MR成像基礎(chǔ)理論及成像原理(下)

1、使用工廠提供的專用勻場(chǎng)軟件依次輸入空間各點(diǎn)的場(chǎng)強(qiáng)測(cè)量數(shù)值，計(jì)算勻場(chǎng)參數(shù)，軟件會(huì)輸出勻場(chǎng)片尺寸選擇以及空間放置位置的具體方案；安裝工程師依據(jù)上述方案，在軟件指定的專用卡槽的位置上插入指定尺寸的勻場(chǎng)片，并用無磁螺釘固定，進(jìn)行勻場(chǎng)操作；勻場(chǎng)操作過程需要反復(fù)進(jìn)行多次，為了達(dá)到理想的磁場(chǎng)均勻性，一般需貼補(bǔ)數(shù)十個(gè)勻場(chǎng)片才能達(dá)到設(shè)計(jì)和應(yīng)用要求。一般1.5TMRI設(shè)備的被動(dòng)勻場(chǎng)工作需要一個(gè)工作日，而3.0TMRI設(shè)備則可能需要數(shù)天才能完成。被動(dòng)勻場(chǎng)安全規(guī)范勻場(chǎng)片在場(chǎng)強(qiáng)為2.0T的磁體孔洞內(nèi)，磁體對(duì)它的作用力將會(huì)增至其自身質(zhì)量的200倍，即重100g的勻場(chǎng)片在磁體中將承受20kg的磁力作用。因此，勻場(chǎng)操作前后，

2、應(yīng)嚴(yán)格遵守安全規(guī)范。例如，勻場(chǎng)時(shí)磁體附近只留一人操作；勻場(chǎng)人員必須戴厚手套，穿專用工作服和工作鞋，佩戴防護(hù)眼鏡等；每次只處理一小塊鐵片；勻場(chǎng)過程當(dāng)中以及前后要徹底清理現(xiàn)場(chǎng)等。3.2.6.3主動(dòng)勻場(chǎng)和勻場(chǎng)線圈任何磁體都不會(huì)產(chǎn)生絕對(duì)均勻的磁場(chǎng)，而磁場(chǎng)的不均勻性會(huì)降低MRI系統(tǒng)的性能，因此可使用均勻線圈以補(bǔ)償因不可控制的環(huán)境因素及其他不可避免的因素所引起的主磁場(chǎng)的非均勻性和缺陷，以使主磁場(chǎng)更均勻。主動(dòng)勻場(chǎng)（activeshimming）又稱為有源勻場(chǎng)，是指利用勻場(chǎng)線圈（shimmingcoils）通以電流，產(chǎn)生小磁場(chǎng)，并通過適當(dāng)調(diào)整勻場(chǎng)線圈陣列中各線圈的電流強(qiáng)度，使其周圍的局部磁場(chǎng)發(fā)生變化來調(diào)節(jié)改善

3、靜磁場(chǎng)的不均勻性，以提高靜磁場(chǎng)整體均勻性的過程。在每次MRI掃描前還可主動(dòng)調(diào)整，以進(jìn)一步提高磁場(chǎng)的均勻性。勻場(chǎng)線圈的制作非常精細(xì)，其作用范圍也比較局限。因此，通過主動(dòng)勻場(chǎng)可獲得磁場(chǎng)高度均勻的成像空間。主動(dòng)勻場(chǎng)是對(duì)磁場(chǎng)均勻性進(jìn)行精細(xì)調(diào)節(jié)的方法。在表3-1中可看到0.35T、1.5T和3.0TMRI設(shè)備磁場(chǎng)均勻性的典型數(shù)值。勻場(chǎng)線圈勻場(chǎng)線圈一般位于磁體中心，梯度線圈之外，多由鈮鈦（NbTi）合金制成。勻場(chǎng)線圈分為超導(dǎo)型和常導(dǎo)型。超導(dǎo)型勻場(chǎng)線圈與主磁場(chǎng)線圈置于同一低溫容器中，其電流高度穩(wěn)定，且不消耗電能，屬于高品質(zhì)勻場(chǎng)手段。常導(dǎo)型勻場(chǎng)線圈使用廣泛，但要消耗能量，其勻場(chǎng)效果受勻場(chǎng)電源質(zhì)量的限制。勻場(chǎng)線

4、圈由若干個(gè)小線圈所組成。這些小線圈分布在柱狀勻場(chǎng)線圈骨架表面，構(gòu)成以磁體中心為調(diào)節(jié)對(duì)象的線圈陣列。由于線圈的大小不同，通電時(shí)產(chǎn)生的磁場(chǎng)也不同，因而對(duì)主磁場(chǎng)的影響程度就不一樣。反映勻場(chǎng)線圈性能的主要參數(shù)有電流調(diào)節(jié)能力（ppm/A）、最大場(chǎng)強(qiáng)調(diào)節(jié)范圍（ppm）、以及勻場(chǎng)線圈數(shù)量。勻場(chǎng)電源勻場(chǎng)電源質(zhì)量對(duì)于主動(dòng)勻場(chǎng)的效果起著至關(guān)重要的作用。勻場(chǎng)電源波動(dòng)時(shí)，不僅勻場(chǎng)目的達(dá)不到，主磁場(chǎng)的穩(wěn)定性也會(huì)被破壞。因此，在MRI設(shè)備中勻場(chǎng)線圈的電流均由高精度、高穩(wěn)定度的專用電源提供。這種電源不僅可通過設(shè)備控制面板進(jìn)行調(diào)控，也可通過標(biāo)準(zhǔn)硬件接口，由系統(tǒng)軟件進(jìn)行精細(xì)的調(diào)整，并可設(shè)定遠(yuǎn)程監(jiān)控和控制。3.2.6.4磁場(chǎng)測(cè)量

5、磁場(chǎng)測(cè)量是MRI設(shè)備安裝階段的重要工作之一。所得數(shù)據(jù)不僅是勵(lì)磁和勻場(chǎng)工作的重要依據(jù)，也是幫助現(xiàn)場(chǎng)安裝工程師監(jiān)測(cè)新磁體運(yùn)行狀況的重要手段之一。磁場(chǎng)測(cè)量需要專門的設(shè)備和方法。磁場(chǎng)測(cè)量?jī)x器勻強(qiáng)磁場(chǎng)測(cè)量最常用的兩種方法是霍爾探頭法和磁共振法。高斯計(jì)(Gaussmeter)是專門用于磁感應(yīng)強(qiáng)度(B)測(cè)量的儀器，按照測(cè)量方法可分為霍爾探頭高斯計(jì)和磁共振法高斯計(jì)。在磁共振成像系統(tǒng)的磁場(chǎng)測(cè)量中，磁共振法高斯計(jì)的使用最為廣泛。磁場(chǎng)測(cè)量方案磁場(chǎng)測(cè)量在勵(lì)磁結(jié)束23小時(shí)，磁場(chǎng)強(qiáng)度達(dá)到穩(wěn)定值后再進(jìn)行。磁場(chǎng)測(cè)量常以一定直徑的、與磁體同心的球形空間為基準(zhǔn)或參照范圍。球體表面任意一點(diǎn)至磁體中心的距離相等，有利于布置高斯計(jì)探頭

6、，并容易建立相關(guān)數(shù)學(xué)模型進(jìn)行計(jì)算和表達(dá)。上述球形空間的直徑常用DSV(diameterofsphericalvolume)表示，并將上述球體直接稱為DSV。常用的DSV有10cm、20cm、30cm、40cm和50cm等幾種。在MRI微成像和波譜分析中，會(huì)用到更小的DSV。在磁場(chǎng)均勻性的測(cè)量中，高斯計(jì)探頭布置在不同直徑DSV的表面，以反映該DSV所在空間的磁場(chǎng)狀況。在DSV確定的前提下，測(cè)量點(diǎn)的選取方法常用的有9平面法(每圓周8點(diǎn)測(cè)量)、11平面法(每圓周12點(diǎn)測(cè)量)、23平面法(每圓周24點(diǎn)測(cè)量)等。磁場(chǎng)的基礎(chǔ)測(cè)量采用11平面法，這樣可為將要進(jìn)行的被動(dòng)勻場(chǎng)提供更多更準(zhǔn)確的勻場(chǎng)信息。高斯計(jì)使用

7、注意事項(xiàng)磁場(chǎng)測(cè)量使用的儀器主要是高斯計(jì)或場(chǎng)強(qiáng)儀，其次是與之配套的探頭固定架和前置放大器等。磁場(chǎng)測(cè)量的結(jié)果直接關(guān)系到MRI磁場(chǎng)勻場(chǎng)后最終的均勻程度。因此，僅有先進(jìn)的測(cè)量方法和測(cè)量?jī)x器是不夠的，還必須正確使用磁場(chǎng)測(cè)量?jī)x器。需要注意的事項(xiàng)有：探頭固定架用膠木等非磁材料制成，起固定、旋轉(zhuǎn)和伸縮高斯計(jì)探頭的作用，使用時(shí)須緊固在與磁體相連接的檢查床面上。高斯計(jì)主機(jī)箱不可置于磁體旁邊，應(yīng)至少遠(yuǎn)離磁體3m以上，最安全的方法是移至磁體間外。高斯計(jì)主機(jī)箱與前置放大器、測(cè)量探頭間用帶屏蔽功能的50同軸電纜相連。高斯計(jì)使用前預(yù)熱15分鐘以上，否則有可能。MR成像技術(shù)篇基礎(chǔ)篇(6)第3章磁共振成像系統(tǒng)的構(gòu)成3.3梯度系

8、統(tǒng)美國(guó)紐約州立大學(xué)石溪分?；瘜W(xué)和放射學(xué)系教授保羅勞特布爾(PaulC.Lauterbur)于1973年提出在主磁場(chǎng)內(nèi)附加一個(gè)不均勻的磁場(chǎng)，即引進(jìn)梯度磁場(chǎng)來改變MRI成像空間各點(diǎn)的磁場(chǎng)強(qiáng)度，再用適當(dāng)?shù)碾姶挪ㄕ丈溥@一物體，這樣根據(jù)物體釋放出的電磁波就可以繪制成物體某個(gè)截面內(nèi)部的二維核磁共振圖像。隨后英國(guó)諾丁漢大學(xué)物理系教授彼得曼斯菲爾德(PeterMansfield)又進(jìn)一步驗(yàn)證和改進(jìn)了這種方法，并發(fā)現(xiàn)不均勻磁場(chǎng)的快速變化可以使上述方法能更快地繪制成物體內(nèi)部結(jié)構(gòu)圖像。此外，他還證明了可以用數(shù)學(xué)方法分析這種方法獲得的數(shù)據(jù)，為利用計(jì)算機(jī)快速繪制圖像奠定了基礎(chǔ)。他們兩人共同獲得2003年諾貝爾生理學(xué)或醫(yī)

9、學(xué)獎(jiǎng)，以表彰他們?cè)谌绾斡煤舜殴舱窦夹g(shù)拍攝不同結(jié)構(gòu)的圖像上獲得了關(guān)鍵性發(fā)現(xiàn)。這些發(fā)現(xiàn)導(dǎo)致了在臨床診斷和醫(yī)學(xué)研究上獲得突破的核磁共振成像儀的出現(xiàn)。由此可見，梯度系統(tǒng)（gradientsystem或gradients）在MRI設(shè)備的發(fā)明和應(yīng)用中占據(jù)著關(guān)鍵和重要的位置。梯度系統(tǒng)是指與梯度磁場(chǎng)相關(guān)的電路單元和相關(guān)系統(tǒng)。它的功能是為MRI設(shè)備提供線性度優(yōu)良、可達(dá)到高梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度（又稱梯度場(chǎng)強(qiáng)度）、并可快速開關(guān)的梯度場(chǎng)，以便動(dòng)態(tài)地、依次遞增地修改主磁場(chǎng)B0的磁場(chǎng)強(qiáng)度，實(shí)現(xiàn)成像體素的空間定位和層面的選擇。此外，在梯度回波和其他一些快速成像序列中，梯度場(chǎng)的翻轉(zhuǎn)還起著射頻激發(fā)后自旋系統(tǒng)的相關(guān)重聚作用。3.3.1梯

10、度系統(tǒng)和梯度磁場(chǎng)的組成梯度系統(tǒng)的組成梯度系統(tǒng)由梯度線圈、梯度控制器、數(shù)模轉(zhuǎn)換器（DAC）、梯度放大器（又稱梯度電源）和梯度冷卻系統(tǒng)等部分組成。各部分之間的關(guān)系如圖3-8所示。梯度線圈和放大器均有雙套設(shè)計(jì)方案，現(xiàn)有MRI設(shè)備中按照其梯度組合方式和工作模式可分為單梯度放大器單梯度線圈、雙梯度放大器單梯度線圈、單梯度放大器雙梯度線圈等三種梯度類型MRI設(shè)備。梯度線圈與梯度磁場(chǎng)的組成MRI設(shè)備至少需要三個(gè)相互正交（X、Y、Z方向）的梯度磁場(chǎng)作為圖像重建的空間定位和層面選擇的依據(jù)。梯度線圈繞在主磁體和勻場(chǎng)補(bǔ)償線圈內(nèi)，它由三組線圈組成，梯度場(chǎng)的方向按三個(gè)基本軸線X、Y、Z軸方向設(shè)計(jì)，這三個(gè)相互正交的任何一

11、個(gè)梯度場(chǎng)均可提供層面選擇梯度、相位編碼梯度、頻率編碼梯度三項(xiàng)作用之一，而這三個(gè)方向的梯度場(chǎng)的聯(lián)合使用可獲得任意斜面的MR圖像。MRI設(shè)備中分別由X、Y、Z三個(gè)方向的梯度線圈以及為梯度線圈提供“動(dòng)力”的梯度放大器來提供這三個(gè)梯度場(chǎng)。（1）Z向梯度線圈（Gz）產(chǎn)生z向梯度場(chǎng)的線圈G可以有多種形式，最簡(jiǎn)單的是所謂馬克斯威爾對(duì)。這是一對(duì)半徑z為的環(huán)形線圈。當(dāng)兩線圈的間距等于時(shí)，線圈得到最好的線性。另外，如果在兩線圈中分別通以反向電流，便可使中間平面磁場(chǎng)強(qiáng)度為零。如今，這種線圈被廣泛地用來產(chǎn)生z梯度場(chǎng)。圖3-9即表示如此繞制的z向梯度線圈G。圖3-10是G所產(chǎn)生的磁場(chǎng)。圖中的符號(hào),“0”和ZZ“X”分別

12、表示線圈電流的方向：前者為電流穿出紙面，后者為電流離開讀者而進(jìn)入紙面。用右手螺旋法則可知，兩端線圈產(chǎn)生不同方向的磁場(chǎng)：一端與B0同向，另一端與其反向，因而與主磁場(chǎng)疊加后在Z軸方向上以磁體中心為原點(diǎn)分別起到加強(qiáng)和削弱主磁場(chǎng)B0的作用。X向和Y向梯度線圈（G和G）xy為了得到與Gz所產(chǎn)生的Z向梯度磁場(chǎng)正交的X向、Y向梯度磁場(chǎng)，人們研究電磁學(xué)中著名的畢奧一薩伐爾（Biot-Savart）定律，實(shí)驗(yàn)觀察無限長(zhǎng)導(dǎo)體周圍的磁場(chǎng)，發(fā)現(xiàn)使用四根適當(dāng)放置的導(dǎo)線組成包圍面積為S的、具有一定形狀的封閉電流線圈通以電流后便可產(chǎn)生特定方向的磁場(chǎng)，這就是MRI設(shè)備需要的X向和Y向梯度磁場(chǎng)。進(jìn)一步研究發(fā)現(xiàn)該封閉電流線圈產(chǎn)生

13、的磁場(chǎng)在線圈幾何形狀確定的前提下，其產(chǎn)生的磁場(chǎng)方向固定并且只與線圈中的電流有關(guān)。由此制造出X向和Y向的鞍形梯度線圈。根據(jù)對(duì)稱性原理，將G圍繞Z軸旋轉(zhuǎn)900就可得到G。因此，G和G線圈的設(shè)計(jì)可以歸xyxy結(jié)為同一線圈的設(shè)計(jì)問題。圖3-11和圖3-12提供G線圈及其所產(chǎn)生的Y向梯度場(chǎng)的示意y圖。圖3-11中四個(gè)對(duì)稱設(shè)計(jì)的鞍形梯度線圈中流過的是同一電流，且該線圈的鞍形幾何形狀使其能夠產(chǎn)生所需的Y向梯度場(chǎng)。MRI設(shè)備中三套梯度線圈的關(guān)系如圖3-13和圖3-14所示。3.3.1.3梯度控制器和數(shù)模轉(zhuǎn)換器梯度控制器（gradientcontrolunit，GCU）的任務(wù)是按系統(tǒng)主控單元的指令，發(fā)出全數(shù)字化

14、的控制信號(hào)，該控制信號(hào)包含有梯度電流大小的代碼，由數(shù)模轉(zhuǎn)換器（digitaltoanalogueconverter，DAC）接收并“解讀”后，立即轉(zhuǎn)換成相應(yīng)的模擬電壓控制信號(hào)，據(jù)此產(chǎn)生梯度放大器輸出的梯度電流。MRI設(shè)備不僅要求梯度磁場(chǎng)能夠快速啟停，而且要求其大小和方向均可改變。從硬件上講就是要求它有良好的脈沖特性。在梯度系統(tǒng)中，對(duì)梯度放大器的數(shù)字化精確控制正是由GCU和DAC共同完成的。DAC是數(shù)模轉(zhuǎn)換器的英文縮寫，是將數(shù)字量變?yōu)槟M量輸出的器件。DAC的精度（分辨率）由輸入端的二進(jìn)制數(shù)的位數(shù)來決定。例如，如果輸入為16位二進(jìn)制數(shù)，則它的分辨率就是2-16=o目前梯度系統(tǒng)大多采用16位的DA

15、C,即它對(duì)梯度電流強(qiáng)度的控制精度可以達(dá)到梯度電流輸出滿刻度的，這樣MRI設(shè)備對(duì)梯度的控制能夠做到非常精確，并且可重復(fù)性很好。3.3.1.4梯度放大器每組梯度線圈都有它們各自的驅(qū)動(dòng)電源梯度放大器，在梯度控制器的計(jì)算機(jī)控制下隨時(shí)開關(guān)，精確調(diào)節(jié)供應(yīng)給梯度線圈的電源，以便獲得精確的梯度磁場(chǎng)，因此梯度放大器又稱梯度電源。梯度場(chǎng)是在X、Y、Z軸方向梯度線圈中流動(dòng)電流（即梯度電流）的激勵(lì)下產(chǎn)生的，而梯度電流是由梯度放大器產(chǎn)生并輸出。梯度放大器是整個(gè)梯度系統(tǒng)的功率輸出級(jí)。因此，它必須具有功率大、開關(guān)時(shí)間短、輸出電流精確、可重復(fù)性好、可持續(xù)工作時(shí)間長(zhǎng)、散熱系統(tǒng)優(yōu)良可靠等特點(diǎn)。但在實(shí)踐中受線路分布電容、分布電感、

16、元器件質(zhì)量、梯度渦流、梯度熱效應(yīng)以及X、Y、Z軸梯度線圈感性負(fù)載的影響，上述要求實(shí)現(xiàn)的技術(shù)難度大，因而梯度放大器的設(shè)計(jì)成為決定梯度系統(tǒng)性能優(yōu)劣的關(guān)鍵環(huán)節(jié)。為使X、Y、Z軸梯度線圈的工作互不影響，一般三個(gè)梯度線圈分別由三套相互獨(dú)立、但是電路結(jié)構(gòu)相同的梯度電流放大器驅(qū)動(dòng)。它們?cè)诟髯缘奶荻瓤刂茊卧饔孟路謩e輸出MRI設(shè)備所需的梯度電流，因此梯度系統(tǒng)在X、Y、Z三方向的有效掃描成像范圍的數(shù)值可能是一樣的（例如：40cmx40cmx40cm）,也可能是不一樣的（例如：40cmx40cmx45cm）。梯度控制系統(tǒng)采用霍爾元件作為傳感器進(jìn)行梯度電流參數(shù)的采集和測(cè)量，并將測(cè)量信號(hào)實(shí)時(shí)反饋給梯度控制系統(tǒng)，以達(dá)到

17、實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)、實(shí)時(shí)反饋、實(shí)時(shí)精密調(diào)節(jié)控制梯度輸出電流，從而達(dá)到精密控制并可以在瞬間產(chǎn)生任意梯度波形的目的，為高質(zhì)量的MR成像奠定基礎(chǔ)。MRI設(shè)備掃描過程中，梯度場(chǎng)的強(qiáng)度和方向伴隨序列的要求而變化。因此，除了要求梯度系統(tǒng)具備優(yōu)秀的功率輸出特性外，梯度放大器還要有非常好的開關(guān)特性，才能滿足梯度場(chǎng)快速變化（其頻率高出100Hz）的需要。3.3.1.5梯度冷卻系統(tǒng)梯度系統(tǒng)是大功率、高能耗系統(tǒng)。為了得到理想的、足夠強(qiáng)度的梯度磁場(chǎng)，梯度線圈的電流一般在100A之上。如此大的電流將在線圈中產(chǎn)生大量的熱量，如果不采取有效的冷卻降溫措施，梯度線圈有燒毀的可能，梯度放大器也會(huì)因器件過熱而停止工作。X、Y、Z三軸的梯度

18、線圈封裝固定在絕緣材料中，同時(shí)緊密“窩藏”在磁體孔徑內(nèi)，沒有依賴環(huán)境自然散熱和風(fēng)冷散熱的客觀條件，因此梯度線圈必須采用水冷的冷卻方式。梯度放大器則是水冷和風(fēng)冷兩種冷卻方式均可滿足要求，只是水冷冷卻效率最高、但是相應(yīng)帶來成本增高、故障點(diǎn)增多。3.3.1.6梯度渦流的影響和補(bǔ)償根據(jù)邁克爾法拉第的電磁感應(yīng)定律，變化的梯度磁場(chǎng)將在其周圍的金屬體內(nèi)產(chǎn)生感應(yīng)電流。這種電流的“流動(dòng)路徑”在金屬體內(nèi)自行閉合，故稱渦電流（eddycurrent）,簡(jiǎn)稱渦流。由物理學(xué)知識(shí)可知，渦流的強(qiáng)度與磁場(chǎng)變化率成正比，且它所消耗的能量最后均轉(zhuǎn)化為熱量散發(fā)。這就是人們常說的渦流損耗。MRI設(shè)備必須設(shè)法減少這種損耗。梯度線圈被各

19、種金屬導(dǎo)體材料所包圍，因而在梯度場(chǎng)快速開關(guān)的同時(shí)，產(chǎn)生渦流是必然的。隨著梯度電流的增加（梯度脈沖的上升沿），這種渦流會(huì)猛然增大；梯度電流減小時(shí)（梯度脈沖的下降沿），它又會(huì)反向變化并猛然增大。當(dāng)梯度場(chǎng)處于保持（相當(dāng)于脈沖頂部的平臺(tái)期）狀態(tài)時(shí)，上述渦流按指數(shù)規(guī)律迅速衰減，其時(shí)間常數(shù)為t=（公式3-1）式中，L為線圈周圍渦電流在其中循環(huán)流動(dòng)的導(dǎo)體的等效電感；R為其等效電阻。由于大多數(shù)金屬的電阻率都是會(huì)隨著溫度的變化波動(dòng)而變化，因此等效電阻R是隨時(shí)在發(fā)生改變的變量（電阻率比較穩(wěn)定的銅除外）。渦流的存在會(huì)大大影響梯度場(chǎng)波形的輸出質(zhì)量，嚴(yán)重時(shí)會(huì)導(dǎo)致梯度場(chǎng)波形嚴(yán)重畸變（圖3-15），梯度場(chǎng)線性將遭到嚴(yán)重破壞

20、，渦流會(huì)導(dǎo)致“鬼影”（ghosting）（圖3-16）的產(chǎn)生，降低了影像質(zhì)量。為了克服渦流的負(fù)面影響，可以采取的措施有：在主梯度線圈與磁體之間增加一個(gè)輔助梯度線圈。它產(chǎn)生的梯度場(chǎng)同主梯度線圈的梯度場(chǎng)相反，從而使合成梯度為零，避免了渦流的形成。但是，這種方案將使梯度線圈的成本和功耗成倍增加。由公式3-1可知，增大R可使t減小，即可加快渦流的衰減。因此，還可使用高電阻材料來制造磁體，以阻斷渦流通路，從而使渦流減小。在梯度電流輸出單元中加入RC網(wǎng)絡(luò)，預(yù)先對(duì)梯度電流和梯度場(chǎng)進(jìn)行補(bǔ)償（圖3-17），以改善梯度場(chǎng)波形的線性特性。3.3.2梯度磁場(chǎng)性能指標(biāo)梯度磁場(chǎng)（gradientmagneticfield

21、,AB）簡(jiǎn)稱為梯度場(chǎng)。其主要性能指標(biāo)有：有效容積、線性、梯度場(chǎng)強(qiáng)度、梯度場(chǎng)切換率（slewrate）、以及梯度場(chǎng)上升時(shí)間等。其中梯度場(chǎng)強(qiáng)度和梯度場(chǎng)切換率是梯度線圈性能的重要評(píng)價(jià)指標(biāo)。3.3.2.1有效容積梯度場(chǎng)的有效容積又叫均勻容積，也可稱為有效作用范圍。有效容積就是指梯度線圈所包容的、其梯度場(chǎng)能夠滿足一定線性要求的空間區(qū)域。只有這一區(qū)域能夠穩(wěn)定用于MR成像，它一般位于磁體中心，并與主磁場(chǎng)的有效容積同心，因此該參數(shù)通常以磁體中心為原點(diǎn)，以X、Y、Z三軸方向的數(shù)值來表示梯度場(chǎng)的有效作用范圍。梯度線圈通常采用鞍形線圈設(shè)計(jì),其有效容積僅能達(dá)到總?cè)莘e的60%左右，因此如何提高梯度線圈均勻容積范圍及其工

22、作效率是梯度線圈設(shè)計(jì)中追求的目標(biāo)。因?yàn)樘荻染€圈的均勻容積越大，則其在X、Y、Z三軸方向上不失真成像區(qū)的視野范圍（FieldOfView,FOV）相應(yīng)地就越大。對(duì)于1.5TMRI設(shè)備其典型值為XxYxZ=40cmx40cmx45cm。3.3.2.2梯度場(chǎng)線性是衡量梯度場(chǎng)動(dòng)態(tài)地、依次平穩(wěn)遞增性能的指標(biāo)。線性越好，表明梯度場(chǎng)越精確，空間定位選層、翻轉(zhuǎn)激發(fā)也就越精確，圖像的質(zhì)量就越好。一般來說，梯度場(chǎng)的非線性不能超過2%。3.3.2.3梯度場(chǎng)強(qiáng)度梯度場(chǎng)強(qiáng)度是指梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度能夠達(dá)到的最大值，一般采用單位長(zhǎng)度內(nèi)梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度的最大差別來表示，即使用每米長(zhǎng)度內(nèi)梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度差別的毫特斯拉量（mT/M）來表示。在

23、線圈確定時(shí)，梯度場(chǎng)強(qiáng)度由梯度電流強(qiáng)度所決定，而梯度電流強(qiáng)度又受梯度放大器的最高輸出功率限制。按照拉摩爾方程=YB，質(zhì)子的共振頻率等于磁旋比與靜磁場(chǎng)強(qiáng)度的乘積。因此，靜磁場(chǎng)的輕微變化必然使受檢組織的共振頻率隨之產(chǎn)生變化，在固定的靜磁場(chǎng)上附加一個(gè)線形的梯度場(chǎng)，雖然該梯度場(chǎng)相對(duì)于靜磁場(chǎng)來說非常微弱，但還是會(huì)使受檢體形成不同共振頻率的空間分布坐標(biāo)。例如在1.5T的主磁體場(chǎng)強(qiáng)下，由于梯度線圈繞向相反，其梯度場(chǎng)分別為+25Gs和-25Gs。因此,在磁體孔徑內(nèi)一端的場(chǎng)強(qiáng)為15025Gs,另一端則為14975Gs。質(zhì)子在15OOOGs場(chǎng)強(qiáng)下旋進(jìn)頻率為63.87MHz。選擇不同頻率的射頻脈沖可選擇相應(yīng)層面的組織

24、。改變梯度場(chǎng)強(qiáng)和射頻脈沖的帶寬，就可選擇層面厚度。在X、Y、Z三個(gè)方向上施加梯度場(chǎng)可對(duì)冠狀、矢狀和橫斷面進(jìn)行層面選擇，如其中之一用于層面選擇梯度，則另兩個(gè)分別用于相位和頻率編碼。相位編碼與頻率編碼可對(duì)每個(gè)體素進(jìn)行空間定位，每個(gè)體素與象素是對(duì)應(yīng)的、黑白灰度不同的MR圖像。梯度場(chǎng)強(qiáng)度越高，就可以選擇越薄的掃描層厚，體素就越小，影像的空間分辨率就越高。對(duì)于1.5T超導(dǎo)MRI設(shè)備其典型值為50mT/M（毫特斯拉/米）。圖3-18為梯度場(chǎng)強(qiáng)度示意圖，條狀虛線表示均勻的主磁場(chǎng)B0，斜線表示線性梯度場(chǎng)AB；兩條線相交處為梯度場(chǎng)中點(diǎn)，該點(diǎn)梯度場(chǎng)強(qiáng)為零，不引起主磁場(chǎng)強(qiáng)度發(fā)生變化；虛線下方的斜線部分表示反向梯度場(chǎng)

25、，造成主磁場(chǎng)強(qiáng)度呈線性降低；虛線上方的斜線部分為正向梯度場(chǎng)，造成主磁場(chǎng)強(qiáng)度呈線性增高。有效梯度場(chǎng)兩端的磁場(chǎng)強(qiáng)度差值除以梯度場(chǎng)施加方向（X、Y、Z三軸方向）上有效梯度場(chǎng)的范圍（長(zhǎng)度）即表示梯度場(chǎng)強(qiáng)，即：梯度場(chǎng)強(qiáng)（mT/M）二梯度場(chǎng)兩端的磁場(chǎng)強(qiáng)度差值/梯度場(chǎng)的有效作用長(zhǎng)度（公式3-2）3.3.2.4梯度場(chǎng)切換率和梯度上升時(shí)間梯度場(chǎng)切換率是指單位時(shí)間及單位長(zhǎng)度內(nèi)的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度變化量，常用每秒每米長(zhǎng)度內(nèi)梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度變化的毫特斯拉量（mT/m/s）來表示。切換率越高表明梯度磁場(chǎng)變化越快，也即梯度線圈通電接通電流后梯度磁場(chǎng)達(dá)到預(yù)設(shè)值所需時(shí)間（梯度上升時(shí)間，也稱梯度爬升時(shí)間）越短。圖3-19為梯度場(chǎng)切換率示

26、意圖。梯度場(chǎng)的變化可用梯形來表示，梯形中只有中間的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度磁場(chǎng)已經(jīng)達(dá)到預(yù)定值并持續(xù)存在，梯形的左腰表示梯度線圈通電后梯度場(chǎng)強(qiáng)逐漸增高、直至到達(dá)預(yù)定值，用t表示梯度場(chǎng)增高到預(yù)定值所需的時(shí)間。梯度場(chǎng)切換率（mT/m/s）=梯度磁場(chǎng)預(yù)定強(qiáng)度/t（公式3-3）梯度場(chǎng)切換率就是梯形左腰的斜率。斜率越大，即梯度切換率越高，梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度爬升越快所需的爬升時(shí)間（即梯度上升時(shí)間）越短，就可以進(jìn)一步提高掃描速度，從而實(shí)現(xiàn)快速或超快速成像。梯度系統(tǒng)作為MRI設(shè)備的核心和關(guān)鍵部件，其性能高低直接決定著MRI設(shè)備的掃描速度（時(shí)間分辨率）、最小掃描層厚（空間分辨率）、XYZ三軸有效掃描范圍、影

27、像的幾何保真度。同時(shí)，它的性能還同掃描脈沖序列中梯度脈沖波形的設(shè)計(jì)有關(guān)，即一些復(fù)雜序列還要依賴梯度系統(tǒng)來實(shí)現(xiàn)。MRI設(shè)備對(duì)梯度系統(tǒng)的要求就是梯度場(chǎng)強(qiáng)高、梯度上升速度快、梯度切換率高、梯度線性度、梯度輸出波形的準(zhǔn)確度高及其可重復(fù)性好、梯度效率和利用率高。3.3.3梯度磁場(chǎng)的作用梯度磁場(chǎng)系統(tǒng)是磁共振成像系統(tǒng)核心之一，它利用梯度場(chǎng)線圈來產(chǎn)生相對(duì)主磁場(chǎng)來說較微弱的在空間上變化的磁場(chǎng)，這個(gè)隨空間位置變化的磁場(chǎng)疊加在主磁場(chǎng)上。梯度磁場(chǎng)的功能對(duì)MRI信號(hào)進(jìn)行空間編碼，以確定成像層面的位置和成像層面厚度；產(chǎn)生MR回波（梯度回波）；施加擴(kuò)散加權(quán)梯度場(chǎng)；進(jìn)行流動(dòng)補(bǔ)償；進(jìn)行流動(dòng)液體的流速相位編碼。梯度磁場(chǎng)應(yīng)具備的條

28、件所形成的梯度場(chǎng)在成像范圍內(nèi)具有良好的線形特征；切換時(shí)間即梯度場(chǎng)從零上升至預(yù)定的穩(wěn)定值所需時(shí)間亦即響應(yīng)時(shí)間要短，響應(yīng)時(shí)間長(zhǎng)短會(huì)限制成像系統(tǒng)最小可用的回波時(shí)間；功率損耗小，建立梯度場(chǎng)須驅(qū)動(dòng)電源電路中所有高功率元件產(chǎn)生強(qiáng)大電流，并須給高功率元件散熱，因此在達(dá)到預(yù)定梯度場(chǎng)強(qiáng)的條件下，電源功耗須盡量小；最低程度渦流效應(yīng)。渦流效應(yīng)可導(dǎo)致影像失真，因此必須盡量降低渦流效應(yīng)的影響。梯度線圈性能的提高對(duì)于MR超快速成像至關(guān)重要，可以說沒有梯度線圈的進(jìn)步就不可能有超快速序列。SS-RARE、Turbo-GRE及EPI等超快速序列以及水分子擴(kuò)散加權(quán)成像對(duì)梯度場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)及切換率都有很高的要求，高梯度場(chǎng)及高切換率不僅可

29、以縮短回波間隙加快信號(hào)采集速度，還有利于提高圖像的SNR，因而近幾年快速或超快速成像技術(shù)的發(fā)展可以說是直接得益于梯度線圈和梯度系統(tǒng)性能的改進(jìn)。目前配備單梯度放大器的超導(dǎo)1.5TMRI設(shè)備的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度最高已達(dá)50mT/m,般可在25mT/m以上;梯度切換率最高可達(dá)200mT/m.s，一般可在120mT/m.s以上。配備雙梯度放大器的超導(dǎo)1.5TMRI設(shè)備的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度最高可達(dá)66mT/m,梯度切換率達(dá)到200mT/m.s。當(dāng)然，由于梯度磁場(chǎng)的劇烈變化會(huì)對(duì)人體造成一定的影響，特別是引起周圍神經(jīng)刺激，因此梯度場(chǎng)強(qiáng)和切換率不是越高越好，是有一定限制的。產(chǎn)生10-6G左右的測(cè)量偏差。MR成像技術(shù)篇基礎(chǔ)

30、篇（7）第3章磁共振成像系統(tǒng)的構(gòu)成3.4射頻系統(tǒng)3.4.1射頻系統(tǒng)的組成和作用在MRI設(shè)備中，射頻系統(tǒng)負(fù)責(zé)實(shí)施射頻（RadioFrequency,RF）激勵(lì)并接收和處理射頻信號(hào)，即MR信號(hào)。射頻系統(tǒng)不僅要根據(jù)不同掃描序列的要求編排組合并發(fā)射各種翻轉(zhuǎn)角的射頻脈沖，還要接收成像區(qū)域內(nèi)1H（氫質(zhì)子）、3ip、3He、23Na、13C等的磁共振信號(hào)。磁共振信號(hào)只有微伏（yV）的數(shù)量級(jí)，因而射頻接收系統(tǒng)的靈敏度、放大倍數(shù)、抗干擾能力都要非常高。射頻系統(tǒng)主要由射頻脈沖發(fā)射單元和射頻脈沖接收單元兩部分組成，其中包括射頻發(fā)射器、射頻功率放大器、射頻發(fā)射線圈、射頻接收線圈、以及低噪聲射頻信號(hào)放大器等關(guān)鍵部件。射

31、頻系統(tǒng)的作用是發(fā)射射頻脈沖，使磁化的質(zhì)子吸收能量產(chǎn)生共振，并接收質(zhì)子在弛豫過程中釋放的能量，而產(chǎn)生MR信號(hào)。3.4.2射頻脈沖為使位于靜磁場(chǎng)B0中受檢體內(nèi)的氫質(zhì)子產(chǎn)生磁共振，必須在B0的垂直方向上加入射頻場(chǎng)B。在MRI設(shè)備中，B是在射頻控制系統(tǒng)的控制下，由射頻放大器輸出射頻電流脈沖激勵(lì)射頻線圈，以射頻電磁場(chǎng)脈沖（即射頻場(chǎng)B1）的形式發(fā)射出去。射頻脈沖的種類MRI設(shè)備中的射頻激發(fā)可分為選擇性激發(fā)和非選擇性激發(fā)兩種。其中選擇性激發(fā)主要在2DFT（二維傅立葉變換）方法中用來確定掃描層面，而在3DFT（三維傅立葉變換）成像中用非選擇性方法激勵(lì)整個(gè)成像容積。強(qiáng)而窄的RF脈沖，其譜帶較寬，常用于非選擇性激

32、勵(lì)。弱而寬的RF脈沖，其譜帶較窄，常用于選擇性激勵(lì)。射頻脈沖的波形形狀在研究射頻激發(fā)脈沖波形時(shí)，如果能在時(shí)域中構(gòu)造一個(gè)sine函數(shù)（譜函數(shù)）是最理想的，但是，在電路上實(shí)現(xiàn)sine函數(shù)并非容易，因而時(shí)域方波的選擇性盡管沒有sine函數(shù)好，但由于它的寬度比較容易控制，電路實(shí)現(xiàn)相對(duì)容易，因而在MRI設(shè)備中被大量采用。射頻脈沖可激發(fā)頻率范圍的計(jì)算時(shí)域方波脈沖的激勵(lì)范圍由其波寬或脈沖持續(xù)時(shí)間t所決定。寬度為t的方波，可激發(fā)土范圍內(nèi)的頻率，即射頻脈沖所覆蓋的頻率與脈寬成反比：射頻脈沖越寬，其覆蓋的頻率范圍越窄，脈沖的選擇性就越好；脈沖越窄，覆蓋的頻率范圍越寬，脈沖的選擇性越差，但可用這種脈沖進(jìn)行非選擇性激

33、勵(lì)。由此可見，在短脈沖的作用下，所有感興趣的核可在瞬間全部被激發(fā)。質(zhì)子群的靜磁化強(qiáng)度矢量在射頻脈沖作用下其翻轉(zhuǎn)角度的計(jì)算在MRI設(shè)備中，質(zhì)子群的靜磁化強(qiáng)度矢量M0不僅受到磁體產(chǎn)生的主靜磁場(chǎng)B0的作用，而且還要受到射頻脈沖產(chǎn)生的射頻場(chǎng)（B）及其本身弛豫的影響。在討論以上三者對(duì)M0的作用時(shí)，一般都假設(shè)它們的作用是彼此獨(dú)立發(fā)生的。這里我們僅考慮射頻脈沖對(duì)M0的單獨(dú)作用。實(shí)施射頻脈沖激勵(lì)后，M0受B場(chǎng)的作用而偏離平衡位置的角度a為：a=yBT（公式3-4）由公式3-4可見，通過調(diào)節(jié)射頻場(chǎng)強(qiáng)度B和脈沖寬度t兩個(gè)量，可使M0翻轉(zhuǎn)至任意角度。由于通常情況下成像序列中射頻脈沖的脈寬t決定著RF脈沖的選擇性，因

34、此，MRI設(shè)備中僅用射頻場(chǎng)強(qiáng)度B來控制翻轉(zhuǎn)角的大小。習(xí)慣上，把使叫偏離穩(wěn)定位置（B0方向）90。和180。的RF脈沖分別稱之為90。和1800脈沖，使其轉(zhuǎn)動(dòng)a角的脈沖就是a脈沖。900和1800脈沖是MRI中使用最多的脈沖。由上式可見，要使M0翻轉(zhuǎn)1800，所需射頻場(chǎng)的能量要比使M0翻轉(zhuǎn)900所需脈沖的能量大一倍。在MRI設(shè)備中，射頻脈沖的寬度（決定激發(fā)的頻率選擇范圍）和幅度（決定受激發(fā)后的翻轉(zhuǎn)角度）都是由計(jì)算機(jī)和射頻控制單元實(shí)施全數(shù)字化精密控制的。3.4.3射頻線圈3.4.3.1射頻線圈的概念射頻線圈（RFcoil或RFresonator）既是氫質(zhì)子、31P、3He、23Na13C等發(fā)生磁共

35、振的激勵(lì)源，又是磁共振信號(hào)的探測(cè)器（以下討論均以氫質(zhì)子為例）。因此，射頻線圈有發(fā)射線圈（transmitcoil）和接收線圈（receivecoil）之分。無論是發(fā)射線圈還是接收線圈，它們所處理的都是同頻率的射頻信號(hào)。用于發(fā)射射頻建立射頻磁場(chǎng)的射頻線圈叫發(fā)射線圈；用于檢測(cè)MR信號(hào)的射頻線圈叫接收線圈。在MRI中射頻線圈可在成像序列周期內(nèi)不同時(shí)間分別完成發(fā)射和接收兩種任務(wù)，這種射頻線圈既是發(fā)射線圈又是接收線圈，如內(nèi)置在磁體內(nèi)部的體部線圈等。有的線圈只用于接收MR信號(hào)，如大部分表面線圈。射頻線圈的敏感容積及其與被檢查組織的距離直接決定著圖像的質(zhì)量，線圈的敏感容積越大，圖像信噪比越差，噪聲越大，反之

36、信噪比越高，噪聲越小，為兼顧成像的信噪比和敏感容積，根據(jù)人體各個(gè)部位的不同形狀、大小，需要制成不同尺寸和類型的線圈，以獲得最佳圖像質(zhì)量。射頻線圈的發(fā)射過程射頻放大器產(chǎn)生的激勵(lì)脈沖通過射頻線圈轉(zhuǎn)換為在成像空間橫向旋轉(zhuǎn)的、具有一定頻率（質(zhì)子發(fā)生磁共振物理現(xiàn)象的頻率）和功率的電磁波，即射頻磁場(chǎng)斗，射頻磁場(chǎng)的能量被特定質(zhì)子和原子核（例如氫質(zhì)子）選擇性的吸收，完成“能量交換”，被檢體內(nèi)的氫質(zhì)子因此受到激勵(lì)而發(fā)生共振并產(chǎn)生磁共振信號(hào)。射頻線圈的接收過程射頻線圈中的諧振電路以及相關(guān)的射頻前置放大器將發(fā)生共振質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)行為的變化磁化矢量M轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，再次完成“能量交換”，從而采集到所需要的磁共振信號(hào)。因此，

37、我們可以將射頻線圈理解為一種特殊的“換能器”或“能量交換器”。3.4.3.2線圈的種類MRI設(shè)備中使用的射頻線圈種類繁多，可按不同方法進(jìn)行分類。按功能分類射頻線圈可分為發(fā)射/接收兩用線圈以及接收線圈。發(fā)射/接收兩用線圈：即將發(fā)射線圈和接收線圈制作合成在一起，頭線圈、以及內(nèi)置于磁體孔徑內(nèi)部的大體線圈是兩用線圈設(shè)計(jì)。這類線圈工作時(shí)，要通過電子線路在發(fā)射和接收之間進(jìn)行快速切換。接收線圈：只負(fù)責(zé)接收。大部分表面柔軟線圈都是接收線圈（如：體部表面柔軟線圈），四肢線圈有的僅是接收線圈、也有的是發(fā)射/接收兩用線圈（如：膝關(guān)節(jié)線圈）。對(duì)于接收線圈，其射頻脈沖發(fā)射和激勵(lì)的工作一般交給內(nèi)置于磁體內(nèi)的發(fā)射/接收體線

38、圈來統(tǒng)一完成。按適用范圍分類根據(jù)線圈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、相控陣線圈五類。全容積線圈：全容積線圈是指能夠整個(gè)地包容或包裹一定成像部位的柱狀線圈，一般為圓桶狀。全容積線圈主要用來激勵(lì)和接收較大容積的組織的MR信號(hào)，用于大體積組織或器官的大范圍成像，如大體線圈和頭線圈。大體線圈套裝在磁體孔洞內(nèi)，成為磁體的一個(gè)組成部分。全容積線圈最重要要求就是在成像范圍內(nèi)其靈敏度大且均勻一致。如果射頻場(chǎng)強(qiáng)度不均勻，將對(duì)圖像質(zhì)量產(chǎn)生不良影響，尤其是在多回波成像序列時(shí)更明顯。全容積線圈按其內(nèi)部構(gòu)造結(jié)構(gòu)劃分又有兩種類型：霍爾姆茲線圈和馬鞍形線圈?；魻柲菲澗€圈：是半徑相等的

39、一對(duì)同軸線圈，線圈平面相互平行，相間大約等于線圈的半徑兩線圈并聯(lián)，線圈電流相等。鞍形線圈：是繞制在圓桶表面的一對(duì)弧形線圈，此種線圈在中心附近射頻場(chǎng)相當(dāng)均勻，射頻的弧形段和直線段均對(duì)中心的射頻場(chǎng)產(chǎn)生作用。表面線圈：表面線圈是一種可緊貼成像部位旋轉(zhuǎn)的接收線圈。表面線圈形狀各異，其常見結(jié)構(gòu)為扁平型或微曲型。表面線圈既可用于激勵(lì)和接收小容積組織內(nèi)部的信號(hào)，如眶部線圈、乳腺線圈等；也可用于顯示靠近體表或較小的解剖結(jié)構(gòu)，如眼眶和脊柱等。表面線圈由圓形或矩形組成。表面柔軟線圈是近年來出現(xiàn)的新型線圈，在線圈放置時(shí)有最大的自由度，主要用于表淺組織和器官的成像。表面線圈所覆蓋的成像范圍內(nèi)場(chǎng)強(qiáng)的不均勻以及該類線圈在

40、成像野內(nèi)的靈敏度不均勻直接導(dǎo)致了接收信號(hào)的不均勻，在影像上的表現(xiàn)是越靠近線圈靈敏度越高，越靠近線圈的組織越亮；距線圈越遠(yuǎn)靈敏度越低，越遠(yuǎn)離線圈的組織越暗。表面線圈有效成像范圍通常比全容積線圈的有效成像范圍小。表面線圈通常只用于接收信號(hào)、激勵(lì)磁共振的射頻波通過圓桶狀線圈發(fā)射，如用體線圈發(fā)射，表面線圈接收MR信號(hào)用于脊柱成像。接收線圈必須與發(fā)射的射頻相匹配。但接收線圈與發(fā)射射頻之間相互作用可損傷線圈本身，并使射頻發(fā)射野發(fā)生變形，現(xiàn)在這些問題都有了相應(yīng)的解決辦法。近年來為提高表面線圈的功能，擴(kuò)大其應(yīng)用范圍，又開發(fā)出了一些新的表面線圈：相控陣線圈（phasearraycoil）及大面積軟體線圈。實(shí)際上

41、，大面積軟體線圈也是一種相控陣線圈，它由單獨(dú)的小線圈按不同的需要排列成不同類型的陣列，組成一個(gè)線圈組，制成不同的形狀，且具有很大的敏感容積和信噪比。相控陣線圈的每個(gè)小線圈都有各自的接收通道和放大器，各小線圈組合方式可根據(jù)需要選擇，每個(gè)線圈同時(shí)采集信號(hào)后將所有的信號(hào)組合在一起共同重建成一幅大視野的圖像，相陣控線圈具有成像視野大，信噪比和分辨力高等優(yōu)點(diǎn)。部分容積線圈：部分容積線圈是由全容積線圈和表面線圈兩種技術(shù)相結(jié)合而構(gòu)成的線圈。這類線圈通常有兩個(gè)以上的成像平面。體腔內(nèi)線圈：體腔內(nèi)線圈是近年來出現(xiàn)的一種新型小線圈。使用時(shí)須置于人體有關(guān)體腔內(nèi),以便對(duì)體內(nèi)的某些結(jié)構(gòu)實(shí)施高分辨成像。從原理上來說，體腔內(nèi)

42、線圈仍屬表面線圈。例如：直腸內(nèi)線圈用于前列腺磁共振成像和磁共振波譜（MRS）成像。相控陣線圈：相控陣線圈是由兩個(gè)以上的小線圈或線圈單元組成的線圈陣列（array）。這些線圈可彼此連接,組成一個(gè)大的成像區(qū)間,使有效空間增大；各線圈單元也可相互分離,每個(gè)線圈單元可作為獨(dú)立線圈應(yīng)用。按極化方式分類可分為線（性）極化和圓（形）極化兩種線圈。線極化的線圈只有一對(duì)繞組,相應(yīng)射頻場(chǎng)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,它的兩個(gè)繞組工作時(shí)接收同一磁共振信號(hào),但得到的噪聲卻是互不相干的。這樣,如果對(duì)輸出信號(hào)進(jìn)行適當(dāng)?shù)慕M合,就可使線圈的信噪比提高,故正交線圈的應(yīng)用非常廣泛。例如磁體內(nèi)置的發(fā)射/接收體

43、線圈就是正交線圈,此外還有正交頭線圈等。按主磁場(chǎng)方向分類射頻場(chǎng)B1的方向應(yīng)該與主磁場(chǎng)B0相垂直。由于主磁場(chǎng)B0有縱向磁場(chǎng)（如超導(dǎo)磁體和常導(dǎo)磁體的磁場(chǎng)）和橫向磁場(chǎng)（如永磁體的磁場(chǎng)）之分，射頻場(chǎng)B1的方向也要隨之而變。體現(xiàn)在體線圈設(shè)計(jì)上就需采用不同的繞組結(jié)構(gòu)。螺線管線圈（solenoidalRFantenna）和鞍形線圈（saddle-shapedRFantenna）是體線圈的主要形式，螺線管線圈主要用于橫向靜磁場(chǎng)的磁體中；鞍形線圈用于縱向靜磁場(chǎng)的磁體中，也是磁體內(nèi)置大體線圈的繞組形式。按繞組形式分類根據(jù)線圈繞組或電流環(huán)的形式，射頻線圈又可分為亥姆霍茲線圈、螺線管線圈、四線結(jié)構(gòu)線圈（鞍形線圈、交叉

44、橢圓線圈等）、STR（管狀諧振器）線圈和鳥籠式線圈（BirdCageCoil）等多種形式。鳥籠式線圈應(yīng)用廣泛，其充分的開放式設(shè)計(jì)（例如：鳥籠式頭線圈內(nèi)徑可達(dá)28厘米），不但大大減輕患者的幽閉恐懼感，而且也大大增加了臨床應(yīng)用范圍，鳥籠式頭線圈的頂部通常配置有外視鏡，可使患者仰臥位接受檢查時(shí)可看到磁體外面的場(chǎng)景，充分體現(xiàn)人性化的設(shè)計(jì)理念，同時(shí)可用于腦功能磁共振成像時(shí)視頻刺激畫面的傳送。鳥籠式線圈現(xiàn)廣泛應(yīng)用于臨床實(shí)踐中，典型的八通道鳥籠式發(fā)射/接收頭線圈內(nèi)部結(jié)構(gòu)實(shí)物圖如圖3-20所示。3.4.3.3射頻線圈的工作模式MRI設(shè)備的射頻線圈有發(fā)射和接收之分，這使得射頻線圈在工作時(shí)必然出現(xiàn)下述三種不同的工

45、作模式。體線圈模式在這種模式下，射頻脈沖的發(fā)射和磁共振信號(hào)的接收均由內(nèi)置在磁體孔徑中的體線圈（經(jīng)常稱其為“大體線圈”或“buildin體線圈”）完成。例如，行胸、腹、盆、雙下肢等體部大范圍步進(jìn)成像時(shí)就可以利用這一模式。頭線圈模式指頭線圈單獨(dú)工作，即行頭部磁共振成像時(shí)的情形。這時(shí)頭線圈既是發(fā)射線圈又是接收線圈。由于大體線圈不能像其他線圈那樣隨時(shí)拆卸和更換，因而在頭線圈模式下應(yīng)采取措施將體線圈隔離。頭線圈模式射頻激發(fā)準(zhǔn)確、精度高、射頻場(chǎng)均勻性好，射頻接收信噪比高，圖像質(zhì)量好。例如：發(fā)射/接收兩用的正交射頻頭線圈工作于頭線圈模式，為頭部提供專門的超均勻性的射頻信號(hào)發(fā)射，可獲得優(yōu)異的圖像質(zhì)量，并且保障

46、頭部掃描時(shí)的射頻發(fā)射專注于頭部，而絲毫不影響其他部位。不但可以得到高質(zhì)量的顱腦神經(jīng)系統(tǒng)影像，而且可以廣泛的應(yīng)用于小兒、血管成像、頭頸部以及足踝部并得到高信噪比影像。表面線圈模式表面線圈通常只有接收功能，因此，使用表面線圈成像時(shí)只能用buildin體線圈進(jìn)行射頻激發(fā)。所謂表面線圈模式就是指由大體線圈激發(fā)，而由表面線圈進(jìn)行接收的工作模式。表面線圈模式成像信噪比高，圖像質(zhì)量好，是除顱腦成像之外被廣泛采用的模式。3.4.3.4射頻線圈的調(diào)諧MRI設(shè)備的線圈只有諧振在氫質(zhì)子共振頻率時(shí)才能達(dá)到激發(fā)氫核和收到磁共振最大信號(hào)的雙重目的。被檢體（人體）進(jìn)入線圈后，線圈的固有共振頻率總會(huì)發(fā)生偏移，即出現(xiàn)所謂失諧（

47、detuning）。因此，每次成像之前都要進(jìn)行一次調(diào)諧（tuning）。調(diào)諧分為自動(dòng)調(diào)諧和手動(dòng)調(diào)諧兩種，其中手動(dòng)調(diào)諧只在個(gè)別線圈中使用。線圈的調(diào)諧一般通過改變諧振回路中可變電容的電容值或變?nèi)荻O管的管電壓（從而改變其電容值）兩種方式來實(shí)現(xiàn)。MRI設(shè)備的調(diào)諧過程與收音機(jī)的選臺(tái)非常相似，并常常伴有由機(jī)械調(diào)諧傳動(dòng)機(jī)構(gòu)發(fā)出的“咔咔”聲音。3.4.3.5射頻線圈系統(tǒng)的耦合及去耦當(dāng)射頻線圈工作在表面線圈模式時(shí)，由于分別進(jìn)行激勵(lì)和信號(hào)接收的磁體內(nèi)置體線圈和位于人體表的表面柔性線圈工作頻率相同，二者之間極易發(fā)生耦合（coupling）。如果體線圈發(fā)射的大功率射頻脈沖被表面線圈所接收，形成耦合，則可能出現(xiàn)兩種嚴(yán)

48、重后果：一是由于感應(yīng)電流太大而使表面線圈燒毀；二是可能使被檢者所承受的射頻能量過大，發(fā)生灼傷。因此，及時(shí)去耦（decoupling）是非常必要的，否則危害極大。對(duì)于線性極化的體線圈，只需對(duì)表面線圈的幾何形狀進(jìn)行一番調(diào)整，使其極面與體線圈相垂直，就可達(dá)到去耦的目的。但是，對(duì)于圓形極化的體線圈，無論如何設(shè)置表面線圈的方向，二者之間的耦合都是無法去除的。盡管體線圈和表面線圈的諧振頻率相同，但二者卻是分時(shí)工作，即發(fā)射時(shí)不接收、接收時(shí)不發(fā)射，因此可以采用電子開關(guān)的方式進(jìn)行動(dòng)態(tài)去耦（dynamicdecoupling），即在掃描序列的執(zhí)行過程中，給線圈施以控制信號(hào)，使其根據(jù)需要在諧振與失諧兩種狀態(tài)下輪流轉(zhuǎn)

49、換。當(dāng)射頻脈沖發(fā)射時(shí)，體線圈諧振、表面線圈失諧；而在射頻接收階段，體線圈失諧，表面線圈諧振。這種動(dòng)態(tài)的調(diào)諧可使用開關(guān)二極管等電子元器件來實(shí)現(xiàn)。與動(dòng)態(tài)去耦相對(duì)應(yīng)的靜態(tài)去耦（staticdecoupling）是指通過機(jī)械開關(guān)的通與斷來控制和切換不同線圈的發(fā)射和接收電路。如頭線圈模式中體線圈與頭線圈間的去耦，通過頭線圈射頻插頭的連接動(dòng)作，直接將體線圈的發(fā)射和接收電路斷開，并使其失諧。3.4.4射頻脈沖發(fā)射單元射頻脈沖發(fā)射單元由射頻控制器、射頻脈沖序列發(fā)生器、射頻脈沖生成器、射頻振蕩器（射頻脈沖源）、頻率合成器、濾波放大器、波形調(diào)制器、射頻脈沖功率放大器、發(fā)射終端匹配電路及射頻發(fā)射線圈等功能組件構(gòu)成（

50、圖3-21）。射頻發(fā)射系統(tǒng)的功能在射頻控制器的統(tǒng)一指揮下，提供掃描序列所需的各種角度和功率的射頻脈沖。MRI中最常用的射頻脈沖有900和1800兩種，但是，各種小角度射頻脈沖激勵(lì)技術(shù)要求射頻發(fā)射單元還要能夠產(chǎn)生任意角度的射頻脈沖進(jìn)行RF激發(fā)。由公式3-4可知：改變射頻場(chǎng)斗的強(qiáng)度，就可改變RF脈沖的翻轉(zhuǎn)角。在射頻發(fā)射電路中，正是通過連續(xù)調(diào)整片的幅度來改變RF脈沖翻轉(zhuǎn)角的。射頻脈沖的頻率就是處于該MRI設(shè)備中氫質(zhì)子的共振頻率。MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)強(qiáng)度固定，則處于其中的氫質(zhì)子共振頻率也是固定不變的。但是，在帶多核波譜儀的系統(tǒng)中，由于系統(tǒng)還要對(duì)3ip、3He、23Na、13C等原子核進(jìn)行激勵(lì)，這就要求射

51、頻發(fā)射單元還能產(chǎn)生其它頻率的電磁波（射頻波、RF波）。上述射頻脈沖均在射頻振蕩器中產(chǎn)生。射頻發(fā)射系統(tǒng)的工作原理由振蕩器產(chǎn)生的RF波首先被送入頻率合成器。RF波的頻率在此得以校正，使之完全符合射頻脈沖序列的需要。然后，標(biāo)準(zhǔn)頻率的RF波進(jìn)入調(diào)制器。調(diào)制器的作用是產(chǎn)生所需寬度和幅度的波形。在這一過程中，RF脈沖的幅度經(jīng)過多級(jí)放大而得以提高。RF脈沖發(fā)射單元的最后一級(jí)為功率放大級(jí)，它輸出一定發(fā)射功率的RF波，通過反饋電路可以實(shí)現(xiàn)精確控制RF波的目標(biāo)。RF波需要通過一個(gè)阻抗匹配網(wǎng)絡(luò)才能最終進(jìn)入射頻發(fā)射線圈并產(chǎn)生射頻場(chǎng)B,B垂直于主磁場(chǎng)B0,使得RF脈沖能夠?qū)⑵淠芰狂詈辖o共振的原子核而引起質(zhì)子進(jìn)動(dòng),從而激

52、發(fā)出MR信號(hào)。阻抗匹配網(wǎng)絡(luò)在這里起諧振器、耦合器、緩沖器以及開關(guān)的多重作用。由于有些線圈（如體線圈和頭線圈）既是發(fā)射線圈又是接收線圈，就必須通過阻抗匹配網(wǎng)絡(luò)的轉(zhuǎn)換。射頻發(fā)射時(shí)，它提供的信號(hào)通路阻抗非常小（諧振通路），使射頻線圈成為發(fā)射天線；而當(dāng)射頻接收時(shí)，它提供的信號(hào)通路阻抗非常大，射頻線圈成為接收天線。特殊吸收比率的控制特殊吸收比率（SpecificAbsorptionRate，SAR）是計(jì)量電磁波（無線電頻率）輻射能量被人體實(shí)際吸收的計(jì)量尺度，以瓦特/每千克（W/kg）或毫瓦/每克（mW/g）來表示。世界各國(guó)政府普遍采用由獨(dú)立科學(xué)機(jī)構(gòu)所制定的全面國(guó)際安全準(zhǔn)則，來管理射頻能量對(duì)人體的暴露和輻

53、射，MRI設(shè)備也不例外，屬于需要采取具體防范措施對(duì)射頻脈沖發(fā)射單元的SAR值進(jìn)行嚴(yán)格管理和控制，防止灼傷人體等不良事件的發(fā)生。設(shè)置SAR值監(jiān)控電路，可以實(shí)現(xiàn)射頻能量在人體中累積過程的實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)。當(dāng)累積SAR值超過預(yù)先設(shè)定的安全值時(shí)，或者SAR值累積趨勢(shì)在未來短期（比如6秒）和長(zhǎng)期（比如60秒）時(shí)間內(nèi)將會(huì)超標(biāo)時(shí)，射頻控制系統(tǒng)會(huì)自動(dòng)啟動(dòng)安全機(jī)制，暫停RF波的輸出和掃描。只有通過上述嚴(yán)格的“安?！贝胧?，才能確保射頻脈沖發(fā)射單元對(duì)人體是安全的。3.4.4.4射頻功率放大器和射頻場(chǎng)射頻脈沖功率放大器是射頻脈沖發(fā)射單元的關(guān)鍵部件。一般要求它不僅能夠輸出足夠的功率，還要求它有一定寬度的頻帶、非常好的線性和可重

54、復(fù)性。此外，功率放大器的運(yùn)行必須是非常穩(wěn)定、耐久、以及可靠的。當(dāng)射頻脈沖的功率足夠大時(shí)，產(chǎn)生的射頻場(chǎng)才能使受激發(fā)層面內(nèi)質(zhì)子群的宏觀磁化強(qiáng)度矢量M在最短的時(shí)間內(nèi)翻轉(zhuǎn)。一般來說，射頻脈沖的寬度t要比人體組織的T2短很多，這樣脈沖作用期間的弛豫效應(yīng)方可忽略不計(jì)。3.4.4.5射頻發(fā)射線圈為了產(chǎn)生理想的射頻場(chǎng)，射頻發(fā)射線圈的設(shè)計(jì)應(yīng)使得它所產(chǎn)生的射頻場(chǎng)盡可能均勻，且在共振頻率處有極高的Q（諧振電路的品質(zhì)因素）值。射頻發(fā)射線圈的Q值越高，其能量轉(zhuǎn)換率越高，射頻脈沖電能轉(zhuǎn)化為射頻磁場(chǎng)能量的效率就越高。在MRI設(shè)備中，射頻發(fā)射/接收線圈的性能不僅取決于所用的元器件和電路形式，還決定于它的幾何形狀以及分布參數(shù)的

55、利用技術(shù)。3.4.5射頻脈沖接收單元質(zhì)子弛豫釋放出的信號(hào)被射頻接收線圈接收，經(jīng)過前置放大器放大轉(zhuǎn)至射頻相敏（相位敏感）檢波器解調(diào)，從信號(hào)中過濾出接近Larmor頻率波形，再經(jīng)A/D轉(zhuǎn)換器將波形轉(zhuǎn)換成數(shù)字信息，經(jīng)計(jì)算機(jī)處理最后形成MR信號(hào)。射頻脈沖接收信號(hào)電壓的計(jì)算射頻激勵(lì)脈沖關(guān)斷后，共振質(zhì)子的磁化強(qiáng)度矢量M就要回到其平衡態(tài)位置，從而在射頻接收線圈中產(chǎn)生自由感應(yīng)衰減（FreeInductionDecay，F(xiàn)ID）信號(hào)。下面以900RF脈沖過后M的自由進(jìn)動(dòng)為例來推導(dǎo)線圈中信號(hào)電壓的表達(dá)式。由法拉第電磁感應(yīng)定律，可知橫向磁化進(jìn)動(dòng)時(shí)在射頻接收線圈內(nèi)產(chǎn)生的感應(yīng)電動(dòng)勢(shì)為II=（公式3-5）公式3-5中，為

56、通過線圈總面積的磁通量。于是，線圈兩端的感應(yīng)電壓u為u=Q（公式3-6）公式3-6中，Q為接收線圈的品質(zhì)因數(shù)，為橫向磁化進(jìn)動(dòng)時(shí)在射頻接收線圈內(nèi)產(chǎn)生的感應(yīng)電動(dòng)勢(shì)。射頻接收線圈中得到的信號(hào)，實(shí)際上是質(zhì)子群的靜磁化強(qiáng)度矢量M0的橫向分量的虛部和實(shí)部，分別對(duì)應(yīng)于M0的y和x分量（M和M）。0yx射頻脈沖接收單元的功能和組成射頻脈沖接收單元的功能是接收人體產(chǎn)生的磁共振信號(hào)，并經(jīng)適當(dāng)放大和處理后供數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)使用。射頻脈沖接收單元由信號(hào)接收（前置放大器、混頻器、中頻放大器）、信號(hào)處理（相敏檢波、低通濾波器）、射頻接收控制器等電路組成（圖3-22）。3.4.5.3射頻前置放大器射頻前置放大器是射頻脈沖接收單元的重