醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第6章-磁共振成像設(shè)備課件

醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第六章磁共振成像設(shè)備

醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第六章第一節(jié)概述第一節(jié)概述目錄

一、發(fā)展簡史二、特點(diǎn)三、組成及工作原理目錄

一、發(fā)展簡史第一節(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。

FelixBloch（1905-1983）

EdwardMillsPurcell（1912-1997）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）電磁波的激勵時，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電磁波停止激勵時，吸收了能量的原子核又會把這部分能量釋放出來，即發(fā)射MR信號。第一節(jié)概述MR的基本原理是：第一節(jié)

概述1967年，約翰斯（JasperJohns）等人首先利用活體動物進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，成功地檢測出動物體內(nèi)分布的氫、磷和氮的MR信號。1970年，美國紐約州立大學(xué)的達(dá)馬迪安（RaymondDamadian）對已植入惡性腫瘤細(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信號明顯不同。

RaymondDamadian（1936~）第一節(jié)概述1967年，約翰斯（JasperJohns）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1971年，達(dá)馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發(fā)表第一節(jié)

概述1972年，美國紐約州立大學(xué)的勞特伯（PaulLauterbur）指出用MR信號完全可以重建圖像1973年勞特伯采用三個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~）第一節(jié)概述1972年，美國紐約州立大學(xué)的勞特伯（Paul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1974年，英國科學(xué)家曼斯菲爾德（PeterMansfie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。第一節(jié)概述平面回波成像法早在1977年就已提出，但因受硬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7TSiemensMRMRI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)型都已采用開放型第一節(jié)

概述采用級聯(lián)脈寬調(diào)制功率放大級構(gòu)成的增強(qiáng)梯度放大器已可輸出2000V、500A的大功率信號，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個接收通道，支持3~4倍的圖像采集速度。第一節(jié)概述采用級聯(lián)脈寬調(diào)制功率放大級構(gòu)成的增強(qiáng)梯度放大器第一節(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），是一個重大的技術(shù)突破，能大幅度縮短MRI掃描時間。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MRI技術(shù)進(jìn)展：①EPI使MR的成像時間大大縮短，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。具有瞬時成像，可去除運(yùn)動偽影、高時間分辨力便于動態(tài)研究。第一節(jié)

概述MRI技術(shù)進(jìn)展：第一節(jié)概述第一節(jié)

概述②磁共振血管成像（magneticresonanceangiographer，MRA）：MRA不需要對比劑即可得到血管造影像。近年發(fā)展的動態(tài)增強(qiáng)MRA（dynamiccontrast-enhancedMRA，DCEMRA），應(yīng)用靜脈注射順磁性對比劑是一全新MRA技術(shù)。

第一節(jié)概述②磁共振血管成像（magneticreson第一節(jié)

概述③FMRI技術(shù)：FMRI技術(shù)包括血氧水平依賴對比增強(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。

第一節(jié)概述③FMRI技術(shù)：FMRI技術(shù)包括血氧水平依賴對第一節(jié)

概述④磁共振成像介入，有良好的組織對比度，亞毫米級空間分辨力，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)動如呼吸、血流、腦脊液脈動、心臟跳動、胃腸蠕動等引起的磁共振圖像的偽影。第一節(jié)概述④磁共振成像介入，有良好的組織對比度，亞毫米級第一節(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．高對比度成像

在所有醫(yī)學(xué)影像技術(shù)中，MRI的軟組織對比分辨力最高。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。第一節(jié)概述二、特點(diǎn)第一節(jié)

概述5．無須使用對比劑，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，其原理為流體的時飛（timeofflight，TOF）效應(yīng)和相位對比（phasecontrast，PC）敏感性（不需注射對比劑）。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

。第一節(jié)概述5．無須使用對比劑，可直接顯示心臟和血管結(jié)構(gòu)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。第一節(jié)概述三、組成及工作原理第一節(jié)

概述三、組成及工作原理MR設(shè)備結(jié)構(gòu)框圖第一節(jié)概述三、組成及工作原理MR設(shè)備結(jié)構(gòu)框圖第一節(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)對整個系統(tǒng)各部分的運(yùn)行進(jìn)行控制，使整個成像過程動作協(xié)調(diào)一致，產(chǎn)生高質(zhì)量圖像。第一節(jié)概述RF接收器由前置放大器、RF放大器、帶通濾波器第二節(jié)主磁體系統(tǒng)第二節(jié)主磁體系統(tǒng)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、磁屏蔽目錄

一、主磁體的性能指標(biāo)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交變磁場激勵時，即發(fā)出MR信號。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，就會引起至少3°的相位差，圖像上將會產(chǎn)生偽影。B0的均勻性亦非常重要。磁場不均勻會產(chǎn)生信號丟失以及幾何畸變。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第二節(jié)

主磁體系統(tǒng)對于全身成像主磁體，直徑大約為1～1.2m。對于動物或人的四肢成像，通常直徑為0.3m。磁體會對人體健康或設(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。主磁體儲存的磁能一般有兆焦級的巨大能量，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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)對于全身成像主磁體，直徑大約為1～1.2一、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)一、主磁體的性能指標(biāo)第二節(jié)主磁體系統(tǒng)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。為對病人進(jìn)行空間定位，在B0之上還需疊加梯度磁場△B

。單個體素上的△B必須大于其磁場偏差，否則將會扭曲定位信號，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)量也會越低。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)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)磁場均勻性（magnetic

field

homogenei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，這叫做絕對值表示法。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)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)定度是指單位時間磁場的變化率，短期穩(wěn)定度要在幾個ppm/h之內(nèi)，長期穩(wěn)定度要在10ppm/h之內(nèi)。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)、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，所剩空間的有效內(nèi)徑。對于全身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，因而具有對稱性,通常以等高斯線圖來表示。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。永磁體第二節(jié)主磁體系統(tǒng)二、永磁型磁體永磁體第二節(jié)

主磁體系統(tǒng)2．性能

永磁體的造價低，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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)2．性能永磁體的造價低，場強(qiáng)可達(dá)0.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第二節(jié)主磁體系統(tǒng)3．主要技術(shù)參數(shù)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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（三）超導(dǎo)型磁體第二節(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）四個或六個線圈當(dāng)電流通過圓形線圈時，在導(dǎo)線的周圍會產(chǎn)生磁場。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)2.超導(dǎo)磁體的結(jié)構(gòu)形式第二節(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％。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（2）螺線管線圈第二節(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)。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)3．超導(dǎo)磁體的低溫系統(tǒng)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，便永久工作，不需外加電源。若用一個輻射罩，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)充時間可大大延長。對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)裝磁體第二節(jié)

主磁體系統(tǒng)安裝時，MRI設(shè)備的超導(dǎo)線圈首先經(jīng)液氦冷卻，然后通入勵磁電流，當(dāng)達(dá)到預(yù)期的場強(qiáng)時，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)生的磁場每年只會下降幾高斯。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)安裝時，MRI設(shè)備的超導(dǎo)線圈首先經(jīng)液氦冷第二節(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，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）瞬時穩(wěn)定性：≤0.1ppm/h磁體孔徑：0.9～1.0m充磁時間：0.2～0.5h第二節(jié)主磁體系統(tǒng)5．主要技術(shù)參數(shù)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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)6.場強(qiáng)的選擇第二節(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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)四、勻場技術(shù)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，材料價格便宜，不需要昂貴的高精度電源。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（一）無源勻場第二節(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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)（二）有源勻場第二節(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、梯度線圈和射第二節(jié)

主磁體系統(tǒng)在勻場時，勻場電源的質(zhì)量對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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)在勻場時，勻場電源的質(zhì)量對于勻場效果起著第二節(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?？稍谙到y(tǒng)軟件的控制下進(jìn)行。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第二節(jié)

主磁體系統(tǒng)五、磁屏蔽磁場屏蔽效果的評價標(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。第二節(jié)主磁體系統(tǒng)五、磁屏蔽第三節(jié)梯度磁場的產(chǎn)生第三節(jié)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)目錄

一、梯度磁場的產(chǎn)生第三節(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)生的共振信號的頻率都一樣，就無法區(qū)分各處產(chǎn)生的信號。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)一、梯度磁場的產(chǎn)生第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)如果在靜磁場B0上疊加一個線性梯度磁場，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：第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)如果在靜磁場B0上疊加一個線性梯度磁場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)

Gx叫做頻率編碼梯度磁場；第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)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。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（二）組成第三節(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)動電流比較大。驅(qū)動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電平，控制高壓開關(guān)電路。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)算第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)（三）渦流對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，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，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。因此渦流會削弱梯度磁場。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（三）渦流對梯度磁場的影響如圖，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)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)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?？梢岳糜性刺荻却艌銎帘危丛谔荻染€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。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)二、梯度磁場線圈MRI設(shè)備的梯度磁場線圈應(yīng)滿足下列4個要求：①良好的線性特性②響應(yīng)時間短③功耗小：梯度磁場線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)MRI設(shè)備的梯度磁場線圈應(yīng)滿足下列4個要求：第三節(jié)梯度磁第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)用一對半徑為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，可得到最均勻的梯度磁場。另外兩個梯度磁場Gx和Gy不是軸對稱的，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。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)用一對半徑為a的圓形線圈可得到梯度磁場第三節(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，Gy可變?yōu)榈谌?jié)梯度磁場系統(tǒng)（一）直線系統(tǒng)第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)（二）鞍形線圈圖為兩對鞍形線圈構(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°。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)（二）鞍形線圈第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)圖為四對鞍形線圈所構(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°。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)圖為四對鞍形線圈所構(gòu)成的梯度磁場線圈，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、對比度、成像時間長短和成像層多少等因素有關(guān)。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)三、技術(shù)參數(shù)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間，TΦ是相位編碼梯度脈沖的時間，

是選層RF脈沖的頻寬。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，第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)2．梯度切換率和梯度上升時間梯度切換率（slewrate)是指單位時間及單位長度內(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。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)2．梯度切換率和梯度上升時間梯度切83可編輯83可編輯第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)以自旋回波脈沖序列為例，回波時間TE與各梯度脈沖的時間：Tp是選層梯度脈沖寬度，Tg為梯度脈沖的上升或下降時間，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：第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)以自旋回波脈沖序列為例，回波時間TE與第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)可見，TE不變時，降低Tp或Tk，可減小噪聲。而信號強(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，信號強(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。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)可見，TE不變時，降低Tp或Tk，可減第三節(jié)

梯度磁場系統(tǒng)3．工作周期

它是在TR期間，梯度磁場工作的時間占TR時間的百分?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％。第三節(jié)梯度磁場系統(tǒng)3．工作周期它是在TR期間，梯度磁第四節(jié)掃射頻系統(tǒng)第四節(jié)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

目錄

一、射頻線圈的種類第四節(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信號的接收和RF激勵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。

第四節(jié)射頻系統(tǒng)一、射頻線圈的種類第四節(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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)1.按功能分類按功能射頻線圈可分為第四節(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繞組，相應(yīng)射頻磁場也只有一個方向。而圓形極化的線圈一般被稱為正交線圈。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)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)二、發(fā)射線圈與發(fā)射通道第四節(jié)射頻系統(tǒng)式中R為發(fā)射線圈的電阻，這個電阻一般很小。Q值為幾十~幾百。發(fā)射線圈電路第四節(jié)

射頻系統(tǒng)發(fā)射線圈電路第四節(jié)射頻系統(tǒng)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)發(fā)射線圈的基本要求是：第四節(jié)射頻系統(tǒng)第四節(jié)

射頻系統(tǒng)最簡單的發(fā)射線圈由單個圓形線圈組成。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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)最簡單的發(fā)射線圈由單個圓形線圈組成。其分布第四節(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頻率相對偏低<10MHz。對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（大約第四節(jié)射頻系統(tǒng)當(dāng)頻率高于25MHz時，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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)當(dāng)頻率高于25MHz時，鳥籠式線圈是一種R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、對脈沖進(jìn)行衰減控制、脈沖功率放大和監(jiān)視等幾個功能。1.頻率合成器發(fā)射部分需要一路中頻信號和一路同中頻進(jìn)行混頻的信號；接收部分需要用到兩路具有90度相位差的中頻信號和用以混頻的一路RF信號；同時整個RF部分的控制還要一個共用的時鐘信號。第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道頻率合成器第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道頻率合成器第四節(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混頻，產(chǎn)生RF信號，同時通過門控電路形成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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道第四節(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RF信號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小空間區(qū)域的原子核，還需對RF信號進(jìn)行幅度調(diào)制。雙平衡混合器第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道雙平衡混合器第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道4．功率放大級發(fā)射調(diào)制器輸出的RF脈沖信號必須經(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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道第四節(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，并且接收中使用的中頻信號相位又有特別要求。第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）發(fā)射通道第四節(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，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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道第四節(jié)

射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道如同一個線圈分別用于發(fā)射和接收，可用一個“Q開關(guān)”，使該線圈在發(fā)射脈沖期間為低Q值，而在接收信號時變?yōu)楦逹值。接收器保護(hù)電路第四節(jié)射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道接收器保護(hù)電路第四節(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。脊柱表明線圈第四節(jié)射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道脊柱表明線圈第四節(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，它由四個矩形線圈并排、相鄰線圈部分地重疊組成。第四節(jié)射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道第四節(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。第四節(jié)射頻系統(tǒng)三、接收線圈與接收通道第四節(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，稱為一體化全景第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道接收線圈的MR信號所產(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)。

第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）接收通道第四節(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；至少須有一對對接二極管，最好用有源門電路。對放大器鏈的其余部分的要求較低，總增益約為104可調(diào)。

第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）接收通道第四節(jié)

射頻系統(tǒng)（二）接收通道2．混頻器與濾波器信號經(jīng)過低噪聲前置放大后進(jìn)行變頻，將信號頻譜搬移到中頻上。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。

第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）接收通道第四節(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中檢測出低頻MRI信號。

優(yōu)點(diǎn)：制作容易、不需要參考信號、能減小高頻漏泄影響等；缺點(diǎn)：①通帶很寬，SNR??；②檢波特性曲線不是線性；，③對高頻信號的相位不敏感。

MR信號頻譜第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）接收通道優(yōu)點(diǎn)：MR信號頻譜第四節(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及檢波輸出的低頻信號必須由低頻放大器將檢波后的MRI信號進(jìn)行放大。為保證不失真地進(jìn)行放大，對低頻放大器的要求：①要有良好的線性；②要有較寬的頻率響應(yīng)特性。

第四節(jié)射頻系統(tǒng)（二）接收通道第四節(jié)

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

第四節(jié)射頻系統(tǒng)5．ADCMR信號是隨時間連續(xù)變化的模第四節(jié)

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

采樣信號第四節(jié)射頻系統(tǒng)如果采樣頻率f小于被采樣信號的頻率的兩倍，第四節(jié)

射頻系統(tǒng)MRI信號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)的信號頻率應(yīng)為12～120kHz。因此，采樣頻率應(yīng)在24～240kHz以上。

FID第四節(jié)射頻系統(tǒng)MRI信號的頻譜取決于梯度磁場和層面的大小第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)目錄

一、梯度磁場的控制二、射頻脈沖的控制三、圖像重建四、圖像顯示目錄

一、梯度磁場的控制第五節(jié)

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

功能:數(shù)據(jù)采集、處理、存儲、恢復(fù)及多幅顯示。選擇觀察野、建立RF脈沖波形和時序圖、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)存儲的磁盤。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

功能:數(shù)據(jù)采集、處理、存儲、恢復(fù)及多第五節(jié)

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)主計(jì)算機(jī)系統(tǒng)由主機(jī)、磁盤存儲器、光盤存儲器、控制臺、主圖像顯示器（主診斷臺）、輔圖像顯示器（輔診斷臺）、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、遠(yuǎn)程會診等重要功能。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)、磁盤存儲器、光盤存儲第五節(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，每個梯度磁場都有一定的形狀，并且X、Y、Z三個方向的梯度之間有很嚴(yán)格的時序關(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的工作時間被占用，無法進(jìn)行其它工作。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)一、梯度磁場的控制較先進(jìn)的方法是用計(jì)算機(jī)對梯度電流波形進(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較先進(jìn)的方法是用計(jì)算機(jī)對梯度電流波形進(jìn)行間接控制。其原理如圖二、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)二、射頻脈沖的控制第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)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)，在初始化時將RF波形的數(shù)值在時間上序列化，再以空間順序存儲于RF存儲器中，存儲器的地址受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°等信號來控制。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)，在第五節(jié)

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)RF脈沖控制部分原理框圖第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)RF脈沖控制部分原理框圖三、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，再經(jīng)接收電路將MR信號變成數(shù)字信號。此數(shù)字信號還只是原始數(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)三、圖像重建第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)第五節(jié)

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)圖像重建的本質(zhì)是對數(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、直接存儲器存取通道以及傅里葉變換器組成。

第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)圖像重建的本質(zhì)是對數(shù)據(jù)進(jìn)行高速數(shù)學(xué)運(yùn)算。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)該對應(yīng)兩個原始數(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)行行和列兩個方向的快速傅里葉變換。圖像處理器再對這兩個矩陣的對應(yīng)點(diǎn)取模，就得出一個新的矩陣，兩個方向的模矩陣中每個元素值的大小正比于每個體素磁共振信號的強(qiáng)度，以其作為灰度值顯示出來時就得到所需的磁共振圖像。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，對比度≥600：1，亮度≥270cd／m2，液晶顯示器響應(yīng)時間≤25ms，其上下和左右的視角≥±85度。第五節(jié)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)四、圖像顯示第六節(jié)核磁共振質(zhì)量保證第六節(jié)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、磁共振成像偽影目錄

一、MRI設(shè)備質(zhì)量保證主要參數(shù)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。對設(shè)備實(shí)施質(zhì)量保證的目的是使診斷準(zhǔn)確及時，減少病人在受檢過程中的危險、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試驗(yàn)物體如模模體擬進(jìn)行的。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證

MRI設(shè)備質(zhì)量保證指整個系第六節(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)之后需對其進(jìn)行校準(zhǔn)，屬于日常質(zhì)量保證檢測項(xiàng)目。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證1.共振頻率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）=

2.磁場均勻性通過測量某一特定波峰的半高寬（full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)生均勻信號的模體置于磁體物理中心，啟動掃描后便可記錄ROI的信號強(qiáng)度。信號強(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、升級梯度系統(tǒng)后必須進(jìn)行測試。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證4.渦流補(bǔ)償?shù)湫偷臋z測（二）信號強(qiáng)度參數(shù)

1.信噪比

信噪比是指圖像的信號強(qiáng)度與噪聲強(qiáng)度的比值。信號強(qiáng)度是指圖像中某一感興趣區(qū)內(nèi)各像素信號強(qiáng)度的平均值；噪聲是指同一感興趣區(qū)等量像素信號強(qiáng)度的標(biāo)準(zhǔn)差。由圖像計(jì)算得到的信噪比是對整個磁共振成像系統(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（二）信號強(qiáng)度參數(shù)第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證第六節(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)用時需要對上述參數(shù)進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整，以保證圖像的SNR。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。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)域中信號最大值，Smin為所測區(qū)域中信號最小值。第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證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)。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證（三）幾何參數(shù)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，后者通常是指兩個相鄰層面厚度中心點(diǎn)之間的距離。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)層面二、磁共振成像設(shè)備性檢測模體（一）模體材料模體（phantom）是各種檢測標(biāo)準(zhǔn)中常說的檢測物，即測試所用的模擬人體物。模體又稱為水模。MRI模體材料應(yīng)具有化學(xué)和熱穩(wěn)定性，在存放期間不應(yīng)有大的變化，否則會影響參數(shù)測量。模體材料的T1、T2及質(zhì)子密度應(yīng)滿足以下要求：100ms<T1<1200ms，50ms<T2<400ms，及質(zhì)子密度≈H2O密度。第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證二、磁共振成像設(shè)備性檢測模體第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證有許多材料可用于MRI模體，這些材料大多是含有大量質(zhì)子的凝膠和不同順磁性離子的水溶液。列出了一些材料的弛豫時間。

幾種常用模體試劑的弛豫時間（0.5T，20MHz）溶劑濃度T1/msT2/msCuSO41～25mmol860～40625～38NiCl21～25mmol806～59763～661，2-丙二醇0～100%2134～217485～72MnCl20.1～1mmol982～132－第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證有許多材料可用于MRI模體，第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證（二）Magphan模體Magphan模體是美國模體實(shí)驗(yàn)室設(shè)計(jì)的一種磁共振模體，此組合型Magphan模體可進(jìn)行橫斷面、冠狀面和矢狀面及斜面的成像，可檢測：①信噪比；②均勻度；③幾何畸變(空間線性)；④掃描層厚和連續(xù)性；⑤空間分辨率；⑥低對比分辨率；⑦偽影；⑧T1、T2的測量(靈敏度的檢測)等參數(shù)。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證（二）Magphan模體第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證三、磁共振成像偽影偽影（又稱鬼影Ghost）是指成像和信息處理過程中人體并不存在的錯誤特征，致使圖像質(zhì)量下降。如心臟的搏動偽影，血管的流動偽影，腹部的呼吸運(yùn)動偽影等。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證三、磁共振成像偽影第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證1.磁共振梯度偽影

梯度系統(tǒng)故障導(dǎo)致的偽影一般出現(xiàn)在圖像的編碼方向，有的貫穿整幅圖像，有的表現(xiàn)為被掃描體輪廓的條紋，圖像無法重聚。有的在頻率或相位編碼方向有明顯的幾何結(jié)構(gòu)失真。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證1.磁共振梯度偽影梯度第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證梯度偽影的原因：①梯度場的非線性引起幾何結(jié)構(gòu)失真。梯度強(qiáng)度和線性關(guān)系失真越厲害，所成像的幾何結(jié)構(gòu)失真也越厲害。渦流導(dǎo)致梯度非線性第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證梯度偽影的原因：渦流導(dǎo)致梯度第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證②梯度系統(tǒng)控制電路故障，可能導(dǎo)致某個軸直流偏置增大，或梯度切換不良，造成偽影。③梯度線圈的工作在交變的大電流狀態(tài)，工作時梯度場快速變化所產(chǎn)生的力，使梯度線圈發(fā)生強(qiáng)烈的機(jī)械振動，給圖像帶來偽影。梯度線圈故障偽影第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證②梯度系統(tǒng)控制電路故障，可第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證2．射頻偽影

由于受MRI設(shè)備內(nèi)部或外來的射頻場干擾造成的圖像偽影稱為射頻偽影。射頻偽影通常表現(xiàn)為明暗相間的點(diǎn)狀結(jié)構(gòu)排成線狀，類似拉鏈，又稱為拉鏈偽影。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證2．射頻偽影由于受MRI第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證3．射頻不均勻性偽影

表面線圈包括相控陣線圈接收MR信號在整個采集容積區(qū)域是不均勻的，越靠近線圈的部位采集到的信號越高，而越遠(yuǎn)離線圈的部位采集到的信號越低，這種現(xiàn)象被稱為近線圈效應(yīng)，也被稱為射頻不均勻偽影。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證3．射頻不均勻性偽影表面第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證射頻不均勻偽影的主要解決方案有兩種：①采用濾過技術(shù)。這實(shí)際上是一種圖像后處理技術(shù)，使距離線圈不同遠(yuǎn)近的組織信號盡可能的較為接近。②利用表面線圈敏感度信息與體線圈比對的方法。在使用平行采集時需要事先利用快速序列來獲取線圈敏感度信息，這些信息除了可以用于平行采集技術(shù)外，還可用于近線圈效應(yīng)的校正。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證射頻不均勻偽影的主要解決方案第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證4．自由感應(yīng)衰減偽影

是在自旋回波序列中由自由感應(yīng)衰減信號干擾造成的拉鏈狀偽影稱為自由感應(yīng)衰減偽影。該拉鏈狀偽影沿頻率編碼方向，但位于圖像相位編碼方向的中點(diǎn)，因此也稱為中心拉鏈偽影。自由感應(yīng)衰減偽影的主要對策有：①設(shè)計(jì)更為理想的選擇性射頻脈沖波形。②調(diào)整射頻激發(fā)的相位周期。③采用擾相梯度，使多余的橫向磁化矢量失相位。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證4．自由感應(yīng)衰減偽影是第六節(jié)

磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證5．人字形偽影

人字形偽影表現(xiàn)為整幅圖像中重疊有類似于織物條紋或網(wǎng)格的干擾偽影，又稱網(wǎng)格偽影。尖峰干擾將造成K空間中的“壞點(diǎn)”，傅里葉變換后，這些壞點(diǎn)將在最終的圖像中表現(xiàn)為網(wǎng)格狀偽影。第六節(jié)磁共振成像設(shè)備質(zhì)量保證5．人字形偽影人字形偽影

第六章

磁共振成像設(shè)備思考題磁共振成像系統(tǒng)有哪幾部分組成?它們各起什么作用?磁共振成像設(shè)備的主磁體有哪幾種類型：比較幾種磁體類型的優(yōu)缺點(diǎn)。超導(dǎo)磁體有何優(yōu)缺點(diǎn)？勻場有哪些類型?如何勻場?簡述梯度系統(tǒng)組成及磁共振信號的空間定位原理。梯度系統(tǒng)產(chǎn)生的渦流對成像有什么影響?如何解決?評價梯度系統(tǒng)性能的參數(shù)有哪些?簡述射頻系統(tǒng)的組成及其工作原理。第六章磁共振成像設(shè)備思考題醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第6章-磁共振成像設(shè)備課件164可編輯164可編輯醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第六章磁共振成像設(shè)備

醫(yī)學(xué)影像設(shè)備學(xué)第六章第一節(jié)概述第一節(jié)概述目錄

一、發(fā)展簡史二、特點(diǎn)三、組成及工作原理目錄

一、發(fā)展簡史第一節(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。

FelixBloch（1905-1983）

EdwardMillsPurcell（1912-1997）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）電磁波的激勵時，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電磁波停止激勵時，吸收了能量的原子核又會把這部分能量釋放出來，即發(fā)射MR信號。第一節(jié)概述MR的基本原理是：第一節(jié)

概述1967年，約翰斯（JasperJohns）等人首先利用活體動物進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，成功地檢測出動物體內(nèi)分布的氫、磷和氮的MR信號。1970年，美國紐約州立大學(xué)的達(dá)馬迪安（RaymondDamadian）對已植入惡性腫瘤細(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信號明顯不同。

RaymondDamadian（1936~）第一節(jié)概述1967年，約翰斯（JasperJohns）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1971年，達(dá)馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發(fā)表第一節(jié)

概述1972年，美國紐約州立大學(xué)的勞特伯（PaulLauterbur）指出用MR信號完全可以重建圖像1973年勞特伯采用三個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~）第一節(jié)概述1972年，美國紐約州立大學(xué)的勞特伯（Paul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1974年，英國科學(xué)家曼斯菲爾德（PeterMansfie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。第一節(jié)概述平面回波成像法早在1977年就已提出，但因受硬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7TSiemensMRMRI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