醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第6章磁共振成像設(shè)備

第一節(jié)概述第一頁，共161頁。目錄

一、發(fā)展簡史二、特點(diǎn)三、組成及工作原理第二頁，共161頁。第一節(jié)概述

MR現(xiàn)象是1946年分別由美國斯坦福大學(xué)物理系菲利克斯·布洛赫(FelixBloch)教授和哈佛大學(xué)的愛德華·普塞爾(EdwardPurcell)教授領(lǐng)導(dǎo)的小組同時(shí)獨(dú)立發(fā)現(xiàn)的。Bloch和Purcell共同獲得了1952年的諾貝爾物理學(xué)獎(jiǎng)。

FelixBloch（1905-1983）

EdwardMillsPurcell（1912-1997）第三頁，共161頁。第一節(jié)概述MR的基本原理是：當(dāng)處于磁場中的物質(zhì)受到射頻（RadioFrequency，RF）電磁波的激勵(lì)時(shí)，如果RF電磁波的頻率與磁場強(qiáng)度的關(guān)系滿足拉莫爾方程，則組成物質(zhì)的一些原子核會(huì)發(fā)生共振，即所謂的MR現(xiàn)象。原子核吸收了RF電磁波的能量，當(dāng)RF電磁波停止激勵(lì)時(shí)，吸收了能量的原子核又會(huì)把這部分能量釋放出來，即發(fā)射MR信號(hào)。第四頁，共161頁。第一節(jié)概述1967年，約翰斯（JasperJohns）等人首先利用活體動(dòng)物進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，成功地檢測出動(dòng)物體內(nèi)分布的氫、磷和氮的MR信號(hào)。1970年，美國紐約州立大學(xué)的達(dá)馬迪安（RaymondDamadian）對(duì)已植入惡性腫瘤細(xì)胞的老鼠進(jìn)行了MR實(shí)驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)正常組織與惡性腫瘤組織的MR信號(hào)明顯不同。

RaymondDamadian（1936~）第五頁，共161頁。1971年，達(dá)馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發(fā)表。達(dá)馬迪安認(rèn)為，利用MR對(duì)生物體進(jìn)行成像是可能的。1977年達(dá)馬迪安等人建成了人類歷史上第一臺(tái)全身MRI設(shè)備，并于1977年7月3日取得第一幅橫斷面質(zhì)子密度圖像。第一節(jié)概述第六頁，共161頁。第一節(jié)概述1972年，美國紐約州立大學(xué)的勞特伯（PaulLauterbur）指出用MR信號(hào)完全可以重建圖像1973年勞特伯采用三個(gè)線性梯度磁場選擇性地激發(fā)樣品，使之得到所需的成像層面。Lauterbur（1929~）第七頁，共161頁。第一節(jié)概述在成像方法方面，除了勞特伯的組合層析法和達(dá)馬迪安的FONAR法以外，還出現(xiàn)了許多新方法，大大豐富了MRI理論。第八頁，共161頁。1974年，英國科學(xué)家曼斯菲爾德（PeterMansfield）研究出脈沖梯度法選擇成像斷層的方法；1974年英國諾丁漢大學(xué)的欣肖（W.S.Hinshaw）提出的敏感點(diǎn)成像方法（sensitivepoint）；1975年瑞士蘇黎世的庫瑪（A.Kumar）、韋特（D.Wetti）和恩斯特（R.R.Ernst）等三人報(bào)道的快速傅立葉成像法；1977年鮑托姆雷（P.A.Bootomley）在敏感點(diǎn)成像技術(shù)的基礎(chǔ)上提出了多敏感點(diǎn)成像法；第一節(jié)概述第九頁，共161頁。第一節(jié)概述平面回波成像法早在1977年就已提出，但因受硬件條件的限制現(xiàn)在才實(shí)現(xiàn)?？焖俑盗⑷~成像方法因具有效率高、功能多、產(chǎn)生的圖像分辨力高、偽影小等優(yōu)點(diǎn)，故被廣泛地應(yīng)用。2003年的諾貝爾生理學(xué)或醫(yī)學(xué)獎(jiǎng)授予了美國科學(xué)家勞特伯和英國諾丁漢大學(xué)教授曼斯菲爾德。第十頁，共161頁。MRI技術(shù)飛速發(fā)展，高性能梯度磁場、開放型磁體、軟線圈、相控陣線圈以及計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)的應(yīng)用，顯示出MRI設(shè)備的硬件發(fā)展趨勢。超高磁場MRI設(shè)備發(fā)展十分迅速，3T全身MRI設(shè)備已用于臨床，9.4TMRI設(shè)備樣機(jī)已研制成功。第一節(jié)概述7TSiemensMR第十一頁，共161頁。低場強(qiáng)MRI設(shè)備，不論是永磁型、常導(dǎo)型或超導(dǎo)型都已采用開放型；中場強(qiáng)開放式MRI設(shè)備也已應(yīng)用。性能大幅度提高，圖像質(zhì)量、成像功能也有很大改善，成像時(shí)間亦有所縮短，且病人舒適、減少了幽閉恐怖感，又便于操作和檢查，而且還便于介入治療。第一節(jié)概述第十二頁，共161頁。第一節(jié)概述采用級(jí)聯(lián)脈寬調(diào)制功率放大級(jí)構(gòu)成的增強(qiáng)梯度放大器已可輸出2000V、500A的大功率信號(hào)，能支持任意形狀的梯度脈沖波形。已開發(fā)出雙梯度系統(tǒng)，最大梯度磁場強(qiáng)可達(dá)80mT/m，其切換率可達(dá)到150mT/m/ms。多元陣列式全景線圈的發(fā)展十分迅速，目前已能支持4、8、16、32、64個(gè)接收通道，支持3~4倍的圖像采集速度。第十三頁，共161頁。第一節(jié)概述在圖像重建方面，非笛卡兒的重建、不完整數(shù)據(jù)的采集、與并行成像技術(shù)有關(guān)的重建方法都是當(dāng)前十分活躍的領(lǐng)域。并行成像技術(shù)，又稱為靈敏度編碼技術(shù)（sensitivityencodingtechnique，SENSE）或陣列轉(zhuǎn)換處理器技術(shù)（arrayspatialsensitivityencodingtechnique，ASSET），是一個(gè)重大的技術(shù)突破，能大幅度縮短MRI掃描時(shí)間。第十四頁，共161頁。MRI技術(shù)進(jìn)展：①EPI使MR的成像時(shí)間大大縮短，通常每秒可獲取20幅圖像，30ms內(nèi)采集完成一幅完整的圖像。具有瞬時(shí)成像，可去除運(yùn)動(dòng)偽影、高時(shí)間分辨力便于動(dòng)態(tài)研究。第一節(jié)概述第十五頁，共161頁。第一節(jié)概述②磁共振血管成像（magneticresonanceangiographer，MRA）：MRA不需要對(duì)比劑即可得到血管造影像。近年發(fā)展的動(dòng)態(tài)增強(qiáng)MRA（dynamiccontrast-enhancedMRA，DCEMRA），應(yīng)用靜脈注射順磁性對(duì)比劑是一全新MRA技術(shù)。

第十六頁，共161頁。第一節(jié)概述③FMRI技術(shù)：FMRI技術(shù)包括血氧水平依賴對(duì)比增強(qiáng)成像技術(shù)、彌散加權(quán)成像、灌注加權(quán)成像、彌散張量成像及MRS等。

第十七頁，共161頁。第一節(jié)概述④磁共振成像介入，有良好的組織對(duì)比度，亞毫米級(jí)空間分辨力，全方位地觀察。⑤消除偽影的技術(shù)，如空間預(yù)飽和技術(shù)、梯度磁矩衡消技術(shù)和快速成像技術(shù)等，可有效消除人體的生理運(yùn)動(dòng)如呼吸、血流、腦脊液脈動(dòng)、心臟跳動(dòng)、胃腸蠕動(dòng)等引起的磁共振圖像的偽影。第十八頁，共161頁。第一節(jié)概述二、特點(diǎn)MRI設(shè)備與其他影像設(shè)備相比較具有以下優(yōu)點(diǎn)：1．無電離輻射危害

。2．多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息

。3．高對(duì)比度成像

在所有醫(yī)學(xué)影像技術(shù)中，MRI的軟組織對(duì)比分辨力最高。4．MRI設(shè)備具有任意方向斷層的能力MRI設(shè)備可獲得橫斷、冠狀斷、矢狀斷和不同角度的斜斷面圖像。第十九頁，共161頁。第一節(jié)概述5．無須使用對(duì)比劑，可直接顯示心臟和血管結(jié)構(gòu)

采用MRI技術(shù)可以測定血流，其原理為流體的時(shí)飛（timeofflight，TOF）效應(yīng)和相位對(duì)比（phasecontrast，PC）敏感性（不需注射對(duì)比劑）。6．無骨偽影干擾，后顱凹病變清晰可辨。

7．可進(jìn)行功能、組織化學(xué)和生物化學(xué)方面的研究

。第二十頁，共161頁。第一節(jié)概述三、組成及工作原理MRI設(shè)備的基本結(jié)構(gòu)，主要由主磁體、梯度系統(tǒng)、射頻系統(tǒng)、計(jì)算機(jī)系統(tǒng)和其他輔助設(shè)備等組成。目前MRI設(shè)備已普遍提供符合DICOM3.0標(biāo)準(zhǔn)的輸出接口，可方便連接到PACS中。第二十一頁，共161頁。第一節(jié)概述三、組成及工作原理MR設(shè)備結(jié)構(gòu)框圖第二十二頁，共161頁。第一節(jié)概述MRI設(shè)備一般把主磁體做成圓柱形或矩形腔體，里面不僅可以安裝主磁體的線圈，還可以安裝梯度線圈和全身的RF發(fā)射線圈以及接收線圈。梯度發(fā)生器產(chǎn)生一定開關(guān)形狀的梯度電流，經(jīng)放大后由驅(qū)動(dòng)電路送至梯度線圈產(chǎn)生所需的梯度磁場，以實(shí)現(xiàn)MR信號(hào)的空間編碼。RF發(fā)射器包括頻率合成器、RF形成、放大和功放，產(chǎn)生所需要的RF脈沖電流，送至RF發(fā)射線圈。第二十三頁，共161頁。第一節(jié)概述RF接收器由前置放大器、RF放大器、帶通濾波器、檢波器、低頻放大器和A／D轉(zhuǎn)換器等組成。計(jì)算機(jī)將采集到的數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建，并將圖像數(shù)據(jù)送到顯示器進(jìn)行顯示。計(jì)算機(jī)還負(fù)責(zé)對(duì)整個(gè)系統(tǒng)各部分的運(yùn)行進(jìn)行控制，使整個(gè)成像過程動(dòng)作協(xié)調(diào)一致，產(chǎn)生高質(zhì)量圖像。第二十四頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)第二十五頁，共161頁。目錄

一、主磁體的性能指標(biāo)二、永磁型磁體三、超導(dǎo)型磁體四、勻場技術(shù)五、磁屏蔽第二十六頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)主磁體是MRI設(shè)備最重要、成本最高的部件。作用是產(chǎn)生一個(gè)均勻的靜磁場，使處于該磁場中的人體內(nèi)氫原子核被磁化而形成磁化強(qiáng)度矢量。當(dāng)磁化強(qiáng)度矢量受到滿足MR條件的RF交變磁場激勵(lì)時(shí)，即發(fā)出MR信號(hào)。第二十七頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)B0的穩(wěn)定性非常重要。只要有十億分之幾十T的變化，就會(huì)引起至少3°的相位差，圖像上將會(huì)產(chǎn)生偽影。B0的均勻性亦非常重要。磁場不均勻會(huì)產(chǎn)生信號(hào)丟失以及幾何畸變。一般要求在直徑25～50cm的球體內(nèi)均勻度應(yīng)為10～100ppm。第二十八頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)對(duì)于全身成像主磁體，直徑大約為1～1.2m。對(duì)于動(dòng)物或人的四肢成像，通常直徑為0.3m。磁體會(huì)對(duì)人體健康或設(shè)備造成不同程度的損害、干擾和破壞，因此磁體的屏蔽十分重要。主磁體儲(chǔ)存的磁能一般有兆焦級(jí)的巨大能量，一旦磁體電源或內(nèi)部接線斷開，或超導(dǎo)磁體突然熄火，將有大量能量釋放出來引起很大的破壞作用。第二十九頁，共161頁。一、主磁體的性能指標(biāo)臨床用MRI設(shè)備的主磁體有三種：永磁體、常導(dǎo)磁體和超導(dǎo)磁體，常導(dǎo)磁體目前基本已淘汰。磁場強(qiáng)度磁場均勻性磁場穩(wěn)定性有效孔徑邊緣場空間范圍第二節(jié)主磁體系統(tǒng)第三十頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)1．磁場強(qiáng)度MRI設(shè)備的主磁場又叫靜磁場。在一定范圍內(nèi)增加其強(qiáng)度，可提高圖像的SNR。MRI設(shè)備的場強(qiáng)不能太低。隨著超導(dǎo)材料價(jià)格和低溫制冷費(fèi)用的下降，現(xiàn)在大多數(shù)MRI設(shè)備采用超導(dǎo)磁體，磁場強(qiáng)度在0.5～9.4T范圍。第三十一頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)2.磁場均勻性

主磁體在其工作孔徑內(nèi)產(chǎn)生勻強(qiáng)磁場B0。為對(duì)病人進(jìn)行空間定位，在B0之上還需疊加梯度磁場△B

。單個(gè)體素上的△B必須大于其磁場偏差，否則將會(huì)扭曲定位信號(hào)，降低成像質(zhì)量。磁場的偏差越大，表示均勻性越差，圖像質(zhì)量也會(huì)越低。第三十二頁，共161頁。磁場均勻性（magnetic

field

homogeneity）是指在特定容積限度內(nèi)磁場的同一性，即穿過單位面積的磁力線是否相同。這里的特定容積通常取一定直徑的球形空間，以DSV表示（diameterofsphericalvolume，DSV)，如10cmDSV,40cmDSV。在MRI設(shè)備中，均勻性是以主磁場的10作為一個(gè)偏差單位定量表示的，習(xí)慣上這樣的偏差單位稱為ppm（partpermillion）。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)第三十三頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)均勻性標(biāo)準(zhǔn)的規(guī)定還與所取測量空間的大小有關(guān)。一般來說，整個(gè)孔徑范圍為50ppm；與磁體中心同心的、直徑為40cm和50cm的球體內(nèi)分別是510ppm和10ppm；被測標(biāo)本區(qū)每立方厘米的空間應(yīng)小于0.01ppm。在測量空間一定的情況下，磁場均勻性還可用另外一種方法表示，即給出磁場強(qiáng)度的ppm值在給定空間的變化范圍，這叫做絕對(duì)值表示法。第三十四頁，共161頁。磁場均勻性的測量前先要精確定出磁體中心，再在一定半徑的空間球體上布置場強(qiáng)測量儀（高斯計(jì)）探頭，并逐點(diǎn)測量其場強(qiáng)，然后通過計(jì)算機(jī)處理數(shù)據(jù)、計(jì)算整個(gè)容積內(nèi)的磁場均勻性。磁場均勻性并不是固定不變的。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)第三十五頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)3．磁場穩(wěn)定性

受磁體附近鐵磁性物質(zhì)、環(huán)境溫度或勻場電源漂移等因素的影響，磁場的均勻性或B0也會(huì)發(fā)生變化，這就是常說的磁場漂移。磁場穩(wěn)定度是指單位時(shí)間磁場的變化率，短期穩(wěn)定度要在幾個(gè)ppm/h之內(nèi)，長期穩(wěn)定度要在10ppm/h之內(nèi)。第三十六頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)4．磁體有效孔徑

磁體有效孔徑是指梯度線圈、勻場線圈、射頻體線圈、襯墊、內(nèi)護(hù)板、隔音腔和外殼等部件在磁體檢查孔道安裝完畢，所?？臻g的有效內(nèi)徑。對(duì)于全身MRI設(shè)備，一般來說其有效孔徑尺寸必須至少達(dá)到60cm。第三十七頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)4．邊緣場空間范圍主磁體周圍空間中磁場稱為邊緣場，其大小與空間位置有關(guān)，隨著空間點(diǎn)與磁體距離的增大，邊緣場的場強(qiáng)逐漸降低。邊緣場是以磁體原點(diǎn)為中心向周圍空間發(fā)散的，因而具有對(duì)稱性,通常以等高斯線圖來表示。第三十八頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)二、永磁型磁體1．結(jié)構(gòu)

永磁體由永久磁鐵如鐵氧體或釹鐵的磁磚拼砌而成。MRI設(shè)備采用的永磁體分為閉合式和開放式兩種類型，如圖所示。永磁體第三十九頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)2．性能

永磁體的造價(jià)低，場強(qiáng)可達(dá)0.35T，能產(chǎn)生優(yōu)質(zhì)圖像，耗能低，運(yùn)行維護(hù)費(fèi)用低,從最初100噸減少到現(xiàn)在的3～5噸。永磁體的缺點(diǎn)是磁場強(qiáng)度較低，磁場的均勻性欠佳，環(huán)境溫度的變化將導(dǎo)致設(shè)備的穩(wěn)定性變差，不能滿足臨床波譜研究的需要。第四十頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)3．主要技術(shù)參數(shù)磁場強(qiáng)度：0.1～0.4T磁場均勻性：≤10ppm（直徑為50cm的球體）瞬時(shí)穩(wěn)定性：≤1±0.5ppm/h磁體孔徑：1m×0.5m高斯線性范圍：橫向2.5m，縱向2m磁體重量：約10t第四十一頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（三）超導(dǎo)型磁體某些物質(zhì)的電阻在超低溫下急劇下降為零的性質(zhì)是科學(xué)家KamerlinghOnnes在1911年首先發(fā)現(xiàn)的，這些物質(zhì)稱為超導(dǎo)體。超導(dǎo)體對(duì)電流幾乎沒有阻力，因此允許在很小的截面積上流過非常大的電流，而不產(chǎn)生熱量；且電流一旦開始將無休止地在電路上循環(huán)，而不需要電源。超導(dǎo)磁體就是利用某些物質(zhì)的這種性質(zhì)制成的。第四十二頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)1．材料

目前超導(dǎo)磁體用的材料是鈮鈦合金，鈮占44％～50％，它的臨界場強(qiáng)（Hc）為10T，臨界溫度（Tc）為9K，臨界電流密度為3×103A／mm2。機(jī)械強(qiáng)度高，可做成一束細(xì)絲埋在銅線里。超導(dǎo)體攜帶電流是有一定限度的，超過這一限度，超導(dǎo)體就變成常導(dǎo)體，因此超導(dǎo)磁體的場強(qiáng)也是有一定限度的。

超導(dǎo)導(dǎo)線第四十三頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)2.超導(dǎo)磁體的結(jié)構(gòu)形式（1）四個(gè)或六個(gè)線圈當(dāng)電流通過圓形線圈時(shí)，在導(dǎo)線的周圍會(huì)產(chǎn)生磁場。第四十四頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（2）螺線管線圈超導(dǎo)螺線管內(nèi)軸線上的磁感強(qiáng)度是均勻的的；在磁介質(zhì)一定的前提下，其場強(qiáng)僅與線圈的匝數(shù)和流經(jīng)線圈的電流強(qiáng)度有關(guān)。改變超導(dǎo)磁體螺線管線圈的匝數(shù)或電流均可使其所產(chǎn)生磁場的磁場強(qiáng)度發(fā)生變化。超導(dǎo)螺線管線圈繞組前后兩個(gè)端點(diǎn)處，場強(qiáng)將減小為其最大值即線圈中心磁場強(qiáng)度值的50％。第四十五頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)3．超導(dǎo)磁體的低溫系統(tǒng)磁體的設(shè)計(jì)關(guān)鍵，而真空瓶（又稱低溫瓶）的設(shè)計(jì)則決定著運(yùn)行的費(fèi)用。為使磁體保持超導(dǎo)狀態(tài)，磁體線圈必須浸泡在液氦里。液氦昂貴，在大氣壓下的沸點(diǎn)是4.3K，裝在圖所示的復(fù)雜的真空瓶內(nèi)。第四十六頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)超絕熱填料、真空、氣冷罩和包圍著內(nèi)裝磁體的液氦瓶的液氮罐，所有支架、填料，或者蒸發(fā)管都用導(dǎo)熱性能不良的材料，以便減少液氦的損耗。磁體一旦啟動(dòng)，便永久工作，不需外加電源。若用一個(gè)輻射罩，并用氦氣作制冷劑以機(jī)械制冷使其保持低溫（例如20K），液氦的補(bǔ)充時(shí)間可大大延長。對(duì)磁體維修的要求是真空瓶重新抽真空，平均每五至十年一次。第四十七頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)安裝時(shí)，MRI設(shè)備的超導(dǎo)線圈首先經(jīng)液氦冷卻，然后通入勵(lì)磁電流，當(dāng)達(dá)到預(yù)期的場強(qiáng)時(shí)，切斷電源。在實(shí)際應(yīng)用中，只要保持低溫，線圈電流將一直存在，所產(chǎn)生的磁場每年只會(huì)下降幾高斯。第四十八頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)4．磁體特性

超導(dǎo)磁體的優(yōu)點(diǎn)是場強(qiáng)高，穩(wěn)定性和均勻度好，缺點(diǎn)是技術(shù)復(fù)雜、成本高。超導(dǎo)磁體的場強(qiáng)高，雜散磁場也大。超導(dǎo)磁體必須采取更有效的屏蔽，以降低雜散磁場。超導(dǎo)電流是不能無限增大的，從而限制了超導(dǎo)磁體的場強(qiáng)。第四十九頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)5．主要技術(shù)參數(shù)磁場強(qiáng)度：0.5～9.4T，多為0.5～3T磁場均勻性：≤1ppm（45cmDSV）瞬時(shí)穩(wěn)定性：≤0.1ppm/h磁體孔徑：0.9～1.0m充磁時(shí)間：0.2～0.5h第五十頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)6.場強(qiáng)的選擇目前，磁體的場強(qiáng)有低、中、高及超高場四大類。應(yīng)用型MRI設(shè)備一般采用低、中場；應(yīng)用兼研究型MRI設(shè)備一般采用高場；研究型MRI設(shè)備則采用超高場。場強(qiáng)的選擇應(yīng)以能完成任務(wù)所要求的最低場強(qiáng)為原則，并非場強(qiáng)越高越好。第五十一頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)化學(xué)位移是指同一種原子核在不同的化學(xué)環(huán)境中所產(chǎn)生的共振頻率的偏移，例如水和脂肪中質(zhì)子的化學(xué)位移約為3.5ppm，結(jié)果在選層和頻率編碼方向上出現(xiàn)脂肪相對(duì)水的偽影。因?yàn)榛瘜W(xué)位移正比于磁場強(qiáng)度，所以場強(qiáng)越高，化學(xué)位移的所造成的偽影越嚴(yán)重。RF場在人體組織內(nèi)引起渦流，降低了RF場穿透組織的深度，稱為“趨膚”效應(yīng)，導(dǎo)致RF場的分布不均勻。第五十二頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)頻率越高，“趨膚”效應(yīng)越嚴(yán)重，導(dǎo)致圖像中出現(xiàn)陰影。特定吸收率SAR，即每公斤人體重量所允許的RF吸收功率。RF功率與頻率的平方成正比。場強(qiáng)越高，RF功率越大，對(duì)人體安全的影響越大。選擇場強(qiáng)實(shí)質(zhì)就是選擇磁體。第五十三頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)四、勻場技術(shù)由于磁體設(shè)計(jì)、制作問題和磁體周圍存在的鐵磁材料，致使超導(dǎo)磁體的磁場存在不均勻性，必須通過勻場（shim）調(diào)整才能達(dá)到足夠的均勻性。勻場調(diào)整分無源勻場調(diào)整（即在磁體內(nèi)放置鐵片）和有源勻場調(diào)整（即使用輔助的線圈）兩種方法。第五十四頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（一）無源勻場無源勻場（passiveshimming）是在磁體內(nèi)壁放置一些鐵片來提高磁場均勻性的方法。每一個(gè)位置放置鐵片的數(shù)量經(jīng)過特殊的勻場程序來計(jì)算。無源勻場的過程為：磁體勵(lì)磁（充磁）→測量場強(qiáng)數(shù)據(jù)→計(jì)算勻場參數(shù)→去磁→在相關(guān)位置貼補(bǔ)不同尺寸的小鐵片。這一過程一般要反復(fù)進(jìn)行多次。用鐵片勻場的優(yōu)點(diǎn)是可根據(jù)機(jī)型在不同位置放置鐵片，材料價(jià)格便宜，不需要昂貴的高精度電源。第五十五頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)有的無源勻場中使用的扁平鐵磁性墊片永久貼附在磁體孔徑內(nèi)，即內(nèi)側(cè)無源勻場。有的無源勻場中鐵磁性墊片裝在磁體低溫容器外側(cè)，即外側(cè)無源勻場。有的磁體可能要求現(xiàn)場安裝內(nèi)側(cè)的無源勻場幫助減少一些高次諧波，分析從磁場的測繪曲線圖中獲得的數(shù)據(jù)，可以計(jì)算出需求的墊片的數(shù)量和位置，所需的勻場墊片就裝在磁體孔徑內(nèi)。第五十六頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（二）有源勻場有源勻場（activeshimming）是指通過適當(dāng)調(diào)整勻場線圈的電流強(qiáng)度，使其周圍的局部磁場發(fā)生變化來調(diào)整主磁場的均勻性。勻場線圈由若干個(gè)小線圈組成，這些小線圈分布在圓柱形勻場線圈骨架表面，組成以磁體中心為調(diào)節(jié)對(duì)象的線圈陣列。有源勻場中使用的勻場線圈主要有超導(dǎo)和常導(dǎo)勻場線圈。勻場線圈位于磁體和梯度線圈之間。第五十七頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)典型的磁體系統(tǒng)中，勻場線圈、梯度線圈和射頻體線圈三類線圈依次套疊在磁體內(nèi)腔中。第五十八頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)在勻場時(shí)，勻場電源的質(zhì)量對(duì)于勻場效果起著至關(guān)重要的作用。超導(dǎo)勻場中，勻場電源給超導(dǎo)勻場線圈提供調(diào)節(jié)磁場所需的電流，低溫容器中的液氦使超導(dǎo)勻場線圈維持超導(dǎo)狀態(tài)，此后不再需要電源。超導(dǎo)勻場由于其電流高度穩(wěn)定，且不消耗電能，是目前比較理想的勻場手段。常導(dǎo)勻場線圈必須從外部的電源（即常導(dǎo)勻場電源）獲得持續(xù)電流以維持磁場強(qiáng)度。第五十九頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)MRI設(shè)備的勻場方法都是無源勻場和有源勻場并用無源勻場是有源勻場的基礎(chǔ)無源勻場是裝機(jī)時(shí)進(jìn)行的一次性工作。有源勻場作為保證MRI設(shè)備成像質(zhì)量的一項(xiàng)例行工作，需經(jīng)常進(jìn)行。可在系統(tǒng)軟件的控制下進(jìn)行。第六十頁，共161頁。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)五、磁屏蔽磁場屏蔽效果的評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)一般使用5高斯(Gs)，即0.5mT磁力線的分布范圍來表示。1．無源屏蔽無源屏蔽有房屋鐵磁屏蔽和磁體自屏蔽兩種方式，房屋鐵磁屏蔽在磁體間的四周墻壁、地基和天花板等六面體中鑲?cè)?～8mm厚的磁屏蔽專用特制硅鋼板，構(gòu)成封閉的磁屏蔽間。2．有源屏蔽即在磁體外部用載有反向電流的線圈降低雜散磁場，屏蔽用的線圈直接放在低溫容器中，這是目前非常流行的辦法。第六十一頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場的產(chǎn)生第六十二頁，共161頁。目錄

一、梯度磁場的產(chǎn)生二、梯度磁場場線圈三、技術(shù)參數(shù)第六十三頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)梯度磁場系統(tǒng)是指與梯度磁場有關(guān)的一切單元電路。功能是為系統(tǒng)提供線性度滿足要求的、可快速開關(guān)的梯度磁場，以提供MR信號(hào)的空間位置信息，實(shí)現(xiàn)成像體素的空間定位。在梯度回波和其他一些快速成像序列中，梯度磁場的翻轉(zhuǎn)還起著RF激發(fā)后自旋系統(tǒng)的相位重聚作用。第六十四頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)一、梯度磁場的產(chǎn)生（一）梯度磁場如果只有均勻的靜磁場B0，如圖所示，樣品各處的磁化強(qiáng)度都以同一頻率繞靜磁場方向作旋進(jìn)，在RF脈沖磁場作用下產(chǎn)生的共振信號(hào)的頻率都一樣，就無法區(qū)分各處產(chǎn)生的信號(hào)。第六十五頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)如果在靜磁場B0上疊加一個(gè)線性梯度磁場，如X方向的磁場梯度Gx=ΔB/Δx，則磁場強(qiáng)度在梯度方向隨著距離x線性變化，可用下式表示：線性梯度磁場的磁場強(qiáng)度方向與靜磁場B0的方向相同，只是其大小隨空間位置線性變化。即：第六十六頁，共161頁。Gx叫做頻率編碼梯度磁場；Gy叫做相位編碼梯度磁場；Gz叫做選層梯度磁場。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)

第六十七頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（二）組成梯度磁場系統(tǒng)是由梯度線圈、梯度控制器、數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC）、梯度放大器和梯度冷卻系統(tǒng)等部分組成，如圖。梯度磁場是電流通過一定形狀結(jié)構(gòu)的線圈產(chǎn)生的。第六十八頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)梯度脈沖的開關(guān)和梯度組合的控制，由計(jì)算機(jī)的CPU（中央處理器）及控制電路完成。在MR成像中為了得到滿意的圖像空間分辨率，要求梯度驅(qū)動(dòng)電流比較大。驅(qū)動(dòng)梯度磁場線圈需相當(dāng)大的電流，通常用多組單元電路并聯(lián)。高壓控制電路依據(jù)從前置放大輸入的信號(hào)電平，控制高壓開關(guān)電路。第六十九頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（三）渦流對(duì)梯度磁場的影響由于梯度線圈周圍存在導(dǎo)體，當(dāng)梯度電流導(dǎo)通或切斷時(shí)，變化的磁場在周圍導(dǎo)體中感應(yīng)出感生電流，此感生電流在金屬體內(nèi)環(huán)形流動(dòng)，稱為渦流。渦流的強(qiáng)度與磁場的變化率成正比。渦流所產(chǎn)生的熱量，稱為渦流損耗。由于渦流也會(huì)產(chǎn)生變化的磁場，其方向與梯度線圈所產(chǎn)生的磁場相反。因此渦流會(huì)削弱梯度磁場。第七十頁，共161頁。如圖，渦流補(bǔ)償可以通過RC電路使梯度脈沖電流產(chǎn)生畸變，因而產(chǎn)生所期望的梯度脈沖波形。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)第七十一頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)由于渦流的分布不僅在徑向，而且在軸向也有，因此梯度電流的畸變不能完全補(bǔ)償渦流磁場。可以利用有源梯度磁場屏蔽，即在梯度線圈和周圍導(dǎo)體（如真空瓶壁）之間安放第二組梯度線圈，與原梯度線圈同軸，但電流方向相反，電流同時(shí)通斷（因此也叫做雙梯度線圈系統(tǒng)）。有源梯度磁場屏蔽的缺點(diǎn)是技術(shù)復(fù)雜、費(fèi)用高。第七十二頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)二、梯度磁場線圈梯度磁場線圈的作用是在一定電流的驅(qū)動(dòng)下，產(chǎn)生線性度好的梯度磁場。不同梯度磁場采用不同的線圈。梯度磁場系統(tǒng)是大功率系統(tǒng)。為得到理想的磁場梯度，梯度線圈電流往往超過100A。常用的冷卻方式有水冷和風(fēng)冷兩種。第七十三頁，共161頁。MRI設(shè)備的梯度磁場線圈應(yīng)滿足下列4個(gè)要求：①良好的線性特性②響應(yīng)時(shí)間短③功耗?。禾荻却艌鼍€圈建立梯度磁場需要大功率器件。④最低程度的渦流效應(yīng)：MRI設(shè)備設(shè)計(jì)中必須盡量避免梯度磁場的渦流效應(yīng)，至少將渦流效應(yīng)減小到最低程度。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)第七十四頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)用一對(duì)半徑為a的圓形線圈可得到梯度磁場Gz，兩線圈中電流的方向相反。當(dāng)取兩線圈的距離為線圈半徑的

a倍時(shí)，可得到最均勻的梯度磁場。另外兩個(gè)梯度磁場Gx和Gy不是軸對(duì)稱的，需用另外的線圈才能得到，它們是直線系統(tǒng)或鞍形線圈。Gx和Gy可用相同的線圈，只要將線圈旋轉(zhuǎn)90°就可分別得到Gx和Gy。第七十五頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（一）直線系統(tǒng)四根長導(dǎo)線分別放在圖示的位置，坐標(biāo)分別為（a,b），（-a,b），（-a,-b），（a,-b）。流過導(dǎo)線的電流為I，則梯度磁場Gy為其中

是真空導(dǎo)磁率，

φ為導(dǎo)線（a，b）的方位角。當(dāng)φ=22.5o時(shí)，Gy可變?yōu)榈谄呤?，?61頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（二）鞍形線圈圖為兩對(duì)鞍形線圈構(gòu)成的梯度磁場線圈，半徑為a，長度為l，角度為φ，沿磁體軸線Z分開的距離為d，其中d／a=0.755，l/a=3.5，φ=120°。第七十七頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)圖為四對(duì)鞍形線圈所構(gòu)成的梯度磁場線圈，其中d1/a=0.375，d2/a=1.60，l/a=3.5和φ=120°。第七十八頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)三、技術(shù)參數(shù)衡量梯度磁場系統(tǒng)的參數(shù):磁場梯度、梯度切換率、梯度磁場的工作周期、梯度磁場的有效容積、梯度磁場的線性等，最重要的指標(biāo)是磁場梯度和梯度切換率。梯度磁場的參數(shù)與圖像的空間分辨率、SNR、對(duì)比度、成像時(shí)間長短和成像層多少等因素有關(guān)。第七十九頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)1．磁場梯度

它又稱為梯度磁場強(qiáng)度，表征梯度磁場系統(tǒng)產(chǎn)生的磁場隨空間的變化率，單位為mT/m（毫特斯拉/米）。磁場梯度的大小與空間分辨力的關(guān)系可用下列公式表示：式中、

、

分別是像素的邊長，TS是頻率編碼梯度脈沖的時(shí)間，TΦ是相位編碼梯度脈沖的時(shí)間，

是選層RF脈沖的頻寬。第八十頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)2．梯度切換率和梯度上升時(shí)間梯度切換率（slewrate)是指單位時(shí)間及單位長度內(nèi)的梯度磁場強(qiáng)度變化量，常用每秒每米長度內(nèi)磁場強(qiáng)度變化的特斯拉量T/(m·s)表示，也可用mT/(m·ms)表示。第八十一頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)以自旋回波脈沖序列為例，回波時(shí)間TE與各梯度脈沖的時(shí)間：Tp是選層梯度脈沖寬度，Tg為梯度脈沖的上升或下降時(shí)間，Ts為讀數(shù)梯度脈沖寬度。圖像噪聲N與Ts的平方根成反比：第八十二頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)可見，TE不變時(shí)，降低Tp或Tk，可減小噪聲。而信號(hào)強(qiáng)度由下式?jīng)Q定：式中k是由質(zhì)子密度等決定的常數(shù)。TE一定時(shí)，信號(hào)強(qiáng)度也不變，因此降低Tp或Tg，SNR得到提高。Tp或Tg降低意味著梯度磁場的切換率提高。第八十三頁，共161頁。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)3．工作周期

它是在TR期間，梯度磁場工作的時(shí)間占TR時(shí)間的百分?jǐn)?shù)。4．有效容積

梯度線圈通常采用所謂的鞍形線圈。有效容積就是指鞍形線圈所包容的、其梯度磁場能夠滿足一定線性要求的空間區(qū)域。5．線性

它是衡量梯度磁場平穩(wěn)性的指標(biāo)。梯度磁場的非線性一般不能超過2％。第八十四頁，共161頁。第四節(jié)掃射頻系統(tǒng)第八十五頁，共161頁。目錄

一、射頻線圈的種類二、發(fā)射線圈與發(fā)射通道三、接收線圈與接收通道

第八十六頁，共161頁。第四節(jié)射頻系統(tǒng)

MRI設(shè)備的RF系統(tǒng)包括發(fā)射RF磁場部分和接收RF信號(hào)部分兩部分。發(fā)射RF磁場部分由發(fā)射線圈和發(fā)射通道組成。發(fā)射通道由發(fā)射控制器、混頻器、衰減器、功率放大器、發(fā)射／接收轉(zhuǎn)換開關(guān)等組成。接收RF信號(hào)部分由接收線圈和接收通道組成。接收通道由低噪聲放大器、衰減器、濾波器、相位檢測器、低通濾波器、A／D轉(zhuǎn)換器等構(gòu)成。第八十七頁，共161頁。第四節(jié)射頻系統(tǒng)一、射頻線圈的種類用于建立RF場的RF線圈叫發(fā)射線圈，用于檢測MR信號(hào)的RF線圈叫接收線圈。MR成像用的發(fā)射／接收線圈相當(dāng)于廣播、電視用的發(fā)射／接收天線。MR信號(hào)的接收和RF激勵(lì)不采用電耦合的線狀天線，而必須采用磁耦合的環(huán)狀天線，也就是RF線圈。

第八十八頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)1.按功能分類按功能射頻線圈可分為發(fā)射線圈/接收兩用線圈和接收線圈。兩用線圈將發(fā)射線圈和接收線圈制作合成一體。2.按主磁場方向分類射頻場的方向應(yīng)該與主磁場相垂直。體現(xiàn)在設(shè)計(jì)上就需要不同的繞組結(jié)構(gòu)。螺線管線圈和鞍形線圈是體線圈的主要形式。第八十九頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)3.按適用范圍分類根據(jù)作用范圍的大小可將其分為全容積線圈、部分容積線圈、表面線圈、體腔內(nèi)線圈和相控陣線圈5類。4．按極化方式分類常用的線圈按其極化方式的不同可分為線性極化和圓形極化兩種方式。線極化的線圈只有一對(duì)繞組，相應(yīng)射頻磁場也只有一個(gè)方向。而圓形極化的線圈一般被稱為正交線圈。第九十頁，共161頁。5.按使用部位分類射頻線圈按照MR檢查的部位來分，主要可分為頭部、頸部、頭頸部、包繞線圈（用于胸腹盆腔檢查）、乳腺、肩關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、四肢小關(guān)節(jié)、體線圈、全脊柱線圈、腔內(nèi)線圈（直腸）等。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)第九十一頁，共161頁。二、發(fā)射線圈與發(fā)射通道（一）發(fā)射線圈線圈L與電容C2并聯(lián)，電路將諧振于RF頻率：此時(shí)線圈中的電流將是總電流的Q倍，Q為回路的品質(zhì)因數(shù)：

第四節(jié)

射頻系統(tǒng)第九十二頁，共161頁。式中R為發(fā)射線圈的電阻，這個(gè)電阻一般很小。Q值為幾十~幾百。發(fā)射線圈電路第四節(jié)

射頻系統(tǒng)第九十三頁，共161頁。發(fā)射線圈的基本要求是：①適當(dāng)?shù)腝值②均勻的RF場③線圈裝置不能太大，避免自激振蕩第四節(jié)

射頻系統(tǒng)第九十四頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)最簡單的發(fā)射線圈由單個(gè)圓形線圈組成。其分布：

式中y為場強(qiáng)所在點(diǎn)到線圈平面的距離。場強(qiáng)B1沿軸方向隨與線圈平面的距離y的增加而降低。第九十五頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)線圈應(yīng)盡可能產(chǎn)生均勻的RF磁場，與軀干同軸安放的螺線管線圈僅限于軛形永磁體。直徑與人體大小一致的螺線管線圈的MR頻率相對(duì)偏低<10MHz。對(duì)于高頻軸向磁場超導(dǎo)磁體，有必要找到一種能產(chǎn)生均勻磁場的柱形結(jié)構(gòu)線圈。第九十六頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)鞍形線圈的導(dǎo)線，其工作頻率一般不太高（大約25MHz），且直徑不大（最大30cm）。第九十七頁，共161頁。第四節(jié)射頻系統(tǒng)當(dāng)頻率高于25MHz時(shí)，鳥籠式線圈是一種RF場高度均勻的發(fā)射線圈，它的形狀像鳥籠。第九十八頁，共161頁。第四節(jié)射頻系統(tǒng)高頻的鳥籠式線圈，其電容平均分布于兩端的圓環(huán)，直導(dǎo)體只有電感，如圖所示。第九十九頁，共161頁。第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道發(fā)射通道具有形成RF脈沖形狀、對(duì)脈沖進(jìn)行衰減控制、脈沖功率放大和監(jiān)視等幾個(gè)功能。1.頻率合成器發(fā)射部分需要一路中頻信號(hào)和一路同中頻進(jìn)行混頻的信號(hào)；接收部分需要用到兩路具有90度相位差的中頻信號(hào)和用以混頻的一路RF信號(hào)；同時(shí)整個(gè)RF部分的控制還要一個(gè)共用的時(shí)鐘信號(hào)。第一百頁，共161頁。第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道頻率合成器第一百零一頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道2．發(fā)射混頻器通過兩種信號(hào)混頻，產(chǎn)生RF信號(hào)，同時(shí)通過門控電路形成RF脈沖波形。采用不同的非線性器件，以及選取不同的工作狀態(tài)，可以得到多種混頻器，其中以環(huán)形混頻器性能最佳。第一百零二頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道3．發(fā)射調(diào)制器MRI采用脈沖形式的RF磁場，故對(duì)RF信號(hào)的輸出必須采用開關(guān)控制。為了激發(fā)一定頻帶的原子核或者一個(gè)小空間區(qū)域的原子核，還需對(duì)RF信號(hào)進(jìn)行幅度調(diào)制。雙平衡混合器第一百零三頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道4．功率放大級(jí)發(fā)射調(diào)制器輸出的RF脈沖信號(hào)必須經(jīng)功率放大，獲得足夠大的功率以后，才能饋送到發(fā)射線圈以產(chǎn)生RF磁場。由于RF脈沖的頻率高達(dá)數(shù)十兆Hz，因此采用高頻功率放大器。RF脈沖頻寬較窄，可采用調(diào)諧回路放大器。第一百零四頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道5．發(fā)射控制器在RF發(fā)射和接收部分里需要用到中頻信號(hào)，并且接收中使用的中頻信號(hào)相位又有特別要求。第一百零五頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道（一）接收線圈接收線圈用于接收人體被檢部位所產(chǎn)生的MR信號(hào)，直接決定著成像質(zhì)量。它與發(fā)射線圈的結(jié)構(gòu)非常相似，有些線圈甚至具有發(fā)射和接收雙重功能。但其性能比發(fā)射線圈的高。如Q值高，電阻小。第一百零六頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道如同一個(gè)線圈分別用于發(fā)射和接收，可用一個(gè)“Q開關(guān)”，使該線圈在發(fā)射脈沖期間為低Q值，而在接收信號(hào)時(shí)變?yōu)楦逹值。接收器保護(hù)電路第一百零七頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道為提高接收線圈的SNR，其形狀跟被檢部位的外形相吻合，正好將其覆蓋在被檢部位的表面，此類線圈稱為表面線圈，如脊柱表面線圈、膝關(guān)節(jié)表面線圈等。脊柱表明線圈第一百零八頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道四單元線性脊柱相控陣線圈，它由四個(gè)矩形線圈并排、相鄰線圈部分地重疊組成。第一百零九頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道

表面線圈只是在一定的視野（fieldofview，F(xiàn)OV）和體表下一定深度范圍內(nèi)有較高的SNR，如表面線圈排列組合成一個(gè)相控陣線圈，則可以在足夠大的視野和深度范圍內(nèi)達(dá)到高SNR。第一百一十頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)目前使用的第四代相控陣線圈，稱為一體化全景相控陣線圈。它是組合式陣列線圈，可進(jìn)行線圈與線圈間的任意組合?？蓪⒍嘟M線圈一起固定于病人身上，利用軟件操作，實(shí)現(xiàn)線圈的不同組合和拆分，完成不同部位的檢查。第一百一十一頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道接收線圈的MR信號(hào)所產(chǎn)生的感生電流微弱，必須經(jīng)過接收通道放大、混頻、濾波、檢波、A／D轉(zhuǎn)換等處理后才能送到計(jì)算機(jī)。

第一百一十二頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道1．前置放大器它是接收通道中最重要的環(huán)節(jié)，其質(zhì)量的好壞將嚴(yán)重影響圖像質(zhì)量。一般選用低噪聲的場效應(yīng)管；至少須有一對(duì)對(duì)接二極管，最好用有源門電路。對(duì)放大器鏈的其余部分的要求較低，總增益約為104可調(diào)。

第一百一十三頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道2．混頻器與濾波器信號(hào)經(jīng)過低噪聲前置放大后進(jìn)行變頻，將信號(hào)頻譜搬移到中頻上。產(chǎn)生許多不需要的頻率組合，應(yīng)設(shè)法盡量減少其影響，措施有：①選擇適當(dāng)?shù)幕祛l器電路。②設(shè)計(jì)濾波電路，濾除組合頻率。

第一百一十四頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道3．相敏檢波器檢波器的作用是將來自中頻濾波電路的中頻信號(hào)中檢測出低頻MRI信號(hào)。

優(yōu)點(diǎn)：制作容易、不需要參考信號(hào)、能減小高頻漏泄影響等；缺點(diǎn)：①通帶很寬，SNR?。虎跈z波特性曲線不是線性；，③對(duì)高頻信號(hào)的相位不敏感。

MR信號(hào)頻譜第一百一十五頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道

4．低頻放大與低通濾波由于檢波器的要求，進(jìn)入檢波器的中頻信號(hào)及檢波輸出的低頻信號(hào)必須由低頻放大器將檢波后的MRI信號(hào)進(jìn)行放大。為保證不失真地進(jìn)行放大，對(duì)低頻放大器的要求：①要有良好的線性；②要有較寬的頻率響應(yīng)特性。

第一百一十六頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)5．ADCMR信號(hào)是隨時(shí)間連續(xù)變化的模擬信號(hào)。這種信號(hào)必須轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)才便于進(jìn)一步的處理，例如累加、存儲(chǔ)、變換和運(yùn)算等。A／D轉(zhuǎn)換器是用來將所接收的模擬MRI信號(hào)變換成數(shù)字信號(hào)，供圖像重建系統(tǒng)重建圖像。

第一百一十七頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)如果采樣頻率f小于被采樣信號(hào)的頻率的兩倍，該信號(hào)采樣后變成低頻信號(hào)。圖（1）采樣頻率為信號(hào)頻率的四倍；圖（2）采樣頻率等于信號(hào)頻率的兩倍；圖（3）采樣頻率小于信號(hào)頻率的兩倍。

采樣信號(hào)第一百一十八頁，共161頁。第四節(jié)

射頻系統(tǒng)MRI信號(hào)的頻譜取決于梯度磁場和層面的大小。若MRI設(shè)備使用的梯度磁場在1～10mT／m之間，相應(yīng)的信號(hào)頻率應(yīng)為12～120kHz。因此，采樣頻率應(yīng)在24～240kHz以上。

FID第一百一十九頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)第一百二十頁，共161頁。目錄

一、梯度磁場的控制二、射頻脈沖的控制三、圖像重建四、圖像顯示第一百二十一頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

功能:數(shù)據(jù)采集、處理、存儲(chǔ)、恢復(fù)及多幅顯示。選擇觀察野、建立RF脈沖波形和時(shí)序圖、打開和關(guān)閉梯度磁場、控制接收和收集數(shù)據(jù)及提供MRI設(shè)備各單元的狀態(tài)診斷數(shù)據(jù)。除主計(jì)算機(jī)外，還須配備用于高速計(jì)算的陣列處理機(jī)和用于數(shù)據(jù)存儲(chǔ)的磁盤。第一百二十二頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)主計(jì)算機(jī)系統(tǒng)由主機(jī)、磁盤存儲(chǔ)器、光盤存儲(chǔ)器、控制臺(tái)、主圖像顯示器（主診斷臺(tái)）、輔圖像顯示器（輔診斷臺(tái)）、網(wǎng)絡(luò)適配器以及測量系統(tǒng)的接口部件等組成。主圖像顯示器通常又是控制臺(tái)的一部分，用于監(jiān)視掃描和機(jī)器的運(yùn)行狀況。常用的操作系統(tǒng)有DOS、UNIX和Windows等，其中后兩種在MRI設(shè)備的主計(jì)算機(jī)中廣泛使用著。具備DICOM標(biāo)準(zhǔn)接口的MRI設(shè)備，可順利接入PACS，從而具有圖像數(shù)據(jù)的數(shù)字化、資源共享、大容量存儲(chǔ)、遠(yuǎn)程會(huì)診等重要功能。第一百二十三頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)包括：梯度磁場、RF脈沖的控制、圖像的重建及顯示。

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)接功能框圖第一百二十四頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)一、梯度磁場的控制在大多數(shù)成像方法中，每個(gè)梯度磁場都有一定的形狀，并且X、Y、Z三個(gè)方向的梯度之間有很嚴(yán)格的時(shí)序關(guān)系。簡單的辦法是由計(jì)算機(jī)直接控制，原理框圖如圖所示。此方法對(duì)梯度電流具有很強(qiáng)的控制能力，但其缺陷是在掃描過程中，CPU的工作時(shí)間被占用，無法進(jìn)行其它工作。第一百二十五頁，共161頁。較先進(jìn)的方法是用計(jì)算機(jī)對(duì)梯度電流波形進(jìn)行間接控制。其原理如圖所示。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)計(jì)算機(jī)控制梯度場的兩種形式第一百二十六頁，共161頁。二、射頻脈沖的控制根據(jù)成像方法的需要，產(chǎn)生一定形狀的RF脈沖波，其中包括RF脈沖波成形、相位控制、脈沖開關(guān)等電路，此外還包括RF接收的衰減及濾波控制。在MR成像都采用計(jì)算機(jī)間接控制辦法。在RF系統(tǒng)方面，多元陣列式全景線圈已能支持最優(yōu)化的4、8、16、32、64個(gè)接收通道的配置，支持3~4倍的圖像采集速度。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)第一百二十七頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)計(jì)算機(jī)根據(jù)所選定的成像方法和成像參數(shù)，在初始化時(shí)將RF波形的數(shù)值在時(shí)間上序列化，再以空間順序存儲(chǔ)于RF存儲(chǔ)器中，存儲(chǔ)器的地址受RF地址計(jì)數(shù)器的控制。實(shí)際上各部分（如計(jì)數(shù)器、存儲(chǔ)器）的結(jié)構(gòu)完全相同。RF脈沖的波幅由發(fā)射成形部分的衰減因子控制，而寬度則由偏轉(zhuǎn)90°和偏轉(zhuǎn)180°等信號(hào)來控制。第一百二十八頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)RF脈沖控制部分原理框圖第一百二十九頁，共161頁。三、圖像重建MRI系統(tǒng)在恒定磁場的基礎(chǔ)上，通過施加一定的線性梯度磁場，由RF脈沖激發(fā)被檢部位產(chǎn)生MR信號(hào)，再經(jīng)接收電路將MR信號(hào)變成數(shù)字信號(hào)。此數(shù)字信號(hào)還只是原始數(shù)據(jù)，必須經(jīng)過一系列的數(shù)據(jù)處理，如累加平均去噪聲、相位校正、傅立葉變換等數(shù)據(jù)處理。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)第一百三十頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)圖像重建的本質(zhì)是對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行高速數(shù)學(xué)運(yùn)算。需要大容量的緩沖存儲(chǔ)器，其次要求運(yùn)算速度快。目前多用圖像陣列處理器來進(jìn)行影像重建。圖像陣列處理器一般由數(shù)據(jù)接收單元、高速緩沖存儲(chǔ)器、數(shù)據(jù)預(yù)處理單元、算術(shù)和邏輯運(yùn)算部件、控制部件、直接存儲(chǔ)器存取通道以及傅里葉變換器組成。

第一百三十一頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)圖像重建的運(yùn)算主要是快速傅里葉變換。每幅圖像應(yīng)該對(duì)應(yīng)兩個(gè)原始數(shù)據(jù)矩陣實(shí)部和虛部矩陣均被送入傅里葉變換器，分別進(jìn)行行和列兩個(gè)方向的快速傅里葉變換。圖像處理器再對(duì)這兩個(gè)矩陣的對(duì)應(yīng)點(diǎn)取模，就得出一個(gè)新的矩陣，兩個(gè)方向的模矩陣中每個(gè)元素值的大小正比于每個(gè)體素磁共振信號(hào)的強(qiáng)度，以其作為灰度值顯示出來時(shí)就得到所需的磁共振圖像。第一百三十二頁，共161頁。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)四、圖像顯示經(jīng)圖像重建后，磁共振圖像立刻傳送至主控計(jì)算機(jī)的硬盤中，并以影像的形式顯示。液晶顯示器尺寸一般≥19英寸，顯示矩陣≥1280×1024，場頻(即刷新速率)≥75Hz，顯示器像素點(diǎn)距≤0．29mm，對(duì)比度≥600：1，亮度≥270cd／m2，液晶顯示器響應(yīng)時(shí)間≤25ms，其上下和左右的視角≥±85度。第一百三十三頁，共161頁。第六節(jié)核磁共振質(zhì)量保證第一百三十四頁，共161頁。目錄

一、MRI設(shè)備質(zhì)量保證主要參數(shù)二、磁共振成像設(shè)備性檢測模體三、磁共振成像偽影第一百三十五頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證

MRI設(shè)備質(zhì)量保證指整個(gè)系統(tǒng)的質(zhì)量體系，包括主體設(shè)備質(zhì)量、操作技術(shù)、周圍配套設(shè)備的質(zhì)量狀況等。對(duì)設(shè)備實(shí)施質(zhì)量保證的目的是使診斷準(zhǔn)確及時(shí)，減少病人在受檢過程中的危險(xiǎn)、不適感和降低診治過程中的消費(fèi)，提高醫(yī)院的診治效率。用于質(zhì)量保證的測量通常是對(duì)試驗(yàn)物體如模模體擬進(jìn)行的。第一百三十六頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證一、MRI設(shè)備質(zhì)量保證主要參數(shù)用于MRI設(shè)備質(zhì)量保證的參數(shù)可分為非成像參數(shù)、信號(hào)強(qiáng)度參數(shù)和幾何參數(shù)等三類。（一）非成像參數(shù)非成像參數(shù)是指與MR信號(hào)強(qiáng)度和圖像沒有直接關(guān)系的參數(shù)，如共振頻率、磁場均勻性、射頻翻轉(zhuǎn)角的精確度、渦流補(bǔ)償、梯度場強(qiáng)度校準(zhǔn)等。第一百三十七頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證1.共振頻率

MRI系統(tǒng)的共振頻率是指由拉莫爾公式和靜磁場所確定的射頻波頻率，也是整個(gè)射頻發(fā)射和接收單元的基準(zhǔn)工作頻率。共振頻率的變化一般是由靜磁場的漂移所致。每次開機(jī)之后需對(duì)其進(jìn)行校準(zhǔn)，屬于日常質(zhì)量保證檢測項(xiàng)目。第一百三十八頁，共161頁。2.磁場均勻性

通過測量某一特定波峰的半高寬（fullwidthathalfmaximum，F(xiàn)WHM）可得到磁場均勻性。半高寬可以用Hz為單位，也可以用ppm為單位，二者的關(guān)系為第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證

FWHM（ppm）=

第一百三十九頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證3.射頻翻轉(zhuǎn)角的準(zhǔn)確性

可通過單脈沖的梯度回波序列如FLASH、GRASS或FISP等進(jìn)行測量。將一可產(chǎn)生均勻信號(hào)的模體置于磁體物理中心，啟動(dòng)掃描后便可記錄ROI的信號(hào)強(qiáng)度。信號(hào)強(qiáng)度有功率或角度兩種表示法。特定模體的RF功率參考值一旦確定，可在此基礎(chǔ)之上快速測定RF翻轉(zhuǎn)角來判斷RF系統(tǒng)的狀態(tài)。第一百四十頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證4.渦流補(bǔ)償

典型的檢測周期為半年，但在機(jī)器全面維修、調(diào)整、升級(jí)后必須進(jìn)行測試。5.梯度場強(qiáng)度校準(zhǔn)

典型的檢測周期為半年，每次調(diào)整、維修、升級(jí)梯度系統(tǒng)后必須進(jìn)行測試。第一百四十一頁，共161頁。（二）信號(hào)強(qiáng)度參數(shù)

1.信噪比

信噪比是指圖像的信號(hào)強(qiáng)度與噪聲強(qiáng)度的比值。信號(hào)強(qiáng)度是指圖像中某一感興趣區(qū)內(nèi)各像素信號(hào)強(qiáng)度的平均值；噪聲是指同一感興趣區(qū)等量像素信號(hào)強(qiáng)度的標(biāo)準(zhǔn)差。由圖像計(jì)算得到的信噪比是對(duì)整個(gè)磁共振成像系統(tǒng)信噪比的綜合反映。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證第一百四十二頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證信噪比的檢測模體是均勻水模。圖像的SNR與靜磁場強(qiáng)度、采集線圈、脈沖序列、TR、TE、NEX、層厚、矩陣、FOV、采集帶寬、采集模式等很多因素有關(guān)，實(shí)際上應(yīng)用時(shí)需要對(duì)上述參數(shù)進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整，以保證圖像的SNR。第一百四十三頁，共161頁。2.均勻度

均勻度是指圖像的均勻程度。均勻度檢測使用的模體也是均勻模。均勻度UΣ可用下列公式計(jì)算：其中，Smax為所測區(qū)域中信號(hào)最大值，Smin為所測區(qū)域中信號(hào)最小值。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證第一百四十四頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證（三）幾何參數(shù)

1.空間分辨率

空間分辨率是指MR圖像對(duì)解剖細(xì)節(jié)的顯示能力，實(shí)際上是成像體素的實(shí)際大小，體素越小，空間分辨率越高。FOV不變，矩陣越大則體素越小，空間分辨率越高；矩陣不變，F(xiàn)OV越大則體素越大，空間分辨率越低。空間分辨率還與相位、頻率編碼有關(guān)的梯度場升降幅度變化有關(guān)。第一百四十五頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證2.線性度

圖像的線性度是稱為幾何畸變，是描述MR圖像幾何變形程度的指標(biāo)。用圖像中兩點(diǎn)的距離與被測物體相應(yīng)兩點(diǎn)實(shí)際尺寸相比較，計(jì)算線性度。一般用畸變百分率表示，即：LR是實(shí)際距離，LM是測量距離。。第一百四十六頁，共161頁。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證3.層面幾何特性參數(shù)

層面幾何特性參數(shù)是描述成像層面位置、厚度及層間距準(zhǔn)確性的指標(biāo)。層面厚度是指層面輪廓線的半高全寬；層面位置是指層面輪廓線半高全寬中點(diǎn)絕對(duì)位置，也即層面厚度中心點(diǎn)的位置；層間距指相鄰兩層之間的間隔距離，與CT的層間距不同，后者通常是指兩個(gè)相鄰層面厚度中心點(diǎn)之間的