磁共振adc值测量信号值怎么测量？

来源：蜘蛛抓取(WebSpider) 时间：2018-09-14 14:08 标签： 磁共振adc值测量

内容提示：(论文)ADC值测量在颅脑DWI高信号肿瘤诊断中的价值

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【摘要】：脑胶质瘤是一种起源于神经上皮细胞、颅内最常见的原发性肿瘤。由于随着肿瘤病理级别越高，恶性程度越大，周围水肿和坏死囊变区与肿瘤边界难以区分，手术难度系数增高，病死率越高。手术病理活检仍被视为确定肿瘤类型和增值活性的最主要方法，但是受并发症的风险以及有创性所局限，寻求一种无创的新型磁共振弥散技术，从而了解胶质瘤细胞增值活性对胶质瘤患者有着非常重要的意义。胶质瘤治疗方案的选择一直是临床关注的问题，而应用影响学的手段能够为临床在术前分级中提供许多有价值的信息,从而帮助临床在胶质瘤的治疗方案上做出更好的选择。脑胶质瘤常规MRI检查，已经可以很好的判断肿瘤的部位、大小，形象的观察到肿瘤的形态、瘤周水肿情况、占位效应、强化方式及与邻近组织关系。随着医学影像学技术不断发展，功能性磁共振成像技术（functionalmagnetic resonance imaging，fMRI）越来越广泛地被应用到在医学研究和临床诊断中。这些成像技术不但可以显示病灶的形态，更能够提供肿瘤代谢情况、血流动力学以及皮质功能区的功能信息，为临床提供更多可靠、完整的信息。其中磁共振弥散加权成像(diffusion weighted imaging，DWI)能够观察活体组织中水分子的微观扩散运动，DWI不需要引用造影剂到体内，直接利用脑内的水分子就能成像，通过测量肿瘤组织的表观弥散系数（apparent diffusion coeffcient，ADC）值，可以从微观水平揭示肿瘤构成信息。 胶质瘤恶性生物学行为其最根本的原因是肿瘤细胞的不断增殖，Ki-67是一种增殖期细胞特异性表达的核抗原，基因定位于10号染色体，在细胞周期G1、S、G2、M期细胞核表达，它的表达变化可以客观地反映肿瘤的增殖活性，这也是目前比较肯定的核增值标志基因。Ki-67标记指数可准确反映出胶质瘤的恶性程度和病人的预后情况。 imaging，DWI）对胶质瘤成像的影响，定量评估3种b值DWI在胶质瘤分级中的应用。精确测量瘤体实质部分最小ADC值与Ki-67标记指数的相关性,根据术后病理应用免疫组化检查测定，反馈查询反映肿瘤细胞增殖情况的Ki-67标记指数，探讨Ki-67在不同级别脑胶质瘤中的表达情况，研究两者在脑胶质瘤术前分级中的应用价值，为临床工作提供可靠依据，帮助寻求手术最佳方案，减少术后复发。 材料和方法：本研究采取回顾性研究，收集经术后病理证实脑胶质瘤患者34例，对其进行3.0TMRI平扫及3种不同b值弥散加权成像检查，常规测量肿瘤大小，判定分布情况，精确的测量肿瘤实质区域、瘤周水肿区域及周围相对正常区域ADC值及信号值，评估测量对侧相应正常脑白质的ADC值，测量背景噪声信号值，将各感兴趣区ADC值、信号值、信噪比、对比度与b值的关系进行比较，计算标准差，将原始数据传至GE工作站用Functcol软件处理。进行统计学分析，运用SPSS17.0统计软件计量资料以均数±标准差表示。 1、测量瘤体、瘤周水肿、对侧正常区域，随着b值的升高，各感兴趣区平均ADC值降低。当b值从1000s/mm2到2000s/mm2时，瘤体、瘤周水肿区域、对侧正常区域平均ADC值下降约53.6%、29.8%、33.7%，当b值从2000s/mm2到3000s/mm2时瘤体、瘤周水肿区域、对侧正常区域ADC值下降约62.9%、55.7%、48.2%。在b值在1000s/mm2、2000s/mm2和3000s/mm2两两之间差异有统计学意义（p＜0.05）。 2、高级别胶质瘤肿瘤实质部分、瘤周水肿区域ADC值低于低级别胶质瘤组肿瘤实质部分ADC值，两者间差异有显著统计学意义（P＜0.01）。胶质瘤肿瘤实质部分、瘤周水肿区域ADC值与肿瘤恶性度呈显著负相关关系。 3、随着b值升高，DWI中肿瘤最小ADC值对比，三组结果中,LGG的平均最小ADC值均高于HGG的平均最小ADC值(P0.001)。 结论：肿瘤实质部分ADC值接近甚至低于正常脑实质时，提示可能为高级别胶质瘤，反之提示可能为低级别胶质瘤。高b值（b=3000s/mm2）时肿瘤瘤体和瘤周水肿区域对比度最大，最能清楚地反映出肿瘤的构成信息。Ki一67标记指数的增高被认为与细胞增殖活跃有关,它体现在肿瘤细胞密集度最高的区域，本研究结果显示,最小ADC值所代表的区域是肿瘤细胞密度最高的区域,也是肿瘤细胞增殖最活跃的区域,即肿瘤恶性程度最高的区域。因此,手术穿刺活检前测量最小ADC值有助于准确定位肿瘤的恶性程度较高的区域,尽可能准确地判断肿瘤的级别。

【学位授予单位】：吉林大学
【学位授予年份】：2014


陈朝爱,翟羽佳,黄石玲;[J];安徽医学;1998年02期
杨超,张恒,王海军,陈明振,何东升,柯春龙;[J];癌症;2002年06期
徐善福,徐方元;[J];蚌埠医学院学报;2001年02期
高春明;陈家盛;;[J];蚌埠医学院学报;2006年02期
徐方元，汪 科，姚传顺;[J];蚌埠医学院学报;1996年01期
麦强,吴新彦;[J];青岛大学医学院学报;2000年02期
摘要：本文探讨了磁共振成像(MRI)系统的工作原理，系统利用氢原子在磁场作用下的运动形成清晰的医学图像。文中介绍了典型的磁场类型和当前高分辨率MRI系统所依赖的超导磁铁。本文还讨论了通过适当排列梯度线圈形成3D图像的过程以及它们与RF信号之间的相互作用，给出了MRI的系统原理框图。 磁共振成像(MRI)系统能够提供清晰的人体组织的图像，系统检测并处理氢原子在强磁场中受到共振磁场激励脉冲的激发后所生成的信号。

氢原子核的自旋运动决定了它自身的固有磁矩，在强磁场作用下，这些氢原子将定向排列。简单起见，可以把静态磁场中的氢原子核看作一条拉紧的绳子。原子核具有一个共振频率或“Larmor”频率，具体取决于本地磁场强度。如同一条绳索在外部张力作用下发生共振。在典型的1.5T MRI磁场中，氢原子的共振频率近似为64MHz。

适当的磁共振激励或者是RF脉冲激励(频率等于氢原子核谐振频率)能够强制原子核磁矩部分或全部偏移到与作用磁场垂直的平面。停止RF激励后，原子核磁矩将恢复到静态磁场的状况。原子核在重新排列的过程中释放能量，发出共振频率(取决于场强)的RF信号，MRI成像系统对该信号进行检测并形成图像。

MRI成像系统原理框图。关于Maxim的MRI推荐方案，请参考：。

MRI成像需要把患者置于强磁场内，形成有序的氢原子核。通常有三种方法产生磁场：固定磁铁、磁阻(电流通过传统的线圈)、超导磁铁。固定磁铁和磁阻产生的磁场强度一般限制在0.4T以下，无法达到高分辨率图像所要求的场强。因此，大多数高分辨率成像系统采用超导磁铁。超导磁铁体积大且结构复杂，需要把线圈浸入液态氦中，使温度保持在绝对零度附近。

利用上述方法产生的磁场不仅需要保持较高的场强，还要求在空间上保持均匀，在一定时间内保持稳定。典型成像系统中，要求在成像区域内场强变化小于10ppm。为了达到如此高的精度，绝大多数系统会产生一个弱场强的静态磁场，利用特殊的匀场线圈对超导静态磁场进行微调，以保持磁场的均匀性。

为了生成图像，MRI系统必须首先在2D平面激发人体内的氢原子，然后确定那些恢复到静态磁场时处于同一平面的原子核的位置。这两项工作由梯度线圈完成，产生场强随位置线性变化的磁场。由此，氢原子的共振频率还在一定程度上与空间位置有关。改变激发脉冲的频率控制需要激发的人体区域，当激发原子核恢复到静态时，其位置仍然可以由RF激发脉冲的频率和相位信息确定。

MRI系统必须具备x、y、z梯度线圈在三维空间产生梯度磁场，由此创建患者身体内部不同平面的图像切片。每个梯度磁场和激励脉冲必须进行适当的排序或定时控制，以便对每组图像数据进行组合成像。例如，在z轴方向作用一个梯度磁场，可以改变共振频率，以产生该平面的2D切片图像。由此可见，2D平面的成像位置受控于激励信号频率的变化。激发过程结束后，在x轴方向产生适当的梯度变化，当原子核恢复到静态位置时可以按照空间改变原子核的共振频率。该信号的频率信息能够用来定位原子核在x轴方向的位置。同样，在y轴方向作用适当的梯度磁场能够在空间上改变共振信号的相位，用于检测原子核在y轴方向的位置。按照适当的顺序，以适当的频率产生梯度磁场和RF激励信号，MRI系统即可构建人体的3D图像。

为了达到所要求的图像质量和帧率，MRI成像系统的梯度线圈必须能够快速改变静态磁场的强度，使成像区域的场强变化大约5%。系统需要高压(工作在几千伏特)、大电流(几百安培)驱动产生梯度磁场的线圈。在满足大功率需求的同时还要确保低噪声和高稳定性，线圈中的任何电流扰动都会导致RF拾取信号中的噪声，从而直接影响到图像信号的完整性。

为了区分不同类型的人体组织，MRI系统对接收信号的幅度进行分析。被激发的原子核连续辐射信号，直到将激发期间所吸收的能量完全释放掉。指数衰减信号的时间常数通常在几十毫秒到1秒；恢复时间是场强的函数，并取决于不同类型的人体组织。利用时间常数的变化可以识别出人体组织的类型。

发送和接收线圈用于激励氢原子并接收原子核恢复产生的信号，这些线圈必须针对特殊的人体部位进行成像优化，这就需要系统能够灵活地配置线圈。针对需要成像的人体部位，可以使用独立的发送和接收线圈，也可以使用组合在一起的发送/接收线圈。此外，为了提高图像的采集次数，MRI系统使用多路发送/接收线圈并行工作，获取更多的信息，当然，这需要借助线圈位置的空间相关性。 RF接收器用于处理来自接收线圈的信号。目前，多数MRI系统具有6路或更多通道的接收器，处理来自多路线圈的信号。信号的频率范围大约分布在1MHz至300MHz，频率范围在很大程度上取决于静态磁场的强度。接收信号的带宽很窄，通常小于20kHz，与梯度磁场的强度有关。

传统的MRI接收器配置包含一个低噪声放大器(LNA)，随后接混频器。混频器进行信号混频，把有用信号变频到较低中频，然后经过12位至16位高分辨率、低速模/数转换器(ADC)转换成数字信号。采用这种接收架构，ADC可以工作在1MHz以下的采样率。由于带宽需求较低，可以利用单片高于1MHz至5MHz采样率的ADC，通过模拟复用器以时分复用形式转换多路信号。

高性能ADC的出现造就了新的接收器架构。可以利用宽带、采样率高达100MHz的12位至16位高分辨率ADC直接对信号进行采样，从而省去接收通道的模拟混频器。

MRI发送器产生激发氢原子的RF脉冲，激发脉冲的频率范围和梯度磁场强度取决于成像区域的宽度。典型的发射脉冲以±1kHz相当窄的带宽产生输出信号。需要时域波形产生该窄带信号，类似于传统的同步信号。该波形通常在基带以数字形式产生，然后经过混频器变频到适当的中心频率。传统的发送机制需要低速数/模转换器(DAC)，产生基带波形，该信号的带宽非常窄。

同样，利用新一代DAC技术可以改善传统的发送器架构。通过高速、高分辨率DAC可以直接产生高达300MHz的RF发射脉冲。在数字域即可产生整个频带的波形并进行上变频。

按照k间隔采集频率和相位信号，显示处理器/计算机计算k间隔采集数据的二维傅立叶变换，生成灰度图像信号。

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