深入了解MRI基礎(chǔ)

內(nèi)容概要

　　磁共振成像技術(shù)與醫(yī)學(xué)影像領(lǐng)域中的其他成像方法相比，對(duì)操作者的要求更高：只有在了解其基本物理原理的前提下，成像的結(jié)果才能得到準(zhǔn)確的解釋。對(duì)于磁共振成像技術(shù)的從業(yè)者來說，不僅要知其然，而且要知其所以然。出于這個(gè)目的，本書在注重實(shí)際的同時(shí)，更強(qiáng)調(diào)對(duì)基本理論的闡釋。本書循序漸進(jìn)地引入磁共振成像的方方面面基礎(chǔ)知識(shí)。每一章都旨在回答特定的問題。從核磁的概念到各種成像應(yīng)用，讀者可以對(duì)該技術(shù)有完整的了解。本書雖著眼于基本理論的介紹，但并不完全以復(fù)雜的數(shù)學(xué)和電子學(xué)知識(shí)為看點(diǎn)。讀者群主要是醫(yī)學(xué)院學(xué)生、影像科醫(yī)生以及磁共振成像領(lǐng)域的研究者。

作者簡介

　　Bruno
Kastler教授于1977年在馬賽地中海大學(xué)獲得物理學(xué)碩士學(xué)位，并于1981年在該校獲得醫(yī)學(xué)博士學(xué)位。之后兩年，他在明尼蘇達(dá)大學(xué)生理系進(jìn)行博士后深造。在美國之旅結(jié)束后，Kastler教授在斯特拉斯堡的路易斯·巴斯德大學(xué)醫(yī)學(xué)院做住院醫(yī)師實(shí)習(xí)，也是在這里，他獲得了內(nèi)科醫(yī)師執(zhí)照(1987年，心臟病學(xué))和放射科醫(yī)師執(zhí)照(1988年)。接下來他工作于斯特拉斯堡醫(yī)學(xué)院放射科，并在1994年獲得了哲學(xué)博士學(xué)位。Kastler教授目前是貝桑松醫(yī)學(xué)院診斷和介入放射科的主任(從1994年起)和弗朗士孔泰大學(xué)I4S實(shí)驗(yàn)室的主任(1997年起)，同時(shí)他也是加拿大謝布克大學(xué)的副教授和保加利亞索非亞大學(xué)的榮譽(yù)博士。
Kastler教授同時(shí)具有科學(xué)和醫(yī)學(xué)的教育背景，他是多個(gè)領(lǐng)域的專家。自1987年起，他開始致力于教授磁共振物理學(xué)。1994年，他編寫出版了本書的第1版。該書今天已經(jīng)出到了第6版，并被翻譯成多種歐洲文字版本(西班牙文、俄文、保加利亞文、羅馬尼亞文、匈牙利文等)。在磁共振物理學(xué)之外，他的研究方向還包括心血管磁共振成像，特別著重于缺血性和先天性心臟病的研究。在此領(lǐng)域，他也有專著出版(Kastler
B, MRI of Cardiovascular Anomalies, Springer Verlag, 2006)。
Kastler教授也是CT引導(dǎo)疼痛治療的先驅(qū)和世界級(jí)專家(Kastler B, Interventional Radiology in
Pain Treatment, Springer Verlag 2007)，他也因此于2006年獲得了全法醫(yī)學(xué)萬勝獎(jiǎng)一等獎(jiǎng)。

書籍目錄

第1章 核磁
 一、回顧：磁場與電流
 二、電磁關(guān)系對(duì)原子核的解釋
第2章 磁共振現(xiàn)象
 一、經(jīng)典模型
 二、量子模型
第3章 弛豫現(xiàn)象
 一、縱向和橫向磁性的概念
 二、縱向弛豫T1
 三、橫向弛豫T2
 四、磁共振信號(hào)的測量:自由進(jìn)動(dòng)信號(hào)FID
 五、T*2的概念
第4章 基本序列：自旋回波序列
 自旋回波SE的原理
第5章 T1、T2和質(zhì)子密度的對(duì)比度
 一、重復(fù)時(shí)間的影響
 二、回波時(shí)間的影響
 三、T1、T2和質(zhì)子密度加權(quán)
 四、權(quán)重的概念：圖解方法
 五、磁共振信號(hào)公式
 六、在中樞神經(jīng)系統(tǒng)的對(duì)比度上和在病理學(xué)上的應(yīng)用
 七、反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列
 八、對(duì)比劑
第6章 信號(hào)的空間編碼和圖像的重建
 一、矩陣的概念和視場
 二、信號(hào)的空間定位
 三、切片的選擇
 四、頻率和相位編碼的概念
 五、頻率編碼和相位編碼在磁共振成像中的運(yùn)用
 六、傅立葉變換的概念
 七、圖像重建的一些問題
第7章 MRI序列的事件排列及其采樣時(shí)間
 一、RF脈沖和梯度場的安置
 二、序列時(shí)間
 三、多片技術(shù)
 四、雙極性梯度場：梯度回波的概念
 五、3D成像
第8章 K空間
 一、導(dǎo)言
 二、傅立葉變換和K空間
 三、MRI圖像的采集和K空間
 四、K空間的性質(zhì)
 五、K空間移動(dòng)原則
 六、K空間和快速以及超快速成像術(shù)
 七、K空間和釓注射ARM
第9章 影響MRI圖像質(zhì)量的因素
 一、圖像質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)
 二、MRI檢查參數(shù)
第10章 快速成像術(shù)
 一、采集時(shí)間較長的原因
 二、基于減少測量數(shù)的快速成像方法
 三、基于對(duì)K空間快速填充的快速成像方法
 四、半傅立葉成像
 五、基于梯度回波的快速成像：基本原理
 六、梯度回波成像的對(duì)比度
 七、通過對(duì)K空間的快速掃描或多行填充的快速成像方法
 八、即時(shí)成像技術(shù)
 九、并行采集技術(shù)
 十、未來展望
第11章 流動(dòng)成像
 一、血液和血腫的MRI信號(hào)
 二、對(duì)血流的復(fù)習(xí)
 三、不同的流動(dòng)現(xiàn)象
 四、磁共振血管造影
第12章 磁共振成像的偽影
 一、金屬偽影
 二、運(yùn)動(dòng)偽影
 三、截?cái)鄠斡?br /> 四、假頻
 五、化學(xué)位移偽影
 六、磁敏感性偽影
 七、交叉激勵(lì)現(xiàn)象
 八、和成像技術(shù)相關(guān)的偽影
第13章 組織抑制序列
 一、抑脂
 二、抑液
 三、磁化轉(zhuǎn)移
第14章 MRI設(shè)備和檢查模式
 一、MRI設(shè)備
 二、接待病人
 三、安置病人和定中心
 四、參數(shù)選擇
 五、圖像處理和存檔
第15章 心臟成像
 一、序言：復(fù)習(xí)圖像重建的過程
 二、基本原理：采集和心電圖同步
 三、基礎(chǔ)心臟成像序列：梯度回波和自旋回波
 四、相位成像法(流量圖)
 五、能進(jìn)行屏息采集的分段序列
 六、心臟成像術(shù)的技術(shù)改進(jìn)
第16章 彌散成像、灌注成像和功能性MRI
 一、彌散成像法
 二、灌注成像法
 三、功能性磁共振成像
第17章 磁共振譜
 一、磁共振譜的原理
 二、MRS技術(shù)
 三、數(shù)據(jù)處理
 四、MRS的臨床應(yīng)用
附錄
 附錄A 自旋和核磁
 附錄B
一摩爾體積中平衡態(tài)剩余質(zhì)子的數(shù)量
 附錄C 旋轉(zhuǎn)磁場和射頻波
 附錄D 計(jì)算90°
和180°射頻脈沖的強(qiáng)度以及時(shí)間長度
 附錄E 波爾茲曼分布
 附錄F
量子模型和經(jīng)典模型的一致性
 附錄G
90°脈沖后磁性的T1恢復(fù)和T2的減少
 附錄H
弛豫過程中橫向磁性和縱向磁性隨時(shí)間的變化
 附錄I
TR和TE參數(shù)對(duì)自旋回波信號(hào)的影響
 附錄J
縱向磁性恢復(fù)曲線的交錯(cuò)
 附錄K
反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列消除信號(hào)
 附錄L
選片梯度場的一個(gè)數(shù)例
 附錄M
頻率和相位的一致性
 附錄N
雙極性梯度場以及梯度場相對(duì)于0的對(duì)稱性
 附錄O 雙極性選片梯度場
 附錄P
傅立葉變換的數(shù)學(xué)定義
 附錄Q
MRI信號(hào)和傅立葉變換
 附錄R 測得信號(hào)的值
 附錄S
自旋回波序列、梯度回波序列的時(shí)序圖和K空間的填充順序
 附錄T
FOV和圖像的空間分辨率
 附錄U 矩陣、視場和像素
 附錄V
厄恩斯特最優(yōu)角的影響
 附錄W 釓注射后血液的T1值

章節(jié)摘錄

版權(quán)頁：   插圖：   2.使用“單聚相梯度”的殘余橫向磁矩穩(wěn)態(tài)RGE序列（steady state coherent gradient echo） 對(duì)于TR>>T*2，橫向磁矩有足夠的時(shí)間在兩次激勵(lì)之間消失，也就是說橫向磁矩像被“破壞”了，因此此時(shí)序列具有和帶擾相梯度的RGE序列同樣的對(duì)比度。這是實(shí)際應(yīng)用中TR>>100ms的情況。 對(duì)于非常短的TR，此處橫向磁矩的平衡態(tài)占支配地位，可以獲得T*2加權(quán)像。實(shí)際在此類序列中（圖10—19和圖10—24），同時(shí)發(fā)生的兩個(gè)梯度回波一個(gè)由縱向磁矩的傾倒產(chǎn)生（與縱向磁矩的平衡態(tài)相關(guān)=剩余+回長，根據(jù)翻轉(zhuǎn)角度為T1或ρ加權(quán)），另一個(gè)由殘余橫向磁矩產(chǎn)生（與T*2加權(quán)的橫向磁矩的平衡態(tài)相關(guān)）。信噪比因此得到改善，但圖像對(duì)比度較為復(fù)雜。在小翻轉(zhuǎn)角時(shí)，得到的是ρ加權(quán)，在大翻轉(zhuǎn)角時(shí)（>30°），對(duì)比度直接與T2／T1比相關(guān)（事實(shí)上是T*2／TR和T1／TR）。因?yàn)樵摫壤谲浗M織中基本不變，并且在病理過程中T1和T2同時(shí)增加，所以序列對(duì)組織的區(qū)分能力很弱。事實(shí)上，此序列僅促使了那些T2（T*2）長的組織表現(xiàn)出高強(qiáng)信號(hào)，T2短的組織的信號(hào)將消失。注意：較好的T2加權(quán)是以長回波時(shí)間獲得的，但是如同之前的Spoiled Flash序列一樣，較長的TE會(huì)引發(fā)偽影的出現(xiàn)。FISP類序列（與變種true—FISP相反，圖10—21）由相散破壞了殘余橫向磁矩成分，尤其對(duì)運(yùn)動(dòng)敏感：據(jù)此，液體并不總是一律表現(xiàn)為白色（CSF脈沖）。 3.T2對(duì)比度加強(qiáng)穩(wěn)態(tài)序列（contrast enhanced steady state gradient echo） 這是唯一一個(gè)可以獲得良好T2加權(quán)的梯度回波序列。此序列中只采集了一種信號(hào)，即由重復(fù)連續(xù)的RF脈沖（θn，θn+1）所得到的自旋回波也就是受激回波（T2加權(quán)）（圖10—23和圖10—24）。 自旋回波（受激回波）在下一個(gè)循環(huán)處讀取，因此這組序列的有效TE大于TR，信噪比相應(yīng)地比較一般。這類序列相對(duì)于前邊幾種序列有著對(duì)磁化率偽影較不敏感的優(yōu)點(diǎn)，但同時(shí)對(duì)運(yùn)動(dòng)偽影依然很敏感。在快速自旋回波序列問世之前它被用于磁共振膽道造影術(shù)。 在其變種DESS或FADE（double echo in steady state或fast acquisition double echo）中，兩個(gè)回波梯度回波（“FISP”類型）和自旋回波（“PSIF”類型=a+b）可以被一起采集。通過該方法得到的是一幅結(jié)合了兩序列各自的“優(yōu)點(diǎn)”的圖像，也就是由“PISF”貢獻(xiàn)的T2對(duì)比度和由“FSIP”貢獻(xiàn)的高信噪比。

編輯推薦

《深入了解MRI基礎(chǔ)(第6版)》雖著眼于基本理論的介紹，但并不完全以復(fù)雜的數(shù)學(xué)和電子學(xué)知識(shí)為看點(diǎn)。讀者群主要是醫(yī)學(xué)院學(xué)生、影像科醫(yī)生以及磁共振成像領(lǐng)域的研究者。

圖書封面

評(píng)論、評(píng)分、閱讀與下載

---

    深入了解MRI基礎(chǔ) PDF格式下載

---