非對比增強(qiáng)的磁共振小血管成像技術(shù)
發(fā)布時間:2020-02-12 17:09
【摘要】:非對比增強(qiáng)的磁共振血管成像技術(shù)是如今血管成像技術(shù)的重要手段與發(fā)展方向,因為其具有無創(chuàng)性、無輻射性、無需造影劑等優(yōu)點(diǎn),在臨床使用上顯現(xiàn)出了一定的價值。另一方面,隨著影像學(xué)技術(shù)的快速發(fā)展與普及,越來越多的小血管疾病被發(fā)現(xiàn)和識別,臨床上需要更加精確的小血管成像方法來輔助診斷與治療。非對比增強(qiáng)的磁共振小血管成像技術(shù)是使用非對比增強(qiáng)的磁共振血管成像技術(shù)進(jìn)行體內(nèi)小血管成像的方法。現(xiàn)在臨床常用的非對比增強(qiáng)磁共振血管成像技術(shù),如時間飛躍法(TOF)和相位對比度血管成像技術(shù)(PCA),在小血管成像上仍然有其局限性。這主要是因為,小血管的管腔直徑較小,血流速度較慢。原理上,非對比增強(qiáng)的磁共振血管成像技術(shù)能夠產(chǎn)生血管與背景組織對比度主要是依賴于血液的流動性。由于血液具有背景組織不具備的流動性,所以才有了基于血液流入效應(yīng)、流空效應(yīng)、流動效應(yīng)等方法的磁共振血管成像技術(shù)。然而,小血管管內(nèi)血流速度低,血流與背景組織的差別比較小,就對非對比增強(qiáng)的血管成像技術(shù)提出了更高的要求。另一方面,由于血管直徑較小,成像的空間分辨率需要足夠高,才能夠使得小血管不與周圍組織的信號融合在一個像素點(diǎn)中,這導(dǎo)致了圖像的信噪比的顯著降低,小血管極易湮沒在噪聲中,而且成像時間會顯著增長,不利于臨床上的應(yīng)用。本文研究了非對比增強(qiáng)磁共振成像技術(shù)在顱內(nèi)豆紋動脈以及肝臟和腎臟血管及其多級分支成像的應(yīng)用中。針對特定的成像區(qū)域與相應(yīng)的成像需求,本文研究了利用混合對比度序列(HOP)、流動敏感黑血序列(FSBB)來進(jìn)行顱內(nèi)豆紋動脈成像的方法,以及利用基于速度選擇脈沖的成像序列(VSMRA)來進(jìn)行肝臟、腎臟血管同時成像的方法。針對上述方法,本研究在飛利浦3T磁共振系統(tǒng)上實現(xiàn)了成像序列,并對成像序列的設(shè)計進(jìn)行了改進(jìn),對成像參數(shù)進(jìn)行了優(yōu)化,從而進(jìn)一步提升了上述方法對小血管的成像質(zhì)量。
【圖文】:
并且 j 比較小。根據(jù)以上的假設(shè),可以推導(dǎo)出流動相關(guān)lated Enhancement,F(xiàn)RE)由下式表示:*2/ 1 1/0 ,sin (cos ) (1 )TR T jTE Tj z ssFRE S S M θ θe f e ∞= = 以看到,F(xiàn)RE 隨著 j 的增大而單調(diào)減小,所以說當(dāng) TR 以及的血流會使得 j 越小,從而增大 FRE,也就是血流與背景的成像層面總是選取為與血流方向垂直的層面。當(dāng)血流足夠快候成像FOV內(nèi)的血流都是沒有被激發(fā)過的,此時,能夠達(dá)到*2/max 1 0 ,sin (1 )TE Tz ssFRE S S M θf e ∞= = ,F(xiàn)RE 隨著 TR / T 1的值的減小而增大,這是因為隨著 TR /信號S∞會減小。-3)可以進(jìn)一步推導(dǎo)得到 FRE 與翻轉(zhuǎn)角度 FA 的關(guān)系如下圖:
圖 2.2 斜坡形激發(fā)脈沖的有效翻轉(zhuǎn)角度與成像位置的關(guān)系[31]。在梯度矩歸零(Gradient Moment Nulling)的方法上,對于應(yīng)該在 3DTOF 中使用何種方式現(xiàn)在還沒有定論。有一種方法是完全不使用任何梯度矩歸零的方法,從而減小 TE 以及二階及以上的梯度矩。另一種方法是在三個軸上同時使用一階梯度矩歸零的方法,從而使得各個方向的梯度一階矩得以歸零。第三種方法是只在讀出梯度方向上使用梯度一階矩歸零,不在相位編碼以及層方向編碼上使用梯度一階矩歸零。高階的梯度矩歸零的方法很少被使用在序列中,因為這會延長最小TE 的值,反而可能會使高階梯度矩變大。3DTOF 是三維采集的,,在每次采集的時候會對應(yīng)一個yk 和一個zk ,由于圖像的低頻信息以及對比度信息主要由 k 空間中心的數(shù)據(jù)決定,所以在使用一些復(fù)雜的、比較消耗時間的技術(shù)時(比如磁化矢量轉(zhuǎn)移脈沖),可以只在采集 k 空間中心數(shù)據(jù)的時候采用,這樣可以減少一部分的采集時間。2.2 SSIR血管成像技術(shù)
【學(xué)位授予單位】:清華大學(xué)
【學(xué)位級別】:碩士
【學(xué)位授予年份】:2016
【分類號】:TP391.41;R445.2
本文編號:2578884
【圖文】:
并且 j 比較小。根據(jù)以上的假設(shè),可以推導(dǎo)出流動相關(guān)lated Enhancement,F(xiàn)RE)由下式表示:*2/ 1 1/0 ,sin (cos ) (1 )TR T jTE Tj z ssFRE S S M θ θe f e ∞= = 以看到,F(xiàn)RE 隨著 j 的增大而單調(diào)減小,所以說當(dāng) TR 以及的血流會使得 j 越小,從而增大 FRE,也就是血流與背景的成像層面總是選取為與血流方向垂直的層面。當(dāng)血流足夠快候成像FOV內(nèi)的血流都是沒有被激發(fā)過的,此時,能夠達(dá)到*2/max 1 0 ,sin (1 )TE Tz ssFRE S S M θf e ∞= = ,F(xiàn)RE 隨著 TR / T 1的值的減小而增大,這是因為隨著 TR /信號S∞會減小。-3)可以進(jìn)一步推導(dǎo)得到 FRE 與翻轉(zhuǎn)角度 FA 的關(guān)系如下圖:
圖 2.2 斜坡形激發(fā)脈沖的有效翻轉(zhuǎn)角度與成像位置的關(guān)系[31]。在梯度矩歸零(Gradient Moment Nulling)的方法上,對于應(yīng)該在 3DTOF 中使用何種方式現(xiàn)在還沒有定論。有一種方法是完全不使用任何梯度矩歸零的方法,從而減小 TE 以及二階及以上的梯度矩。另一種方法是在三個軸上同時使用一階梯度矩歸零的方法,從而使得各個方向的梯度一階矩得以歸零。第三種方法是只在讀出梯度方向上使用梯度一階矩歸零,不在相位編碼以及層方向編碼上使用梯度一階矩歸零。高階的梯度矩歸零的方法很少被使用在序列中,因為這會延長最小TE 的值,反而可能會使高階梯度矩變大。3DTOF 是三維采集的,,在每次采集的時候會對應(yīng)一個yk 和一個zk ,由于圖像的低頻信息以及對比度信息主要由 k 空間中心的數(shù)據(jù)決定,所以在使用一些復(fù)雜的、比較消耗時間的技術(shù)時(比如磁化矢量轉(zhuǎn)移脈沖),可以只在采集 k 空間中心數(shù)據(jù)的時候采用,這樣可以減少一部分的采集時間。2.2 SSIR血管成像技術(shù)
【學(xué)位授予單位】:清華大學(xué)
【學(xué)位級別】:碩士
【學(xué)位授予年份】:2016
【分類號】:TP391.41;R445.2
【參考文獻(xiàn)】
相關(guān)期刊論文 前1條
1 腦小血管病診治專家共識組;;腦小血管病的診治專家共識[J];中華內(nèi)科雜志;2013年10期
本文編號:2578884
本文鏈接:http://www.sikaile.net/kejilunwen/ruanjiangongchenglunwen/2578884.html
最近更新
教材專著