磁共振成像原理與設備

第六章磁共振成像原理與設備§6-1磁共振概述、磁共振成像的發(fā)展簡史1、 MR現(xiàn)象于1946年第一次由布洛赫（F.Bloch）領導的斯坦福大學研究小組和伯塞爾（E.Purcell）領導的哈佛大學研究小組分別在水與石蠟中獨立地觀察到。因此，布洛赫和伯塞爾共同獲得了1952年的諾貝爾物理學獎。2、 1971年，達馬T（Damadian）發(fā)現(xiàn)了MRI的一個重要參數(shù)——T1。腫瘤組織的T1值遠大于相應正常組織的T1值。此結果預示著MRI設備在醫(yī)學診斷中的廣闊應用前景。3、 1973年，受CT圖像重建的啟示，紐約州立大學的勞特布爾（Lauterbur）在《Nature》雜志上發(fā)表了MRI設備空間定位方法（均勻靜磁場上迭加梯度磁場）。利用MRI模型（兩個并排在一起的充水試管）的四個一維投影，成功的獲得了第一幅MRI模型的二維圖像。4、 1977年，達馬丁完成了首例動物活體腫瘤檢測成像，并獲得首張人體活體MRI設備圖像。5、 1980年，阿勃亭（Aberdeen）領導的研究小組發(fā)表了利用二維傅立葉變換對圖像進行重建的成像方法。該成像方法效率高、功能多、形成的圖像分辨力高、偽影小，目前醫(yī)用MRI設備均采用該算法。6、 1983年，MRI設備進入市場。MRI設備具有對軟組織成像好的優(yōu)點。把大量的波譜分析技術運用到醫(yī)用MRI設備上，使MRI設備不僅可獲得解剖學信息，而且可獲得其他方面的信息，如生理和生化方面的信息。二、MRI的優(yōu)點I,■，-I,■，-I,■，-,.I,-,.1、 無電離輻射危害：（1） 、波長較長，無電離輻射損傷；（2） 、盡管RF的峰值功率達數(shù)千瓦，但平均功率僅為數(shù)瓦。2、 多參數(shù)成像：一般的醫(yī)學成像技術都使用單一的成像參數(shù)，如CT用X線的吸收系數(shù)成像，US使用組織界面的反射回波成像等°MRI可以多參數(shù)成像，目前MRI設備主要是用來觀測活體組織中氫質子密度的空間分布及其弛豫時間的新型成像工具，用以成像的參數(shù)主要有以下四個：、質子密度：、縱向弛豫時間T1：、橫向弛豫時間T2：、體內(nèi)液體流速：上述參數(shù)既可以分別成像，亦可相互結合獲取對比圖像。其中，質子密度與MR信號的強度成正比，所以N(H)成像主要反映欲觀察平面內(nèi)組織脹器的大小、范圍和位置，T1、T2參數(shù)則含有豐富和敏感的生理和生化信息。3、 軟組織成像出色：由于人體體重的70%是水，這些水中的氫核是MR信號的主要來源，其余信號來自脂肪、蛋白質和其它化合物中的氫質子。由于兩者間MR信號強度不同，所以MRI圖像必然是高對比度的。MRI的軟組織對比分辨率最高，優(yōu)于CT，對于軟組織病變的檢查有特別優(yōu)勢。4、 MRI設備具有任意方向斷層能力：通過調(diào)節(jié)三個梯度磁場來確定掃描層面的空間位置信息，MRI設備可以獲得橫斷面、冠狀面、矢狀面和不同角度斜狀面的成像，檢查過程中無需移動病人。5、 無需使用對比劑，可直接顯示心臟和血管結構：傳統(tǒng)的心血管造影需要使用對比劑(造影劑)才能顯示心血管的圖像，而MRI可以直接顯示心臟和血管結構，無需使用對比劑。它的最大優(yōu)點是無創(chuàng)傷，也無需考慮造影藥物的副作用，是一種全新的血管造影技術，稱之為磁共振血管成像(MRA)。6、 無骨偽影干擾：有利于觀察后顱窩病變。7、 可進行功能、組織化學和生物化學方面的研究三、MRI的局限性1、成像速度慢：相對于CT來說，MRI的速度較慢，但是隨著技術的發(fā)展，新的成像方法不斷出現(xiàn)，現(xiàn)在的MRI成像速度已經(jīng)很快了。2、 對于不含或少含氫質子的組織結構顯示不佳，如鈣化灶、骨骼等。這是由于這部分組織的MR信號較弱3、 禁忌癥相對較多：主要是帶有金屬異物的患者不同進行MR檢查，如：假牙、心臟起搏器、假關節(jié)等。4、 圖像易受多種偽影影響盡管MRI可以消除骨偽影，但其它形式的偽影仍然影響著圖像的質量。5、 設備價格昂貴：四、磁共振成像技術進展1、 平面回波成像（EPI）：EPI使MR的成像時間大大縮短，通常每秒可以獲取20幅，30ms內(nèi)可以采集完成一幅完整的圖像。2、 磁共振血管成像（MRA）：無需對比劑就可以顯示心臟和血管影像。3、 功能磁共振成像（FMRI）：它是指對人體功能進行研究和檢測的MRI技術，可檢查到形態(tài)未變但功能已改變的病變，從而達到早期診斷的目的。1）BOLD:血氧水平依賴對比增強技術：用于研究腦的功能。4、 磁共振血管介入：5、 消除偽影技術：§6-2磁共振成像原理一、產(chǎn)生磁共振現(xiàn)象的基本條件：1、 磁共振現(xiàn)象：處在靜磁場中物質的原子核受到一定頻率的電磁波的作用時，在它們的能級之間發(fā)生了共振越遷。物質在吸收電磁波的能量而產(chǎn)生越遷后，又會釋放能量恢復到初始狀態(tài)，被釋放的能量信號成為磁共振信號。2、 磁共振的基本條件：可見，產(chǎn)生磁共振需要三個條件：1）能夠產(chǎn)生共振越遷的原子核；2） 恒定的靜磁場（或稱外磁場、主磁場）；3） 產(chǎn)生一定頻率電磁波的交變磁場（射頻磁場）；這里，“磁共振”中的磁是指主磁場和射頻磁場；“共振”是指當射頻磁場的頻率和原子核的進動的頻率一直是原子核吸收能量，發(fā)生相鄰能級間的共振越遷。二、原子核的特性（一） 、原子核的自旋和磁矩：我們知道，物質的分子由原子組成，原子由原子核及其周圍一定量的電子組成。原子核本身又由帶正電的質子（proton）和不顯電性的中子組成，其中僅質子與MRI有關。原子核并不是固定不動的，它繞自身軸進行旋轉，稱為“自旋”。由于原子核內(nèi)的質子帶正電，質子的旋轉相當于形成了一個環(huán)形電流，電流的方向與旋轉的方向相同。根據(jù)電磁理論，環(huán)形電流的周圍會形成磁場，相當于一塊磁鐵，具有南北極方向，這個磁場具有自身磁矩。磁矩是矢量，具有方向和大小，磁矩的方向根據(jù)法拉第右手定則確定，與自身軸一致。（二） 、原子核的自旋角動量：具有磁矩的原子核有一定的質量和大小，所以原子核還具有自旋角動量，自旋角動量的方向與自旋軸重合，自旋角動量p由下式?jīng)Q定：?[（+1）112=方?[（+1）]122兀其中h為普朗克常數(shù)：6.63*10-34J?S，I為原子核自旋量子數(shù)。力稱為狄拉克常數(shù)。I代表原子核的固有特性，不同的原子核具有不同的I值，I的取值由組成原子核的質子和中子的數(shù)量決定。1、 偶偶核：原子核內(nèi)的質子數(shù)Z和中子數(shù)N相等且均為偶數(shù)時，自旋量子 1＜八 QOC數(shù)I=0，即成對質子、中子的自旋互相抵消，原子核的總自旋為0，如：127"等核；2、 奇奇核：原子核內(nèi)的質子數(shù)和中子數(shù)都是奇數(shù)而和為偶數(shù)時，自旋量子數(shù)I取整數(shù)，1=1,2,3…，如:；，等3、奇偶核：質子數(shù)和中子數(shù)有一個為奇數(shù)的核，其和為奇數(shù)時，自旋量子數(shù)I取半整數(shù)，即1=1/2，3/2，5/2等，如：；H以C畢等；可見，只有具備奇數(shù)質子和奇數(shù)中子的原子核以及質子數(shù)和中子數(shù)的和為奇數(shù)的原子核，其總自旋不為零，才能產(chǎn)生磁共振現(xiàn)象，這樣的原子核包括1HCN，33P等百余種元素。在生物組織中，氫核占原子數(shù)量的2/3,而且為磁化最高的原子核，所以目前生物組織的磁共振成像主要是成像。由于只有一個質子，沒有中子，所以的磁共振圖像又稱為質子像。總之，質子的自旋是產(chǎn)生磁共振成像的基礎。（三）原子核的磁矩:原子核的質子帶有正電荷，可以粗略地認為這些電荷均勻分布在原子核的表面。對于I20的核，有自旋運動，因此，這些電荷也圍繞旋轉軸旋轉，從而產(chǎn)生一個循環(huán)電流。有循環(huán)電流就會產(chǎn)生磁場，這就如同電流通過線圈產(chǎn)生磁場一樣。因此，凡是自旋量子數(shù)不為零的原子核都會產(chǎn)生一個磁場，我們用磁矩H來描述這種磁的性質，H的方向垂直于循環(huán)電流的平面，并于自旋角動量L的方向重合。核磁矩H與自旋角動量L成正比，即：目=Y?三、恒定靜磁場的作用（一）、外加靜磁場中的磁化:在磁共振成像中，外加靜磁場B0的大小和方向是恒定的，現(xiàn)在用三維坐標來靜磁場的位置，其中Z軸代表靜磁場的方向，X-Y平面代表垂直于磁場方向的平面。在自然狀態(tài)下，質子的排列處于無序的狀態(tài)，但是當把物質置于強大的靜磁場中，質子的自旋磁場將被外加的靜磁場規(guī)范，此時，質子的南北極被迫沿外磁場的方向排列，即平行于外磁場。其中，一部分質子的磁矩與外磁場的方向一致，而另一部分質子的磁矩則與外磁場方向相反，而且前者比后者略多。我們把物質在外磁場作用下產(chǎn)生磁性的過程稱為磁化，其大小稱為磁化強度。物質在磁場中被磁化產(chǎn)生磁性的能力稱為磁化率。物質的磁化強度不僅與原子核的自旋磁矩有關，更主要來源于原子核外層電子的分布，由于外層電子的角動量遠大于原子核，原子核外層未配對的電子越多，則其自旋角動量越大，產(chǎn)生磁化強度越大，所以磁化率越大。若原子核外層沒有配對電子，則磁化率為負值，物質為抗磁性，大多數(shù)有機物都屬于抗磁性物質。（二）外加靜磁場中的能級分裂：根據(jù)量子力學的理論，對于微觀粒子的角動量，第一：角動量的大小是量子化的；第二：角動量在外磁場中的方向、及空間指向也是量子化的（稱為空間量子化）。依照這個原理，原子核磁矩進入外磁場之后，其空問取向發(fā)生量子化，即只能取一些確定的方向，如自旋量子數(shù)為I，則只能取2I+1個不同方向。磁矩在外磁場方向上的投影是一些不連續(xù)的數(shù)值。核磁矩的不同取向，形成它與外磁場相互作用能的不同。在外磁場中核磁矩的位能為：E=一旦?B=-h-y-B-1/2兀式中：h為普朗克常數(shù)；y為原子核的磁旋比，不同的原子核具有不同的y值，如氫質子的y值為42.5MHz/T；Bo為外磁場場強；人為核磁矩在Z軸方向的投影的自旋量子數(shù)，七=1，（（-1），（（-2）,（-I-1）T，共（2I+1）個值。z"所以，在外磁場的作用下使原來的能級分裂成2I+1個能級，這稱為塞曼分裂。這些能級稱為塞曼能級。塞曼能級是等間距的，相鄰兩個能級的能量差為：AE=h-y?B/2兀0對于氫質子，其自旋量子數(shù)I=1/2，同樣Iz=1/2，所以在外磁場中氫質子分裂為兩個能級，具有較高能量，即處于高能級的質子沿與外磁場反平行方向排列，E=hyBo/4丸；具有較低能量，即處于高能級的質子沿與外磁場平行方向排列，E=-hyB°/4兀。從兩種能級質子的數(shù)目看，處于低能級，即與外磁場平行LLL.-LLL.i.-LLL.i.-LLL.i.-LLL.i.-L.-LL.-L.-LL.-L.-LL.-L.-LL.-L.-LL.-L.-LL.-L.-LL.-L.-LL.-L.-.r—方向排列的質子數(shù)目比處于高能級著略多，如常溫下可多10-6個。（三）、自旋核的進動:處于靜磁場中的原子核的自旋磁矩并不是完全按照外磁場的方向排列，其自旋軸與外磁場方向存在一定的夾角。同時每個質子不停地改變磁化的方向，即除了質子本身的自旋外，其自旋軸以一定的夾角繞外加靜磁場方向旋進，類似一種陀螺樣的運動，運動的軌跡呈一圓錐形，質子的這種運動稱之為“進動（procession）或旋進”，每秒進動的次數(shù)稱為“進動頻率”進動頻率不是一個常數(shù)，它與外磁場的磁場強度有關，進動頻率可以拉莫（Larmor）方程表示：①=y?B0 00代表進動頻率，又稱拉莫爾頻率，『為旋磁比，Bo為外磁場強度。對于氫核來說，在1T的場強中，氫質子的進動頻率為42.5MHz。（四）外加磁場中的宏觀效應:處于靜磁場中的質子，要么沿外磁場平行的方向排列，要么沿外磁場的反平行方向排列，兩個方向排列的質子所產(chǎn)生的磁力相互抵消，僅有少部分的質子，也即這兩種排列方向的質子數(shù)目之差的這部分質子，它們的磁力沒有被抵消而得以保存。因這些質子的排列方向相同，磁矩矢量相互疊加，形成一個宏觀的磁場矢量，此矢量與外磁場的方向相同（Z軸），稱為“縱向磁化矢量”Mz。而在垂直于外磁場方向（Z軸方向）的X-Y平面（即橫向），盡管質子的自旋與外磁場的方向存在一定的夾角，每個質子的磁化在橫向具有投影分量，但是由于質子處于不斷進動，每個時刻質子之間方向均不相同，因此橫向矢量Mxy的疊加為零。四、射頻磁場的作用（一）、磁共振的產(chǎn)生縱向磁化Mz是MR成像中有用的磁化矢量，但由于它與外磁場方向平行，實際上也疊加于外磁場，且縱向磁化矢量Mz不是震蕩磁場，故無法單獨檢測出來，不能直接用于成像。如果檢出質子的自旋信號，必須在垂直于外磁場B0方向的橫向平面有凈磁化矢量，所以為了檢測到特定質子群的凈磁化矢量，并用于成像，則需要凈磁化矢量偏離原來的方向。為了達到此目的，在磁共振成像中使用了射頻脈沖作為激發(fā)源。當作為激發(fā)源的射頻脈沖的頻率與質子的進動頻率相等時，質子吸收射頻脈~^^1^-■■■■■■ u-^-■■■■■■ ■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■■沖的能量而產(chǎn)生共振，產(chǎn)生兩種效應：1、 低能級的質子吸收了RF脈沖的能量后躍遷到高能級，使之在外磁場中排列方向由同方向平行變?yōu)榉捶较蚱叫?，進而又抵消了相同數(shù)目低能級質子的磁力，縱向磁化矢量變小。2、 受射頻脈沖磁場的磁化作用，進動的質子趨向于射頻磁場方向而變?yōu)橥?、同速運動，即處同相(inplaase)。這樣，在X-Y平面上疊加起來，形成了一個新的宏觀磁化量，即橫向磁化(trallsversemagnetization)矢量，用虬丫代表。Mxy繼續(xù)繞z軸進動。新獲得的橫向磁化矢量已不再與主磁場疊加在一起，通過測定橫向磁化矢量Mxy可得生物組織的磁共振信號。當在X-Y平面設置一接收線圈時，由于Mxy的進動，相當于線圈內(nèi)磁場大小和方向的變化，根據(jù)法拉第電磁感應原理，即通過閉合回路的磁通量發(fā)生變化時，閉合回路內(nèi)產(chǎn)生感應電壓，感應電壓的大小與磁通量的變化率成正比。于是線圈兩端就會感應出交流電動勢，這個電勢就是線圈接收到的磁共振信號，無疑該信號同樣具有進動頻率，至此，我們已經(jīng)從置于外磁場B0內(nèi)的物質上得到了MR信號。射頻脈沖的方式：射頻脈沖只是短時發(fā)射，射頻結束時，凈磁化矢量M與Z軸之間有一個夾角，稱為翻轉角(flipangle)。翻轉角為多少度，則該射頻脈沖就叫做多少度射頻脈沖，例如90。RF脈沖或18°°RF脈沖。五、磁共振的圖像信號相位的概念：1、 相位(phase):平面內(nèi)旋轉的矢量與某一參照軸的夾角。2、 同相位(in-phase)和離相位(outofphase):多個矢量在空間相位一致時稱同相位；相位不一致時稱為離相位。3、 相位重聚(re-phase)和去相位(de-phase):由不同相位達到同相位稱相位重聚；由同相位變成不同相位稱去相位。4、磁場中自旋之間的相位：1） 、在沒有外界能量介入時，只形成縱向宏觀磁化矢量Mz，宏觀橫向磁化矢量為Mxy=0；2） 、在有外界能量介入時（射頻脈沖激發(fā)），由于繞Z軸旋進動的自旋的相位一致，在X-Y平面內(nèi)的磁矢量不能完全抵消，形成橫向磁化矢量Mxy。（二）自旋弛豫1、 弛豫的概念：當向置于外磁場中的人體發(fā)射RF脈沖后，縱向磁化矢量Mz逐漸變小，同時在X-Y平面產(chǎn)生橫向磁化矢量Mxy，從而產(chǎn)生MR信號。我們將物質進入磁場后，形成并保持穩(wěn)定的縱向磁化矢量的狀態(tài)稱為平衡態(tài)，平衡態(tài)是一種動態(tài)平衡，處于高、低兩種能級的質子不斷地交換。系統(tǒng)吸收射頻能量后的不穩(wěn)狀態(tài)稱為激發(fā)態(tài)。RF脈沖一旦停止后，質子即迅速由激發(fā)態(tài)向原來的平衡態(tài)恢復，系統(tǒng)由激發(fā)態(tài)恢復全平衡狀態(tài)的過程叫做“弛豫”。弛豫過程中意味著同步地發(fā)生兩個過程：原來的縱向矢量逐步恢復的過程和新建立的橫向磁化矢量逐步消失的過程。前者稱為縱向弛豫，后者稱為橫向弛豫。整個弛豫過程中總的凈磁化矢量也呈螺線型運動，但是與射頻脈沖激發(fā)后的運動正好相反。2、 縱向弛豫：射頻頻脈沖停止后，縱向磁化矢量由最小恢復到原來大小的過程稱縱向弛豫，又稱為自旋-晶格弛豫（spin-latticerelaxation）或稱T1弛豫。一■—j~f—f（1）、縱向弛豫機理：縱向弛豫過程中，吸收了RF脈沖能量躍遷到高能級的質子要把能量傳遞給周圍的品格（代表原子核周圍的環(huán)境），重新成為低能級的質子，從而低能級的質子數(shù)量增多而疊加產(chǎn)生縱向凈磁化矢量。原子核由高能級到低能級的過程也需要一個磁場的激發(fā)，這個磁場來源于組織內(nèi)部的晶格磁場，品格磁場最常見的來源是周圍組織中磁性核和電子產(chǎn)生的偶極磁場。這種晶格磁場的波動頻率有無數(shù)種，其中只有與氫質子的拉莫頻率一致的磁場才能激發(fā)氫質子回到平衡態(tài)。因為拉莫頻率與磁場的場強有關，所以縱向弛豫時間具有場強依賴性，因在較強磁場中質子的進動頻率較快，把能量傳遞給頻率較慢的晶格較困難，故對于-i-rv—jr—1—mrTn—rr—^t同種組織，靜磁場的場強越高，縱向馳豫時間也就越長；靜磁場的場強越低，縱向弛豫時間就越短。、縱向弛豫時間：縱向弛豫中縱向磁化矢量大小的恢復過程呈指數(shù)曲線形式，縱向馳豫過程符合如下公式：Mz=M0(1-&氣)式中，Mz為*時刻的縱向磁化矢量值，M0為平衡態(tài)的縱向磁化矢量值，，為弛豫時間，匕為.縱向弛豫時.間常數(shù)。當'=Ti時，Mz=Mo"63%，即縱向磁化恢復全平衡態(tài)的63%時所經(jīng)歷的時間等于Ti值。在MR成像中規(guī)定：T1=縱向磁化從最小值恢復到平衡態(tài)磁化矢量63%的時間3、 橫向弛豫：射頻脈沖停止后，橫向磁化矢量由最大逐步消失的過程稱為橫向弛豫，又稱為自旋-自旋弛豫或T2弛豫。橫向弛豫的機理：自旋體系除了與晶格交換能量外，自旋體系內(nèi)部也存在能量的交換。射頻脈沖停止后，在高能級的某一質子躍遷到低能級而放出一份能量，處于低能級的另一個質子吸收這份能量而躍遷至高能級。于是這兩個質子自旋發(fā)生了能量交換，但整個自旋體系總能量并未變化。在此過程中，質子的進動由原來的同步變?yōu)楫惒?，最終導致失相位，橫向磁化矢量Mw由大變小，直至為零?？梢哉f，橫向弛 XY豫的本質是自旋核的磁矩方向有相對的有序狀態(tài)向相對無序狀態(tài)的過渡過程。橫向弛豫時間T2。在理想的均勻磁場中，橫向弛豫隨時間的弛豫過程也呈指數(shù)曲線形式，橫向弛豫過程符合以下公式：/M=M?e-&2式中：Mxy為t時刻的橫向磁化矢量值，M0為平衡態(tài)的縱向磁化矢量值，'為弛豫時間，T2為橫向弛豫時間常數(shù)。當'=T2時，MXY=M0.37%，即橫向磁化減少到最大值的37%的時間等于T2值，它是橫向磁化衰減快慢的一個尺度。4、 T*弛豫：T2*稱為準T2或有效橫向弛豫時間。在討論橫向弛豫時間時，假設主磁場是絕對均勻的，但是任何磁體產(chǎn)生的磁場都不可能是絕對均勻的。實際上，主磁場不均勻的影響要比組織本身內(nèi)部小磁矩產(chǎn)生的影響大，結果由于主磁場不均勻引起的橫向磁化衰減的速度要比單純由于組織內(nèi)部磁場不均勻引起的橫向磁化衰減速度快得多。把這種情況下測得的橫向磁化弛豫時間叫做T，七要比T2短得多。5、T1值和T2值的比較：縱向弛豫和橫向弛豫是同時發(fā)生的，橫向弛豫一般比縱向弛豫快，即T2值比T1值短，究竟短多少，依賴于組織的物理和化學結構。在純水中，T2值接近于T1值；而在大多數(shù)組織中，T2值比T1值短得多。（三）自由感應衰減信號線圈接收到的MR信號電壓與橫向磁化矢量M的大小有關，滿足： XYVoc"xpCOSot上式表明電動勢與橫向磁化矢量mxy成正比，并且以拉莫爾頻率振蕩變化。射頻脈沖作用后，在弛豫過程中，由于氣*弛豫的影響，mxy隨時間衰減，因此磁共振信號也呈指數(shù)曲線形式衰減，這個信號稱為自由感應衰減（freeinductiondecay，F(xiàn)ID）信號，如圖所示。FID信號的強度按指數(shù)規(guī)律衰減，其強度的大小與T1、T2以及組織的質子密度有關，是磁共振成像系統(tǒng)的信號源。六、磁共振圖像的對比（一）影響磁共振圖像對比的主要因素不同組織之間信號強度的差異形成了組織之間的對比，因此組織問的對比度的主要決定因素是：縱向弛豫時間的固有差別，即組織間T1值的固有差別；橫向弛豫時間的固有差別，即組織間T2值的固有差別；組織氫質子密度的固有差別；流動效應引起的差別。在MR圖像上，組織T1值越短，信號越高，組織T1值越長，信號越低；組織T2值越長，信號越高，組織T2值越短，信號越低；組織質子密度越高，信號越高。骨皮質與空氣（氣腔）的質子密度值很低，在所有成像序列中均無信號，呈黑色。不同組織之間的T值和T2值可能會相差10倍，而不同組織之間的質子密度相差只有百分之幾。（二）磁共振的加權對比圖像為了突出顯示組織之間的對比，可以通過脈沖序列的設計得到與上述各主要因素有關的圖像。然而，迄今尚無一種成像序列能夠產(chǎn)生單純的T1、T2或質子密度圖像，即不能排除其他因素而形成純粹某種因素的圖像，只能形成主要由某rrrjnrrrrjnrrrrjnrLrrjnrrrrjnrLrrjnrrrrjnrrrLKr.種因素決定的“加權”圖像。目前，臨床上應用的主要加權圖像有三種：（1） 、T1加權圖像：圖像的對比主要具有T1值依賴性，反映的是組織之間T1值的差異。例如脂肪質子的T1比水的小，縱向磁化矢量M恢復比水快。經(jīng)過一定時間的恢復后，Z施加第二個射頻脈沖，由于此前脂肪的Mz較高，因此施加此脈沖之后，脂肪的橫向磁化矢量也就較強。在T1對比度影像上脂肪的信號就較強，顯得更亮些。相反，由于施加第二個射頻脈沖之前水的縱向磁化分量較低，施加脈沖后其橫向磁化矢量也就較小，結果在T1對比度影像上，水的信號就較弱，顯得黑些。這種圖像叫T1加權像。為了實現(xiàn)T1加權，脈沖重復時間（兩個激發(fā)脈沖間的時間間隔，即repetitiontime，TR）就要足夠短，使脂肪和水的Mz都不能完全恢復。若TR太長，脂肪和水的縱向磁化矢量都完全恢復到M。，兩種組織中的T1弛豫過程都完成了，它們的影像就顯示不出T1時間的差別。（2） 、T2加權圖像：圖像的對比主要具有T2值依賴性，反映的是組織之間T2值的差異。例如脂肪質子的T2比水的小，橫向磁化矢量Mxy衰減比水快，在T2對比度影像上水的信號就較強，顯得更亮些；而脂肪的信號較弱，顯得黑一些。這種圖像叫T2加權像?；夭〞r間（激發(fā)脈沖與讀出信號之間的時間間隔，即echotime，TE）控制采集信號之前T2的衰減量，為了實現(xiàn)T2加權，TE必須足夠長，使脂肪和水都有時間發(fā)生衰減。否則，若TE太短，脂肪和水的橫向磁化矢量都來不及衰減，影像上就顯示不出T2時間的差別。（3） 質子密度加權圖像：圖像的對比主要具有質子密度依賴性，反映的是組織之間質子密度的差異。為了實現(xiàn)質子密度加權，一定要消除T1和T2對比度，使質子密度成為影像對比度的決定性因素。設置長的TR,使脂肪和水的縱向磁化矢量完全恢復，可消除T1加權；設置短的TE，使脂肪和水的橫向磁化矢量都沒時間發(fā)生衰減，可消除T2加權。任何影像中，由于T1、T2和質子密度引起的對比度同時存在，因此要突出某一種對比度，必須設置條件消除其他兩種參數(shù)對對比度的影響。七、磁共振圖像空間定位和重建技術（一）梯度磁場的概念:接收線圈可以接收MR信號，但是，因為身體內(nèi)的所有質子具有相同的拉莫頻率（因為B°相同），整個身體同時受到射頻脈沖的激發(fā)，所以產(chǎn)生的信號代表-■■-■■---■■-■■-U 所有被激發(fā)部位的信號的總和，由于沒有空間位置信息，不能將身體的一部分與另一部分區(qū)分開來，即不能區(qū)分組織的結構。如何獲得一幅具有空間位置信息的MR圖像呢？在磁共振成像中采用了梯度成像來實現(xiàn)空間編碼的方法。梯度磁場是位于磁體腔內(nèi)的幾組線圈通過電流而產(chǎn)生的，附加在主磁場上，它的場強非常微弱，只有1U?25mT/m。梯度磁場可以增加或減弱主磁場強度，使得沿梯度方向的自旋質子具有不同的磁場強度，因而具有不同的共振頻率。這種共振頻率的變化根據(jù)梯度磁場的數(shù)值是可以預測的這就是空間編碼的原理。在磁體腔內(nèi)裝有三組梯度磁場線圈，根據(jù)它們的軸向來命名，Z梯度場沿磁體的Z軸改變磁場強度；X梯度磁場沿磁體的X軸改變磁場強度；Y梯度磁場沿磁體的Y軸改變磁場強度。每個梯度磁場的中點值為零，梯度場增加的方向為正方向。三個梯度磁場的中點和磁體腔的中心重合，該中心點的磁場強度為磁體主磁場強度。梯度磁場在編碼中的主要作用為選層、頻率編碼和相位編碼，以下分別介紹（二）層面選擇梯度使用了層面選擇（sliceselection）梯度后，組織質子的共振頻率與Z軸的位置成線性相關。特定的共振頻率對應于特定平面的質子，這些平面垂直于Z軸。如果在使用平面選擇梯度的同時發(fā)射特定頻率的射頻脈沖，則只有對應于該頻率的平面內(nèi)的質子發(fā)生共振。因此通過增加或減少射頻脈沖的頻率可以移動被激發(fā)平面的位置。層面選擇梯度是在RF激發(fā)的同時進行的。短時發(fā)射的射頻脈沖實際上是由一定范圍的頻率構成的，這個頻率范圍稱做脈沖的帶寬(bandwidth)。這樣，一個射頻脈沖就可以激發(fā)共振頻率處于射頻脈沖帶寬范圍內(nèi)的所有自旋質子，結果激發(fā)一個具有一定厚度的組織層面。層面的厚度依賴于兩個因素：層面選擇梯度的大小和射頻脈沖的帶寬。多數(shù)磁共振設備r—L ■■■■.".■■■■■.".■■■■ ■■■ ■■■■■■■■-j—^?v—■■■ ■-采用改變層面選擇梯度大小的方法調(diào)整層面厚度。頻率編碼梯度一旦層面內(nèi)的質子被激發(fā)，就要進行層面內(nèi)二維的空間定位。對于X方向，在檢測信號期間接通頻率編碼(frequencyencoding)梯度磁場，使沿X軸的質子具有不同共振頻率，產(chǎn)生與X軸位置相關的不同頻率的信號，因此，這種類型的編碼又稱為頻率編碼，這個編碼梯度發(fā)生在MR信號的檢測過程中，所以頻率編碼梯度也叫做讀出梯度。相位編碼梯度層面內(nèi)方向的定位還需要第三個梯度，即相位編碼梯度。相位編碼梯度應用于層面激發(fā)之后，頻率編碼讀出信號之前。與頻率編碼一樣，相位編碼梯度沿相位編碼軸產(chǎn)生了與位置成線性關系的進動頻率。質子以不同的頻率或速度進動，磁矩沿進動路線累加的相位也就不同，進動頻率快的質子沿進動路線進動得更遠些，相位更大一些。當相位編碼梯度脈沖結束時，質子又會以相同的頻率進動，但是此時質子之間已經(jīng)形成了相位差。在相位編碼梯度開通時累加的凈相位位移口為：0=yGT Y式中：Gy為相位編碼軸Y位置韻相位編碼梯度的大小，T為梯度脈沖的間期。因此，在信號讀出時沿相位編碼軸的不同位置質子具有不同的相位，即沿y軸的質子相位具有空間依賴性。通過相位編碼可以識別y方向不同行的像素的位置，但是MR對相位的識別有限，每次只識別一種相位，所以要完成多行的數(shù)據(jù)采集，必須重復多次相位編碼及測量。在二維傅里葉變換的數(shù)據(jù)采集中，每次使用的相位編碼梯度的大小和持續(xù)時間都有一定改變，而頻率編碼梯度恒定不變。多次的相位編碼同時要求多次的射頻脈沖激發(fā)，即多個重復周期(TR)。以自旋回波序列為例，顯示了脈沖周期中射頻脈沖和梯度脈沖的發(fā)射過程。90。激發(fā)射頻脈沖以及180。復相脈沖與層

面選擇梯度Gz同步發(fā)生，從而使特定層面的組織受到射頻脈沖的激發(fā)；然后啟動相位編碼梯度gy，使相位編碼方向的每列體素的自旋具有不同的相位；在回波產(chǎn)生期間，即在讀取回波信號的同時開啟頻率編碼梯度GX，使頻率編碼方向每行體素的頻率不同。每個周期的相位編碼梯度脈沖大小不同，依次呈線形變化。二維成像的掃描時間表示為：t=TR?Ny?NEX式中：Ny為y方向相位編碼的步數(shù)，NEX是采集的次數(shù)。傅立葉變換:我們所測量的MR信號代表一個層面內(nèi)的無數(shù)個原子核發(fā)出的信號的總和，這個復合信號的大小是時間的函數(shù)，但是原子核的位置信息已經(jīng)以頻率方式被編碼到信號中。如何從以時間變化的信號(時間域)中提取出特定的頻率成分(頻率域)，計算機采用傅里葉變換(Fouriertransform)o傅里葉變換公式可表示為：頻率域：(o)=j()-網(wǎng)時間域：時間域：()=j(o)joto傅里葉變換應用于每個頻率編碼行的數(shù)據(jù)，提取出信號的頻率成分，確定沿X和Y軸不同位置的信號強度。再將信號強度以灰度值表示出來，即形成圖像。如果僅使用頻率編碼梯度，則只能區(qū)分一維(X軸方向)的空間位置，這種方法稱為一維傅里葉變換圖像重建。在MR成像中，經(jīng)RF脈沖激發(fā)和梯度磁場空間編碼后獲得復合圖像，然后還需由計算機將采集到的復合信號經(jīng)一系列過程轉換成圖像信號，復合信號轉換成MR圖像的方法稱為圖像重建。八、單回波自旋回波序列首先使用一個90o脈沖，等待一段時間再施加一個180o脈沖使質子相位重聚，產(chǎn)生自旋回波信號，如圖8—1所示，TI為90o脈沖和180o脈沖的間隔時間，TE為回波時間(echotime)，TR為序列重復時問(reptitiontime)，一般情況下TE=2TI。90o脈沖后，M=O,M=M，M開始在Xy平面上進行旋進和衰減，在接收線圈Z XY0XY兩端感應出FID信號。如果靜磁場是均勻的，Mxy就以T2為時間常數(shù)衰減，但靜磁場總有一定程度的不均勻，這會使％的衰減速度加快，衰減的時間常數(shù)就是氣*。為消除磁場不均勻性的影響，在經(jīng)過TI時間后施加180o脈沖，這樣在接收線圈中將出現(xiàn)一個幅值先增長后衰減的MR信號，即SE信號。自旋回波在形狀上就像兩個背靠背的FID信號，左邊的信號逐漸上升，為自旋核重聚的過程；右邊的信號逐漸下降，為自旋核逐漸散開的過程。SE信號在t=TE處出現(xiàn)最大值，但這一最大值要小于FID信號幅度，而且回波時間TE越長回波幅度越小，F(xiàn)ID信號與SE信號幅值之間以時間常數(shù)T2衰減。 Tr 圖8-1圖8—2定性表示了以角速度①0旋轉的旋轉坐標系上180o脈沖的作用。在90o脈沖作用下磁化強度矢量偏離，軸90o到7y'平面上，見圖8—2(a)。由于旋進速度與①0相同的核相對坐標系靜止，旋進速度大于①0的核順時針旋轉遠離正礦軸，旋進速度小于叫①0的核逆時針旋轉遠離正礦軸，于是經(jīng)過一段時間下TE/2，自旋核開始在寸礦平面上分散開來，見圖8—2(c)；在圖8—2(c)所示的狀態(tài)下，沿*方向施加180o脈沖，各自旋核繞旋轉180o轉到與軸對稱的位置，形成圖5-2(d)所示的情形；180o脈沖后，各自旋核還按原來方向旋進，即旋進速度大于①0的核按順時針旋轉，旋進速度小于①0的核逆時針旋轉，這樣經(jīng)過又一段時問要，分散的自旋核在負礦軸重新會聚起來，形成回波，見圖8—2(f)，稱為自旋核的相位重聚。但是在相位重聚過程中，不是所有的自旋核都能準確地重聚相位，180o脈沖只能使由于靜磁場不均勻所造成的自旋去相位產(chǎn)生相位重聚，而由于白旋-自旋作用所致的局部磁場不均勻性是隨機變化的，180o脈沖不能重聚其相位，這便是T2弛豫的持續(xù)作用，回波時問越長，回波信號越小。圖8-2§6-3磁共振成像設備一、 設備組成成及工作原理：1、 主磁體：：作用：產(chǎn)生一個高度均勻和穩(wěn)定的靜磁場；種類：永磁體，常導磁體，超導磁體；2、 梯度線圈：作用：產(chǎn)生一個梯度磁場疊加與主磁場，以實現(xiàn)MR信號的空間編碼;3、 RF線圈：作用：發(fā)射射頻脈沖，激發(fā)氫核產(chǎn)生磁共振信號。4、 計算機：圖像重建、顯示和存儲。二、 主磁體：（一）磁體的性能指標：1.磁場強度：它是指MRI設備的靜磁場強度。靜磁場強度可分為低磁場強度和高磁場強度。0.3T以下的稱為低磁場強度，主要應用于永磁型MRI設備；1.0T以上的稱為高磁場強度，主要應用于超導型MRI設備；在0.3T<B^1.0T的稱為中磁場強度。磁場強度對圖像質量影響為：對信噪比的影響。磁場強度增高，信號強度增高，信噪比提高(一般認為噪聲電平不變)。信噪比的提高與磁場強度的增高不呈線性關系，靠增高磁場強度來提高信噪比是有限度的。對對比度的影響。因磁場強度增高，T1變長，必須加長TR，才能獲得高對比度的T1加權圖像，這將導致掃描時間的延長，是不可取的。對運動偽影和化學偽影的影響。因磁場強度增高，共振頻率變高，自旋加快，同樣運動的相位漂移變大，使運動偽影和化學偽影增多。另外，磁場強度高低與MRI設備的成本成正比。磁場強度增高，MRI設備的成本隨之提高。2.磁場均勻度：它是MRI設備的一個很重要的指標，指在特定容積限度內(nèi)的磁場的同一性，即穿過單位面積的磁力線是否相同。磁場均勻度在很大程度上決定著MRI設備的圖像質量好壞。如MRI圖像的信噪比(S/N)、空間分辨力(SR)和有效視野(fieldofview，F(xiàn)OV)的幾何畸變。磁場均勻度用以主磁場的106(ppm，百萬分之一)作為一個偏差單位來衡量。由此可見，磁場均勻度與主磁場的大小有關。相同的ppm在不同的B下，代表的偏差是不一樣的。例如，同樣是5ppm，在1.5T的MRI■ ■ ■ ■ ■ ■ 0 .................. ■■ ■■ ■■ ■■設備中，磁場均勻度的偏差為5X1.5X10-6T(0.0075mT)，而在0.3T的MRI設備中，磁場均勻度的偏差為5X0.3X10-6T(0.0015mT)。另外磁場均勻度與測量空間的大小有關。測量空間一般為橢球體，300mmX350mm或350mmX400mm。測量空間越大，磁場均勻度越差。同樣，磁場均勻度測量范圍越小，磁場均勻度越好。在MRI中，要進行空間編碼(層選脈沖、相位編碼和頻率編碼)，就要在靜磁場上迭加微弱的梯度磁場。靜磁場均勻性越差，偏差越大，圖像質量越差。而且如果靜磁場不均勻，在迭加上梯度磁場后，層位信號將發(fā)生偏離，引起圖像失真和畸變。主磁體磁場均勻度越差，幾何變形越大。永磁體磁場均勻度由永磁材料、磁極表面的光潔度(拋光)和磁極表面的曲率決定。磁場均勻度的調(diào)整非常重要，也是非常細致的工作。磁場均勻度不是恒定不變的。例如，主磁體的搬動，周圍鐵磁物質環(huán)境的改變等，都將造成磁場均勻度的改變。所以，磁場均勻度的最終調(diào)整是在主磁體安裝完畢后進行測量、調(diào)整的。并且要定期對主磁體磁場均勻度進行調(diào)整。以稀土元素合金釹鐵硼(Nd-Fe-B)作為永磁材料的主磁體，其磁場均勻度由磁極表面的光潔度和磁極表面的曲率決定。調(diào)整磁場均勻度有兩種方法：一種是改變磁極表面的曲率，一種是調(diào)整磁極間的氣隙磁通密度分布。磁場的穩(wěn)定性：指單位時間內(nèi)磁場的變化率。包括時間穩(wěn)定性和熱穩(wěn)定性。它是保證MR圖像的一致性和可重復性的重要指標。永磁體自身的衰減很少。受主磁體周圍鐵磁性物質、環(huán)境溫度的影響，靜磁場的磁場強度會發(fā)生變化（磁場漂移）。在1?2小時之內(nèi)，一般要求磁場漂移小于5ppm。在1?8小時之內(nèi)，磁場漂移小于10ppm。永磁體和常導磁體的熱穩(wěn)定性比較差，因而對環(huán)境溫度的要求高。主磁體的有效范圍：靜磁場強度與主磁體的有效范圍密切相關。主磁體的有效范圍是指上、下磁極的直徑和上、下磁極間的有效距離，即X軸、Y軸、Z軸三方向可容納病人的最大尺寸。從技術上講，增加主磁體的有效范圍比提高磁場強度更難。（二）磁體的種類：1、永磁體：（1） 、結構：材料：使用永久磁鐵如鐵氧體或釹鐵的磁磚拼砌而成。分為閉合式和開放式。形狀：1） 環(huán)形：在內(nèi)腔形成水平方向的磁場，磁力線從一個極面發(fā)出穿過空氣到另一個極面，經(jīng)磁體內(nèi)部形成閉合回路，環(huán)形磁鐵周圍的雜散磁場很小。2） 軛形：磁磚裝在鋼制框架上下梁的內(nèi)側，磁力線從一個極面出發(fā)垂直穿過內(nèi)腔到另一個極面，沿著鋼梁返回到原極面，軛形磁體周圍的雜散磁場很小。（2） 、優(yōu)缺點：1） 優(yōu)點是：造價及維護費用低，不消耗電能，不需要補充冷卻劑；由于磁力線閉和，磁體周圍的雜散磁場很少；磁力線垂直，可使用螺線管射頻線圈，線圈效率高，有利于提高圖像的信噪比；永磁型磁體容易制成開放式磁體（如將軛形磁體的框架去掉一邊即可），減少了病人幽閉恐懼癥的發(fā)生，并且有利于關節(jié)動態(tài)檢查和MR導引下的介入治療。目前，永磁體的制造趨勢是開放式磁體。2） 缺點是：其磁場場強較低，目前最大場強僅能達到0.35T，增大場強會使已經(jīng)龐大笨重的磁體重量進一步增加；磁場的均勻度較差：@10ppm；磁場穩(wěn)定性低：^1±0.5ppm/h。2、 常導磁體：它是根據(jù)電流產(chǎn)生磁場的原理設計的，當電流通過圓形的線圈時，在導線的周圍會產(chǎn)生磁場。結構：常導型磁體是由導線纏繞成圓柱狀線圈，通電后產(chǎn)生磁場，磁場磁力線方向與磁體圓桶的軸平行，一般與病人的長軸平行，不過也有與之垂直的。⑵常導型磁體的場強與導線的電流導線的形狀有關。常導型磁體的導線具有明顯的電阻，這種磁體也稱阻抗型磁體。③常導型磁體導線是高導率的金屬。如銅或鋁，銅的導電性比鋁高40%，而鋁是銅的密度的1/3，且鋁的價格低。為了提高磁場均勻度及磁場強度，可使用平行并在同一軸線上的2個、4個或6個線圈。優(yōu)缺點：優(yōu)點是：磁體造價較低，制造安裝容易，不需要補充冷卻劑，而且可隨時切斷電源，關閉磁場。缺點：需要消耗大量的電能，一般消耗功率高達80kW，線圈電流約為200A。產(chǎn)生的熱量需要用水循環(huán)進行冷卻；其磁場較低，目前臨床使用的多為0.2?0.5T，這是因為線圈電流每增加1倍，其功耗將增加3倍；磁場的均勻度較低：常導磁體的磁場均勻度受到線圈大小和定位精度的影響。線圈越大，成像區(qū)磁場的均勻度越好，但線圈長度增加電影損耗;另外，每組線圈之間的位置、平行度、同軸度也會影響磁場的均勻性。磁場穩(wěn)定性低，線圈電源的波動以及室溫將影響磁場的穩(wěn)定性。3、 超導磁體：(1)、結構：材料：使用多采用鈮-鈦二元合金的多芯復合超導線，鈮占44%?50%。線圈形狀：超導線圈的繞制有兩種形式：一種是以4個或6個線圈為基礎，由于線圈之間存在相互作用力，要求線圈裝在牢固的支架上；另一種是以螺線管為基礎，為了得到截面上均勻的磁場，就需要增加補償線圈，以彌補螺線線圈有限長度的不足。3） 磁體設計：超導磁體的結構復雜。為了保障低溫環(huán)境，減少液氦的揮發(fā)量，在磁體內(nèi)除浸泡磁體主線圈的液氦容器外，還要在液氮容器內(nèi)外安裝高度真空的真空絕熱層，并設置低溫氣冷屏、磁體側壁內(nèi)外的高效絕熱箔及其他一系列超絕熱材料。另外，磁體頂上一般還安裝一個二級膨脹的制冷機，即冷頭，它也是磁體的重要組成部分；與其配套的還有氦氣壓機和冷水機組，它們組成了超導磁體的磁體冷卻系統(tǒng)。4） 超導磁體啟動：超導型磁體配有一個勵磁電源，用以接通勵磁電流。當電流上升到使場建立預定場強時，將開關閉合，勵磁電源斷開，電流在閉合的超導線圈內(nèi)幾乎無衰減低循環(huán)流動，產(chǎn)生穩(wěn)定、均勻、高場強的磁場。5） 超導磁體的屏蔽：①無源屏蔽：使用大量的鐵板作為屏蔽材料，缺點是會影響磁場的均勻度；⑵有源屏蔽：在磁體外部用載有反向電流的線圈降低雜散磁場，使用有源屏蔽，一是可以使磁體外的偶極磁場按照距離的五次方衰減，二是可以減小磁體的體積和重量。（2）、優(yōu)缺點：優(yōu)點是：超導型磁體的磁場強度較高，用于人體成像的設備最高可達8.0T，目前臨床一般使用0.35?3.0T；具有高度的磁場均勻度；具有良好的磁場穩(wěn)定性。缺點是：①設備工藝復雜，造價昂貴；⑵不斷地消耗液氦等冷卻劑、日常維護價格高；③有可能發(fā)生“失超”的危險（即超導體變?yōu)閷w，溫度急劇上升，維護液氦大量揮發(fā)，磁場強度迅速下降）。（三） 、場強的選擇：磁體的場強分為低、中、高三類，應用型MRI設備一般采用低、中場；場強的選擇應以能完成任務要求的最低場強為原則，并非場強越高越好。（四） 、勻場技術：磁場均勻性是MRI設備的重要指標，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(diào)整才能達到足夠的均勻性。勻場調(diào)整分為無源勻場調(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。1、 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。這種方法在勻場過程中不使用有源元件，因而稱為無源勻場。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算。無源勻場的過程為：磁體勵磁（充磁）一〉測量場強數(shù)據(jù)一〉計算勻場參數(shù)一〉去磁一＞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。優(yōu)點：可以根據(jù)機型靈活放置鐵片，料價格便宜，不需要昂貴的高精度電源。缺點：無源勻場可以幫助減少有源勻場很難或不可能減少的諧波磁場。2、 有源勻場有源勻場（activeshimming）是指通過適當調(diào)整勻場線圈的電流強度，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。由于這些線圈的大小不同，產(chǎn)生的磁場也會不同，因而對主磁場的影響程度就不一樣。這些勻場線圈產(chǎn)生的磁場可以抵消主線圈的諧波磁場，改善磁場的均勻性。在勻場時，勻場電源提供勻場線圈所需的電流，勻場電源的質量對于勻場效果起著至關重要的作用。大多數(shù)MRI設備的勻場方法都是無源勻場和有源勻場并用，而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(jīng)常進行。大多數(shù)MRI設備中，有源勻場可在系統(tǒng)軟件的控制下進行。三、梯度磁場系統(tǒng)：、三個方向的梯度磁場需要x、Y、z三個方向的磁場梯度Gx、Gy、Gz。1、 Gx使樣品X方向各點信號的頻率與x有關，因此Gx叫做頻率編碼梯度磁場。2、 Gy使樣品Y方向信號的相位與y有關，因此Gy叫做相位編碼梯度磁場；3、 Gz使樣品Z方向信號的頻率與z有關。在Gz和一定帶寬的RF磁場共同作用下，樣品中只有與z軸垂直的一定厚度截層上的磁化強度才能產(chǎn)生MR信號，因此Gz叫做選層梯度磁場。、梯度磁場組成：1、 控制部分：根據(jù)不同的成像方法，產(chǎn)生梯度控制信號。2、 預驅動：對輸入控制信號和反饋信號進行比較，其輸出一路送功率放大;另一路送高壓控制電路。3、 功率放大：進行功率放大，要求輸出輸出電流大(決定梯度磁場強度)、輸出電壓高(決定梯度磁場切換率)。4、 高壓控制：將前置放大送來的信號與設定值進行比較，控制高壓開關的閉合和斷開。、渦流對梯度磁場的影響：1、 什么是渦流和渦流損耗：、渦流：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(nèi)環(huán)形流動，稱為渦流。、渦流損耗：渦流的強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。2、 渦流對梯度磁場的影響、消弱了梯度磁場；、嚴重時使梯度脈沖波形產(chǎn)生畸變；3、 如何進行渦流補償：、通過RC電路時梯度脈沖電流產(chǎn)生畸變，因而產(chǎn)生所期望的梯度脈沖波形;、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(tǒng))。這樣，第二梯度線圈抵消和削弱第一梯度線圈在周圍導體的渦流，在第一梯度線圈和周圍導體之間起到屏蔽層的作用。、梯度磁場線1、 對線圈的要求：、良好的線性：要求線性范圍〉成像視野。、響應時間短：梯度磁場從零上升到所需穩(wěn)定值的時間稱為梯度磁場的響應時間。響應時間應盡可能短，因為響應時間決定或限制著成像系統(tǒng)最小可用的回波時間。最小回波時間的長短在某些成像方法中有重要意義。、功耗?。褐傅氖球寗与娪白陨硐牡墓β市?。、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。2、 直線系統(tǒng)：2日Icos2巾%=將23、 鞍形線圈：、技術參數(shù)：1、磁場梯度：、定義：指梯度磁場系統(tǒng)產(chǎn)生的磁場隨空間的變化率，單位為mT/m。、磁場梯度越大，可以掃描的層面就越薄，像素越小，圖像的空間分辨率就越高?？臻g分辨率的大小與磁場梯度的關系可以用下式表征：成=2兀/yTGsX^Y=2兀/yTGAZ=△①/yGpZ這里AX、Ay>AZ分別是三個方向像素的長度，『s是頻率編碼梯度脈沖的時間，%是相位編碼梯度脈沖的時間，A°p是選層射頻脈沖的頻寬，Gx、Gy、Gz分別為三個方向梯度磁場的大小。對于臨床常規(guī)的成像方法，磁場梯度的大小為10~15mT/m便可滿足要求。2、梯度切換率：梯度磁場切換率和梯度上升時間是評價磁共振系統(tǒng)的很重要的指標，前者更為常用。（1）、梯度磁場切換率：梯度切換率定義為梯度場強固定時，最大梯度場強與梯度場從零上升到最大梯度場強的時間的比值，即單位時間內(nèi)梯度場變化程度。梯度場切換率和梯度上升時間是從不同角度來反映梯度場達到某一預定值的速度。梯度切換快，梯度上升所需的時間就越短，就可以提高掃描速度和圖像.-llll-.—ir—l-l-lli -Li 」r—-L」r—rrr—Lr—r—Lr—r—Lr—r—Lf———rrr—Lr—r—Lr—r—Lr—LL.-rr-信噪比。梯度上升性能的提高，可開發(fā)出更快速的成像序列，它與復雜的掃描脈沖序列中梯度脈沖波形有關。梯度場切換率和梯度上升時間的提高，取決于高性能的梯度線圈和功率放大器。目前，梯度切換率大多在10?100mT/（m?ms）之間。3、 工作周期：即在一個成像周期的時間（重復時間TR）內(nèi)梯度場工作時間所占有的百分數(shù)。對一般的自旋回波和梯度回波序列，梯度磁場的工作周期都不會飽滿，為實現(xiàn)快速成像技術和多層成像技術，許多制造商都提供了梯度場工作周期為100%的梯度磁場。4、 梯度磁場的線性：梯度磁場的線性是衡量梯度場平穩(wěn)度的指標。線性越好，表明梯度場越精確，圖像的質量就越好。一般要求梯度場的非線性不能超過2%5、 有效容積：又叫梯度場的均勻容積。有效容積是指線圈所包容的、其梯度場能夠滿足一切線性要求的空間區(qū)域，這個區(qū)域常位于磁鐵中心，并與主磁場的有效容積同心。梯度線圈的均勻容積越大，對于成像區(qū)的限制就越小。四、射頻系統(tǒng)：（一） 、射頻線圈作用：mrnuurnuurnuurnummumumumumumum發(fā)射射頻脈沖，使磁化的質子吸收能量產(chǎn)生核磁共振，并且接收質子馳豫過程中釋放能量而產(chǎn)生的MR信號。（二） 、RF線圈與普通無線電天線的區(qū)別RF線圈：RF線圈與人體組織間的距離遠遠小于波長，發(fā)射和接收之間不是行波耦合而是駐波耦合，采用磁耦合的環(huán)狀天線。普通天線：發(fā)射天線與接收天線距離遙遠，發(fā)射和接收之間是行波耦合，采用電耦合的線狀天線。

（三）、RF線圈的種類:1、 全容積線圈：是指能夠整個地包容或包裹一定成像部位的柱狀線圈。這種線圈在一定的容積內(nèi)有比較均勻的發(fā)射及接收RF場，因而主要用于大體積組織或器官的大范圍成像，也用于軀干某些中央部位的成像。如體線圈和頭線圈兩種。2、 表面線圈：是一種可緊貼成像部位放置的RF線圈，其常見結構為扁平型或微曲型。這種線圈形成的RF發(fā)射場和接收場極不均勻，表現(xiàn)為越靠近線圈軸線RF場越強、偏離其軸線后RF場急劇下降。3、 部分容積線圈：是由全容積線圈和表面線圈兩種技術相結合而構成的線圈。這類線圈通常有兩個以上的成像平面（或線圈），其RF野的均勻性介于全容積線圈和表面線圈之間。4、 腔內(nèi)線圈：是近年來出現(xiàn)的一種新型小線圈。這種線圈使用時須置于人體有關體腔內(nèi)，以便對體內(nèi)的某些結構實施高分辨成像，直腸內(nèi)線圈是最常見的腔內(nèi)線圈。5、 相控陣線圈：是由兩個以上的小線圈或線圈單元組成的線圈陣列。這些線圈可以彼此鄰接，組成一個大的成像區(qū)間，使其有效空間增大。各線圈單元也可相互分離。但無論哪一種連接方法，其中的每個小線圈均可同時接收對應小區(qū)域的MR信號，且在測量結束后，使小區(qū)域的信號有機地聯(lián)系在一起。（四）、射頻系統(tǒng)的構成：（見書）（五）、發(fā)射線1、諧振頻率:0=Hc2、品質因素:當滿足諧振條件（①當滿足諧振條件（①二①°）時，R諧振電路的輸出電壓是輸入電壓的Q倍。線圈的Q值越大，頻率選擇性越好，但是頻帶寬度也隨之變窄。一般應該選用Q值較大的線圈。3、 對發(fā)射線圈的要求