醫學影像設備學第六章磁共振成像設備

醫學影像設備學第六章第一節概述第一節概述目錄

一、發展簡史二、特點三、組成及工作原理目錄

一、發展簡史第一節

概述

MR現象是1946年分別由美國斯坦福大學物理系菲利克斯·布洛赫(FelixBloch)教授和哈佛大學的愛德華·普塞爾(EdwardPurcell)教授領導的小組同時獨立發現的。Bloch和Purcell共同獲得了1952年的諾貝爾物理學獎。

FelixBloch（1905-1983）

EdwardMillsPurcell（1912-1997）第一節概述

MR現象是1946年分別由美國斯坦福大學物理第一節

概述MR的基本原理是：當處于磁場中的物質受到射頻（RadioFrequency，RF）電磁波的激勵時，如果RF電磁波的頻率與磁場強度的關系滿足拉莫爾方程，則組成物質的一些原子核會發生共振，即所謂的MR現象。原子核吸收了RF電磁波的能量，當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，即發射MR信號。第一節概述MR的基本原理是：第一節

概述1967年，約翰斯（JasperJohns）等人首先利用活體動物進行實驗，成功地檢測出動物體內分布的氫、磷和氮的MR信號。1970年，美國紐約州立大學的達馬迪安（RaymondDamadian）對已植入惡性腫瘤細胞的老鼠進行了MR實驗，發現正常組織與惡性腫瘤組織的MR信號明顯不同。

RaymondDamadian（1936~）第一節概述1967年，約翰斯（JasperJohns）1971年，達馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發表。達馬迪安認為，利用MR對生物體進行成像是可能的。1977年達馬迪安等人建成了人類歷史上第一臺全身MRI設備，并于1977年7月3日取得第一幅橫斷面質子密度圖像。第一節

概述1971年，達馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發表第一節

概述1972年，美國紐約州立大學的勞特伯（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樣品，使之得到所需的成像層面。Lauterbur（1929~）第一節概述1972年，美國紐約州立大學的勞特伯（Paul第一節

概述在成像方法方面，除了勞特伯的組合層析法和達馬迪安的FONAR法以外，還出現了許多新方法，大大豐富了MRI理論。第一節概述在成像方法方面，除了勞特伯的組合層析法和達馬迪1974年，英國科學家曼斯菲爾德（PeterMansfield）研究出脈沖梯度法選擇成像斷層的方法；1974年英國諾丁漢大學的欣肖（W.S.Hinshaw）提出的敏感點成像方法（sensitivepoint）；1975年瑞士蘇黎世的庫瑪（A.Kumar）、韋特（D.Wetti）和恩斯特（R.R.Ernst）等三人報道的快速傅立葉成像法；1977年鮑托姆雷（P.A.Bootomley）在敏感點成像技術的基礎上提出了多敏感點成像法；第一節

概述1974年，英國科學家曼斯菲爾德（PeterMansfie第一節

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在才實現。快速傅立葉成像方法因具有效率高、功能多、產生的圖像分辨力高、偽影小等優點，故被廣泛地應用。2003年的諾貝爾生理學或醫學獎授予了美國科學家勞特伯和英國諾丁漢大學教授曼斯菲爾德。第一節概述平面回波成像法早在1977年就已提出，但因受硬MRI技術飛速發展，高性能梯度磁場、開放型磁體、軟線圈、相控陣線圈以及計算機網絡的應用，顯示出MRI設備的硬件發展趨勢。超高磁場MRI設備發展十分迅速，3T全身MRI設備已用于臨床，9.4TMRI設備樣機已研制成功。第一節

概述7TSiemensMRMRI技術飛速發展，高性能梯度磁場、開放型磁體、軟線圈、相控低場強MRI設備，不論是永磁型、常導型或超導型都已采用開放型；中場強開放式MRI設備也已應用。性能大幅度提高，圖像質量、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

概述低場強MRI設備，不論是永磁型、常導型或超導型都已采用開放型第一節

概述采用級聯脈寬調制功率放大級構成的增強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。已開發出雙梯度系統，最大梯度磁場強可達80mT/m，其切換率可達到150mT/m/ms。多元陣列式全景線圈的發展十分迅速，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。第一節概述采用級聯脈寬調制功率放大級構成的增強梯度放大器第一節

概述在圖像重建方面，非笛卡兒的重建、不完整數據的采集、與并行成像技術有關的重建方法都是當前十分活躍的領域。并行成像技術，又稱為靈敏度編碼技術（sensitivityencodingtechnique，SENSE）或陣列轉換處理器技術（arrayspatialsensitivityencodingtechnique，ASSET），是一個重大的技術突破，能大幅度縮短MRI掃描時間。第一節概述在圖像重建方面，非笛卡兒的重建、不完整數據的采MRI技術進展：①EPI使MR的成像時間大大縮短，通常每秒可獲取20幅圖像，30ms內采集完成一幅完整的圖像。具有瞬時成像，可去除運動偽影、高時間分辨力便于動態研究。第一節

概述MRI技術進展：第一節概述第一節

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。近年發展的動態增強MRA（dynamiccontrast-enhancedMRA，DCEMRA），應用靜脈注射順磁性對比劑是一全新MRA技術。

第一節概述②磁共振血管成像（magneticreson第一節

概述③FMRI技術：FMRI技術包括血氧水平依賴對比增強成像技術、彌散加權成像、灌注加權成像、彌散張量成像及MRS等。

第一節概述③FMRI技術：FMRI技術包括血氧水平依賴對第一節

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，如空間預飽和技術、梯度磁矩衡消技術和快速成像技術等，可有效消除人體的生理運動如呼吸、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

概述二、特點MRI設備與其他影像設備相比較具有以下優點：1．無電離輻射危害

。2．多參數成像，可提供豐富的診斷信息

。3．高對比度成像

在所有醫學影像技術中，MRI的軟組織對比分辨力最高。4．MRI設備具有任意方向斷層的能力MRI設備可獲得橫斷、冠狀斷、矢狀斷和不同角度的斜斷面圖像。第一節概述二、特點第一節

概述5．無須使用對比劑，可直接顯示心臟和血管結構

采用MRI技術可以測定血流，其原理為流體的時飛（timeofflight，TOF）效應和相位對比（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．可進行功能、組織化學和生物化學方面的研究

。第一節概述5．無須使用對比劑，可直接顯示心臟和血管結構第一節

概述三、組成及工作原理MRI設備的基本結構，主要由主磁體、梯度系統、射頻系統、計算機系統和其他輔助設備等組成。目前MRI設備已普遍提供符合DICOM3.0標準的輸出接口，可方便連接到PACS中。第一節概述三、組成及工作原理第一節

概述三、組成及工作原理MR設備結構框圖第一節概述三、組成及工作原理MR設備結構框圖第一節

概述MRI設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發射線圈以及接收線圈。梯度發生器產生一定開關形狀的梯度電流，經放大后由驅動電路送至梯度線圈產生所需的梯度磁場，以實現MR信號的空間編碼。RF發射器包括頻率合成器、RF形成、放大和功放，產生所需要的RF脈沖電流，送至RF發射線圈。第一節概述MRI設備一般把主磁體做成圓柱形或矩形腔體，里第一節

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轉換器等組成。計算機將采集到的數據進行圖像重建，并將圖像數據送到顯示器進行顯示。計算機還負責對整個系統各部分的運行進行控制，使整個成像過程動作協調一致，產生高質量圖像。第一節概述RF接收器由前置放大器、RF放大器、帶通濾波器第二節主磁體系統第二節主磁體系統目錄

一、主磁體的性能指標二、永磁型磁體三、超導型磁體四、勻場技術五、磁屏蔽目錄

一、主磁體的性能指標第二節

主磁體系統主磁體是MRI設備最重要、成本最高的部件。作用是產生一個均勻的靜磁場，使處于該磁場中的人體內氫原子核被磁化而形成磁化強度矢量。當磁化強度矢量受到滿足MR條件的RF交變磁場激勵時，即發出MR信號。第二節主磁體系統主磁體是MRI設備最重要、成本最高的部件第二節

主磁體系統B0的穩定性非常重要。只要有十億分之幾十T的變化，就會引起至少3°的相位差，圖像上將會產生偽影。B0的均勻性亦非常重要。磁場不均勻會產生信號丟失以及幾何畸變。一般要求在直徑25～50cm的球體內均勻度應為10～100ppm。第二節主磁體系統B0的穩定性非常重要。只要有十億分之幾十第二節

主磁體系統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，一旦磁體電源或內部接線斷開，或超導磁體突然熄火，將有大量能量釋放出來引起很大的破壞作用。第二節主磁體系統對于全身成像主磁體，直徑大約為1～1.2一、主磁體的性能指標臨床用MRI設備的主磁體有三種：永磁體、常導磁體和超導磁體，常導磁體目前基本已淘汰。磁場強度磁場均勻性磁場穩定性有效孔徑邊緣場空間范圍第二節

主磁體系統一、主磁體的性能指標第二節主磁體系統第二節

主磁體系統1．磁場強度MRI設備的主磁場又叫靜磁場。在一定范圍內增加其強度，可提高圖像的SNR。MRI設備的場強不能太低。隨著超導材料價格和低溫制冷費用的下降，現在大多數MRI設備采用超導磁體，磁場強度在0.5～9.4T范圍。第二節主磁體系統1．磁場強度MRI設備的主磁場又叫靜第二節

主磁體系統2.磁場均勻性

主磁體在其工作孔徑內產生勻強磁場B0。為對病人進行空間定位，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，降低成像質量。磁場的偏差越大，表示均勻性越差，圖像質量也會越低。第二節主磁體系統2.磁場均勻性主磁體在其工作孔徑內磁場均勻性（magnetic

field

homogeneity）是指在特定容積限度內磁場的同一性，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，習慣上這樣的偏差單位稱為ppm（partpermillion）。第二節

主磁體系統磁場均勻性（magnetic

field

homogenei第二節

主磁體系統均勻性標準的規定還與所取測量空間的大小有關。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的球體內分別是510ppm和10ppm；被測標本區每立方厘米的空間應小于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。第二節主磁體系統均勻性標準的規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測量儀（高斯計）探頭，并逐點測量其場強，然后通過計算機處理數據、計算整個容積內的磁場均勻性。磁場均勻性并不是固定不變的。第二節

主磁體系統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

主磁體系統3．磁場穩定性

受磁體附近鐵磁性物質、環境溫度或勻場電源漂移等因素的影響，磁場的均勻性或B0也會發生變化，這就是常說的磁場漂移。磁場穩定度是指單位時間磁場的變化率，短期穩定度要在幾個ppm/h之內，長期穩定度要在10ppm/h之內。第二節主磁體系統3．磁場穩定性受磁體附近鐵磁性物質、第二節

主磁體系統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、內護板、隔音腔和外殼等部件在磁體檢查孔道安裝完畢，所剩空間的有效內徑。對于全身MRI設備，一般來說其有效孔徑尺寸必須至少達到60cm。第二節主磁體系統4．磁體有效孔徑磁體有效孔徑是指梯度第二節

主磁體系統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，隨著空間點與磁體距離的增大，邊緣場的場強逐漸降低。邊緣場是以磁體原點為中心向周圍空間發散的，因而具有對稱性,通常以等高斯線圖來表示。第二節主磁體系統4．邊緣場空間范圍主磁體周圍空間中磁第二節

主磁體系統二、永磁型磁體1．結構

永磁體由永久磁鐵如鐵氧體或釹鐵的磁磚拼砌而成。MRI設備采用的永磁體分為閉合式和開放式兩種類型，如圖所示。永磁體第二節主磁體系統二、永磁型磁體永磁體第二節

主磁體系統2．性能

永磁體的造價低，場強可達0.35T，能產生優質圖像，耗能低，運行維護費用低,從最初100噸減少到現在的3～5噸。永磁體的缺點是磁場強度較低，磁場的均勻性欠佳，環境溫度的變化將導致設備的穩定性變差，不能滿足臨床波譜研究的需要。第二節主磁體系統2．性能永磁體的造價低，場強可達0.第二節

主磁體系統3．主要技術參數磁場強度：0.1～0.4T磁場均勻性：≤10ppm（直徑為50cm的球體）瞬時穩定性：≤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第二節主磁體系統3．主要技術參數第二節

主磁體系統（三）超導型磁體某些物質的電阻在超低溫下急劇下降為零的性質是科學家KamerlinghOnnes在1911年首先發現的，這些物質稱為超導體。超導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，而不產生熱量；且電流一旦開始將無休止地在電路上循環，而不需要電源。超導磁體就是利用某些物質的這種性質制成的。第二節主磁體系統（三）超導型磁體第二節

主磁體系統1．材料

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

超導導線第二節主磁體系統1．材料目前超導磁體用的材料是鈮鈦合第二節

主磁體系統2.超導磁體的結構形式（1）四個或六個線圈當電流通過圓形線圈時，在導線的周圍會產生磁場。第二節主磁體系統2.超導磁體的結構形式第二節

主磁體系統（2）螺線管線圈超導螺線管內軸線上的磁感強度是均勻的的；在磁介質一定的前提下，其場強僅與線圈的匝數和流經線圈的電流強度有關。改變超導磁體螺線管線圈的匝數或電流均可使其所產生磁場的磁場強度發生變化。超導螺線管線圈繞組前后兩個端點處，場強將減小為其最大值即線圈中心磁場強度值的50％。第二節主磁體系統（2）螺線管線圈第二節

主磁體系統3．超導磁體的低溫系統磁體的設計關鍵，而真空瓶（又稱低溫瓶）的設計則決定著運行的費用。為使磁體保持超導狀態，磁體線圈必須浸泡在液氦里。液氦昂貴，在大氣壓下的沸點是4.3K，裝在圖所示的復雜的真空瓶內。第二節主磁體系統3．超導磁體的低溫系統第二節

主磁體系統超絕熱填料、真空、氣冷罩和包圍著內裝磁體的液氦瓶的液氮罐，所有支架、填料，或者蒸發管都用導熱性能不良的材料，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械制冷使其保持低溫（例如20K），液氦的補充時間可大大延長。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。第二節主磁體系統超絕熱填料、真空、氣冷罩和包圍著內裝磁體第二節

主磁體系統安裝時，MRI設備的超導線圈首先經液氦冷卻，然后通入勵磁電流，當達到預期的場強時，切斷電源。在實際應用中，只要保持低溫，線圈電流將一直存在，所產生的磁場每年只會下降幾高斯。第二節主磁體系統安裝時，MRI設備的超導線圈首先經液氦冷第二節

主磁體系統4．磁體特性

超導磁體的優點是場強高，穩定性和均勻度好，缺點是技術復雜、成本高。超導磁體的場強高，雜散磁場也大。超導磁體必須采取更有效的屏蔽，以降低雜散磁場。超導電流是不能無限增大的，從而限制了超導磁體的場強。第二節主磁體系統4．磁體特性超導磁體的優點是場強高，第二節

主磁體系統5．主要技術參數磁場強度：0.5～9.4T，多為0.5～3T磁場均勻性：≤1ppm（45cmDSV）瞬時穩定性：≤0.1ppm/h磁體孔徑：0.9～1.0m充磁時間：0.2～0.5h第二節主磁體系統5．主要技術參數第二節

主磁體系統6.場強的選擇目前，磁體的場強有低、中、高及超高場四大類。應用型MRI設備一般采用低、中場；應用兼研究型MRI設備一般采用高場；研究型MRI設備則采用超高場。場強的選擇應以能完成任務所要求的最低場強為原則，并非場強越高越好。第二節主磁體系統6.場強的選擇第二節

主磁體系統化學位移是指同一種原子核在不同的化學環境中所產生的共振頻率的偏移，例如水和脂肪中質子的化學位移約為3.5ppm，結果在選層和頻率編碼方向上出現脂肪相對水的偽影。因為化學位移正比于磁場強度，所以場強越高，化學位移的所造成的偽影越嚴重。RF場在人體組織內引起渦流，降低了RF場穿透組織的深度，稱為“趨膚”效應，導致RF場的分布不均勻。第二節主磁體系統化學位移是指同一種原子核在不同的化學環境第二節

主磁體系統頻率越高，“趨膚”效應越嚴重，導致圖像中出現陰影。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。場強越高，RF功率越大，對人體安全的影響越大。選擇場強實質就是選擇磁體。第二節主磁體系統頻率越高，“趨膚”效應越嚴重，導致圖像中第二節

主磁體系統四、勻場技術由于磁體設計、制作問題和磁體周圍存在的鐵磁材料，致使超導磁體的磁場存在不均勻性，必須通過勻場（shim）調整才能達到足夠的均勻性。勻場調整分無源勻場調整（即在磁體內放置鐵片）和有源勻場調整（即使用輔助的線圈）兩種方法。第二節主磁體系統四、勻場技術第二節

主磁體系統（一）無源勻場無源勻場（passiveshimming）是在磁體內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量經過特殊的勻場程序來計算。無源勻場的過程為：磁體勵磁（充磁）→測量場強數據→計算勻場參數→去磁→在相關位置貼補不同尺寸的小鐵片。這一過程一般要反復進行多次。用鐵片勻場的優點是可根據機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。第二節主磁體系統（一）無源勻場第二節

主磁體系統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，即內側無源勻場。有的無源勻場中鐵磁性墊片裝在磁體低溫容器外側，即外側無源勻場。有的磁體可能要求現場安裝內側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據，可以計算出需求的墊片的數量和位置，所需的勻場墊片就裝在磁體孔徑內。第二節主磁體系統有的無源勻場中使用的扁平鐵磁性墊片永久貼第二節

主磁體系統（二）有源勻場有源勻場（activeshimming）是指通過適當調整勻場線圈的電流強度，使其周圍的局部磁場發生變化來調整主磁場的均勻性。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節對象的線圈陣列。有源勻場中使用的勻場線圈主要有超導和常導勻場線圈。勻場線圈位于磁體和梯度線圈之間。第二節主磁體系統（二）有源勻場第二節

主磁體系統典型的磁體系統中，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腔中。第二節主磁體系統典型的磁體系統中，勻場線圈、梯度線圈和射第二節

主磁體系統在勻場時，勻場電源的質量對于勻場效果起著至關重要的作用。超導勻場中，勻場電源給超導勻場線圈提供調節磁場所需的電流，低溫容器中的液氦使超導勻場線圈維持超導狀態，此后不再需要電源。超導勻場由于其電流高度穩定，且不消耗電能，是目前比較理想的勻場手段。常導勻場線圈必須從外部的電源（即常導勻場電源）獲得持續電流以維持磁場強度。第二節主磁體系統在勻場時，勻場電源的質量對于勻場效果起著第二節

主磁體系統MRI設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無源勻場是裝機時進行的一次性工作。有源勻場作為保證MRI設備成像質量的一項例行工作，需經常進行。可在系統軟件的控制下進行。第二節主磁體系統MRI設備的勻場方法都是無源勻場和有源勻第二節

主磁體系統五、磁屏蔽磁場屏蔽效果的評價標準一般使用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入4～8mm厚的磁屏蔽專用特制硅鋼板，構成封閉的磁屏蔽間。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。第二節主磁體系統五、磁屏蔽第三節梯度磁場的產生第三節目錄

一、梯度磁場的產生二、梯度磁場場線圈三、技術參數目錄

一、梯度磁場的產生第三節

梯度磁場系統梯度磁場系統是指與梯度磁場有關的一切單元電路。功能是為系統提供線性度滿足要求的、可快速開關的梯度磁場，以提供MR信號的空間位置信息，實現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，梯度磁場的翻轉還起著RF激發后自旋系統的相位重聚作用。第三節梯度磁場系統梯度磁場系統是指與梯度磁場有關的一切單第三節

梯度磁場系統一、梯度磁場的產生（一）梯度磁場如果只有均勻的靜磁場B0，如圖所示，樣品各處的磁化強度都以同一頻率繞靜磁場方向作旋進，在RF脈沖磁場作用下產生的共振信號的頻率都一樣，就無法區分各處產生的信號。第三節梯度磁場系統一、梯度磁場的產生第三節

梯度磁場系統如果在靜磁場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：第三節梯度磁場系統如果在靜磁場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

梯度磁場系統

Gx叫做頻率編碼梯度磁場；第三節梯度磁場系統第三節

梯度磁場系統（二）組成梯度磁場系統是由梯度線圈、梯度控制器、數模轉換器（DAC）、梯度放大器和梯度冷卻系統等部分組成，如圖。梯度磁場是電流通過一定形狀結構的線圈產生的。第三節梯度磁場系統（二）組成第三節

梯度磁場系統梯度脈沖的開關和梯度組合的控制，由計算機的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，要求梯度驅動電流比較大。驅動梯度磁場線圈需相當大的電流，通常用多組單元電路并聯。高壓控制電路依據從前置放大輸入的信號電平，控制高壓開關電路。第三節梯度磁場系統梯度脈沖的開關和梯度組合的控制，由計算第三節

梯度磁場系統（三）渦流對梯度磁場的影響由于梯度線圈周圍存在導體，當梯度電流導通或切斷時，變化的磁場在周圍導體中感應出感生電流，此感生電流在金屬體內環形流動，稱為渦流。渦流的強度與磁場的變化率成正比。渦流所產生的熱量，稱為渦流損耗。由于渦流也會產生變化的磁場，其方向與梯度線圈所產生的磁場相反。因此渦流會削弱梯度磁場。第三節梯度磁場系統（三）渦流對梯度磁場的影響如圖，渦流補償可以通過RC電路使梯度脈沖電流產生畸變，因而產生所期望的梯度脈沖波形。第三節

梯度磁場系統如圖，渦流補償可以通過RC電路使梯度脈沖電流產生畸變，因而產第三節

梯度磁場系統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）。有源梯度磁場屏蔽的缺點是技術復雜、費用高。第三節梯度磁場系統由于渦流的分布不僅在徑向，而且在軸向也第三節

梯度磁場系統二、梯度磁場線圈梯度磁場線圈的作用是在一定電流的驅動下，產生線性度好的梯度磁場。不同梯度磁場采用不同的線圈。梯度磁場系統是大功率系統。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冷兩種。第三節梯度磁場系統二、梯度磁場線圈MRI設備的梯度磁場線圈應滿足下列4個要求：①良好的線性特性②響應時間短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：MRI設備設計中必須盡量避免梯度磁場的渦流效應，至少將渦流效應減小到最低程度。第三節

梯度磁場系統MRI設備的梯度磁場線圈應滿足下列4個要求：第三節梯度磁第三節

梯度磁場系統用一對半徑為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，它們是直線系統或鞍形線圈。Gx和Gy可用相同的線圈，只要將線圈旋轉90°就可分別得到Gx和Gy。第三節梯度磁場系統用一對半徑為a的圓形線圈可得到梯度磁場第三節

梯度磁場系統（一）直線系統四根長導線分別放在圖示的位置，坐標分別為（a,b），（-a,b），（-a,-b），（a,-b）。流過導線的電流為I，則梯度磁場Gy為其中

是真空導磁率，

φ為導線（a，b）的方位角。當φ=22.5o時，Gy可變為第三節梯度磁場系統（一）直線系統第三節

梯度磁場系統（二）鞍形線圈圖為兩對鞍形線圈構成的梯度磁場線圈，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°。第三節梯度磁場系統（二）鞍形線圈第三節

梯度磁場系統圖為四對鞍形線圈所構成的梯度磁場線圈，其中d1/a=0.375，d2/a=1.60，l/a=3.5和φ=120°。第三節梯度磁場系統圖為四對鞍形線圈所構成的梯度磁場線圈，第三節

梯度磁場系統三、技術參數衡量梯度磁場系統的參數: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，最重要的指標是磁場梯度和梯度切換率。梯度磁場的參數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。第三節梯度磁場系統三、技術參數第三節

梯度磁場系統1．磁場梯度

它又稱為梯度磁場強度，表征梯度磁場系統產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。第三節梯度磁場系統1．磁場梯度它又稱為梯度磁場強度，第三節

梯度磁場系統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的梯度磁場強度變化量，常用每秒每米長度內磁場強度變化的特斯拉量T/(m·s)表示，也可用mT/(m·ms)表示。第三節梯度磁場系統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

梯度磁場系統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為讀數梯度脈沖寬度。圖像噪聲N與Ts的平方根成反比：第三節梯度磁場系統以自旋回波脈沖序列為例，回波時間TE與第三節

梯度磁場系統可見，TE不變時，降低Tp或Tk，可減小噪聲。而信號強度由下式決定：式中k是由質子密度等決定的常數。TE一定時，信號強度也不變，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。第三節梯度磁場系統可見，TE不變時，降低Tp或Tk，可減第三節

梯度磁場系統3．工作周期

它是在TR期間，梯度磁場工作的時間占TR時間的百分數。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域。5．線性

它是衡量梯度磁場平穩性的指標。梯度磁場的非線性一般不能超過2％。第三節梯度磁場系統3．工作周期它是在TR期間，梯度磁第四節掃射頻系統第四節目錄

一、射頻線圈的種類二、發射線圈與發射通道三、接收線圈與接收通道

目錄

一、射頻線圈的種類第四節

射頻系統

MRI設備的RF系統包括發射RF磁場部分和接收RF信號部分兩部分。發射RF磁場部分由發射線圈和發射通道組成。發射通道由發射控制器、混頻器、衰減器、功率放大器、發射／接收轉換開關等組成。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轉換器等構成。第四節射頻系統

MRI設備的RF系統包括發射RF磁場部第四節

射頻系統一、射頻線圈的種類用于建立RF場的RF線圈叫發射線圈，用于檢測MR信號的RF線圈叫接收線圈。MR成像用的發射／接收線圈相當于廣播、電視用的發射／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狀天線，也就是RF線圈。

第四節射頻系統一、射頻線圈的種類第四節

射頻系統1.按功能分類按功能射頻線圈可分為發射線圈/接收兩用線圈和接收線圈。兩用線圈將發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該與主磁場相垂直。體現在設計上就需要不同的繞組結構。螺線管線圈和鞍形線圈是體線圈的主要形式。第四節射頻系統1.按功能分類按功能射頻線圈可分為第四節

射頻系統3.按適用范圍分類根據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。第四節射頻系統3.按適用范圍分類根據作用范圍的大小可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、肩關節、膝關節、四肢小關節、體線圈、全脊柱線圈、腔內線圈（直腸）等。第四節

射頻系統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、發射線圈與發射通道（一）發射線圈線圈L與電容C2并聯，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為回路的品質因數：

第四節

射頻系統二、發射線圈與發射通道第四節射頻系統式中R為發射線圈的電阻，這個電阻一般很小。Q值為幾十~幾百。發射線圈電路第四節

射頻系統發射線圈電路第四節射頻系統發射線圈的基本要求是：①適當的Q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

射頻系統發射線圈的基本要求是：第四節射頻系統第四節

射頻系統最簡單的發射線圈由單個圓形線圈組成。其分布：

式中y為場強所在點到線圈平面的距離。場強B1沿軸方向隨與線圈平面的距離y的增加而降低。第四節射頻系統最簡單的發射線圈由單個圓形線圈組成。其分布第四節

射頻系統線圈應盡可能產生均勻的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磁體，有必要找到一種能產生均勻磁場的柱形結構線圈。第四節射頻系統線圈應盡可能產生均勻的RF磁場，與軀干同軸第四節

射頻系統鞍形線圈的導線，其工作頻率一般不太高（大約25MHz），且直徑不大（最大30cm）。第四節射頻系統鞍形線圈的導線，其工作頻率一般不太高（大約第四節射頻系統當頻率高于25MHz時，鳥籠式線圈是一種RF場高度均勻的發射線圈，它的形狀像鳥籠。第四節射頻系統當頻率高于25MHz時，鳥籠式線圈是一種R第四節射頻系統高頻的鳥籠式線圈，其電容平均分布于兩端的圓環，直導體只有電感，如圖所示。第四節射頻系統高頻的鳥籠式線圈，其電容平均分布于兩端的圓第四節射頻系統（二）發射通道發射通道具有形成RF脈沖形狀、對脈沖進行衰減控制、脈沖功率放大和監視等幾個功能。1.頻率合成器發射部分需要一路中頻信號和一路同中頻進行混頻的信號；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。第四節射頻系統（二）發射通道第四節射頻系統（二）發射通道頻率合成器第四節射頻系統（二）發射通道頻率合成器第四節

射頻系統（二）發射通道2．發射混頻器通過兩種信號混頻，產生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，可以得到多種混頻器，其中以環形混頻器性能最佳。第四節射頻系統（二）發射通道第四節

射頻系統（二）發射通道3．發射調制器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控制。為了激發一定頻帶的原子核或者一個小空間區域的原子核，還需對RF信號進行幅度調制。雙平衡混合器第四節射頻系統（二）發射通道雙平衡混合器第四節

射頻系統（二）發射通道4．功率放大級發射調制器輸出的RF脈沖信號必須經功率放大，獲得足夠大的功率以后，才能饋送到發射線圈以產生RF磁場。由于RF脈沖的頻率高達數十兆Hz，因此采用高頻功率放大器。RF脈沖頻寬較窄，可采用調諧回路放大器。第四節射頻系統（二）發射通道第四節

射頻系統（二）發射通道5．發射控制器在RF發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。第四節射頻系統（二）發射通道第四節

射頻系統三、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生的MR信號，直接決定著成像質量。它與發射線圈的結構非常相似，有些線圈甚至具有發射和接收雙重功能。但其性能比發射線圈的高。如Q值高，電阻小。第四節射頻系統三、接收線圈與接收通道第四節

射頻系統三、接收線圈與接收通道如同一個線圈分別用于發射和接收，可用一個“Q開關”，使該線圈在發射脈沖期間為低Q值，而在接收信號時變為高Q值。接收器保護電路第四節射頻系統三、接收線圈與接收通道接收器保護電路第四節

射頻系統三、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、膝關節表面線圈等。脊柱表明線圈第四節射頻系統三、接收線圈與接收通道脊柱表明線圈第四節

射頻系統三、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。第四節射頻系統三、接收線圈與接收通道第四節

射頻系統三、接收線圈與接收通道

表面線圈只是在一定的視野（fieldofview，FOV）和體表下一定深度范圍內有較高的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達到高SNR。第四節射頻系統三、接收線圈與接收通道第四節

射頻系統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，可進行線圈與線圈間的任意組合。可將多組線圈一起固定于病人身上，利用軟件操作，實現線圈的不同組合和拆分，完成不同部位的檢查。第四節射頻系統目前使用的第四代相控陣線圈，稱為一體化全景第四節

射頻系統（二）接收通道接收線圈的MR信號所產生的感生電流微弱，必須經過接收通道放大、混頻、濾波、檢波、A／D轉換等處理后才能送到計算機。

第四節射頻系統（二）接收通道第四節

射頻系統（二）接收通道1．前置放大器它是接收通道中最重要的環節，其質量的好壞將嚴重影響圖像質量。一般選用低噪聲的場效應管；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。

第四節射頻系統（二）接收通道第四節

射頻系統（二）接收通道2．混頻器與濾波器信號經過低噪聲前置放大后進行變頻，將信號頻譜搬移到中頻上。產生許多不需要的頻率組合，應設法盡量減少其影響，措施有：①選擇適當的混頻器電路。②設計濾波電路，濾除組合頻率。

第四節射頻系統（二）接收通道第四節

射頻系統（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。

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

MR信號頻譜第四節射頻系統（二）接收通道優點：MR信號頻譜第四節

射頻系統（二）接收通道

4．低頻放大與低通濾波由于檢波器的要求，進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信號進行放大。為保證不失真地進行放大，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特性。

第四節射頻系統（二）接收通道第四節

射頻系統5．ADCMR信號是隨時間連續變化的模擬信號。這種信號必須轉換為數字信號才便于進一步的處理，例如累加、存儲、變換和運算等。A／D轉換器是用來將所接收的模擬MRI信號變換成數字信號，供圖像重建系統重建圖像。

第四節射頻系統5．ADCMR信號是隨時間連續變化的模第四節

射頻系統如果采樣頻率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。

采樣信號第四節射頻系統如果采樣頻率f小于被采樣信號的頻率的兩倍，第四節

射頻系統MRI信號的頻譜取決于梯度磁場和層面的大小。若MRI設備使用的梯度磁場在1～10mT／m之間，相應的信號頻率應為12～120kHz。因此，采樣頻率應在24～240kHz以上。

FID第四節射頻系統MRI信號的頻譜取決于梯度磁場和層面的大小第五節計算機系統第五節計算機系統目錄

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

計算機系統

功能:數據采集、處理、存儲、恢復及多幅顯示。選擇觀察野、建立RF脈沖波形和時序圖、打開和關閉梯度磁場、控制接收和收集數據及提供MRI設備各單元的狀態診斷數據。除主計算機外，還須配備用于高速計算的陣列處理機和用于數據存儲的磁盤。第五節計算機系統

功能:數據采集、處理、存儲、恢復及多第五節

計算機系統主計算機系統由主機、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）、網絡適配器以及測量系統的接口部件等組成。主圖像顯示器通常又是控制臺的一部分，用于監視掃描和機器的運行狀況。常用的操作系統有DOS、UNIX和Windows等，其中后兩種在MRI設備的主計算機中廣泛使用著。具備DICOM標準接口的MRI設備，可順利接入PACS，從而具有圖像數據的數字化、資源共享、大容量存儲、遠程會診等重要功能。第五節計算機系統主計算機系統由主機、磁盤存儲器、光盤存儲第五節

計算機系統包括：梯度磁場、RF脈沖的控制、圖像的重建及顯示。

計算機系統接功能框圖第五節計算機系統包括：梯度磁場、RF脈沖的控制、圖像的重第五節

計算機系統一、梯度磁場的控制在大多數成像方法中，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格的時序關系。簡單的辦法是由計算機直接控制，原理框圖如圖所示。此方法對梯度電流具有很強的控制能力，但其缺陷是在掃描過程中，CPU的工作時間被占用，無法進行其它工作。第五節計算機系統一、梯度磁場的控制較先進的方法是用計算機對梯度電流波形進行間接控制。其原理如圖所示。第五節

計算機系統計算機控制梯度場的兩種形式較先進的方法是用計算機對梯度電流波形進行間接控制。其原理如圖二、射頻脈沖的控制根據成像方法的需要，產生一定形狀的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成像都采用計算機間接控制辦法。在RF系統方面，多元陣列式全景線圈已能支持最優化的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

計算機系統二、射頻脈沖的控制第五節計算機系統第五節

計算機系統計算機根據所選定的成像方法和成像參數，在初始化時將RF波形的數值在時間上序列化，再以空間順序存儲于RF存儲器中，存儲器的地址受RF地址計數器的控制。實際上各部分（如計數器、存儲器）的結構完全相同。RF脈沖的波幅由發射成形部分的衰減因子控制，而寬度則由偏轉90°和偏轉180°等信號來控制。第五節計算機系統計算機根據所選定的成像方法和成像參數，在第五節

計算機系統RF脈沖控制部分原理框圖第五節計算機系統RF脈沖控制部分原理框圖三、圖像重建MRI系統在恒定磁場的基礎上，通過施加一定的線性梯度磁場，由RF脈沖激發被檢部位產生MR信號，再經接收電路將MR信號變成數字信號。此數字信號還只是原始數據，必須經過一系列的數據處理，如累加平均去噪聲、相位校正、傅立葉變換等數據處理。第五節

計算機系統三、圖像重建第五節計算機系統第五節

計算機系統圖像重建的本質是對數據進行高速數學運算。需要大容量的緩沖存儲器，其次要求運算速度快。目前多用圖像陣列處理器來進行影像重建。圖像陣列處理器一般由數據接收單元、高速緩沖存儲器、數據預處理單元、算術和邏輯運算部件、控制部件、直接存儲器存取通道以及傅里葉變換器組成。

第五節計算機系統圖像重建的本質是對數據進行高速數學運算。第五節

計算機系統圖像重建的運算主要是快速傅里葉變換。每幅圖像應該對應兩個原始數據矩陣實部和虛部矩陣均被送入傅里葉變換器，分別進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點取模，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。第五節計算機系統圖像重建的運算主要是快速傅里葉變換。每幅第五節

計算機系統四、圖像顯示經圖像重建后，磁共振圖像立刻傳送至主控計算機的硬盤中，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，顯示器像素點距≤0．29mm，對比度≥600：1，亮度≥270cd／m2，液晶顯示器響應時間≤25ms，其上下和左右的視角≥±85度。第五節計算機系統四、圖像顯示第六節核磁共振質量保證第六節目錄

一、MRI設備質量保證主要參數二、磁共振成像設備性檢測模體三、磁共振成像偽影目錄

一、MRI設備質量保證主要參數第六節

磁共振成像設備質量保證

MRI設備質量保證指整個系統的質量體系，包括主體設備質量、操作技術、周圍配套設備的質量狀況等。對設備實施質量保證的目的是使診斷準確及時，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，提高醫院的診治效率。用于質量保證的測量通常是對試驗物體如模模體擬進行的。第六節磁共振成像設備質量保證

MRI設備質量保證指整個系第六節

磁共振成像設備質量保證一、MRI設備質量保證主要參數用于MRI設備質量保證的參數可分為非成像參數、信號強度參數和幾何參數等三類。（一）非成像參數非成像參數是指與MR信號強度和圖像沒有直接關系的參數，如共振頻率、磁場均勻性、射頻翻轉角的精確度、渦流補償、梯度場強度校準等。第六節磁共振成像設備質量保證一、MRI設備質量保證主要參第六節

磁共振成像設備質量保證1.共振頻率

MRI系統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，也是整個射頻發射和接收單元的基準工作頻率。共振頻率的變化一般是由靜磁場的漂移所致。每次開機之后需對其進行校準，屬于日常質量保證檢測項目。第六節磁共振成像設備質量保證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，FWHM）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，二者的關系為第六節

磁共振成像設備質量保證

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

磁共振成像設備質量保證3.射頻翻轉角的準確性

可通過單脈沖的梯度回波序列如FLASH、GRASS或FISP等進行測量。將一可產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的信號強度。信號強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，可在此基礎之上快速測定RF翻轉角來判斷RF系統的狀態。第六節磁共振成像設備質量保證3.射頻翻轉角的準確性第六節

磁共振成像設備質量保證4.渦流補償

典型的檢測周期為半年，但在機器全面維修、調整、升級后必須進行測試。5.梯度場強度校準

典型的檢測周期為半年，每次調整、維修、升級梯度系統后必須進行測試。第六節磁共振成像設備質量保證4.渦流補償典型的檢測（二）信號強度參數

1.信噪比

信噪比是指圖像的信號強度與噪聲強度的比值。信號強度是指圖像中某一感興趣區內各像素信號強度的平均值；噪聲是指同一感興趣區等量像素信號強度的標準差。由圖像計算得到的信噪比是對整個磁共振成像系統信噪比的綜合反映。第六節

磁共振成像設備質量保證（二）信號強度參數第六節磁共振成像設備質量保證第六節

磁共振成像設備質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，實際上應用時需要對上述參數進行適當調整，以保證圖像的SNR。第六節磁共振成像設備質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可用下列公式計算：其中，Smax為所測區域中信號最大值，Smin為所測區域中信號最小值。第六節

磁共振成像設備質量保證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

磁共振成像設備質量保證（三）幾何參數

1.空間分辨率

空間分辨率是指MR圖像對解剖細節的顯示能力，實際上是成像體素的實際大小，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，FOV越大則體素越大，空間分辨率越低。空間分辨率還與相位、頻率編碼有關的梯度場升降幅度變化有關。第六節磁共振成像設備質量保證（三）幾何參數第六節

磁共振成像設備質量保證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。用圖像中兩點的距離與被測物體相應兩點實際尺寸相比較，計算線性度。一般用畸變百分率表示，即：LR是實際距離，LM是測量距離。。第六節磁共振成像設備質量保證2.線性度圖像的線性度是第六節

磁共振成像設備質量保證3.層面幾何特性參數

層面幾何特性參數是描述成像層面位置、厚度及層間距準確性的指標。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絕對位置，也即層面厚度中心點的位置；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之間的距離。第六節磁共振成像設備質量保證3.層面幾何特性參數層面二、磁共振成像設備性檢測模體（一）模體材料模體（phantom）是各種檢測標準中常說的檢測物，即測試所用的模擬人體物。模體又稱為水模。MRI模體材料應具有化學和熱穩定性，在存放期間不應有大的變化，否則會影響參數測量。模體材料的T1、T2及質子密度應滿足以下要求：100ms<T1<1200ms，50ms<T2<400ms，及質子密度≈H2O密度。第六節

磁共振成像設備質量保證二、磁共振成像設備性檢測模體第六節磁共振成像設備質量保證第六節

磁共振成像設備質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－第六節磁共振成像設備質量保證有許多材料可用于MRI模體，第六節

磁共振成像設備質量保證（二）Magphan模體Magphan模體是美國模體實驗室設計的一種磁共振模體，此組合型Magphan模體可進行橫斷面、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。第六節磁共振成像設備質量保證（二）Magphan模體第六節

磁共振成像設備質量保證三、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，致使圖像質量下降。如心臟的搏動偽影，血管的流動偽影，腹部的呼吸運動偽影等。第六節磁共振成像設備質量保證三、磁共振成像偽影第六節

磁共振成像設備質量保證1.磁共振梯度偽影

梯度系統故障導致的偽影一般出現在圖像的編碼方向，有的貫穿整幅圖像，有的表現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構失真。第六節磁共振成像設備質量保證1.磁共振梯度偽影梯度第六節

磁共振成像設備質量保證梯度偽影的原因：①梯度場的非線性引起幾何結構失真。梯度強度和線性關系失真越厲害，所成像的幾何結構失真也越厲害。渦流導致梯度非線性第六節磁共振成像設備質量保證梯度偽影的原因：渦流導致梯度第六節

磁共振成像設備質量保證②梯度系統控制電路故障，可能導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，工作時梯度場快速變化所產生的力，使梯度線圈發生強烈的機械振動，給圖像帶來偽影。梯度線圈故障偽影第六節磁共振成像設備質量保證②梯度系統控制電路故障，可第六節

磁共振成像設備質量保證2．射頻偽影

由于受MRI設備內部或外來的射頻場干擾造成的圖像偽影稱為射頻偽影。射頻偽影通常表現為明暗相間的點狀結構排成線狀，類似拉鏈，又稱為拉鏈偽影。第六節磁共振成像設備質量保證2．射頻偽影由于受MRI第六節

磁共振成像設備質量保證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，而越遠離線圈的部位采集到的信號越低，這種現象被稱為近線圈效應，也被稱為射頻不均勻偽影。第六節磁共振成像設備質量保證3．射頻不均勻性偽影表面第六節

磁共振成像設備質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。這實際上是一種圖像后處理技術，使距離線圈不同遠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外，還可用于近線圈效應的校正。第六節磁共振成像設備質量保證射頻不均勻偽影的主要解決方案第六節

磁共振成像設備質量保證4．自由感應衰減偽影

是在自旋回波序列中由自由感應衰減信號干擾造成的拉鏈狀偽影稱為自由感應衰減偽影。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，因此也稱為中心拉鏈偽影。自由感應衰減偽影的主要對策有：①設計更為理想的選擇性射頻脈沖波形。②調整射頻激發的相位周期。③采用擾相梯度，使多余的橫向磁化矢量失相位。第六節磁共振成像設備質量保證4．自由感應衰減偽影是第六節

磁共振成像設備質量保證5．人字形偽影

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

第六章

磁共振成像設備思考題磁共振成像系統有哪幾部分組成?它們各起什么作用?磁共振成像設備的主磁體有哪幾種類型：比較幾種磁體類型的優缺點。超導磁體有何優缺點？勻場有哪些類型?如何勻場?簡述梯度系統組成及磁共振信號的空間定位原理。梯度系統產生的渦流對成像有什么影響?如何解決?評價梯度系統性能的參數有哪些?簡述射頻系統的組成及其工作原理。第六章磁共振成像設備思考題醫學影像設備學第6章-磁共振成像設備課件164可編輯164可編輯醫學影像設備學第六章磁共振成像設備

醫學影像設備學第六章第一節概述第一節概述目錄

一、發展簡史二、特點三、組成及工作原理目錄

一、發展簡史第一節

概述

MR現象是1946年分別由美國斯坦福大學物理系菲利克斯·布洛赫(FelixBloch)教授和哈佛大學的愛德華·普塞爾(EdwardPurcell)教授領導的小組同時獨立發現的。Bloch和Purcell共同獲得了1952年的諾貝爾物理學獎。

FelixBloch（1905-1983）

EdwardMillsPurcell（1912-1997）第一節概述

MR現象是1946年分別由美國斯坦福大學物理第一節

概述MR的基本原理是：當處于磁場中的物質受到射頻（RadioFrequency，RF）電磁波的激勵時，如果RF電磁波的頻率與磁場強度的關系滿足拉莫爾方程，則組成物質的一些原子核會發生共振，即所謂的MR現象。原子核吸收了RF電磁波的能量，當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，即發射MR信號。第一節概述MR的基本原理是：第一節

概述1967年，約翰斯（JasperJohns）等人首先利用活體動物進行實驗，成功地檢測出動物體內分布的氫、磷和氮的MR信號。1970年，美國紐約州立大學的達馬迪安（RaymondDamadian）對已植入惡性腫瘤細胞的老鼠進行了MR實驗，發現正常組織與惡性腫瘤組織的MR信號明顯不同。

RaymondDamadian（1936~）第一節概述1967年，約翰斯（JasperJohns）1971年，達馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發表。達馬迪安認為，利用MR對生物體進行成像是可能的。1977年達馬迪安等人建成了人類歷史上第一臺全身MRI設備，并于1977年7月3日取得第一幅橫斷面質子密度圖像。第一節

概述1971年，達馬迪安的研究成果在《Science》雜志上發表第一節

概述1972年，美國紐約州立大學的勞特伯（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樣品，使之得到所需的成像層面。Lauterbur（1929~）第一節概述1972年，美國紐約州立大學的勞特伯（Paul第一節

概述在成像方法方面，除了勞特伯的組合層析法和達馬迪安的FONAR法以外，還出現了許多新方法，大大豐富了MRI理論。第一節概述在成像方法方面，除了勞特伯的組合層析法和達馬迪1974年，英國科學家曼斯菲爾德（PeterMansfield）研究出脈沖梯度法選擇成像斷層的方法；1974年英國諾丁漢大學的欣肖（W.S.Hinshaw）提出的敏感點成像方法（sensitivepoint）；1975年瑞士蘇黎世的庫瑪（A.Kumar）、韋特（D.Wetti）和恩斯特（R.R.Ernst）等三人報道的快速傅立葉成像法；1977年鮑托姆雷（P.A.Bootomley）在敏感點成像技術的基礎上提出了多敏感點成像法；第一節

概述1974年，英國科學家曼斯菲爾德（PeterMansfie第一節

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在才實現。快速傅立葉成像方法因具有效率高、功能多、產生的圖像分辨力高、偽影小等優點，故被廣泛地應用。2003年的諾貝爾生理學或醫學獎授予了美國科學家勞特伯和英國諾丁漢大學教授曼斯菲爾德。第一節概述平面回波成像法早在1977年就已提出，但因受硬MRI技術飛速發展，高性能梯度磁場、開放型磁體、軟線圈、相控陣線圈以及計算機網絡的應用，顯示出MRI設備的硬件發展趨勢。超高磁場MRI設備發展十分迅速，3T全身MRI設備已用于臨床，9.4TMRI設備樣機已研制成功。第一節

概述7TSiemensMRMRI技術飛速發展，高性能梯度磁場、開放型磁體、軟線圈、相控低場強MRI設備，不論是永磁型、常導型或超導型都已采用開放型；中場強開放式MRI設備也已應用。性能大幅度提高，圖像質量、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