快速梯度迴訊影像 Gradient-echo MRI 鍾孝文教授 台大電機系三軍總醫院放射線部 1 of 216
快速掃瞄的需求 病人舒適 移動假影 儀器使用效率 換取更多訊息 EPI? 您現在知道難處了 但是加快掃瞄的方式還有很多 2 of 216
回到原始成像方式 單張影像掃瞄時間 = TR x ( 相位編碼數 ) x NEX 減少相位編碼 ( 快一點 犧牲解析度 ) NEX 減少 ( 頂多減到 1 或 0.5) 3 of 216
MRI 掃瞄時間 (1990?) 自旋迴訊 : 256x256, 2 NEX PD 或 T2 : 16 分鐘 (TR 2000) T1 : 5 分鐘 (TR 600) 註 : 略為誇大 4 of 216
時間要短? TR 減短 (2000 50 msec?) 快 40 倍? 256x256, 1 NEX : 13 秒 有效的加快掃瞄方式? 5 of 216
時間要短? TR 減短 T1 比重增加 SNR 減低 6 of 216
信號強度 TR 影響 T1 對比 此 TR 之下的信號強度 TR 極小時 SNR 極低 TR 7 of 216
SNR 減到多低? TR = T1 : 熱平衡 ( 最大值 ) 的 ~ 63% TR = 0.1 T1 : 熱平衡值的 ~ 9.5% 8 of 216
如何補回 SNR? 主要因素是由於 T1 回復太慢 例 : CSF T1 = 0.7 ~ 4.0 sec 磁性向量可否不需由 0 開始弛緩? 激發後可否仍保留 z 分量? 9 of 216
小偏折角射頻激發 B o z' z' B o y' y' x' x' 橫向量供信號擷取縱向量供下次激發 10 of 216
降低 TR 而不犧牲太多 SNR 調整射頻激發偏折角 (flip angle) 只要調整 B1 振幅即可做到 Fast Low-Angle SHot (FLASH) Haase et al., 1985 11 of 216
SNR 比較 TR = T1, a = 90 o : ~ 63% TR = 0.1 T1 : a = 90 o : 熱平衡值的 ~ 9.5% a = 25 o : 熱平衡值的 ~ 22% 12 of 216
例 以 CSF 之 T1 ~ 700 msec 而言 TR 可降至 ~ 70 msec 影像品質不影響太多 掃瞄時間 ~ 18 sec, 已可做閉氣 13 of 216
問題來了 自旋迴訊 (spin echo) 不能用了! 只能利用梯度迴訊成像 磁場不均勻將影響影像品質 但是也反而成為另一種訊息來源 14 of 216
180 0 射頻脈衝的影響 z' z' B o B o x' y' x' y' 橫向量重新聚焦縱向量卻變成反的! 15 of 216
梯度迴訊影像特性 沒有 180 0 脈衝的重新聚焦 影像受磁場不均勻干擾較明顯 儀器本身 空氣組織介面 出血 血腫 骨骼 16 of 216
磁場干擾的結果 Image voxel : 磁場在同一像素內大小不均 T2* 減短 17 of 216
TE 的影響 TE = 9 msec TE = 18 msec 18 of 216
所以梯度迴訊比較不好囉? Gradient-echo 影像品質比 spinecho 略難控制, 但未必不好 適當利用特性, 反而可以得到 spinecho 得不到的訊息 19 of 216
梯度迴訊的實際應用例 Hemorrhage ( 血中鐵質 ) Brain perfusion (Gd 顯影劑 ) 血中含氧量 ( 去氧血紅素 ) Brain fmri ( 血氧 + 血流 ) 20 of 216
T2* 信號損失在出血的應用 T1 PD T2 GrE 21 of 216
T2* 信號損失與血中含氧量的關係 正常空氣 呼吸純氧 22 of 216
腦血氧與腦功能 23 of 216
所以看來是件好事 TR 短 掃瞄增快 小偏折角 SNR 損失不太多 梯度迴訊 多一種訊息 那就進一步來探討吧! 24 of 216
偏折角 (flip angle) Small flip angle, partial flip angle 到底要多小比較好? 10 0? 30 0? 70 0? 隨便? 25 of 216
偏折角控制影像對比 短 TR T1WI 長 TR T2WI 只適用 90 0 excitation 在已經是很短 TR 的梯度迴訊之下, 不再以調整 TR 改變 T1 對比 26 of 216
那怎麼控制對比呢? 先相信我 : 從開始幾次 RF pulsing 之後, 磁性向量進入穩定態 梯度迴訊信號強度決定於此穩定態 TR 之內的 T1 回復 = 激發變小的量 27 of 216
連續小偏折角激發的穩定態 z' B o B o x' y' 假設在 TR 內橫向量已衰減至 0 28 of 216
事實上信號強度的公式是 信號正比於 (1 - e -TR/T1 ) sin a 1 - e -TR/T1 cos a e -TE/T2* a : 偏折角 29 of 216
簡單的 PD 或 T1 對比控制法則 B o z' 由 0 回復 z' 能回復的量極少 B o y' y' x' x' T1WI PDWI 30 of 216
T1 對比的控制 大偏折角 (~ 90 0 ) 類似簡單短 TR 影像 (T1) 小偏折角 (20 ~ 40 0 ) T1 比重減少 (PD) 31 of 216
偏折角 = 10 0 z' x' y' Proton-density-weighted image 32 of 216
偏折角 = 20 0 z' x' y' 33 of 216
偏折角 = 30 0 z' x' y' 34 of 216
偏折角 = 40 0 z' x' y' 35 of 216
偏折角 = 50 0 z' x' y' T1-weighted image 36 of 216
偏折角 = 60 0 z' x' y' 37 of 216
偏折角 = 70 0 z' x' y' Strong T1-weighted image 38 of 216
PD & T1 對比之比較 10 0 30 0 50 0 39 of 216
T2 對比的控制 仍然是靠 TE (< TR) 梯度迴訊中是 T2* 衰減 TE 不用太長 T2* 對比大致類似 T2WI 40 of 216
T2(*) 比重 z' B o x' y' 仍然是以橫向衰減決定 41 of 216
梯度迴訊仍然用 TE 控制 T2(*) 對比 TE = 10 TE = 30 TE = 50 42 of 216
掃瞄加快的迷思 檢查時間真的變短了嗎? 43 of 216
脈衝序列展開後 B1 Gs Gp Gr............ t t t t TR >> TE : 儀器大部分的時間是沒做事的 44 of 216
加入其他的切面 B1 Gs Gp Gr............ t t t t 善用儀器的偷懶時間 45 of 216
再加入其他的切面 B1 Gs Gp Gr............ t t t t Multi-slice imaging 46 of 216
掃瞄加快的迷思 TR 變短, 切面數也變少 切面要多 多反覆幾次! 檢查時間不變 全部沒用?? 47 of 216
掃瞄加快的優點 單張掃瞄變快 Motion 影響減低 3D 影像成為可行! 2D 檢查時間未必縮短 48 of 216
掃瞄時間的必要性 6.4 seconds 3.8 seconds 2.5 seconds 1.5 seconds 49 of 216
掃瞄的更進一步加速? TR 減至約 10 msec : 偏折角減為約 10 0 掃瞄時間約 2 秒!! 不合作病人的高品質影像? 50 of 216
超小偏折角射頻激發 B o z' z' B o y' y' x' x' 配合超短 TR 使用極小偏折角 : PDWI 51 of 216
更進一步加速的限制 TR 減至約 10 msec : PDWI ( 臨床其實不常用 ) TE < TR 那麼 T2 對比...? 52 of 216
梯度迴訊 ( 短 TR) B1 TR... t Gs... t Gp... t Gr... t TE TE < TR 53 of 216
如果有人太用功... CE-FAST, PSIF, SSFP-echo... TE 可以大於 TR 原理複雜, 應用不多 暫時不談! 54 of 216
更進一步加速的限制 TR 減至約 10 msec : PDWI ( 臨床其實不常用 ) TE < TR 那麼 T2 對比...? 55 of 216
回到原始起點 超小角度激發 T2 與 T1 弛緩 下次激發 反覆多次 56 of 216
超小偏折角射頻激發 B o z' z' B o y' y' x' x' 經過激發後的磁向量和原來幾乎一樣 57 of 216
當 TR 減到甚短時 射頻激發 T2 與 T1 弛緩 極不明顯 下次激發 反覆多次 58 of 216
T2 與 T1 弛緩極不明顯? 可資利用! 偏折角減到更小,TR 減到更短 持續減少 T1 與 T2 之影響 影像強度 ~ 氫原子核密度? 59 of 216
磁化向量處理的變化 偏折角減到更小,TR 減到更短 持續減少 T1 與 T2 之影響 影像強度 = 氫原子核密度 強度 = 開始激發之前的磁化向量 60 of 216
超小偏折角射頻激發 B o z' z' B o y' y' x' x' 經過激發後的磁向量和原來幾乎一樣 61 of 216
磁向量處理的變化 短 TR 連續小角度 RF 不影響磁向量 只要能夠在先前變化磁向量, 影像強度將由 先前 部分決定 磁化準備原理 62 of 216
如何改變磁化向量 當然還是利用射頻激發! 90 0 + 180 0 + (-90 0 ) : T2 比重的磁化向量! 63 of 216
90 0-180 0 -(-90 0 ) 90 0 180 0-90 0 B1 z' x' y' 自旋迴訊 (spin echo) 原理 64 of 216
90 0-180 0 -(-90 0 ) 90 0 180 0-90 0 B1 z' x' 短 T2 長 T2 y' 結束之後磁化向量與 T2 有關 65 of 216
重新提示一下 超小偏折角 + 超短 TR 對比 ~ 激發前的磁化向量 90 0 + 180 0 + (-90 0 ) : T2 比重的磁化向量! 66 of 216
合併兩者 B1 90 0 1800-90 0 TR... t Gs... t Gp... t Gr... t 磁化準備階段 快速取像階段 67 of 216
磁化準備成像法 B1 90 0 1800-90 0 TR... t TE ~ 200 msec TR x 256 ~ 2 sec 全部時間 ~ 2-3 sec 磁化準備階段 快速取像階段 68 of 216
磁化準備影像 (T2) PD (no prep) T2 (with prep) 69 of 216
磁化準備法的名稱 Magnetization preparation Turbo-FLASH, MP-RAGE (Siemens) Driven-equilibrium fast SPGR (GE)... 70 of 216
特性 TR 非常短 (< 20 msec) 偏折角非常小 (5~20 0 ) 通常 SNR 很低 ( 隨系統而不同 ) 影像對比由 準備 部分決定 71 of 216
超小偏折角 SNR 低的原因 B o z' z' B o y' y' x' x' 可提供信號的橫向量極小 72 of 216
原理相同應用各異 各式準備方式 各式成像方式 組合成各種影像 73 of 216
準備方式的變化 STIR/FLAIR ( 反轉回復 ) Fat-Sat (off-reson 脈衝 ) Diffusion (RF + 梯度 ) MTC (bipolar 脈衝 )... 74 of 216
反轉回復準備方式 180 0 TI B1 z' z' 短 T1 x' y' x' y' 長 T1 磁化向量與 T1 有關 75 of 216
STIR/FLAIR Turbo-FLASH 180 0 TI ~ 130 msec B1 脂肪弛緩至 0 180 0 TI ~ 2000 msec B1 CSF 弛緩至 0 76 of 216
Fat-Sat 準備方式 90 0 脂肪頻率 B1 Gs Gp Gr 強梯度使各氫原子核失相 (Gradient spoiler) 77 of 216
其他準備方式 90 0 180 0-90 0 B1 Gs 分子擴散準備 B1 a 0 -a 0 a 0 -a 0 a 0 -a 0 a 0 -a 0 以後會提到 磁轉移準備 78 of 216
成像方式的變化 FLASH, GRASS, SPGR,... EPI 面迴訊影像 FSE (TurboSE) 傳統的 Spin-echo! 79 of 216
FLASH ( 短 TR) B1 TR... t Gs... t Gp... t Gr... t 連續的 RF excitation 80 of 216
Echo Planar Imaging RF t Gs t Gp t Gr t 81 of 216
Fast Spin-Echo (Turbo Spin-Echo) RF t Gs Gp t t Gr t 82 of 216
準備 + 取像合併起來 180 0 90 0 B1 Gs TI ~ 2000 Gp Gr FLAIR Fat-Sat EPI 83 of 216
FLAIR Fat-sat EPI Picker Vista 180 0 + 2000 msec TE = 120 msec 256x160 From Picker (Marconi Philips) brochure 84 of 216
備註 ( 一 ) 短 TR 梯度迴訊影像的對比成因其實相當複雜 課程內做了相當程度的簡化 留待以後慢慢解決 85 of 216
備註 ( 二 ) TR > T2? TR < T2? 穩定態與非穩定態成像 達成穩定態的速度 破壞穩定態的方法 (spoiler) 86 of 216
快速自旋迴訊 Fast Spin-Echo 鍾孝文 教授 台大電機系三軍總醫院放射線部 87 of 216
Turbo Spin-echo 脈衝序列圖 RF t Gs t Gp t Gr echo 1 echo 2 echo 3... 每個 echo 填入一條 k-space line t 88 of 216
回顧 : 掃瞄如何加速? 例 : 面迴訊影像 (EPI) 單一一次 RF 激發後填完整個 k- space 所需數據 89 of 216
Echo Planar Imaging (EPI) RF t k y G z t k x G y t G x t 90 of 216
由 EPI 到 TSE EPI : 一連串的梯度迴訊 加入適當的空間編碼梯度 TSE : 一連串的自旋迴訊 加入適當的空間編碼梯度 91 of 216
Echo Planar Imaging (EPI) RF t k y G z t k x G y t G x t 92 of 216
Turbo Spin-Echo (TSE) RF t k y G z t k x G y G x t t TR TR 93 of 216
和普通 Spin-Echo 很像 但是每一次 RF 激發都可以獲得多組 k-space lines 只不過多加幾次 180 0 聚焦 單張掃瞄一定比 spin-echo 快許多 94 of 216
20 秒鐘的眼睛影像 GE 1.5 Tesla Fast Spin-echo ETL = 12 TR = 2000 Scan time = 20 sec 完全看不到任何非自主性的運動假影 95 of 216
Multi Spin-echo 的類比 本來自旋迴訊就可以做很多 echo 90 0-180 0 -echo-180 0 -echo Multi-echo : 分成多張影像 TSE : 全部 echo 用在同一影像 96 of 216
Multi-echo 脈衝序列圖 RF Gs Gp t t t Gr image 1 image 2 image 3... 每個 echo 各屬於獨自的影像 t 97 of 216
Turbo Spin-echo 脈衝序列圖 RF t Gs t Gp t Gr echo 1 echo 2 echo 3... 每個 echo 都屬於同一張影像的一部份 t 98 of 216
直接可推測的結果 能做 spin-echo 的 MRI 應該都能做 turbo spin-echo TSE 影像 behavior 應與傳統 spinecho 十分類似 99 of 216
TSE 與一般 SE T2 影像之比較 SE (TE = 100) TSE (TE = 100) 100 of 216
取個名字吧 Turbo spin-echo (Siemens) Fast spin-echo (GE & others) RARE (Bruker) 101 of 216
為什麼 TSE 這麼重要? Spin-echo : 傳統的 MRI 標準 TSE 影像與 SE 十分類似 掃瞄加快了許多倍 TR = 2000 : 由 7 分鐘到一分鐘 102 of 216
TSE 與一般 SE 十分類似 (256x128) SE (6 min) TSE (48 sec) 103 of 216
所達到的掃瞄時間 每次產生例如 8 個 spin-echo 256x256 影像需時 = 32xTR 掃瞄比傳統 spin-echo 快八倍 Echo train length (ETL) = 8 104 of 216
Multi-shot TSE 掃瞄時間 掃瞄時間 = TR x (phase#) / ETL ETL 愈大, 單張掃瞄愈快 105 of 216
影像的對比如何呢? 每個 echo 的 TE 都不一樣呀! T2 對比如何決定? Effective TE ( 等效迴訊時間 ) 106 of 216
Multi-shot TSE 脈衝序列圖 RF t k y G z t G y G x Signal t t t 每個 k-space line 的 TE 都不一樣?? k x TR TR 107 of 216
不要忘記 k y 邊緣細節 影像對比 k x 邊緣細節 影像對比主要由 k-space 中央部分決定 108 of 216
256x256 影像中的成份 k- 空間中央 : 對比外圍 : 邊緣細節 109 of 216
TSE 的 TE k-space 中央的數據決定了對比 雖然每個 echo 的 TE 都不同 以 k-space 中央數據的 TE 為主 110 of 216
TE 與相位編碼 以 k-space 中央數據的 TE 為主 什麼時候數據放在 k-space 中央, 可由相位編碼梯度決定 相位編碼順序決定 TE eff 111 of 216
TSE 數據填入 k-space 的方式 RF t k y G z t G y t k x G x t Signal t Early echo 放在 k-space 中央 : PDWI 112 of 216
TSE 數據填入 k-space 的方式 RF t k y G z t G y t k x G x t Signal t Late echo 放在 k-space 中央 : T2WI 113 of 216
進一步延伸 : 雙對比 TSE 既然 TSE 只是 multi-echo 的延伸 那麼 TSE 當然也可以做 dual echo T2 對比同樣由 TE eff 決定 114 of 216
Dual-contrast TSE 脈衝序列圖 RF t Gs t Gp t Gr echo 1 echo 2 echo 3... t image 1 image 2 115 of 216
甚至於... k y 邊緣細節 ( 共用 ) 影像對比 前面的迴訊 : PD 後面的迴訊 : T2 k x 邊緣細節 ( 共用 ) 數據共享 (data sharing) 116 of 216
數據的共享 只多取 k-space 中央的數據, 以變化 T2 對比 k-space 的外圍細節不動 得到雙對比影像, 時間不到兩倍 117 of 216
雙對比 TurboSE 中的迴訊分享 TE eff = 17 msec TE eff = 85 msec 118 of 216
進一步加速 : Single-shot 全部擷取時間 + 需要浪費時間 < 一到二個 T2 ( 約一秒鐘上下 ) 256x256 : 4 msec 就一個 echo Echo spacing (ESP) 119 of 216
Multi-shot TSE 脈衝序列圖 ETL = 3 TR RF t G z t G y t G x ESP 掃瞄時間 = TR x (phase #) / ETL t 120 of 216
Single-shot TSE 脈衝序列圖 ETL = phase encoding 數目 RF t G z t G y t G x ESP 沒有 TR ( 或 TR 無限大 ) t 121 of 216
當然不是不行 ESP 不能太短 (~ 4 ms 下限 ) ETL ~ 256, 掃瞄時間約 1-2 秒 大部分 MR 信號都因為 T2 decay 而衰減光光 122 of 216
Multi-shot TSE 脈衝序列圖 RF t k y G z t G y t k x G x t Signal t Very late echoes 根本沒信號 123 of 216
ESP 不能太短! Specific Absorption Rate (SAR) RF 消耗功率與偏折角平方成正比 180 0 是 90 0 的四倍,30 0 的 36 倍 過多 RF 功率消耗造成局部增溫 124 of 216
Single-shot TSE 脈衝序列圖 ETL = phase encoding 數目 RF t G z t G y t G x ESP 注意 RF pulses 超多! t 125 of 216
Single-shot TSE 適用場合 只想看長 T2 組織的時候 Myelogram, MRCP Motion 嚴重影響影像可讀性時 Fetal imaging, GI imaging 126 of 216
長時間下只剩長 T2 組織才有信號 Spinal cord 中的 CSF : 長 T2 組織 127 of 216
利用 T2 的 TSE 脊髓攝影 原始影像 (heavy T2 images) MIP 128 of 216
利用 T2 的 TSE MRCP 原始影像 MIP MRCP 129 of 216
1 秒鐘的胎兒影像 Siemens 1.5 Tesla HASTE ETL = 128 256x240 Scan time = 1 sec 22 weeks gestation 完全沒有胎動造成的運動假影 130 of 216
我自己的兒子也成了 Volunteer 特別感謝三軍總醫院陳震宇主任熱情製作 131 of 216
順便提一下 : HASTE Half-Fourier acquisition singleshot TurboSE 半傅立葉 + TSE = 短時間 (1s) SAR 高, 通常改 180 0 為 130 0 132 of 216
Multi-shot TSE 的主要應用 幾乎已成為 T2 影像的國際標準 比傳統 SE T2 快多了 HASTE 在 GI 中幾乎公認最佳 可克服呼吸及磁化率假影 133 of 216
TSE 的優勢 影像表現類似傳統自旋迴訊 自旋迴訊是廣為接受的臨床標準 TSE 影像因此也廣獲接受 沒有梯度迴訊的磁化率假影 134 of 216
TSE 與一般 SE T2 影像之比較 SE (TE = 100) TSE (TE = 100) 135 of 216
掃瞄快速的優勢 克服 motion artifacts 合理時間下以 average 換取 SNR 以 SNR 優勢換取高解析度 長 TR 加強 proton density 比重 136 of 216
掃瞄加速在 motion 上的優勢 SE (ECG gating) TSE (no gating) 137 of 216
速度優勢在腹部影像的應用 水平方向 : 頻率編碼 4:30 min scan, 512 matrix (readout) 138 of 216
以時間換取 SNR 的解析度優勢 256x256, 57 sec 512x512, 2:45 min 合理掃瞄時間下的高解析度影像 139 of 216
長 TR 在 nerve roots 影像的優勢 Siemens 1.5 Tesla Turbo Spin-echo 512 matrix 3 mm slice Scan time = 7 min 強信號 CSF 高解析度 凸顯 nerve roots 140 of 216
TSE 的影像特性 ( 沒時間談 ) 比起相同 TE 的 SE 較強的磁轉移對比 擴散對比較弱 長 TE 時脂肪特別亮 141 of 216
TSE 專屬的 artifacts 邊緣的模糊與強化 ( 講一點 ) 假性邊緣強化 數據不連續性產生的 ghosts 同樣沒時間談 142 of 216
TSE 數據填入 k-space 的方式 RF t k y G z t G y t k x G x t Signal t Early echo 放在 k-space 中央 : 模糊 143 of 216
長 echo train 中的邊緣模糊現象 HASTE (176x256) HASTE (128x256) 144 of 216
不同 ETL 在胸腔影像的比較 ETL 15 (ECG, BH, 14 sec) ETL 85 (0.4 sec) 145 of 216
陣列線圈平行影像 Phase Array Parallel MRI 鍾孝文 教授 台大電機系三軍總醫院放射線部 146 of 216
回顧 : 表面線圈陣列 表面線圈 : 高 SNR, 涵蓋區域小 線圈陣列 : 多個表面線圈, 以特殊幾何排列避免線圈之間互相干擾 同時達到大區域和高 SNR 的要求 147 of 216
表面線圈陣列 (Phased Array Coil) 148 of 216
Spine Phased Array 149 of 216
Phased Array 成像的方式 Computer (reconstruction) Receiver Receiver Receiver Receiver 除了個別接收信號之外, 與單一線圈完全沒有差異 150 of 216
Spine Phased Array 的組合影像 綜合個別線圈影像得到大的 FOV 151 of 216
Phased Array 的成像方式 每個線圈個別接收信號 同時送入個別的 receiver channel 其他成像過程完全不更動 激發 相位編碼 頻率編碼 152 of 216
什麼是 Parallel Imaging? 每個單一線圈收到的信號必然不同 既然信號重複性不高, 是否可以省略部分成像步驟? SMASH (1997),SENSE (1999) 153 of 216
方法一 利用線圈的敏感區域 製造 類似 k-space 中的不同空間頻率波形 一次 phase encoding 即可同時取得數條 k-space lines 154 of 216
回顧 : k-space 與 MRI k-space 每一個點的座標位置代表不同的波形 該點取得的信號強度, 代表此波形在影像中所佔的的比重 155 of 216
k-space 數據的座標代表一種特定波形 ky kx 156 of 216
數萬個不同的波形相加得到 MR 影像 + + + + 各個波形乘上比重 ( 信號強度 ) 之後相加 157 of 216
Phased Array 提供的協助 多個線圈在不同位置分別接收信號 取得信號後, 調整不同線圈 ( 位置 ) 的大小值, 以製造出不同的波紋 注意是同一次擷取的數據 158 of 216
利用線圈的敏感區域製造波紋 線圈排列相同比重組合成 cosine 組合成 sine 高頻 cosine 高頻 sine 八個直行排列線圈為例 159 of 216
同一組數據組合成不同的影像波形 k y 相位編碼 k x 頻率編碼 一次相位編碼取得多條 k-space lines 160 of 216
平行影像的原理 同一次的信號擷取, 因為線圈個別接收信號, 而可得到不同的 k- space 數據 能組合成幾種波形, 掃瞄就快幾倍 161 of 216
取個名字吧 因為是同時取得多個 諧波 SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics (SMASH) Sodickson 1997 162 of 216
掃瞄加速的幅度 理論上,N 個線圈最多可以組合成 N 個不同的諧波 實際上難以完美, 掃瞄時間縮短比例 < N 163 of 216
SMASH 的 Phantom 影像 (1997 MRM) 一般影像 (10 sec) 三個線圈 (5 sec) 164 of 216
SMASH 的 Body 影像 (1997 MRM) 一般影像 (22 sec) 四個線圈 (11 sec) 165 of 216
SMASH 的 CE-MRA (2000 Radiol) Philips ACS NT 1.5T FLASH, 7.0/1.5/30 0 3D (128px256x20) 6 coils, R = 3 [Gd] = 0.13 mm/kg 8 sec per 3D frame 不做動態影像時也可縮短 breath-hold 時間 166 of 216
SMASH 的 SNR 因為是經由減少相位編碼來加速 SNR 將呈 平方根 比例下降 掃瞄時間每減半 SNR 降為 70% 減少 motion 影響常優於 SNR 瑕疵 167 of 216
SMASH 的小缺點 要組合成 sine 波形,phased array coils 的線圈大小 幾何形狀 與排列方式都有一定的限制 多個線圈的方向未必要作相位編碼 168 of 216
利用線圈的敏感區域製造波紋 線圈排列相同比重組合成 cosine 組合成 sine 高頻 cosine 高頻 sine 八個直行排列線圈為例 169 of 216
Spine Phased Array 的組合影像 RF 線圈排列的方向經常是 frequency encoding 170 of 216
就算排列方向不是問題 由線圈 profile 組合成的 sine cosine 也難以完美 影像中經常看得到少許的 aliasing 171 of 216
Aliasing in SMASH with R = 2 一般影像 (10 sec) 三個線圈 (5 sec) 172 of 216
Aliasing in SMASH with R = 2 一般影像 (22 sec) 四個線圈 (11 sec) 173 of 216
SMASH 的延伸 Auto-SMASH VD Auto-SMASH GRAPPA 就不詳細敘述了 174 of 216
GRAPPA Lung Images HASTE 128x256 GRAPPA 256x256 一般影像 207 ms 150 ms (8-coil array) 175 of 216
GRAPPA Liver Images HASTE 128x256 GRAPPA 256x256 一般影像 252 ms 252 ms (8-coil array) 176 of 216
方法二 線圈的敏感區域不同, 但都比較小 直接縮小 FOV 以減少相位編碼次數 影像必然產生 aliasing 利用 aliasing 型式的不同反算影像 177 of 216
以三個線圈為例 每個線圈的 sensitivity profile 大約佔整個 FOV 的三分之一 直接把 FOV 縮小 (~1/3) 解析度不變 matrix 也跟著減少 178 of 216
以三個線圈為例 1 2 1 3 2 Phantom 與 coil 相對位置 3 Aliased images 179 of 216
有 Aliasing 先不必慌張 Aliased image = FOV 內信號 + FOV 外信號 Coil profile 內的信號必然較強, 外部較弱 weighted sum 180 of 216
Coil 1 所收到的 Aliased Image FOV aliasing 1 aliasing Phantom 與 coil 位置 181 of 216
Coil 1 所收到的 Aliased Image FOV aliasing ( 弱一點 ) 1 Coil #1 局部信號強度 aliasing ( 再弱一點 ) 182 of 216
Coil 1 所收到的 Aliased Image aliasing ( 弱一點 ) 1 Phantom 與 coil 位置 aliasing ( 再弱一點 ) 影像 183 of 216
Aliased 影像 = 加權總和 一張 aliased images (D1) = 三個小區域的影像, 經過加權比重之後的總和 類似 D 1 = A 1 x + B 1 y + C 1 z 形式 184 of 216
Coil 2 所收到的 Aliased Image aliasing ( 弱一點 ) 2 Coil #2 局部信號強度 aliasing ( 弱一點 ) 影像 185 of 216
Coil 3 所收到的 Aliased Image aliasing ( 弱一點 ) 3 Coil #3 局部信號強度 aliasing ( 再弱一點 ) 影像 186 of 216
三個線圈的 Aliased Images 1 2 1 3 2 Phantom 與 coil 相對位置 3 Aliased images 187 of 216
三張 Aliased Images (D) D 1 = A 1 x + B 1 y + C 1 z D 2 = A 2 x + B 2 y + C 2 z D 3 = A 3 x + B 3 y + C 3 z 解方程式 ( 反矩陣 ) 即得 (x, y, z) 188 of 216
影像的還原成了代數問題 三張 aliased images (D) 類似 D = Ax + By + Cz 形式 A, B, C : 由線圈敏感區域得知 解方程式求得原始影像 (x, y, z) 189 of 216
不要忘記 聯立方程式 D = Ax + By + Cz 是每一個 aliased pixel 都有一組 也就是反矩陣的計算一共要做上 256x256/3 次 (for R = 3) 190 of 216
回頭一下 三個 RF 線圈分別成像 FOV 減至原來 1/3, 解析度不改 Matrix 亦減至 1/3, 掃瞄快三倍 但是現在可以計算出原 FOV 影像 191 of 216
三倍掃瞄速度, 解方程式之後 1 2 3 由 aliased images 計算得出原 FOV 影像 192 of 216
取個名字吧 因為利用線圈的不同敏感區域換算 SENSitivity Encoding (SENSE) Pruessmann 1999 現在成了 Philips 的專利 193 of 216
掃瞄加速的幅度 理論上,N 個線圈可以得到 N 個 aliased image FOV 最小可以減至 FOV/N 類似 SMASH, 實際加速比例 < N 194 of 216
SENSE 的 Brain 影像 (1999 MRM) 一般影像 (170 sec) 兩個線圈 (85 sec) 195 of 216
SENSE 的心臟影像 (Short Axis) 一般影像 (15 beats) 五個線圈 (5 beats) 196 of 216
SENSE 的 SNR 也是經由減少相位編碼來加速 SNR 將呈 平方根 比例下降 與 SMASH 相同 : 減少 motion 影響常優於 SNR 瑕疵 197 of 216
SENSE 的心臟影像 (Axial) 一般影像 (128x128) 六個線圈 (R = 3) 198 of 216
SENSE 對線圈排列的要求 D 1 = A 1 x + B 1 y + C 1 z D 2 = A 2 x + B 2 y + C 2 z D 3 = A 3 x + B 3 y + C 3 z 只要方程組 線性獨立 就可求得 199 of 216
SENSE 的 RF 線圈配置 相位編碼 RF coil element 相位編碼 相位編碼可以是兩者任意擇一 200 of 216
SENSE 對線圈排列的要求 只要方程組 線性獨立 就可求得 不需組合成完美的 sine & cosine 比 SMASH 容易做到 因此也沒有太多如 GRAPPA 的變種 201 of 216
SENSE 的缺陷 Restricted FOV 無法達成 例 : cardiac imaging Full FOV 影像原來就有 aliasing 與 1/3 FOV 混合後無法區分 202 of 216
其他比較 ( 學理上 ) SMASH : 運算快速 ( 普通 Fourier transform) 在 acceleration factor 高時, 影像 artifacts 比 SENSE 好 203 of 216
其他比較 ( 學理上 ) SENSE : Coil 排列的方式不受限制 切面方向因此保留 MRI 的彈性 一般 artifacts 比 SMASH 少 204 of 216
其他比較 ( 實際上 ) SENSE 或 SMASH 的實際製作多半與廠商研發人力的相關性最高 只要能商品化, 用什麼原理的差異並不見得很大 205 of 216
平行影像商品家族 Philips : SENSE Siemens : ipat GRAPPA + msense General Electric : ASSET 206 of 216
Parallel MRI 的絕對優勢 陣列線圈硬體已經商品化 只要修改計算影像軟體便可做到 不管是什麼 pulse sequence, 都可以使掃瞄加速數倍 207 of 216
SENSE 的 Coronary Angiogram 一般影像 (3.0 T) 類似品質 1/3 時間 208 of 216
SENSE 的速度優勢 Abdominal CE-MRA 512x512 T2W TSE 209 of 216
還有其他優點 縮短 EPI 的全部擷取時間 EPI 的幾何扭曲可較輕微 用在相位編碼方向降低 ETL HASTE 的模糊現象可以減低 210 of 216
SMASH EPI of Brain (Sagittal) 一般影像 四個線圈 211 of 216
SENSE DW-EPI of Brain (Axial) 八個線圈 (R = 4) 顯著減少幾何扭曲 (3.0T) 212 of 216
SMASH HASTE of Chest (192x256) 一般影像 四個線圈 213 of 216
用掃瞄時間換取解析度 (R = 2) 一般影像 192x256, 450 ms 四個線圈 192x256, 225 ms 四個線圈 384x256, 450 ms 214 of 216
Parallel MRI 的絕對優勢 過不了多久, 全世界頂尖醫學中心都會開始配備 再過三五年, 預期國內也會出現 (a matter of $$) 215 of 216
磁振造影快速掃瞄 Fast MR Imaging 鍾孝文 教授 台大電機系三軍總醫院放射線部 216 of 216