医学影像设备学第6章 磁共振成像设备

演示文档路漫漫其悠远少壮不努力，老大徒悲伤医学影像设备学第6章磁共振成像设备第一节概述*目录一、发展简史二、特点三、组成及工作原理第一节概述MR现象是1946年分别由美国斯坦福大学物理系菲利克斯·布洛赫(FelixBloch)教授和哈佛大学的爱德华·普塞尔(EdwardPurcell)教授领导的小组同时独立发现的。Bloch和Purcell共同获得了1952年的诺贝尔物理学奖。FelixBloch（1905-1983）EdwardMillsPurcell（1912-1997）第一节概述MR的基本原理是：当处于磁场中的物质受到射频（RadioFrequency，RF）电磁波的激励时，如果RF电磁波的频率与磁场强度的关系满足拉莫尔方程，则组成物质的一些原子核会发生共振，即所谓的MR现象。原子核吸收了RF电磁波的能量，当RF电磁波停止激励时，吸收了能量的原子核又会把这部分能量释放出来，即发射MR信号。第一节概述1967年，约翰斯（JasperJohns）等人首先利用活体动物进行实验，成功地检测出动物体内分布的氢、磷和氮的MR信号。 1970年，美国纽约州立大学的达马迪安（RaymondDamadian）对已植入恶性肿瘤细胞的老鼠进行了MR实验，发现正常组织与恶性肿瘤组织的MR信号明显不同。RaymondDamadian（1936~）1971年，达马迪安的研究成果在《Science》杂志上发表。达马迪安认为，利用MR对生物体进行成像是可能的。1977年达马迪安等人建成了人类历史上第一台全身MRI设备，并于1977年7月3日取得第一幅横断面质子密度图像。第一节概述第一节概述1972年，美国纽约州立大学的劳特伯（PaulLauterbur）指出用MR信号完全可以重建图像1973年劳特伯采用三个线性梯度磁场选择性地激发样品，使之得到所需的成像层面。Lauterbur（1929~）第一节概述在成像方法方面，除了劳特伯的组合层析法和达马迪安的FONAR法以外，还出现了许多新方法，大大丰富了MRI理论。1974年，英国科学家曼斯菲尔德（PeterMansfield）研究出脉冲梯度法选择成像断层的方法；1974年英国诺丁汉大学的欣肖（W.S.Hinshaw）提出的敏感点成像方法（sensitivepoint）；1975年瑞士苏黎世的库玛（A.Kumar）、韦特（D.Wetti）和恩斯特（R.R.Ernst）等三人报道的快速傅立叶成像法；1977年鲍托姆雷（P.A.Bootomley）在敏感点成像技术的基础上提出了多敏感点成像法；第一节概述第一节概述平面回波成像法早在1977年就已提出，但因受硬件条件的限制现在才实现。快速傅立叶成像方法因具有效率高、功能多、产生的图像分辨力高、伪影小等优点，故被广泛地应用。2003年的诺贝尔生理学或医学奖授予了美国科学家劳特伯和英国诺丁汉大学教授曼斯菲尔德。MRI技术飞速发展，高性能梯度磁场、开放型磁体、软线圈、相控阵线圈以及计算机网络的应用，显示出MRI设备的硬件发展趋势。超高磁场MRI设备发展十分迅速，3T全身MRI设备已用于临床，9.4TMRI设备样机已研制成功。第一节概述7TSiemensMR低场强MRI设备，不论是永磁型、常导型或超导型都已采用开放型；中场强开放式MRI设备也已应用。性能大幅度提高，图像质量、成像功能也有很大改善，成像时间亦有所缩短，且病人舒适、减少了幽闭恐怖感，又便于操作和检查，而且还便于介入治疗。第一节概述第一节概述采用级联脉宽调制功率放大级构成的增强梯度放大器已可输出2000V、500A的大功率信号，能支持任意形状的梯度脉冲波形。已开发出双梯度系统，最大梯度磁场强可达80mT/m，其切换率可达到150mT/m/ms。多元阵列式全景线圈的发展十分迅速，目前已能支持4、8、16、32、64个接收通道，支持3~4倍的图像采集速度。第一节概述在图像重建方面，非笛卡儿的重建、不完整数据的采集、与并行成像技术有关的重建方法都是当前十分活跃的领域。并行成像技术，又称为灵敏度编码技术（sensitivityencodingtechnique，SENSE）或阵列转换处理器技术（arrayspatialsensitivityencodingtechnique，ASSET），是一个重大的技术突破，能大幅度缩短MRI扫描时间。MRI技术进展：①EPI使MR的成像时间大大缩短，通常每秒可获取20幅图像，30ms内采集完成一幅完整的图像。具有瞬时成像，可去除运动伪影、高时间分辨力便于动态研究。第一节概述第一节概述②磁共振血管成像（magneticresonanceangiographer，MRA）：MRA不需要对比剂即可得到血管造影像。近年发展的动态增强MRA（dynamiccontrast-enhancedMRA，DCEMRA），应用静脉注射顺磁性对比剂是一全新MRA技术。第一节概述③FMRI技术：FMRI技术包括血氧水平依赖对比增强成像技术、弥散加权成像、灌注加权成像、弥散张量成像及MRS等。第一节概述④磁共振成像介入，有良好的组织对比度，亚毫米级空间分辨力，全方位地观察。⑤消除伪影的技术，如空间预饱和技术、梯度磁矩衡消技术和快速成像技术等，可有效消除人体的生理运动如呼吸、血流、脑脊液脉动、心脏跳动、胃肠蠕动等引起的磁共振图像的伪影。第一节概述二、特点MRI设备与其他影像设备相比较具有以下优点：1．无电离辐射危害。2．多参数成像，可提供丰富的诊断信息。3．高对比度成像在所有医学影像技术中，MRI的软组织对比分辨力最高。4．MRI设备具有任意方向断层的能力MRI设备可获得横断、冠状断、矢状断和不同角度的斜断面图像。第一节概述5．无须使用对比剂，可直接显示心脏和血管结构采用MRI技术可以测定血流，其原理为流体的时飞（timeofflight，TOF）效应和相位对比（phasecontrast，PC）敏感性（不需注射对比剂）。6．无骨伪影干扰，后颅凹病变清晰可辨。7．可进行功能、组织化学和生物化学方面的研究。第一节概述三、组成及工作原理MRI设备的基本结构，主要由主磁体、梯度系统、射频系统、计算机系统和其他辅助设备等组成。目前MRI设备已普遍提供符合DICOM3.0标准的输出接口，可方便连接到PACS中。第一节概述 三、组成及工作原理MR设备结构框图第一节概述MRI设备一般把主磁体做成圆柱形或矩形腔体，里面不仅可以安装主磁体的线圈，还可以安装梯度线圈和全身的RF发射线圈以及接收线圈。梯度发生器产生一定开关形状的梯度电流，经放大后由驱动电路送至梯度线圈产生所需的梯度磁场，以实现MR信号的空间编码。RF发射器包括频率合成器、RF形成、放大和功放，产生所需要的RF脉冲电流，送至RF发射线圈。第一节概述RF接收器由前置放大器、RF放大器、带通滤波器、检波器、低频放大器和A／D转换器等组成。计算机将采集到的数据进行图像重建，并将图像数据送到显示器进行显示。计算机还负责对整个系统各部分的运行进行控制，使整个成像过程动作协调一致，产生高质量图像。第二节主磁体系统*目录一、主磁体的性能指标二、永磁型磁体三、超导型磁体四、匀场技术五、磁屏蔽第二节主磁体系统主磁体是MRI设备最重要、成本最高的部件。作用是产生一个均匀的静磁场，使处于该磁场中的人体内氢原子核被磁化而形成磁化强度矢量。当磁化强度矢量受到满足MR条件的RF交变磁场激励时，即发出MR信号。第二节主磁体系统B0的稳定性非常重要。只要有十亿分之几十T的变化，就会引起至少3°的相位差，图像上将会产生伪影。B0的均匀性亦非常重要。磁场不均匀会产生信号丢失以及几何畸变。一般要求在直径25～50cm的球体内均匀度应为10～100ppm。第二节主磁体系统对于全身成像主磁体，直径大约为1～1.2m。对于动物或人的四肢成像，通常直径为0.3m。磁体会对人体健康或设备造成不同程度的损害、干扰和破坏，因此磁体的屏蔽十分重要。主磁体储存的磁能一般有兆焦级的巨大能量，一旦磁体电源或内部接线断开，或超导磁体突然熄火，将有大量能量释放出来引起很大的破坏作用。一、主磁体的性能指标临床用MRI设备的主磁体有三种：永磁体、常导磁体和超导磁体，常导磁体目前基本已淘汰。 磁场强度 磁场均匀性 磁场稳定性 有效孔径 边缘场空间范围第二节主磁体系统第二节主磁体系统1．磁场强度MRI设备的主磁场又叫静磁场。在一定范围内增加其强度，可提高图像的SNR。MRI设备的场强不能太低。随着超导材料价格和低温制冷费用的下降，现在大多数MRI设备采用超导磁体，磁场强度在0.5～9.4T范围。第二节主磁体系统2.磁场均匀性主磁体在其工作孔径内产生匀强磁场B0。为对病人进行空间定位，在B0之上还需叠加梯度磁场△B。单个体素上的△B必须大于其磁场偏差，否则将会扭曲定位信号，降低成像质量。磁场的偏差越大，表示均匀性越差，图像质量也会越低。磁场均匀性（magnetic field homogeneity）是指在特定容积限度内磁场的同一性，即穿过单位面积的磁力线是否相同。这里的特定容积通常取一定直径的球形空间，以DSV表示（diameterofsphericalvolume，DSV)，如10cmDSV,40cmDSV。在MRI设备中，均匀性是以主磁场的10作为一个偏差单位定量表示的，习惯上这样的偏差单位称为ppm（partpermillion）。第二节主磁体系统第二节主磁体系统均匀性标准的还与所取测量空间的大小有关。一般来说，整个孔径范围为50ppm；与磁体中心同心的、直径为40cm和50cm的球体内分别是510ppm和10ppm；被测标本区每立方厘米的空间应小于0.01ppm。在测量空间一定的情况下，磁场均匀性还可用另外一种方法表示，即给出磁场强度的ppm值在给定空间的变化范围，这叫做绝对值表示法。磁场均匀性的测量前先要精确定出磁体中心，再在一定半径的空间球体上布置场强测量仪（高斯计）探头，并逐点测量其场强，然后通过计算机处理数据、计算整个容积内的磁场均匀性。磁场均匀性并不是固定不变的。第二节主磁体系统第二节主磁体系统3．磁场稳定性受磁体附近铁磁性物质、环境温度或匀场电源漂移等因素的影响，磁场的均匀性或B0也会发生变化，这就是常说的磁场漂移。磁场稳定度是指单位时间磁场的变化率，短期稳定度要在几个ppm/h之内，长期稳定度要在10ppm/h之内。第二节主磁体系统4．磁体有效孔径磁体有效孔径是指梯度线圈、匀场线圈、射频体线圈、衬垫、内护板、隔音腔和外壳等部件在磁体检查孔道安装完毕，所剩空间的有效内径。对于全身MRI设备，一般来说其有效孔径尺寸必须至少达到60cm。第二节主磁体系统4．边缘场空间范围主磁体周围空间中磁场称为边缘场，其大小与空间位置有关，随着空间点与磁体距离的增大，边缘场的场强逐渐降低。边缘场是以磁体原点为中心向周围空间发散的，因而具有对称性,通常以等高斯线图来表示。第二节主磁体系统二、永磁型磁体1．结构永磁体由永久磁铁如铁氧体或钕铁的磁砖拼砌而成。MRI设备采用的永磁体分为闭合式和开放式两种类型，如图所示。永磁体第二节主磁体系统2．性能永磁体的造价低，场强可达0.35T，能产生优质图像，耗能低，运行维护费用低,从最初100吨减少到现在的3～5吨。永磁体的缺点是磁场强度较低，磁场的均匀性欠佳，环境温度的变化将导致设备的稳定性变差，不能满足临床波谱研究的需要。第二节主磁体系统3．主要技术参数 磁场强度：0.1～0.4T 磁场均匀性：≤10ppm（直径为50cm的球体） 瞬时稳定性：≤1±0.5ppm/h 磁体孔径：1m×0.5m 高斯线性范围：横向2.5m，纵向2m 磁体重量：约10t第二节主磁体系统（三）超导型磁体某些物质的电阻在超低温下急剧下降为零的性质是科学家KamerlinghOnnes在1911年首先发现的，这些物质称为超导体。超导体对电流几乎没有阻力，因此允许在很小的截面积上流过非常大的电流，而不产生热量；且电流一旦开始将无休止地在电路上循环，而不需要电源。超导磁体就是利用某些物质的这种性质制成的。第二节主磁体系统1．材料目前超导磁体用的材料是铌钛合金，铌占44％～50％，它的临界场强（Hc）为10T，临界温度（Tc）为9K，临界电流密度为3×103A／mm2。机械强度高，可做成一束细丝埋在铜线里。超导体携带电流是有一定限度的，超过这一限度，超导体就变成常导体，因此超导磁体的场强也是有一定限度的。超导导线第二节主磁体系统2.超导磁体的结构形式（1）四个或六个线圈当电流通过圆形线圈时，在导线的周围会产生磁场。第二节主磁体系统（2）螺线管线圈超导螺线管内轴线上的磁感强度是均匀的的；在磁介质一定的前提下，其场强仅与线圈的匝数和流经线圈的电流强度有关。改变超导磁体螺线管线圈的匝数或电流均可使其所产生磁场的磁场强度发生变化。超导螺线管线圈绕组前后两个端点处，场强将减小为其最大值即线圈中心磁场强度值的50％。第二节主磁体系统3．超导磁体的低温系统磁体的设计关键，而真空瓶（又称低温瓶）的设计则决定着运行的费用。为使磁体保持超导状态，磁体线圈必须浸泡在液氦里。液氦昂贵，在大气压下的沸点是4.3K，装在图所示的复杂的真空瓶内。第二节主磁体系统超绝热填料、真空、气冷罩和包围着内装磁体的液氦瓶的液氮罐，所有支架、填料，或者蒸发管都用导热性能不良的材料，以便减少液氦的损耗。磁体一旦启动，便永久工作，不需外加电源。若用一个辐射罩，并用氦气作制冷剂以机械制冷使其保持低温（例如20K），液氦的补充时间可大大延长。对磁体维修的要求是真空瓶重新抽真空，平均每五至十年一次。第二节主磁体系统安装时，MRI设备的超导线圈首先经液氦冷却，然后通入励磁电流，当达到预期的场强时，切断电源。在实际应用中，只要保持低温，线圈电流将一直存在，所产生的磁场每年只会下降几高斯。第二节主磁体系统4．磁体特性超导磁体的优点是场强高，稳定性和均匀度好，缺点是技术复杂、成本高。超导磁体的场强高，杂散磁场也大。超导磁体必须采取更有效的屏蔽，以降低杂散磁场。超导电流是不能无限增大的，从而限制了超导磁体的场强。第二节主磁体系统5．主要技术参数 磁场强度：0.5～9.4T，多为0.5～3T 磁场均匀性：≤1ppm（45cmDSV） 瞬时稳定性：≤0.1ppm/h 磁体孔径：0.9～1.0m 充磁时间：0.2～0.5h第二节主磁体系统6.场强的选择目前，磁体的场强有低、中、高及超高场四大类。应用型MRI设备一般采用低、中场；应用兼研究型MRI设备一般采用高场；研究型MRI设备则采用超高场。场强的选择应以能完成任务所要求的最低场强为原则，并非场强越高越好。第二节主磁体系统化学位移是指同一种原子核在不同的化学环境中所产生的共振频率的偏移，例如水和脂肪中质子的化学位移约为3.5ppm，结果在选层和频率编码方向上出现脂肪相对水的伪影。因为化学位移正比于磁场强度，所以场强越高，化学位移的所造成的伪影越严重。RF场在人体组织内引起涡流，降低了RF场穿透组织的深度，称为“趋肤”效应，导致RF场的分布不均匀。第二节主磁体系统频率越高，“趋肤”效应越严重，导致图像中出现阴影。特定吸收率SAR，即每公斤人体重量所允许的RF吸收功率。RF功率与频率的平方成正比。场强越高，RF功率越大，对人体安全的影响越大。选择场强实质就是选择磁体。第二节主磁体系统四、匀场技术由于磁体设计、制作问题和磁体周围存在的铁磁材料，致使超导磁体的磁场存在不均匀性，必须通过匀场（shim）调整才能达到足够的均匀性。匀场调整分无源匀场调整（即在磁体内放置铁片）和有源匀场调整（即使用辅助的线圈）两种方法。第二节主磁体系统（一）无源匀场无源匀场（passiveshimming）是在磁体内壁放置一些铁片来提高磁场均匀性的方法。每一个位置放置铁片的数量经过特殊的匀场程序来计算。无源匀场的过程为：磁体励磁（充磁）→测量场强数据→计算匀场参数→去磁→在相关位置贴补不同尺寸的小铁片。这一过程一般要反复进行多次。用铁片匀场的优点是可根据机型在不同位置放置铁片，材料价格便宜，不需要昂贵的高精度电源。第二节主磁体系统有的无源匀场中使用的扁平铁磁性垫片永久贴附在磁体孔径内，即内侧无源匀场。有的无源匀场中铁磁性垫片装在磁体低温容器外侧，即外侧无源匀场。有的磁体可能要求现场安装内侧的无源匀场帮助减少一些高次谐波，分析从磁场的测绘曲线图中获得的数据，可以计算出需求的垫片的数量和位置，所需的匀场垫片就装在磁体孔径内。第二节主磁体系统（二）有源匀场有源匀场（activeshimming）是指通过适当调整匀场线圈的电流强度，使其周围的局部磁场发生变化来调整主磁场的均匀性。匀场线圈由若干个小线圈组成，这些小线圈分布在圆柱形匀场线圈骨架表面，组成以磁体中心为调节对象的线圈阵列。有源匀场中使用的匀场线圈主要有超导和常导匀场线圈。匀场线圈位于磁体和梯度线圈之间。第二节主磁体系统典型的磁体系统中，匀场线圈、梯度线圈和射频体线圈三类线圈依次套叠在磁体内腔中。第二节主磁体系统在匀场时，匀场电源的质量对于匀场效果起着至关重要的作用。超导匀场中，匀场电源给超导匀场线圈提供调节磁场所需的电流，低温容器中的液氦使超导匀场线圈维持超导状态，此后不再需要电源。超导匀场由于其电流高度稳定，且不消耗电能，是目前比较理想的匀场手段。常导匀场线圈必须从外部的电源（即常导匀场电源）获得持续电流以维持磁场强度。第二节主磁体系统MRI设备的匀场方法都是无源匀场和有源匀场并用无源匀场是有源匀场的基础无源匀场是装机时进行的一次性工作。有源匀场作为保证MRI设备成像质量的一项例行工作，需经常进行。可在系统软件的控制下进行。第二节主磁体系统五、磁屏蔽磁场屏蔽效果的评价标准一般使用5高斯(Gs)，即0.5mT磁力线的分布范围来表示。1．无源屏蔽无源屏蔽有房屋铁磁屏蔽和磁体自屏蔽两种方式，房屋铁磁屏蔽在磁体间的四周墙壁、地基和天花板等六面体中镶入4～8mm厚的磁屏蔽专用特制硅钢板，构成封闭的磁屏蔽间。2．有源屏蔽即在磁体外部用载有反向电流的线圈降低杂散磁场，屏蔽用的线圈直接放在低温容器中，这是目前非常流行的办法。第三节梯度磁场的产生*目录一、梯度磁场的产生二、梯度磁场场线圈三、技术参数第三节梯度磁场系统梯度磁场系统是指与梯度磁场有关的一切单元电路。功能是为系统提供线性度满足要求的、可快速开关的梯度磁场，以提供MR信号的空间位置信息，实现成像体素的空间定位。在梯度回波和其他一些快速成像序列中，梯度磁场的翻转还起着RF激发后自旋系统的相位重聚作用。第三节梯度磁场系统一、梯度磁场的产生（一）梯度磁场如果只有均匀的静磁场B0，如图所示，样品各处的磁化强度都以同一频率绕静磁场方向作旋进，在RF脉冲磁场作用下产生的共振信号的频率都一样，就无法区分各处产生的信号。第三节梯度磁场系统如果在静磁场B0上叠加一个线性梯度磁场，如X方向的磁场梯度Gx=ΔB/Δx，则磁场强度在梯度方向随着距离x线性变化，可用下式表示：线性梯度磁场的磁场强度方向与静磁场B0的方向相同，只是其大小随空间位置线性变化。即：Gx叫做频率编码梯度磁场；Gy叫做相位编码梯度磁场；Gz叫做选层梯度磁场。第三节梯度磁场系统第三节梯度磁场系统（二）组成梯度磁场系统是由梯度线圈、梯度控制器、数模转换器（DAC）、梯度放大器和梯度冷却系统等部分组成，如图。梯度磁场是电流通过一定形状结构的线圈产生的。第三节梯度磁场系统梯度脉冲的开关和梯度组合的控制，由计算机的CPU（中央处理器）及控制电路完成。在MR成像中为了得到满意的图像空间分辨率，要求梯度驱动电流比较大。驱动梯度磁场线圈需相当大的电流，通常用多组单元电路并联。高压控制电路依据从前置放大输入的信号电平，控制高压开关电路。第三节梯度磁场系统（三）涡流对梯度磁场的影响由于梯度线圈周围存在导体，当梯度电流导通或切断时，变化的磁场在周围导体中感应出感生电流，此感生电流在金属体内环形流动，称为涡流。涡流的强度与磁场的变化率成正比。涡流所产生的热量，称为涡流损耗。由于涡流也会产生变化的磁场，其方向与梯度线圈所产生的磁场相反。因此涡流会削弱梯度磁场。如图，涡流补偿可以通过RC电路使梯度脉冲电流产生畸变，因而产生所期望的梯度脉冲波形。第三节梯度磁场系统第三节梯度磁场系统由于涡流的分布不仅在径向，而且在轴向也有，因此梯度电流的畸变不能完全补偿涡流磁场。可以利用有源梯度磁场屏蔽，即在梯度线圈和周围导体（如真空瓶壁）之间安放第二组梯度线圈，与原梯度线圈同轴，但电流方向相反，电流同时通断（因此也叫做双梯度线圈系统）。有源梯度磁场屏蔽的缺点是技术复杂、费用高。第三节梯度磁场系统二、梯度磁场线圈梯度磁场线圈的作用是在一定电流的驱动下，产生线性度好的梯度磁场。不同梯度磁场采用不同的线圈。梯度磁场系统是大功率系统。为得到理想的磁场梯度，梯度线圈电流往往超过100A。常用的冷却方式有水冷和风冷两种。MRI设备的梯度磁场线圈应满足下列4个要求：①良好的线性特性②响应时间短③功耗小：梯度磁场线圈建立梯度磁场需要大功率器件。④最低程度的涡流效应：MRI设备设计中必须尽量避免梯度磁场的涡流效应，至少将涡流效应减小到最低程度。第三节梯度磁场系统第三节梯度磁场系统用一对半径为a的圆形线圈可得到梯度磁场Gz，两线圈中电流的方向相反。当取两线圈的距离为线圈半径的a倍时，可得到最均匀的梯度磁场。另外两个梯度磁场Gx和Gy不是轴对称的，需用另外的线圈才能得到，它们是直线系统或鞍形线圈。Gx和Gy可用相同的线圈，只要将线圈旋转90°就可分别得到Gx和Gy。第三节梯度磁场系统（一）直线系统四根长导线分别放在图示的位置，坐标分别为（a,b），（-a,b），（-a,-b），（a,-b）。流过导线的电流为I，则梯度磁场Gy为其中是真空导磁率，φ为导线（a，b）的方位角。当φ=22.5o时，Gy可变为第三节梯度磁场系统（二）鞍形线圈图为两对鞍形线圈构成的梯度磁场线圈，半径为a，长度为l，角度为φ，沿磁体轴线Z分开的距离为d，其中d／a=0.755，l/a=3.5，φ=120°。第三节梯度磁场系统图为四对鞍形线圈所构成的梯度磁场线圈，其中d1/a=0.375，d2/a=1.60，l/a=3.5和φ=120°。第三节梯度磁场系统三、技术参数衡量梯度磁场系统的参数:磁场梯度、梯度切换率、梯度磁场的工作周期、梯度磁场的有效容积、梯度磁场的线性等，最重要的指标是磁场梯度和梯度切换率。梯度磁场的参数与图像的空间分辨率、SNR、对比度、成像时间长短和成像层多少等因素有关。第三节梯度磁场系统1．磁场梯度它又称为梯度磁场强度，表征梯度磁场系统产生的磁场随空间的变化率，单位为mT/m（毫特斯拉/米）。磁场梯度的大小与空间分辨力的关系可用下列表示：式中、、分别是像素的边长，TS是频率编码梯度脉冲的时间，TΦ是相位编码梯度脉冲的时间，是选层RF脉冲的频宽。第三节梯度磁场系统2．梯度切换率和梯度上升时间梯度切换率（slewrate)是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量，常用每秒每米长度内磁场强度变化的特斯拉量T/(m·s)表示，也可用mT/(m·ms)表示。第三节梯度磁场系统以自旋回波脉冲序列为例，回波时间TE与各梯度脉冲的时间：Tp是选层梯度脉冲宽度，Tg为梯度脉冲的上升或下降时间，Ts为读数梯度脉冲宽度。图像噪声N与Ts的平方根成反比：第三节梯度磁场系统可见，TE不变时，降低Tp或Tk，可减小噪声。而信号强度由下式决定：式中k是由质子密度等决定的常数。TE一定时，信号强度也不变，因此降低Tp或Tg，SNR得到提高。Tp或Tg降低意味着梯度磁场的切换率提高。第三节梯度磁场系统3．工作周期它是在TR期间，梯度磁场工作的时间占TR时间的百分数。4．有效容积梯度线圈通常采用所谓的鞍形线圈。有效容积就是指鞍形线圈所包容的、其梯度磁场能够满足一定线性要求的空间区域。5．线性它是衡量梯度磁场平稳性的指标。梯度磁场的非线性一般不能超过2％。 第四节扫射频系统*目录一、射频线圈的种类二、发射线圈与发射通道三、接收线圈与接收通道第四节射频系统MRI设备的RF系统包括发射RF磁场部分和接收RF信号部分两部分。发射RF磁场部分由发射线圈和发射通道组成。发射通道由发射控制器、混频器、衰减器、功率放大器、发射／接收转换开关等组成。接收RF信号部分由接收线圈和接收通道组成。接收通道由低噪声放大器、衰减器、滤波器、相位检测器、低通滤波器、A／D转换器等构成。第四节射频系统一、射频线圈的种类用于建立RF场的RF线圈叫发射线圈，用于检测MR信号的RF线圈叫接收线圈。MR成像用的发射／接收线圈相当于广播、电视用的发射／接收天线。MR信号的接收和RF激励不采用电耦合的线状天线，而必须采用磁耦合的环状天线，也就是RF线圈。第四节射频系统1.按功能分类按功能射频线圈可分为发射线圈/接收两用线圈和接收线圈。两用线圈将发射线圈和接收线圈制作合成一体。2.按主磁场方向分类射频场的方向应该与主磁场相垂直。体现在设计上就需要不同的绕组结构。螺线管线圈和鞍形线圈是体线圈的主要形式。第四节射频系统3.按适用范围分类根据作用范围的大小可将其分为全容积线圈、部分容积线圈、表面线圈、体腔内线圈和相控阵线圈5类。4．按极化方式分类常用的线圈按其极化方式的不同可分为线性极化和圆形极化两种方式。线极化的线圈只有一对绕组，相应射频磁场也只有一个方向。而圆形极化的线圈一般被称为正交线圈。5.按使用部位分类射频线圈按照MR检查的部位来分，主要可分为头部、颈部、头颈部、包绕线圈（用于胸腹盆腔检查）、乳腺、肩关节、膝关节、四肢小关节、体线圈、全脊柱线圈、腔内线圈（直肠）等。第四节射频系统二、发射线圈与发射通道（一）发射线圈线圈L与电容C2并联，电路将谐振于RF频率：此时线圈中的电流将是总电流的Q倍，Q为回路的品质因数：第四节射频系统 式中R为发射线圈的电阻，这个电阻一般很小。Q值为几十~几百。发射线圈电路第四节射频系统发射线圈的基本要求是：①适当的Q值②均匀的RF场③线圈装置不能太大，避免自激振荡第四节射频系统第四节射频系统最简单的发射线圈由单个圆形线圈组成。其分布：式中y为场强所在点到线圈平面的距离。场强B1沿轴方向随与线圈平面的距离y的增加而降低。第四节射频系统线圈应尽可能产生均匀的RF磁场，与躯干同轴安放的螺线管线圈仅限于轭形永磁体。直径与人体大小一致的螺线管线圈的MR频率相对偏低<10MHz。对于高频轴向磁场超导磁体，有必要找到一种能产生均匀磁场的柱形结构线圈。第四节射频系统鞍形线圈的导线，其工作频率一般不太高（大约25MHz），且直径不大（最大30cm）。第四节射频系统当频率高于25MHz时，鸟笼式线圈是一种RF场高度均匀的发射线圈，它的形状像鸟笼。第四节射频系统高频的鸟笼式线圈，其电容平均分布于两端的圆环，直导体只有电感，如图所示。第四节射频系统（二）发射通道发射通道具有形成RF脉冲形状、对脉冲进行衰减控制、脉冲功率放大和监视等几个功能。1.频率合成器发射部分需要一路中频信号和一路同中频进行混频的信号；接收部分需要用到两路具有90度相位差的中频信号和用以混频的一路RF信号；同时整个RF部分的控制还要一个共用的时钟信号。第四节射频系统（二）发射通道频率合成器第四节射频系统（二）发射通道2．发射混频器通过两种信号混频，产生RF信号，同时通过门控电路形成RF脉冲波形。采用不同的非线性器件，以及选取不同的工作状态，可以得到多种混频器，其中以环形混频器性能最佳。第四节射频系统（二）发射通道3．发射调制器MRI采用脉冲形式的RF磁场，故对RF信号的输出必须采用开关控制。为了激发一定频带的原子核或者一个小空间区域的原子核，还需对RF信号进行幅度调制。双平衡混合器第四节射频系统（二）发射通道4．功率放大级发射调制器输出的RF脉冲信号必须经功率放大，获得足够大的功率以后，才能馈送到发射线圈以产生RF磁场。由于RF脉冲的频率高达数十兆Hz，因此采用高频功率放大器。RF脉冲频宽较窄，可采用调谐回路放大器。第四节射频系统（二）发射通道5．发射控制器在RF发射和接收部分里需要用到中频信号，并且接收中使用的中频信号相位又有特别要求。第四节射频系统三、接收线圈与接收通道（一）接收线圈接收线圈用于接收人体被检部位所产生的MR信号，直接决定着成像质量。它与发射线圈的结构非常相似，有些线圈甚至具有发射和接收双重功能。但其性能比发射线圈的高。如Q值高，电阻小。第四节射频系统三、接收线圈与接收通道如同一个线圈分别用于发射和接收，可用一个“Q开关”，使该线圈在发射脉冲期间为低Q值，而在接收信号时变为高Q值。接收器保护电路第四节射频系统三、接收线圈与接收通道为提高接收线圈的SNR，其形状跟被检部位的外形相吻合，正好将其覆盖在被检部位的表面，此类线圈称为表面线圈，如脊柱表面线圈、膝关节表面线圈等。脊柱表明线圈第四节射频系统三、接收线圈与接收通道四单元线性脊柱相控阵线圈，它由四个矩形线圈并排、相邻线圈部分地重叠组成。第四节射频系统三、接收线圈与接收通道表面线圈只是在一定的视野（fieldofview，FOV）和体表下一定深度范围内有较高的SNR，如表面线圈排列组合成一个相控阵线圈，则可以在足够大的视野和深度范围内达到高SNR。第四节射频系统目前使用的第四代相控阵线圈，称为一体化全景相控阵线圈。它是组合式阵列线圈，可进行线圈与线圈间的任意组合。可将多组线圈一起固定于病人身上，利用软件操作，实现线圈的不同组合和拆分，完成不同部位的检查。第四节射频系统（二）接收通道接收线圈的MR信号所产生的感生电流微弱，必须经过接收通道放大、混频、滤波、检波、A／D转换等处理后才能送到计算机。第四节射频系统（二）接收通道1．前置放大器它是接收通道中最重要的环节，其质量的好坏将严重影响图像质量。一般选用低噪声的场效应管；至少须有一对对接二极管，最好用有源门电路。对放大器链的其余部分的要求较低，总增益约为104可调。第四节射频系统（二）接收通道2．混频器与滤波器信号经过低噪声前置放大后进行变频，将信号频谱搬移到中频上。产生许多不需要的频率组合，应设法尽量减少其影响，措施有：①选择适当的混频器电路。②设计滤波电路，滤除组合频率。第四节射频系统（二）接收通道3．相敏检波器检波器的作用是将来自中频滤波电路的中频信号中检测出低频MRI信号。优点：制作容易、不需要参考信号、能减小高频漏泄影响等；缺点：①通带很宽，SNR小；②检波特性曲线不是线性；，③对高频信号的相位不敏感。MR信号频谱第四节射频系统（二）接收通道4．低频放大与低通滤波由于检波器的要求，进入检波器的中频信号及检波输出的低频信号必须由低频放大器将检波后的MRI信号进行放大。为保证不失真地进行放大，对低频放大器的要求：①要有良好的线性；②要有较宽的频率响应特性。第四节射频系统5．ADCMR信号是随时间连续变化的模拟信号。这种信号必须转换为数字信号才便于进一步的处理，例如累加、存储、变换和运算等。A／D转换器是用来将所接收的模拟MRI信号变换成数字信号，供图像重建系统重建图像。第四节射频系统如果采样频率f小于被采样信号的频率的两倍，该信号采样后变成低频信号。图（1）采样频率为信号频率的四倍；图（2）采样频率等于信号频率的两倍；图（3）采样频率小于信号频率的两倍。采样信号第四节射频系统MRI信号的频谱取决于梯度磁场和层面的大小。若MRI设备使用的梯度磁场在1～10mT／m之间，相应的信号频率应为12～120kHz。因此，采样频率应在24～240kHz以上。FID第五节计算机系统*目录一、梯度磁场的控制二、射频脉冲的控制三、图像重建四、图像显示第五节计算机系统功能:数据采集、处理、存储、恢复及多幅显示。选择观察野、建立RF脉冲波形和时序图、打开和关闭梯度磁场、控制接收和收集数据及提供MRI设备各单元的状态诊断数据。除主计算机外，还须配备用于高速计算的阵列处理机和用于数据存储的磁盘。第五节计算机系统主计算机系统由主机、磁盘存储器、光盘存储器、控制台、主图像显示器（主诊断台）、辅图像显示器（辅诊断台）、网络适配器以及测量系统的接口部件等组成。主图像显示器通常又是控制台的一部分，用于监视扫描和机器的运行状况。常用的操作系统有DOS、UNIX和Windows等，其中后两种在MRI设备的主计算机中广泛使用着。具备DICOM标准接口的MRI设备，可顺利接入PACS，从而具有图像数据的数字化、资源共享、大容量存储、远程会诊等重要功能。第五节计算机系统包括：梯度磁场、RF脉冲的控制、图像的重建及显示。计算机系统接功能框图第五节计算机系统一、梯度磁场的控制在大多数成像方法中，每个梯度磁场都有一定的形状，并且X、Y、Z三个方向的梯度之间有很严格的时序关系。简单的办法是由计算机直接控制，原理框图如图所示。此方法对梯度电流具有很强的控制能力，但其缺陷是在扫描过程中，CPU的工作时间被占用，无法进行其它工作。较先进的方法是用计算机对梯度电流波形进行间接控制。其原理如图所示。第五节计算机系统计算机控制梯度场的两种形式二、射频脉冲的控制根据成像方法的需要，产生一定形状的RF脉冲波，其中包括RF脉冲波成形、相位控制、脉冲开关等电路，此外还包括RF接收的衰减及滤波控制。在MR成像都采用计算机间接控制办法。在RF系统方面，多元阵列式全景线圈已能支持最优化的4、8、16、32、64个接收通道的配置，支持3~4倍的图像采集速度。第五节计算机系统第五节计算机系统计算机根据所选定的成像方法和成像参数，在初始化时将RF波形的数值在时间上序列化，再以空间顺序存储于RF存储器中，存储器的地址受RF地址计数器的控制。实际上各部分（如计数器、存储器）的结构完全相同。RF脉冲的波幅由发射成形部分的衰减因子控制，而宽度则由偏转90°和偏转180°等信号来控制。第五节计算机系统RF脉冲控制部分原理框图三、图像重建MRI系统在恒定磁场的基础上，通过施加一定的线性梯度磁场，由RF脉冲激发被检部位产生MR信号，再经接收电路将MR信号变成数字信号。此数字信号还只是原始数据，必须经过一系列的数据处理，如累加平均去噪声、相位校正、傅立叶变换等数据处理。第五节计算机系统第五节计算机系统图像重建的本质是对数据进行高速数学运算。需要大容量的缓冲存储器，其次要求运算速度快。目前多用图像阵列处理器来进行影像重建。图像阵列处理器一般由数据接收单元、高速缓冲存储器、数据预处理单元、算术和逻辑运算部件、控制部件、直接存储器存取通道以及傅里叶变换器组成。第五节计算机系统图像重建的运算主要是快速傅里叶变换。每幅图像应该对应两个原始数据矩阵实部和虚部矩阵均被送入傅里叶变换器，分别进行行和列两个方向的快速傅里叶变换。图像处理器再对这两个矩阵的对应点取模，就得出一个新的矩阵，两个方向的模矩阵中每个元素值的大小正比于每个体素磁共振信号的强度，以其作为灰度值显示出来时就得到所需的磁共振图像。第五节计算机系统四、图像显示经图像重建后，磁共振图像立刻传送至主控计算机的硬盘中，并以影像的形式显示。液晶显示器尺寸一般≥19英寸，显示矩阵≥1280×1024，场频(即刷新速率)≥75Hz，显示器像素点距≤0．29mm，对比度≥600：1，亮度≥270cd／m2，液晶显示器响应时间≤25ms，其上下和左右的视角≥±85度。第六节核磁共振质量保证*目录一、MRI设备质量保证主要参数二、磁共振成像设备性检测模体三、磁共振成像伪影第六节磁共振成像设备质量保证MRI设备质量保证指整个系统的质量体系，包括主体设备质量、操作技术、周围配套设备的质量状况等。对设备实施质量保证的目的是使诊断准确及时，减少病人在受检过程中的危险、不适感和降低诊治过程中的消费，提高医院的诊治效率。用于质量保证的测量通常是对试验物体如模模体拟进行的。第六节磁共振成像设备质量保证一、MRI设备质量保证主要参数用于MRI设备质量保证的参数可分为非成像参数、信号强度参数和几何参数等三类。（一）非成像参数非成像参数是指与MR信号强度和图像没有直接关系的参数，如共振频率、磁场均匀性、射频翻转角的精确度、涡流补偿、梯度场强度校准等。第六节磁共振成像设备质量保证1.共振频率MRI系统的共振频率是指由拉莫尔公式和静磁场所确定的射频波频率，也是整个射频发射和接收单元的基准工作频率。共振频率的变化一般是由静磁场的漂移所致。每次开机之后需对其进行校准，属于日常质量保证检测项目。2.磁场均匀性通过测量某一特定波峰的半高宽（fullwidthathalfmaximum，FWHM）可得到磁场均匀性。半高宽可以用Hz为单位，也可以用ppm为单位，二者的关系为第六节磁共振成像设备质量保证FWHM（ppm）=第六节磁共振成像设备质量保证3.射频翻转角的准确性可通过单脉冲的梯度回波序列如FLASH、GRASS或FISP等进行测量。将一可产生均匀信号的模体置于磁体物理中心，启动扫描后便可ROI的信号强度。信号强度有功率或角度两种表示法。特定模体的RF功率参考值一旦确定，可在此基础之上快速测定RF翻转角来判断RF系统的状态。第六节磁共振成像设备质量保证4.涡流补偿典型的检测周期为半年，但在机器全面维修、调整、升级后必须进行测试。5.梯度场强度校准典型的检测周期为半年，每次调整、维修、升级梯度系统后必须进行测试。（二）信号强度参数1.信噪比信噪比是指图像的信号强度与噪声强度的比值。信号强度是指图像中某一感兴趣区内各像素信号强度的平均值；噪声是指同一感兴趣区等量像素信号强度的标准差。由图像计算得到的信噪比是对整个磁共振成像系统信噪比的综合反映。第六节磁共振成像设备质量保证第六节磁共振成像设备质量保证信噪比的检测模体是均匀水模。图像的SNR与静磁场强度、采集线圈、脉冲序列、TR、TE、NEX、层厚、矩阵、FOV、采集带宽、采集模式等很多因素有关，实际上应用时需要对上述参数进行适当调整，以保证图像的SNR。2.均匀度均匀度是指图像的均匀程度。均匀度检测使用的模体也是均匀模。均匀度UΣ可用下列公式计算： 其中，Smax为所测区域中信号最大值，Smin为所测区域中信号最小值。第六节磁共振成像设备质量保证第六节磁共振成像设备质量保证（三）几何参数1.空间分辨率空间分辨率是指MR图像对解剖细节的显示能力，实际上是成像体素的实际大小，体素越小，空间分辨率越高。FOV不变，矩阵越大则体素越小，空间分辨率越高；矩阵不变，FOV越大则体素越大，空间分辨率越低。空间分辨率还与相位、频率编码有关的梯度场升降幅度变化有关。第六节磁共振成像设备质量保证2.线性度图像的线性度是称为几何畸变，是描述MR图像几何变形程度的指标。用图像中两点的距离与被测物体相应两点实际尺寸相比较，计算线性度。一般用畸变百分率表示，即： LR是实际距离，LM是测量距离。。第六节磁共振成像设备质量保证3.层面几何特性参数层面几何特性参数是描述成像层面位置、厚度及层间距准确性的指标。层面厚度是指层面轮廓线的半高全宽；层面位置是指层面轮廓线半高全宽中点绝对位置，也即层面厚度中心点的位置；层间距指相邻两层之间的间隔距离，与CT的层间距不同，后者通常是指两个相邻层面厚度中心点之间的距离。二、磁共振成像设备性检测模体（一）模体材料模体（phantom）是各种检测标准中常说的检测物，即测试所用的模拟人体物。模体又称为水模。MRI模体材料应具有化学和热稳定性，在存放期间不应有大的变化，否则会影响参数测量。模体材料的T1、T2及质子密度应满足以下要求：100ms<T1<1200ms，50ms<T2<400ms，及质子密度≈H2O密度。第六节磁共振成像设备质量保证第六节磁共振成像设备质量保证有许多材料可用于MRI模体，这些材料大多是含有大量质子的凝胶和不同顺磁性离子的水溶液。列出了一些材料的弛豫时间。 几种常用模体试剂的弛豫时间（0.5T，20MHz） 溶剂 浓度 T1/ms T2/ms CuSO4 1～25mmol 860～40 625～38 NiCl2 1～25mmol 806～59 763～66 1，2-丙二醇 0～100% 2134～217 485～72 MnCl2 0.1～1mmol 982～132 －第六节磁共振成像设备质量保证（二）Magphan模体Magphan模体是美国模体实验室设计的一种磁共振模体，此组合型Magphan模体可进行横断面、冠状面和矢状面及斜面的成像，可检测：①信噪比；②均匀度；③几何畸变(空间线性)；④扫描层厚和连续性；⑤空间分辨率；⑥低对比分辨率；⑦伪影；⑧T1、T2的测量(灵敏度的检测)等参数。第六节磁共振成像设备质量保证三、磁共振成像伪影伪影（又称鬼影Ghost）是指成像和信息处理过程中人体并不存在的错误特征，致使图像质量下降。如心脏的搏动伪影，血管的流动伪影，腹部的呼吸运动伪影等。第六节磁共振成像设备质量保证1.磁共振梯度伪影梯度系统故障导致的伪影一般出现在图像的编码方向，有的贯穿整幅图像，有的表现为被扫描体轮廓的条纹，图像无法重聚。有的在频率或相位编码方向有明显的几何结构失真。第六节磁共振成像设备质量保证梯度伪影的原因：①梯度场的非线性引起几何结构失真。梯度强度和线性关系失真越厉害，所成像的几何结构失真也越厉害。涡流导致梯度非线性第六节磁共振成像设备质量保证②梯度系统控制电路故障，可能导致某个轴直流偏置增大，或梯度切换不良，造成伪影。③梯度线圈的工作在交变的大电流状态，工作时梯度场快速变化所产生的力，使梯度线圈发生强烈的机械振动，给图像带来伪影。梯度线圈故障伪影第六节磁共振成像设备质量保证2．射频伪影由于受MRI设备内部或外来的射频场干扰造成的图像伪影称为射频伪影。射频伪影通常表现为明暗相间的点状结构排成线状，类似拉链，又称为拉链伪影。第六节磁共振成像设备质量保证3．射频不均匀性伪影表面线圈包括相控阵线圈接收MR信号在整个采集容积区域是不均匀的，越靠近线圈的部位采集到的信号越高，而越远离线圈的部位采集到的信号越低，这种现象被称为近线圈效应，也被称为射频不均匀伪影。第六节磁共振成像设备质量保证射频不均匀伪影的主要解决有两种：①采用滤过技术。这实际上是一种图像后处理技术，使距离线圈不同远近的组织信号尽可能的较为接近。②利用表面线圈敏感度信息与体线圈比对的方法。在使用平行采集时需要事先利用快速序列来获取线圈敏感度信息，这些信息除了可以用于平行采集技术外，还可用于近线圈效应的校正。第六节磁共振成像设备质量保证4．自由感应衰减伪影是在自旋回波序列中由自由感应衰减信号干扰造成的拉链状伪影称为自由感应衰减伪影。该拉链状伪影沿频率编码方向，但位于图像相位编码方向的中点，因此也称为中心拉链伪影。自由感应衰减伪影的主要对策有：①设计更为理想的选择性射频脉冲波形。②调整射频激发的相位周期。③采用扰相梯度，使多余的横向磁化矢量失相位。第六节磁共振成像设备质量保证5．人字形伪影人字形伪影表现为整幅图像中重叠有类似于织物条纹或网格的干扰伪影，又称网格伪影。尖峰干扰将造成K空间中的“坏点”，傅里叶变换后，这些坏点将在最终的图像中表现为网格状伪影。第六章磁共振成像设备思考题磁共振成像系统有哪几部分组成?它们各起什么作用?磁共振成像设备的主磁体有哪几种类型：比较几种磁体类型的优缺点。超导磁体有何优缺点？匀场有哪些类型?如何匀场?简述梯度系统组成及磁共振信号的空间定位原理。梯度系统产生的涡流对成像有什么影响?如何解决?评价梯度系统性能的参数有哪些?简述射频系统的组成及其工作原理。******