
|
MRA：采用TOF技术连续薄层采集，每层一次被射频脉冲激发，在采集下一个相邻层之前，再采集一个层次，然后对原始图像进行处理重建后，就可以完成对下一相邻层的采集工作。通常使用扰动相位的GRE
|
T<span
|
class="sub">1</span>加权成像序列，在1.5T扫描仪中，重复时间（TR）一般设置为20～30毫秒，并选择最短的回波时间（TE）以减少流动失相位。通过施加较大的射频脉冲翻转角（通常设置为40°～60°），利用不同组织的T1弛豫差异，抑制背景组织的信号。
|
</p>
|
<p class="content">1）2D-TOF
|
MRA的优点：①该技术通过降低血流饱和程度，能够有效显示缓慢血流，即使血流速度较低时仍能保持良好的信号对比度。②2D-TOF饱和作用小，扫描速度快，采集时间短。③背景组织信号抑制较好，由于采用的是较短的TR，翻转角度较大，所以可以做大尺寸成像。
|
</p>
|
<p class="content">2）2D-TOF
|
MRA的缺点：①空间解析力比较低，体素比较大，丢失相位比较明显，特别是乱流冲击比较大时，容易产生错觉。②三维成像后处理及重建效果欠佳。③层间配准错误，由于原来的形象变形，血管容易产生扭曲。
|
</p>
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</div>
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">3）2D-TOF
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MRA质量改善方法：①在允许的情况下，使用较薄的厚层，以改善其质量。②扫描与血流方向保持垂直。③对于走行较直的血管，应优先考虑采用此技术。④减少搏动伪影，采用心电门控制门控技术。
|
</p>
|
<p class="content">（2）3D-TOF MRA：通过三维容积激发并采集整个成像区域的信号。该技术通常采用扰相梯度回波（spoiled
|
GRE）序列，在1.5T磁共振设备中，其典型参数为TR
|
25～45ms，TE 6.9ms（对应于脂肪与水信号的反相位状态），翻转角一般设置为25°～35°。</p>
|
<p class="content">1）3D-TOF
|
MRA的优点：①空间分辨率高，特别是由于采用三维采集技术，原图层厚1mm，在层次方向上可以小于1mm。②由于体素较小，湍流引起的相位分散效应相对较轻。③图像的信噪比明显优于2D-TOF
|
MRA，相应的矩阵和层厚。④画面质量较好，便于后期处理与重建。</p>
|
<p class="content">2）3D-TOF
|
MRA的缺点：①缓慢的血流在成像体积中停留的时间较长，在显示血流缓慢的情况下，由于多次脉冲激励，可能会导致信号饱和丢失。②血管狭窄严重、流速小的静脉血管和动脉血管一般不宜使用。③扫描时间长。④背景组织抑制作用小于2D-TOF
|
MRA。</p>
|
<p class="content">
|
当前临床常规应用的血管成像技术以脑部检查为主，主要采用时间飞跃法磁共振血管成像技术进行大脑、颈部及下肢血管的检查。有以下几个因素需要在实际运用中加以考虑。①饱和效应：当血液在成像区域停留时间过长时，反复的射频激发可能导致信号衰减。血管饱和效应受血流速度影响，其主要影响因素包括重复时间和扫描层厚参数。血液的快速流动和垂直于成像平面的血流饱和作用都比较小。血管的MR信号在满足条件V=D/TR时达到最高值（其中V为流速，D为层厚）。②2D-TOF
|
MRA更适用于走行较直的血管，如颈部或下肢血管；而对于脑部血管，3D-TOF MRA则是更合适的选择。③血流速度：通常，流速较快的动脉（如脑部动脉）多采用3D-TOF
|
MRA，而流速较慢的静脉则多使用2D-TOF MRA。④目标血管长度：对于较短的目标血管，采用3D-TOF MRA的方法比较合适，而对于较长的血管下肢血管，一般采用2D-TOF
|
MRA的方法。</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0106-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-8 颅脑3D-TOF MRA</p>
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</div>
|
<p class="content">在临床实践中，脑动脉检查一般采用3D-TOF MRA（图5-8），颈动脉可选择2D-TOF MRA或3D-TOF
|
MRA，而下肢和静脉血管检查则多使用2D-TOF MRA。
|
</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）相位对比法血管成像</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">1．基本原理</span> 相位对比法MRA（PC-MRA）是一种通过抑制背景信号，突出血管信号的磁化矢量的相位或相位差异来产生图像的技术。这种方法在射频脉冲激发后进行，通过双极梯度场编码血流速度，并在两个方向相反的梯度场之间施加同样强度和持续时间的层次选择梯度。双极梯度的第一节是负向，第二节是正向。两个梯度的作用对静止组织的质子群会互相抵消，使其横向磁化矢量在TE
|
</p>
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</div>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
|
时相位为零；而运动的质子在负梯度时进得慢，正梯度时进得快，所以净相位产生正的变化。这样，运动质子和静止组织之间就形成了相位差和质子速度成正比，血流信号就凸显出来了。
|
</p>
|
<p class="content">
|
血流的相位偏移与流速成正比，同时也与梯度的强弱和时间间隔成正比。通过调节梯度强度和时间间隔，可以使特定速度的血流在图像上产生最大相位差，从而显示出最强的信号。这样就能对特定速度的血液流动实现最佳相位差检测。在扫描前，通过选择合适的速度编码值，设定适当的梯度强度和时间间隔，可使血流信号在目标速度范围内得到最佳呈现。
|
</p>
|
<p class="content">PC-MRA成像过程包含以下3个步骤。</p>
|
<p class="content">（1）信息收集：获取两组不同相位的运动质子资料。</p>
|
<p class="content">（2）相位减法：通过对具体算法的取舍，对所采集到的相位资料进行减缩，静态组织的相位减缩后为零，而流动组织则根据不同速度时的相位差。</p>
|
<p class="content">（3）图像显示：将相位差转换为像素强度，血流信号呈现在图像上。</p>
|
<p class="content">
|
PC-MRA的像素强度相对于TOF-MRA，表达的是相位或相位差，而非组织的磁化强度。PC-MRA可以显示血流的速度和方向，可以在减影后彻底清除背景信号。但PC-MRA有资料量大、计算时间长、成像速度慢的弊端。虽然它的参数选择灵活，但成像过程更加复杂，操作难度比TOF-MRA还要高。
|
</p>
|
<p class="content"><span class="bold">2．PC-MRA分类</span></p>
|
<p class="content">（1）2D-PC MRA：通过成像单个厚层块，每个像素点的亮度直接反映血流速度，生成的血管图通常不需要经过后期处理而形成其他投影。</p>
|
<p class="content">1）2D-PC MRA的优点：扫描时间短，信号强度与血流速度有直接关系。</p>
|
<p class="content">2）2D-PC MRA的缺点：①只提供二维血管影像，不能多视角观察血管结构。②3D-PC成像前空间分辨率较低，用于流速预测。</p>
|
<p class="content">（2）3D-PC MRA：通过3D数据采集的方式，利用MIP显示血管影像，可以投影出多个视角的血管。</p>
|
<p class="content">1）3D-PC
|
MRA的优势：①可以编码各种流动速率，显示动脉血管及静脉血管。②降低体素的内失相位，使复杂的流速和无序的流速得到改善。③具有较高的空间解析力。</p>
|
<p class="content">2）3D-PC MRA的缺点：①成像时间较长。②对缓慢血流不敏感。③需要先进行2D-PC
|
MRA来确定流速的最佳编码。④相对于TOF法敏感的是湍流引起的信号丢失。</p>
|
<p class="content">电影PC是通过在心动循环的不同时相获得影像的一种基于二维PC的成像方法，它要求心电或脉动门控。电影PC用于对各种病理流的搏动血流和流动状态的评估。</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">3．PC-MRA的应用</span> 临床上，PC法MRA的应用相对较少，主要用于以下几个方面。①检查静脉病变。②分析心脏和大血管的血流。③分析脑脊液流速。
|
</p>
|
<p class="content">
|
PC法相对于TOF法具有较好的背景抑制能力及较高的血管对比度，可与脂肪及增强肿瘤组织等高信号组织区分开，提高对小血管或缓慢血流速度的检测敏感性。此外，PC法还能利用固有的速度相位关系获取血流定量信息，并能提供血流方向信息。在高场强（1.0～1.5T）条件下，两种方法都能很好地进行血管成像；而在低场强（0.5T）条件下，PC-MRA对头部和体部的成像效果较好，而TOF法只能显示大血管，如Willis环、颈动脉等。
|
</p>
|
<p class="titleQuot-1">（三）对比增强血管成像</p>
|
<p class="content"><span class="bold">1．基本原理</span> 对比增强磁共振血管成像（CE-MRA）是近年来发展起来的一项先进成像技术，通
|
</p>
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</div>
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</div>
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<div class="page-bottom-right">
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</div>
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</div>
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</div>
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<div class="header-txt">
|
MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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过注入顺磁对比剂，显著缩短血液T<span
|
class="sub">1</span>松弛时间，使含有对比剂的血液在图像中呈现高信号，显著增强血管的视觉化效果。CE-MRA的应用范围十分广泛，特别是在活动频繁的区域，可以提供胸腔血管（包括大血管和肺血管腹腔血管）等清晰的血管成像效果。
|
</p>
|
<p class="content">
|
该技术重复时间极短（TR≤5毫秒），回波时间极短（TE≤2毫秒），使回波成像具有快速梯度。组织纵向磁化矢量显著压缩，因TR和TE极短而减小。注入顺磁对比剂后，血液的T<span
|
class="sub">1</span>值大大降低，远远低于周围组织，使血液与背景形成强烈反差。在动态采集过程中，首次通过对比剂对血管的时间进行精确监测，可优化采集瞬间，从而有针对性地对动脉或静脉血管进行成像（图5-9）。
|
</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0108-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-9 颈部CE-MRA</p>
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</div>
|
<p class="content"><span class="bold">2．CE-MRA的特点</span></p>
|
<p class="content">
|
（1）CE-MRA的优点：①成像速度快，可快速获取优质图像。②对常见的失相伪影敏感度不高，成像效果稳定。③可精确显示血管狭窄程度，有利于确诊。④一次注射对比剂，可同时显示多条动静脉血管，减少遗漏概率。
|
</p>
|
<p class="content">（2）CE-MRA的缺点：①需要注射对比剂，增加一定操作步骤。②成像过程受时间因素影响，静脉信号可能受到干扰。③不能直接提供血流动力学的相关信息。</p>
|
<p class="content">（3）CE-MRA的技术要点</p>
|
<p class="content">
|
1）对比剂的使用：①与一般胞外液型非特异性离子对比剂（如GD-DTPA）相比，对比剂是CE-MRA的核心部分。②根据检查目的，对对比剂的注射速率等进行合理调整。③常见的注射部位包括前肘区和手背浅静脉，足背浅静脉推荐在下肢或下腔静脉检查时使用。④高压注射器或人工推注均可用于对比剂注射，GD-DTPA的低黏度操作方便。⑤通常注射剂量为0.1～0.3mmol/kg。
|
</p>
|
<p class="content">
|
2）成像参数的调整：重点参数有重复时间（TR）、回波时间（TE）、激发角度、层厚、层数、矩阵和视场（FOV），其中，关键参数是回波时间。这些参数的优化对画质的提升有一定的帮助。
|
</p>
|
<p class="content">
|
3）扫描时机的掌握：CE-MRA成像成功的关键在于准确掌握扫描时机。当达到峰值时，K空间的中心信号被采集到目标血管内对比剂浓度上。需要考虑的关键参数包括循环时间（从注射开始到对比剂到达目标血管的时间）、序列采集时间（TA）和K-space填充方式（如中心区域信号的优先采集）。扫描启动过早或过晚都可能导致成像失败，因此准确预估对比剂的峰值时间至关重要。
|
</p>
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</div>
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</div>
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<div class="page-bottom-left">
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</div>
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</div>
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</div>
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<div class="page-header-right">
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
|
</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<h2 class="secondTitle">第五节 磁敏感加权成像</h2>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0109-01.jpg" style="width:30%" alt=""
|
active="true" /></div>
|
<p class="content">磁敏加权成像（susceptibility weighted
|
imaging，SWI）是一种具有高分辨率、薄层重建和充分的流动补偿等特点的三维成像技术。相较于传统的T<span class="sub">2</span>加权成像（T<span
|
class="sub">2</span>WI）和质子密度加权成像（PDWI），SWI能较清楚地体现组织固有磁敏感性差异，特别在显示静脉血管、出血（红细胞降解产物不同阶段）及钙化、铁沉积方面，表现出显著优势。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">一、基本原理</h3>
|
<p class="content">
|
SWI与组织的磁敏感特性密切相关，其核心原理是以物质的磁化率为基础。磁化率是在外磁场作用下，测定物质磁化强度和磁场强度比值的参数。磁化率越高，表明该物质磁敏感性越强。根据磁化特征不同，物质可分为三类：抗磁性物质的磁化率为负值；顺磁性物质的磁化率为较小的正值；铁磁性物质的磁化率为显著的正值，其磁敏感性远高于顺磁性物质。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．血红蛋白及其降解产物的磁敏感性特征</span> 血红蛋白的磁敏感性因其氧合状态不同而存在差异。氧合血红蛋白呈抗磁性，而脱氧血红蛋白则表现出较弱的顺磁性。正铁血红蛋白同样具有较低的顺磁性。相比之下，血红蛋白降解后形成的含铁血黄素顺磁性显著增强。在四种状态中，脱氧血红蛋白的磁敏感性最为显著。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．非血红蛋白铁及钙化的磁敏感性</span> 铁可以以多种形式存在于体内代谢过程中，其中最常见的就是铁蛋白，它具有很强的顺磁性。铁质沉积量在正常个体会随年龄增长逐渐升高。但在某些神经退行性疾病（如帕金森病和阿尔茨海默病）中，铁的异常沉积被认为与这些疾病的病理机制有很大的关联。
|
</p>
|
<h3 class="thirdTitle">二、成像技术</h3>
|
<p class="content">采用三维高分辨率采集技术，SWI在空间分辨率方面显著提升；通过薄层采集可有效降低背景场T<span class="sub">2</span><span
|
class="super">∗</span>噪声；配合优化的运动补偿技术，大幅减少了动脉搏动伪影。SWI序列可以产生四种类型的图像，包括强度图（幅值图）、相位图、SWI图、最小密度的投射图。对原始数据强度数据的相位数据进行单独的重新排列，强度图和相位图可在收集完成后生成。因为空气和组织界面不均匀，需通过数据处理，对相位图进行高过滤，从而达到校正相位图的目的，消除主磁场不均匀而产生的低频噪声。最后，校正后的相位图在强度图上反复叠加，就可形成SWI图像。由于SWI采用的是三维立体的采集方式，为了显示大脑中小静脉血管的整体状况，可以进行最小密度的投影重建（图5-10）。
|
</p>
|
<p class="content">
|
目前，SWI技术已经可以应用在1.5T和3.0T两种磁共振成像器件上，其中3.0T比1.5T成像效果更好。1.5T和3.0T系统由于外界磁场强度的差异，所采用的成像参数也不尽相同，因此需要根据具体的成像用途进行相应的调整。
|
</p>
|
</div>
|
</div>
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<div class="page-bottom-right">
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091
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</div>
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</div>
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</div>
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<div class="page-header-left">
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<div class="header-txt">
|
MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0110-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图5-10 SWI最小密度投影</p>
|
</div>
|
<h3 class="thirdTitle">三、临床应用</h3>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">1．创伤性脑损伤</span> 脑外伤后明显出血灶可在常规CT及磁共振中清晰显示，但常规成像方法一般很难发现，特别是由于剪切力造成的弥漫性脑白质损伤（如脑弥漫性的轴索损伤），对部分微小的出血灶尤其如此。相比而言，SWI技术能够对这些微小的出血灶进行有效的识别。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．小血管及静脉畸形</span> SWI对顺磁性成分如脱氧血红蛋白有很高的敏感度，故在小静脉成像方面有优异的表现。这使SWI在诊断微血管扩张症、小静脉畸形及海绵状血管瘤等病灶方面具有得天独厚的优势（图5-11）。
|
</p>
|
<div class="qrbodyPic">
|
<img src="../../assets/images/0110-02.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
|
<p class="imgdescript">图5-11 SWI动脉畸形</p>
|
</div>
|
</div>
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</div>
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<div class="page-bottom-left">
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092
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</div>
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</div>
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</div>
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<div v-if="showPageList.indexOf(103) > -1">
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<div class="page-header-right">
|
<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
|
<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
|
</div>
|
<div class="bodystyle">
|
<div class="vertical-middle">
|
<h2 class="secondTitle">第六节 磁共振波谱成像</h2>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0111-01.jpg" style="width:30%" alt=""
|
active="true" /></div>
|
<h3 class="thirdTitle">一、基本原理</h3>
|
<p class="content">
|
磁共振波谱（MRS）是一种特有的非侵入性技术，可以观测活体组织的代谢和生物化学的变化。它和磁共振一样，都是遵循Ramol法则来进行的。MRS透过短射频脉冲激发原子核，所收集的信号被称为自由感应式衰减信号（free
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induction decay，FID），傅立叶转换后这些信号形成波谱。MRS的基本原理依赖于两种物理现象：化学位移和J-耦合。</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．化学位移</span> 在不同分子中，由于周围电子云结构不同、分布不同、运动状态不同，导致原子核局部磁场强度发生变化，因此同一类型原子核的屏蔽作用也不同。同一原子核由于化学环境的差异，在不同化合物中的共振频率不同，这种现象称为化学位移。化学位移是MRS的一个重要理论基础。MRS之所以能区分不同化合物，是因为不同化合物间存在频率的差别。在不同的静磁场下，不同化合物的频率差异也会不同，如1.5T磁场中，水分子和脂肪的频率差异为225Hz，而3T磁场中则有450Hz的频率差异。由于不同化合物的频率差值不容易记忆且随外界静磁场变化，因此这些频率差异在不受场强影响的情况下是恒定的，用“百万分之几”（ppm）来表示。以氢离子为实例，水分子中的氢离子的共振频率差为3.5ppm，与长链脂肪酸中的氢离子相同，在任意外加磁场中氢的共振频率相同，这一特性帮助MRS频线显示清晰。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．J-耦合</span> J-耦合现象指自旋磁矩间的相互作用从而形成自旋耦合，由于原子核间的共价键引起自旋磁矩的相互影响。J值作为一个常量，其数值越高，耦合强度越大，波形的分离度也相应增大。基于这两种物理特性，不同化合物中的同一类型原子核可以在频率轴上进行区分，在同一化合物中也可以区分不同分子基团。化学位移与自旋耦合现象共同构成一个细密的波谱结构。
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</p>
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<p class="content">
|
单质子的磁比不一样，所以它们的进动频率在外界静磁场下也会不一样。例如，像1H、31P、13C、19F和23N等核能够发出MRS信号。氢质子的旋磁比最大（42.58MHz），也是生物体中含量最高的，所以产生了与常规磁共振使用的激发和接收频率相匹配的最强的MRS信号，使其在临床上得到最成熟、最方便、最广泛的应用。其他原子核的成像需要发射和接收相应共振频率有关的软件来支持。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、MRS谱线解析</h3>
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<p class="content">
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MRS谱线的横坐标表示速度移动（也就是频率），化合物的信号强弱则由纵坐标表示。与化合物浓度成正比关系的是谱线的峰值高度及其下部面积。谱线的宽度称为线宽，在最大峰值一半的范围内，也称为半高全宽。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">三、MRS信噪比</h3>
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<p class="content">通常定义频率域中最大代谢物峰值的高度与频率域中非信号区噪声振幅的平均方根之比，影响谱
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</p>
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</div>
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</div>
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MRI检查技术
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</div>
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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线质量的关键因素是MRS的信噪比。</p>
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<h3 class="thirdTitle">四、MRS的特点</h3>
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<p class="content">1．MRS提供的信息，通常用谱线和数值来表示，而不是解剖图。</p>
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<p class="content">2．对于磁场强度和均匀度的要求较高。</p>
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<p class="content">3．增加外部磁场强度可以提高MRS的质量。</p>
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<p class="content">4．由于信号较弱，通常需要多次平均才能获得足够的信噪比，因此检查时间较长。</p>
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<p class="content">5．代谢产物浓度的测定为相对值，通过2种或多种代谢物的浓度比值反映代谢变化，通常用于评估组织代谢状态。</p>
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<p class="content">6．针对特定原子核，需选择稳定的化学物质作为代谢产物进动频率的参考标准。例如，<span
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class="super">1</span>H-MRS中使用三甲基硅烷（TMS）作为参考物，将其共振频率设为0ppm；31P-MRS中则以磷酸肌酸（PCr）为参考物，将其共振频率设为0ppm。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">五、MRS序列的选择</h3>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．PointAnalysis</span> 波谱序列（PRESS）该序列由两个180°射频脉冲和一个90°射频脉冲两部分产生自旋回波，从而对感兴趣的体积进行选择。两个180°射频脉冲的两侧为相对应的梯度脉冲。PRESS序列主要是在STEAM序列中利用重聚相位的180°射频脉冲来降低信号的损失。但在PRESS序列中，若选择较长时间的回波（TE
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50毫秒），则可能造成代谢产物T<span class="sub">2</span>的信号损失，同时也会降低信噪比。</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．激励回波采集序列（STEAM）</span> 该模式通过三个相互垂直的90°射频脉冲分别激励3个不同平面，产生刺激回波，最终获取三者交集区域的信号完成定位。STEAM的TE较短（20～30毫秒），对T<span
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class="sub">2</span>较敏感，适合观察短T<span
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class="sub">2</span>代谢物，如肌醇、脂质等。相较于PRESS，STEAM可以获得较多代谢产物波峰，在肿瘤的鉴别诊断中，STEAM检查代谢产物具有十分重要的意义。不过STEAM的噪声比较小，对运动干扰比较灵敏。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">3．化学位移成像序列（CSI）</span> 这是一种多体素成像技术，通过在每次扫描中逐渐递增的选择性射频脉冲和三维梯度来实现空间定位，属于能同时对多个体素进行编码的多维相位编码技术。每个体素选定的矩阵和扫描视野决定。采集数据时无梯度，可获得多层定位数据和多次采集全部平面或体积的化学位移信号，当测量条件稍有变化时即可。CSI的优点是可以一次收集多个感兴趣区域的信号，方便对正常组织的谱图进行比较。但缺点是有效体积小、信号强度低、采集次数多、扫描时间长，这是目前国内普遍的一种扫描方式。另外，在进行化学位移序列资料收集时，测量较大体积时，由于磁场不均匀，容易造成解析力下降，所以必须保证高场强磁场的均匀性。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">六、影响MRS信噪比和分辨率的主要因素</h3>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．感兴趣容积（VOI）</span> VOI设置太小，会造成比较长的扫描时间和比较低的信号强度；而过大的VOI则容易被非目标性组织信号搅乱。因此，虽然增加VOI可以改善信噪比，但需要权衡其干扰
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</p>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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<p class="content">
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影响。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．体素位置与大小</span> 为确保高灵敏度，VOI的设置应尽量避免周围组织的影响，例如脑脊液、脂肪、骨骼、气体和血管等的干扰。肿瘤组织通常是非均质性的，可能不能准确反映肿瘤的特征。若体素太小，代谢活动区域没有覆盖；若体素过大，则会影响谱线分析，原因是部分容积效应掺杂了正常的脑组织信号。整体而言，增加体素有助于提高信噪比，但会使空间分辨率下降，因此如何合理设置体素的位置，以尺寸为标准，尤为重要。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">3．磁场强度</span> 提高磁场强度可增加不同代谢峰之间的分辨率，帮助更准确地区分代谢物，同时还能显著提升MRS的信噪比。</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">4．单体素与多体素技术</span> 通过两种方法可以测量代谢产物的松弛时间和浓度。多体素技术可以在一次采集中获得多个区域的谱线信息，反映同一时刻代谢产物在不同部位的浓度分布，并且具有体素小、涉及面广等优点，因此可以实现多体素技术。而且，多体素方法本质上是由多个单体素组成的，它允许对任意一个点进行进一步的单体素分析。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">七、MRS中常见代谢物及其意义</h3>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．N-乙酰天门冬氨酸（N-acetyl-aspartate）</span> 位于2.02ppm的N-乙酰天门冬氨酸在正常颅脑的1H-MRS中形成最显著的峰，是成熟神经元的标志物，其含量可直接反映神经元的功能状态。NAA减少症通常指神经元受损或丧失，常见于肿瘤、多发性硬化、脑梗死、缺氧、神经退行性疾病、代谢障碍和脱髓鞘疾病等。对于不含神经元的脑部肿瘤（如脑膜瘤、转移性肿瘤和淋巴瘤），MRS显示出NAA的缺失。唯一会引起NAA升高的疾病是中枢海绵状变性（由NAA水解酶缺乏引起）。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">2．胆碱（choline，Cho）</span> Cho的峰值出现在3.2ppm，反映脑内总胆碱储备，主要与细胞膜磷脂的代谢有关。Cho水平的上升，通常预示着细胞增生活跃，可作为评估脑肿瘤的指标之一。在大多数原发性或继发性脑肿瘤（除颅咽管瘤）中，Cho峰增高与细胞膜代谢加快导致的细胞增生有关。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">3．肌酸（creatine，Cr）</span> Cr的峰值是脑能量代谢的标志物，位于3.03ppm。当能量代谢降低时Cr会升高，当代谢增强时Cr会下降。因为Cr在很多病理过程中比较平稳，所以经常被用作Cho/CR和Naa/Cr比值，作为代谢物的参照值。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">4．乳酸（lactate，Lac）</span> 由质子J-耦合效应产生的Lac峰位于1.32
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ppm，呈双峰特征的乳酸Lac峰。它的存在通常预示着有氧呼吸被抑制，是无氧糖酵解的最终产物。脑氧不足、血液不足、癫痫发作、肿瘤发作，这些都可见Lac峰增高。</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">5．脂质峰（lipids，Lip）</span> 脂质峰由脂肪酸的甲基、亚甲基和乙烯基组成，位于0.8、1.2、1.5和6.0ppm。脂质峰的增高，通常反映水平较高的星形细胞瘤中存在组织坏死。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">6．谷氨酸和谷氨酰胺（glutamate</span> and glutamine，Glu and
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Gln）它们的代谢峰位于2.1～2.5ppm，因相邻而常统称谷氨酸复合物。参与脑氨排毒作用的谷氨酸是神经递质兴奋作用；谷氨酰胺具有排毒的重要功效，在调节神经递质方面，谷氨酰胺的作用非常明显。在肝性脑病和脑缺血缺氧的情况下，谷氨酰胺的水平会显著增加。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">7．肌醇（myo-inositol，MI）</span> 参与调节渗透压力、细胞营养和抗衰老过程的神经胶质细胞标志物，峰值位于3.56ppm，其水平升高提示神经胶质细胞增生。也有不可忽视的作用，可以保持神经胶质细胞体积的稳定。
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</p>
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</div>
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MRI检查技术
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<h3 class="thirdTitle">八、正常与异常MRS谱线的区分</h3>
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<p class="content">
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正常MRS谱线通常以NAA为主要峰，其含量占优势，其次是Cr和Cho。异常谱线可表现为NAA减少、Cho或Lac增高、脂质峰的出现或异常代谢物的检测。具体的病理状态需要结合代谢物的峰值变化及比率来综合分析（图5-12）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0114-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-12 脑胶质瘤MRS</p>
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</div>
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<h3 class="thirdTitle">九、MRS的临床应用价值</h3>
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<p class="content">
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MRS在诊断和鉴别颅内占位性病变及前列腺、乳腺等部位病变时，具有重要的参考意义。它可以帮助区分脑内原发肿瘤外肿瘤（如转移瘤和淋巴瘤），并可以评估星形细胞瘤的恶性程度。此外，MRS还提供了有效的线索来鉴别颅内囊性病变（如脑脓肿）。
|
</p>
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<p class="content">在前列腺MRS检查中，可通过检测柠檬酸盐水平来区分非癌组织与癌变组织。而在乳腺MRS检查中，胆碱含量的变化是评估肿瘤恶性程度的重要指标。</p>
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<h2 class="secondTitle">第七节 磁共振快速成像技术</h2>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0114-02.jpg" style="width:30%" alt=""
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active="true" /></div>
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<p class="content">
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得益于软硬件技术的飞速发展，MRI的成像速度已经大幅提高，快速成像技术一直是磁共振领域的主要发展方向。有效地运用这些技术不仅可以缩短MRI检查的时长，还能显著提高检查图像的质量，更好地利用MRI无电离辐射、软组织对比好的特性。MRI快速扫描除了利用前文中的各类快速序列及K空间特征，通过软件算法及硬件方面也能实现，其主要技术有MRI并行采集技术及压缩感知技术。
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</p>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<h3 class="thirdTitle">一、并行采集技术</h3>
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<p class="content">并行采集技术（parallel acquisition
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technique，PAT）作为一项新兴的磁共振成像技术，在临床上得到了广泛的应用，并随着设备的进步不断迭代，极大地提升了MRI数据采集的效率。各磁共振成像设备供应商都有自己的PAT技术类型，本节将从基础原理出发探讨该技术的不同类别及特点。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（一）PAT的原理</p>
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<p class="content">
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K空间中的相位编码线数量直接影响采集时间，K空间的填充是获取图像的基础。K空间中相位编码线的密集度不仅决定了采集时间，还直接影响图像在相位编码方向的视野。应用矩形FOV技术，可以减少所需的相位编码线数量，实现K空间的稀疏填充，从而成比例地缩短采集时间，同时保持图像的空间分辨率不变。这种技术一般应用于特定的解剖组织，如手臂轴位成像，FOV本身即为矩形，利用稀疏填充可以减少时间，避免卷褶。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0115-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript">图5-13 多通道表面线圈</p>
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</div>
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<p class="content">
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PAT在采集过程中引入了空间敏感度的方式获取信息，传统方法仅依赖于相位编码梯度产生的K空间相位编码线。PAT能够利用相控阵线圈的空间敏感度来补充图像的空间信息。这意味着，在PAT中，相位方向上的空间分辨率是由相位编码梯度和接收线圈的敏感度共同决定的。通过这种结合，PAT能够提高成像效率，同时保持甚至提高图像的空间分辨率。
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</p>
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<p class="content">
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由于表面线圈的空间敏感度不均，组织信号强度会随着与线圈的距离增加而降低。相控阵线圈由多个子线圈构成，共同形成了一个敏感度阵列。在单通道表面线圈的情况下，靠近线圈的组织会产生较高的信号，而远离线圈的组织信号则较低，同时，如果FOV设置为矩形且存在超出相位编码方向FOV的组织结构，这些结构会在图像的另一侧产生卷褶。通过利用相控阵线圈中两个表面线圈的敏感性函数，结合适当的算法，可以精确地获取成像组织内每一点上的敏感度信息。这些信息能够作为相位编码方向上空间定位的补充，弥补因减少数据采样而损失的空间信息，有效去除卷褶伪影，从而获得完整的FOV图像。
|
</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）PAT采集步骤</p>
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<p class="content">PAT虽然有多种不同的实现方式，但它们的基本操作流程是类似的。以下是PAT的一般操作步骤。</p>
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<p class="content">1．参考扫描以获得成像区域内的敏感度分布，这一步是PAT的核心步骤，它收集了后续重建FOV图像所需的敏感度数据。</p>
|
<p class="content">2．采集磁共振信号，稀疏填充K空间的相位编码线，通常需与矩形FOV技术相结合，以减少采集数据量，缩短成像时间。</p>
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<p class="content">3．利用敏感度信息和特定的数学算法，对稀疏K空间数据进行处理，从而消除卷褶伪影，重建图像。</p>
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</div>
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</div>
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<p class="content">PAT中，去除卷褶的算法主要分为两大类，它们都依赖于参考扫描获得的相控阵线圈敏感度信息。</p>
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<p class="content"><span class="bold">1．敏感度编码（SEN</span> sitivity
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encoding，SENSE）技术各个相控阵线圈首先收集到的矩形FOV数据会经过傅立叶转换，形成初步的卷褶图像。随后使用参考扫描的敏感度信息来校正这些卷褶，从而重建出完整的FOV图像。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">2．空间协调同时采集（simultaneous</span> acquisition of spatial
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harmony，SMASH）和一般性自动校准部分并行采集（generalized auto calibrating partially parallel
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acquisition，GRAPPA）技术SMASH和GRAPPA技术在傅立叶转换之前使用参考扫描得到的敏感度信息来预先填充K空间。这能够在进行傅立叶转换重建图像之前获得全部FOV的空间信息，有效去除卷褶（图5-14）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0116-01.jpg" style="width:50%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l">图5-14 不同并行采集技术选择</p>
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（三）PAT注意事项</p>
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<p class="content">
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由于空间信息的应用，在使用PAT时，需要注意以下情况，才能确保图像质量：①在成像过程中，必须保持线圈与受检部位的相对位置与参考扫描时相同，以避免在去除卷褶时出现错误。②为减少卷褶伪影，相位编码方向应与相控阵线圈的排列方向一致。③合理选择加速因子，虽然理论上加速因子可以很高，但过大的加速因子可能会降低图像信噪比并增加卷褶伪影的风险，增加伪影。④注意SENSE和GRAPPA技术的适用场景，进行EPI扫描或扫描体积较大而FOV较小的部位时，GRAPPA可能是更好的选择。对于腹部横断面扫描，SENSE或SENSE-GRAPPA技术可能更为合适，可优化图像质量和减少伪影。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（四）PAT优缺点</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．PAT的优点</span> ①显著减少采集时间，根据加速因子的不同，采集速度可提高数倍。②提升空间分辨力和成像范围，扩大三维成像的范围。③由于采集速度加快时间分辨力变相提高。④增加重复采集次数，提高图像质量并减少伪影。⑤减少磁敏感伪影。⑥提升图像质量，缩短单次激励EPI或单次激励自旋回波序列的回波链。
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</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">2．PAT的缺点</span> ①减少相位编码线会导致图像信噪比降低。②PAT技术可能未能完全去除所有卷褶伪影，尤其是在加速因子较大或线圈分布不合理的情况下，这种伪影的风险会增加。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（五）PAT的临床应用</p>
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<p class="content">
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PAT因其能够提高成像效率和图像质量，在临床磁共振成像中有着广泛的应用，以下是PAT的一些关键临床应用。①缩短采集时间：PAT通过减少所需的相位编码线，加快了图像采集速度。②提
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</p>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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<div class="bodystyle">
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<!-- 第108页内容 -->
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<p class="content">
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升空间分辨率：在不增加扫描时间的前提下，PAT能够提升图像的空间分辨率，适用于需要精细结构显示的高分辨率成像。③优化屏气扫描：在体部成像中，PAT有助于缩短屏气时间，适合老年和体弱患者。④动态成像：对于心脏等运动脏器的成像，PAT能够提供更快的成像速度，提高时间分辨率。⑤减少EPI序列伪影：在单次激励EPI序列中，PAT通过缩短回波链和有效回波时间，减少磁敏感伪影，提升图像质量。⑥改善FSE序列成像：PAT通过缩短FSE序列的回波链和回波间隙，提高图像质量。⑦在高场强MRI，尤其是3.0T及以上的设备中，PAT有助于降低SAR值，减少对被检者的热效应。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、压缩感知技术</h3>
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<p class="content">压缩感知（compressed
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sensing，CS）是一种创新的信号处理架构，其理论根源可以追溯到图像压缩技术。2006年，CS理论被正式提出并很快在2007年被引入MRI领域，引发了MRI成像技术的变革。CS技术利用信号的稀疏性质，在远低于奈奎斯特率的采样条件下，准确地重建信号，这使得MRI成像更加高效，同时减少扫描时间。
|
</p>
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<p class="titleQuot-1">（一）基本原理</p>
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<p class="content"><span
|
class="bold">1．CS相关的MR图像特点</span> CS技术是一种先进的信号处理方法，它利用欠采样数据来还原真实的信号特征。这一技术的核心在于：①采集到的少量数据必须包含原信号的全局信息。②需要有合适的算法来从这些数据中恢复出完整的信号。
|
</p>
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<p class="content">
|
以MR图像为例，CS技术特别适用，因为MR成像过程中采集的每个信号实际上都包含了全层或全容积的信息。这意味着即使只采集部分数据，只要这些数据能够代表全局信息，CS技术就能够通过特定的算法从这些欠采样数据中重建出完整的图像。这种技术的应用，使得在保持图像质量的同时，可以显著减少成像所需的时间和数据量，从而提高成像效率。
|
</p>
|
<p class="content"><span
|
class="bold">2．MR图像的信息冗余与稀疏性</span> CS技术依赖于信号的稀疏性，即信号中包含大量重复或相似的信息及少量显著不同的信息。在图像处理中，如果一个图像的大部分区域都是单一颜色或信号，而只有少数区域有显著不同的信号，那么这个图像就具有高稀疏性。磁共振血管成像图像就是一个高稀疏性的例子，因为只有血管腔呈现高信号，而背景组织几乎无信号。
|
</p>
|
<p class="content">
|
在CS技术中，稀疏性是关键，因为它允许从少量的采样数据中恢复完整的信号。由于许多临床MR图像并不具有高天然稀疏性，CS技术通过将图像转换到另一个域（如小波域）来增加图像的稀疏性，从而只需要较少的采样信号就能重建整个图像。这种方法不仅提高了成像效率，还减少了数据采集的需求，使得CS技术在MRI领域中得到了广泛的应用。
|
</p>
|
<p class="content">磁共振（MR）图像的稀疏性可以从三个维度进行理解，这对于CS技术的应用至关重要。</p>
|
<p class="content">（1）空间域稀疏性：这涉及图像在空间层面的分布特性，具有高信噪比和高对比度的3D图像比2D图像展现出更高的稀疏性。</p>
|
<p class="content">（2）时间域稀疏性：在动态成像序列中，如多期动态增强或动态电影成像，不同时间点捕获的图像之间存在相似性，表明在时间维度上也存在信息的冗余和稀疏性。</p>
|
<p class="content">（3）线圈子单元稀疏性：当使用多通道线圈进行成像时，各个子单元采集的信息存在重叠，每个子单元提供的信息中包含冗余部分，从而在空间分布上展现出稀疏性。
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</p>
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</div>
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</div>
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</div>
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MRI检查技术
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<p class="content">
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这些维度的稀疏性为CS技术在MRI中的应用提供了理论基础，使得在保持图像质量的同时，能够减少所需的采样数据量，提高成像效率。通过利用MR图像在空间、时间和线圈子单元分布上的稀疏性，CS技术能够更有效地从欠采样数据中恢复出完整的图像信息。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">3．CS技术的K空间欠采样</span> CS技术通过在K空间进行策略性的欠采样，实现了MRI扫描速度的显著提升，其方法与PAT有所不同。CS技术的核心在于利用信号的稀疏性质，通过减少必要的采样点来加速数据采集过程，同时保证图像质量。CS技术采用的K空间欠采样方式与PAT有所区别，它侧重于在保持图像质量的同时减少扫描时间。均匀欠采样虽然能够缩短扫描时间，但可能导致卷褶伪影。PAT可以在一定程度上减少这些伪影，但无法完全消除因欠采样而增加的背景噪声。相比之下，CS技术的随机欠采样可以大幅度缩短扫描时间，但可能会引入类似背景噪声的伪影，这些伪影实际上是由于欠采样导致的信号溢出。同时在临床实践中，K空间中心的采样对于图像质量至关重要（图5-15）。CS技术在进行随机欠采样的同时，通常会在K空间中心区域增加采样密度，以确保图像质量。通过在K空间中心区域增加采样密度，CS技术在轻微牺牲扫描速度的情况下，可以显著提高图像质量，实现扫描速度与图像质量之间的平衡。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）临床应用</p>
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<p class="content">
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在临床应用中应基于检查的具体需求，包括部位、序列、检查方式和目的来决定是否采用CS技术。CS技术特别适合于对比度高、结构简单的成像，如MRA和水成像，这些情况下可以采用更高的加速因子。在3D采集中，CS技术的效果通常优于2D采集。多期动态扫描，如灌注成像和动态增强扫描从CS技术中也获益更多。对于自然对比度低和组织结构复杂的图像，使用CS技术尤其是高加速因子可能会降低组织对比度。许多设备制造商已经将CS技术与PAT相结合，以提高成像效率减少扫描时间，提升被检者体验和检查流程，在不增加扫描时间的情况下，增强空间分辨率，提升动态扫描的时间分辨率。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0118-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l-b">图5-15 普通加速与CS加速图像</p>
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<p class="imgdescript-l">注：（a）普通加速图像；（b）CS加速图像。</p>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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<h2 class="secondTitle">第八节 其他磁共振成像技术</h2>
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<h3 class="thirdTitle">一、磁共振电影成像技术</h3>
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<p class="content">
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磁共振电影成像是一种先进的磁共振成像技术，它通过运用快速成像序列对动态器官进行连续捕捉，实现对每个单独帧的相对“冻结”。这一过程能够生成一系列在不同时间点捕捉到的静态图像，这些图像共同构成了器官运动的动态序列。通过将这些连续的帧组合起来，创建出一个完整的动态影像序列，可以通过类似电影的播放方式展示。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（一）磁共振电影技术原理</p>
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<p class="content">
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电影成像技术通过在特定时间间隔内对感兴趣区域进行连续扫描来获取动态图像，通常专注于单一层面。在心脏成像中，这种技术通过与心电图同步，在整个心动周期的多个时间点上进行数据采集。K空间被分割成多个部分，每个部分对应心动周期的不同阶段。在心动周期的各个阶段收集的成像数据被分配到相应的K空间区域。这个过程需要多个R-R间隔来采集数据，然后从每个K空间重建图像，并将它们在电影序列中展示，这种连续播放的图像序列，模拟出电影般的动态视觉效果，对于心脏功能和运动特征的评估具有极其重要的意义。这种技术结合软件能够分析出心脏在收缩和舒张过程中的细微变化，从而对心脏的泵血功能和瓣膜活动进行精确分析。这种成像方式要求使用具有非常短的重复时间和回波时间的快速成像技术，如平衡稳态自由进动序列或扰相梯度回波序列。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）磁共振电影成像技术序列</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．梯度回波电影成像序列</span> 基于流入增强效应的梯度回波电影成像序列是通常结合心电触发和分段K空间成像来成像。被检者在屏气状态下进行数据采集，以减少呼吸运动对图像质量的影响。成像参数的选择需要综合考虑心动周期中的相位数量、相位编码数量以及分段K空间线数，以确保在被检者保持屏气时间可接受的同时，实现高时间分辨率和良好的空间分辨力。梯度回波电影序列技术的原理与时间飞跃序列相似，其中流动的质子因为流入增强效应而呈现高信号，而静止的质子则显示为低信号。然而，缓慢的血流容易受到饱和效应的影响，导致信号减弱。其已逐渐被B-SSFP序列替代。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">2．平衡稳态自由进动序列</span> 平衡稳态自由进动（balanced steady-state free
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precession，B-SSFP）序列在心脏磁共振成像中尤为重要。B-SSFP序列的特点是在层面选择、频率编码和相位编码三个方向上都施加对称的梯度场，同时保持纵向磁化矢量与横向磁化矢量的平衡，以实现信号的稳态。
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</p>
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<p class="content">
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在心脏磁共振成像中，B-SSFP序列因其快速成像、高信噪比而被广泛应用，适用于电影成像、冠状动脉血管成像以及各种实时成像技术。这种序列的优势在于其出色的血池-心肌对比度、高信噪比、较少的运动伪影以及快速成像能力，使其成为心脏电影成像和功能分析的首选脉冲序列。B-SSFP序列通常采用心电触发（图5-16），以确保在心动周期的相同阶段采集数据，从而减少心脏运动引起的伪影。采集过程需要被检者在屏气状态下完成，以减少呼吸运动对图像的影响。在设置参数
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</p>
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MRI检查技术
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<p class="content">
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时，需要考虑到被检者可能的屏气配合时间，通常屏气时间为12～20秒，这对应于16～24个心动周期。这样的设置可以确保在被检者能够舒适屏气的同时，获得足够的数据以生成高质量的图像数据。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0120-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l-b">图5-16 心电及呼吸信号采集窗口</p>
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<p class="imgdescript-l">注：（a）心电门控；（b）呼吸门控。</p>
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</div>
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<p class="content"><span
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class="bold">3．其他序列</span> 用于关节、肌肉、肠道运动电影成像的半傅立叶单激发快速自旋回波HASTE序列及磁共振相位对比电影成像（phase
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contrast cine magnetic resonance
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imaging，PC-MRI）序列，其中PC-MRI是一种新兴的对流体进行定性和定量评估的影像技术，它通过正负两极组成梯度磁场，这两个磁场具有相同的正负幅度和梯度，以及相同的磁场应用时间。HASTE前文中已有详细介绍。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（三）电影成像临床应用</p>
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<p class="content">目前比较常见电影成像的是心脏电影成像，是CMR检查中最常用的序列，用于评价心室大小、室壁厚度、室壁运动、心包及瓣膜形态等临床特征。</p>
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<p class="content">
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其他部位电影成像也可以评估不同肌肉的收缩功能，如盆底肌松弛的电影成像、吞咽电影成像、颞颌关节电影成像、子宫电影成像及小肠电影成像等。这类电影成像一般使用HASTE序列，扫描过程中嘱咐患者做匀速缓慢的相应动作，连续对感兴趣层面反复扫描，根据需求设置期数。
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</p>
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<p class="content">
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PC-MRI因其无创操作测量脑脊液流动的优点越来越受到关注，被广泛用于评估脑积水、小脑扁桃体下疝畸形、脊髓空洞症等中枢神经系统疾病，神经外科手术后对脑脊液流体动力学的监测等也可使用该技术进行检查。
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</p>
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<h3 class="thirdTitle">二、生理门控技术</h3>
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<p class="content">
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在体部MRI检查过程中，人体生理运动如呼吸和心脏跳动常常导致显著的运动伪影，这会降低图像质量。为了应对这些挑战，采用特定的技术来处理具有周期性的生理运动图像，包括心电门控技术、脉搏门控技术、呼吸门控技术。这些技术通过精确控制数据采集时机，可以有效控制生理运动对成像质量的影响，实现良好的图像质量（图5-17）。
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</p>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0121-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-b">图5-17 不同门控设备</p>
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<p class="imgdescript-l">注：（a）心电门控设备；（b）脉搏门控设备。</p>
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（一）心电门控技术</p>
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<p class="content">
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心电门控技术依托于心电图信号，以此作为心脏周期性运动的参考，确保MRI数据采集与心脏搏动周期保持同步。在临床实践中，心电门控技术的应用旨在实现两个目标：①减少由于心脏跳动引起的血管搏动伪影，从而提高成像的清晰度和准确性；②利用门控技术与快速成像技术相配合，可以获得心脏大血管生理功能如血流动态、心脏室壁运动等信息。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">1．ECG的获得和心动周期</span> 用于MRI心电门控的心电图信号一般从4个电极获得，电极贴敷于前胸壁，具体方法参照设备厂商的说明书。以下是实施心电门控时的一些关键步骤和注意事项：①在贴敷电极的部位，需要对被检者胸部的皮肤进行彻底清洁，以减少阻抗并提高信号质量；②导联线走向与主磁场方向一致，避免弯曲、移动；③嘱被检者平静呼吸，尽量减少呼吸运动对心电及图像质量的影响。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．心电门控技术原理及方法</span> 心电图门控技术一般是指回顾性心电图门控，它在心脏周期的每个阶段都进行射频激发和数据采集。该技术将心电信号整合进磁共振成像过程中，通过选取心脏周期内相同阶段的磁共振信号来构建图像，有效减少了心脏运动产生的伪影。
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</p>
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<p class="content">
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采用多时段重建方法时，可以充分利用整个心脏周期的磁共振信号。利用不同时段的磁共振信号来重建相应时段的图像，以电影图像的形式展示心脏各室的收缩和舒张状态。这种技术不仅能够观察心脏的动态变化，还可用于评估如射血分数等关键生理指标。
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</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">3．心电触发技术</span> 心电触发技术也称前瞻性心电门控技术，在R波波峰被探测后，经过一个延时时间段，即心室舒张中期时刻，这是心脏运动相对静止，MR序列被触发启动，进行射频激励和信号采集，到下一次心室收缩前MR序列暂停，MR信号的采集基本保证在心室舒张中后期进行，可以明显减少运动伪影。
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</p>
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<p class="content">
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采用心电触发技术时，为了使每次采集都位于心脏搏动周期的同一个位置，需要根据被检者心率设置序列的参数，有效TR应为1至数个R-R间期。延迟时间是指探测到R波至成像序列开始采集的
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</p>
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</div>
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<div class="header-txt">
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MRI检查技术
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</div>
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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时间间隔，延迟时间后就是成像序列采样的开始点。另一个重要参数是采样的终止点，采样开始点和终止点的正确设置可以确保磁共振信号的采集在舒张中末期进行。
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</p>
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<p class="titleQuot-1">（二）脉搏门控技术</p>
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<p class="content">
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心电门控容易受射频脉冲和梯度场变化的干扰有时会影响门控质量，场强越高，影响越大，而且心电门控技术需要粘贴电极，相对来说不太方便，心电门控信号不准确时，脉搏门控技术可以弥补心电门控的一些不足。脉搏门控一般利用指脉探测夹或指套，夹套手指末节，来探测脉搏随心动周期的变化，作为门控信息来取代心电门控（图5-18）。
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</p>
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<div class="qrbodyPic">
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<img src="../../assets/images/0122-01.jpg" style="width:80%" alt="" active="true" />
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<p class="imgdescript-l-b">图5-18 心电门控及脉搏门控信号曲线</p>
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<p class="imgdescript-l">注：（a）心电信号；（b）脉搏信号。</p>
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</div>
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<p class="titleQuot-1">（三）呼吸门控技术</p>
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<p class="content">
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呼吸门控技术是利用压力探测传感器探测到的呼吸波来减少呼吸运动伪影的技术。一般用弹性呼吸风箱带或呼吸压力垫。呼吸带来的胸腹壁运动将改变探测器内部的压力，吸气时压力增加，而呼气时压力降低。呼吸门控技术主要包括呼吸补偿技术和呼吸触发技术。
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</p>
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<p class="content"><span class="bold">1．呼吸补偿技术</span> 呼吸补偿（respiratory
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compensation，RC）技术主要用于体部SE T<span
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class="sub">1</span>WI序列。RC有多种实施方式，其中一种方法为呼吸秩序相位编码（respiratory ordered phase
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encoding，ROPE）技术。该方法依据监测到的呼吸波形来确定MR成像过程中的相位编码顺序。其操作原理是利用一个压力传感器，将被检者的呼吸波形信号整合进磁共振成像系统中。在完整的呼吸周期内，MR信号采集持续进行，对于呼吸周期内相似的时间点，采用相同的相位编码策略。一般而言，在呼气末期的平台阶段，会使用低频相位编码来采集对呼吸运动较为敏感的K空间中心区域；而在呼吸周期的其他时段，则会使用高频相位编码来采集对呼吸运动相对不敏感的K空间外围区域。
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</p>
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<p class="content">
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这种方法使得原本因呼吸运动而产生的随机相位偏移，经过与呼吸信号的整合和相位重排后，转变为有序变化。同时，那些高频随机性的伪影信号被推向视野边缘或视野之外，有效降低或消除了视野内因呼吸运动产生的伪影。
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</p>
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<p class="content">采用RC技术要求被检者的呼吸频率和幅度保持相对稳定，否则将严重影响抑制伪影的效果。因此检查前需要对被检者进行呼吸训练。</p>
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<p class="content"><span
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class="bold">2．呼吸触发技术</span> 呼吸触发是一种前瞻性呼吸门控技术，依赖于个体的呼吸节律。在正常的呼吸周期中，大多数人在平静吸气后紧接着呼气，从一次呼气结束到下一次吸气开始之间存在一个呼吸运动相对静止的阶段，这个阶段被称为平台期。通常选择呼气末期作为触发点，即开始磁共振信号采集的时机，而下一次吸气前则作为采集的终止点。通过这种方式，磁共振信号采集主要在呼吸运动相对静止的平台期进行，有效减少呼吸运动引起的伪影。
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</p>
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</div>
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</div>
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</div>
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</div>
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</div>
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<span class="header-title">第五章 磁共振特殊成像技术</span>
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<img class="header-img" src="../../assets/images/pageHeader.png" alt="" />
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</div>
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<div class="bodystyle">
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<div class="vertical-middle">
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<p class="content">
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与呼吸补偿技术一样，呼吸触发技术要求被检者的呼吸频率和幅度保持相对恒定，因此检查前的呼吸训练至关重要。在被检者能够维持均匀呼吸的情况下，呼吸触发技术的成功关键在于正确设定磁共振信号采集的起始点和终止点，即合理规划采集时段，总体原则是将采集时段安排在呼气末期的平台期。虽然呼吸触发技术可以用于梯度回波T<span
|
class="sub">1</span>WI序列，但它更常用于FSE/TSE类的T<span class="sub">2</span>WI序列。</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0023-01.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" /></div>
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<p class="center"><span class="bold">磁共振功能成像在法医学领域的应用</span></p>
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<p class="quotation">
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磁共振功能成像在法医学领域的应用是在不断发展。该技术以磁共振成像为基础，并通过血氧水平依赖（BOLD）增强对比效果的原理，能够无创、高分辨率地检测大脑的功能活动。具体应用有脑部病变研究、创伤分析、活体检测、心理学应用、毒物学分析及确定死因和死亡方式等，磁共振功能成像在法医学领域具有广泛的应用前景和重要的价值。随着技术的不断进步和研究的深入，磁共振功能成像在法医学中的应用将更加广泛和深入，为法庭提供更加准确、可靠的证据。
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</p>
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<div class="bodyPic"><img src="../../assets/images/0123-01.jpg" style="width:80%" alt=""
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active="true" /></div>
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<p class="right-info">（李欢 袁梦 杨帅）</p>
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</div>
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</div>
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<div class="page-bottom-right">
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</div>
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