MR成像基础理论及成像原理(下).doc

使用工厂提供的专用匀场软件依次输入空间各点的场强测量数值，计算匀场参数，软件会输出匀场片尺寸选择以及空间放置位置的具体方案；安装工程师依据上述方案，在软件指定的专用卡槽的位置上插入指定尺寸的匀场片，并用无磁螺钉固定，进行匀场操作；匀场操作过程需要反复进行多次，为了达到理想的磁场均匀性，一般需贴补数十个匀场片才能达到设计和应用要求。一般1.5TMRI设备的被动匀场工作需要一个工作日，而3.0TMRI设备则可能需要数天才能完成。被动匀场安全规范匀场片在场强为2.0T的磁体孔洞内，磁体对它的作用力将会增至其自身质量的200倍，即重100g的匀场片在磁体中将承受20kg的磁力作用。因此，匀场操作前后，应严格遵守安全规范。例如，匀场时磁体附近只留一人操作；匀场人员必须戴厚手套，穿专用工作服和工作鞋，佩戴防护眼镜等；每次只处理一小块铁片；匀场过程当中以及前后要彻底清理现场等。3.2.6.3主动匀场和匀场线圈任何磁体都不会产生绝对均匀的磁场，而磁场的不均匀性会降低MRI系统的性能，因此可使用均匀线圈以补偿因不可控制的环境因素及其他不可避免的因素所引起的主磁场的非均匀性和缺陷，以使主磁场更均匀。主动匀场（active shimming）又称为有源匀场，是指利用匀场线圈（shimming coils）通以电流，产生小磁场，并通过适当调整匀场线圈阵列中各线圈的电流强度，使其周围的局部磁场发生变化来调节改善静磁场的不均匀性，以提高静磁场整体均匀性的过程。在每次MRI扫描前还可主动调整，以进一步提高磁场的均匀性。匀场线圈的制作非常精细，其作用范围也比较局限。因此，通过主动匀场可获得磁场高度均匀的成像空间。主动匀场是对磁场均匀性进行精细调节的方法。在表3-1中可看到0.35T、1.5T和3.0TMRI设备磁场均匀性的典型数值。匀场线圈匀场线圈一般位于磁体中心，梯度线圈之外，多由铌钛（NbTi）合金制成。匀场线圈分为超导型和常导型。超导型匀场线圈与主磁场线圈置于同一低温容器中，其电流高度稳定，且不消耗电能，属于高品质匀场手段。常导型匀场线圈使用广泛，但要消耗能量，其匀场效果受匀场电源质量的限制。匀场线圈由若干个小线圈所组成。这些小线圈分布在柱状匀场线圈骨架表面，构成以磁体中心为调节对象的线圈阵列。由于线圈的大小不同，通电时产生的磁场也不同，因而对主磁场的影响程度就不一样。反映匀场线圈性能的主要参数有电流调节能力（ppm/A）、最大场强调节范围（ppm）、以及匀场线圈数量。匀场电源匀场电源质量对于主动匀场的效果起着至关重要的作用。匀场电源波动时，不仅匀场目的达不到，主磁场的稳定性也会被破坏。因此，在MRI设备中匀场线圈的电流均由高精度、高稳定度的专用电源提供。这种电源不仅可通过设备控制面板进行调控，也可通过标准硬件接口，由系统软件进行精细的调整，并可设定远程监控和控制。3.2.6.4磁场测量磁场测量是MRI设备安装阶段的重要工作之一。所得数据不仅是励磁和匀场工作的重要依据，也是帮助现场安装工程师监测新磁体运行状况的重要手段之一。磁场测量需要专门的设备和方法。磁场测量仪器匀强磁场测量最常用的两种方法是霍尔探头法和磁共振法。高斯计（Gauss meter）是专门用于磁感应强度（B）测量的仪器，按照测量方法可分为霍尔探头高斯计和磁共振法高斯计。在磁共振成像系统的磁场测量中，磁共振法高斯计的使用最为广泛。磁场测量方案磁场测量在励磁结束23小时，磁场强度达到稳定值后再进行。磁场测量常以一定直径的、与磁体同心的球形空间为基准或参照范围。球体表面任意一点至磁体中心的距离相等，有利于布置高斯计探头，并容易建立相关数学模型进行计算和表达。上述球形空间的直径常用DSV（diameter of spherical volume）表示，并将上述球体直接称为DSV。常用的DSV有10cm、20cm、30cm、40cm和50cm等几种。在MRI微成像和波谱分析中，会用到更小的DSV。在磁场均匀性的测量中，高斯计探头布置在不同直径DSV的表面，以反映该DSV所在空间的磁场状况。在DSV确定的前提下，测量点的选取方法常用的有9平面法（每圆周8点测量）、11平面法（每圆周12点测量）、23平面法（每圆周24点测量）等。磁场的基础测量采用11平面法，这样可为将要进行的被动匀场提供更多更准确的匀场信息。高斯计使用注意事项磁场测量使用的仪器主要是高斯计或场强仪，其次是与之配套的探头固定架和前置放大器等。磁场测量的结果直接关系到MRI磁场匀场后最终的均匀程度。因此，仅有先进的测量方法和测量仪器是不够的，还必须正确使用磁场测量仪器。需要注意的事项有：探头固定架用胶木等非磁材料制成，起固定、旋转和伸缩高斯计探头的作用，使用时须紧固在与磁体相连接的检查床面上。高斯计主机箱不可置于磁体旁边，应至少远离磁体3m以上，最安全的方法是移至磁体间外。高斯计主机箱与前置放大器、测量探头间用带屏蔽功能的50 同轴电缆相连。高斯计使用前预热15分钟以上，否则有可能。MR成像技术篇基础篇（6）第3章 磁共振成像系统的构成3.3梯度系统美国纽约州立大学石溪分校化学和放射学系教授保罗劳特布尔(Paul C. Lauterbur)于1973年提出在主磁场内附加一个不均匀的磁场，即引进梯度磁场来改变MRI成像空间各点的磁场强度，再用适当的电磁波照射这一物体，这样根据物体释放出的电磁波就可以绘制成物体某个截面内部的二维核磁共振图像。随后英国诺丁汉大学物理系教授彼得曼斯菲尔德（Peter Mansfield）又进一步验证和改进了这种方法，并发现不均匀磁场的快速变化可以使上述方法能更快地绘制成物体内部结构图像。此外，他还证明了可以用数学方法分析这种方法获得的数据，为利用计算机快速绘制图像奠定了基础。他们两人共同获得2003年诺贝尔生理学或医学奖，以表彰他们在如何用核磁共振技术拍摄不同结构的图像上获得了关键性发现。这些发现导致了在临床诊断和医学研究上获得突破的核磁共振成像仪的出现。由此可见，梯度系统（gradient system或gradients）在MRI设备的发明和应用中占据着关键和重要的位置。梯度系统是指与梯度磁场相关的电路单元和相关系统。它的功能是为MRI设备提供线性度优良、可达到高梯度磁场强度（又称梯度场强度）、并可快速开关的梯度场，以便动态地、依次递增地修改主磁场B0的磁场强度，实现成像体素的空间定位和层面的选择。此外，在梯度回波和其他一些快速成像序列中，梯度场的翻转还起着射频激发后自旋系统的相关重聚作用。3.3.1梯度系统和梯度磁场的组成3.3.1.1梯度系统的组成梯度系统由梯度线圈、梯度控制器、数模转换器（DAC）、梯度放大器（又称梯度电源）和梯度冷却系统等部分组成。各部分之间的关系如图3-8所示。梯度线圈和放大器均有双套设计方案，现有MRI设备中按照其梯度组合方式和工作模式可分为单梯度放大器单梯度线圈、双梯度放大器单梯度线圈、单梯度放大器双梯度线圈等三种梯度类型MRI设备。3.3.1.2梯度线圈与梯度磁场的组成MRI设备至少需要三个相互正交（X、Y、Z方向）的梯度磁场作为图像重建的空间定位和层面选择的依据。梯度线圈绕在主磁体和匀场补偿线圈内，它由三组线圈组成，梯度场的方向按三个基本轴线X、Y、Z轴方向设计，这三个相互正交的任何一个梯度场均可提供层面选择梯度、相位编码梯度、频率编码梯度三项作用之一，而这三个方向的梯度场的联合使用可获得任意斜面的MR图像。MRI设备中分别由X、Y、Z三个方向的梯度线圈以及为梯度线圈提供“动力”的梯度放大器来提供这三个梯度场。Z向梯度线圈（Gz）产生z向梯度场的线圈Gz可以有多种形式，最简单的是所谓马克斯威尔对。这是一对半径为的环形线圈。当两线圈的间距等于时，线圈得到最好的线性。另外，如果在两线圈中分别通以反向电流，便可使中间平面磁场强度为零。如今，这种线圈被广泛地用来产生z梯度场。图3-9即表示如此绕制的z向梯度线圈Gz。图3-10是Gz所产生的磁场。图中的符号“”和“”分别表示线圈电流的方向：前者为电流穿出纸面，后者为电流离开读者而进入纸面。用右手螺旋法则可知，两端线圈产生不同方向的磁场：一端与B0同向，另一端与其反向，因而与主磁场叠加后在Z轴方向上以磁体中心为原点分别起到加强和削弱主磁场B0的作用。X向和Y向梯度线圈（Gx和Gy）为了得到与Gz所产生的Z向梯度磁场正交的X向、Y向梯度磁场，人们研究电磁学中著名的毕奥萨伐尔（Biot - Savart）定律，实验观察无限长导体周围的磁场，发现使用四根适当放置的导线组成包围面积为S的、具有一定形状的封闭电流线圈通以电流后便可产生特定方向的磁场，这就是MRI设备需要的向和向梯度磁场。进一步研究发现该封闭电流线圈产生的磁场在线圈几何形状确定的前提下，其产生的磁场方向固定并且只与线圈中的电流有关。由此制造出向和向的鞍形梯度线圈。根据对称性原理，将Gx围绕Z轴旋转900就可得到Gy。因此，Gx和Gy线圈的设计可以归结为同一线圈的设计问题。图3-11和图3-12提供Gy线圈及其所产生的向梯度场的示意图。图3-11中四个对称设计的鞍形梯度线圈中流过的是同一电流，且该线圈的鞍形几何形状使其能够产生所需的向梯度场。MRI设备中三套梯度线圈的关系如图3-13和图3-14所示。3.3.1.3梯度控制器和数模转换器梯度控制器（gradient control unit，GCU）的任务是按系统主控单元的指令，发出全数字化的控制信号，该控制信号包含有梯度电流大小的代码，由数模转换器（digital to analogue converter，DAC）接收并“解读”后，立即转换成相应的模拟电压控制信号，据此产生梯度放大器输出的梯度电流。MRI设备不仅要求梯度磁场能够快速启停，而且要求其大小和方向均可改变。从硬件上讲就是要求它有良好的脉冲特性。在梯度系统中，对梯度放大器的数字化精确控制正是由GCU和DAC共同完成的。DAC是数模转换器的英文缩写，是将数字量变为模拟量输出的器件。DAC的精度（分辨率）由输入端的二进制数的位数来决定。例如，如果输入为16位二进制数，则它的分辨率就是2-16= 。目前梯度系统大多采用16位的DAC，即它对梯度电流强度的控制精度可以达到梯度电流输出满刻度的，这样MRI设备对梯度的控制能够做到非常精确，并且可重复性很好。3.3.1.4梯度放大器每组梯度线圈都有它们各自的驱动电源梯度放大器，在梯度控制器的计算机控制下随时开关，精确调节供应给梯度线圈的电源，以便获得精确的梯度磁场，因此梯度放大器又称梯度电源。梯度场是在X、Y、Z轴方向梯度线圈中流动电流（即梯度电流）的激励下产生的，而梯度电流是由梯度放大器产生并输出。梯度放大器是整个梯度系统的功率输出级。因此，它必须具有功率大、开关时间短、输出电流精确、可重复性好、可持续工作时间长、散热系统优良可靠等特点。但在实践中受线路分布电容、分布电感、元器件质量、梯度涡流、梯度热效应以及X、Y、Z轴梯度线圈感性负载的影响，上述要求实现的技术难度大，因而梯度放大器的设计成为决定梯度系统性能优劣的关键环节。为使X、Y、Z轴梯度线圈的工作互不影响，一般三个梯度线圈分别由三套相互独立、但是电路结构相同的梯度电流放大器驱动。它们在各自的梯度控制单元作用下分别输出MRI设备所需的梯度电流，因此梯度系统在X、Y、Z三方向的有效扫描成像范围的数值可能是一样的（例如：40cm40cm40cm），也可能是不一样的（例如：40cm40cm45cm）。梯度控制系统采用霍尔元件作为传感器进行梯度电流参数的采集和测量，并将测量信号实时反馈给梯度控制系统，以达到实时监测、实时反馈、实时精密调节控制梯度输出电流，从而达到精密控制并可以在瞬间产生任意梯度波形的目的，为高质量的MR成像奠定基础。MRI设备扫描过程中，梯度场的强度和方向伴随序列的要求而变化。因此，除了要求梯度系统具备优秀的功率输出特性外，梯度放大器还要有非常好的开关特性，才能满足梯度场快速变化（其频率高出100Hz）的需要。3.3.1.5梯度冷却系统梯度系统是大功率、高能耗系统。为了得到理想的、足够强度的梯度磁场，梯度线圈的电流一般在100A之上。如此大的电流将在线圈中产生大量的热量，如果不采取有效的冷却降温措施，梯度线圈有烧毁的可能，梯度放大器也会因器件过热而停止工作。X、Y、Z三轴的梯度线圈封装固定在绝缘材料中，同时紧密“窝藏”在磁体孔径内，没有依赖环境自然散热和风冷散热的客观条件，因此梯度线圈必须采用水冷的冷却方式。梯度放大器则是水冷和风冷两种冷却方式均可满足要求，只是水冷冷却效率最高、但是相应带来成本增高、故障点增多。3.3.1.6梯度涡流的影响和补偿根据迈克尔法拉第的电磁感应定律，变化的梯度磁场将在其周围的金属体内产生感应电流。这种电流的“流动路径”在金属体内自行闭合，故称涡电流（eddy current），简称涡流。由物理学知识可知，涡流的强度与磁场变化率成正比，且它所消耗的能量最后均转化为热量散发。这就是人们常说的涡流损耗。MRI设备必须设法减少这种损耗。梯度线圈被各种金属导体材料所包围，因而在梯度场快速开关的同时，产生涡流是必然的。随着梯度电流的增加（梯度脉冲的上升沿），这种涡流会猛然增大；梯度电流减小时（梯度脉冲的下降沿），它又会反向变化并猛然增大。当梯度场处于保持（相当于脉冲顶部的平台期）状态时，上述涡流按指数规律迅速衰减，其时间常数为 = （公式3-1）式中，L为线圈周围涡电流在其中循环流动的导体的等效电感；R为其等效电阻。由于大多数金属的电阻率都是会随着温度的变化波动而变化，因此等效电阻R是随时在发生改变的变量（电阻率比较稳定的铜除外）。涡流的存在会大大影响梯度场波形的输出质量，严重时会导致梯度场波形严重畸变（图3-15），梯度场线性将遭到严重破坏，涡流会导致“鬼影”（ghosting）（图3-16）的产生，降低了影像质量。为了克服涡流的负面影响，可以采取的措施有：在主梯度线圈与磁体之间增加一个辅助梯度线圈。它产生的梯度场同主梯度线圈的梯度场相反，从而使合成梯度为零，避免了涡流的形成。但是，这种方案将使梯度线圈的成本和功耗成倍增加。由公式3-1可知，增大R可使减小，即可加快涡流的衰减。因此，还可使用高电阻材料来制造磁体，以阻断涡流通路，从而使涡流减小。在梯度电流输出单元中加入RC网络，预先对梯度电流和梯度场进行补偿（图3-17），以改善梯度场波形的线性特性。3.3.2梯度磁场性能指标梯度磁场（gradient magnetic field, B）简称为梯度场。其主要性能指标有：有效容积、线性、梯度场强度、梯度场切换率（slew rate）、以及梯度场上升时间等。其中梯度场强度和梯度场切换率是梯度线圈性能的重要评价指标。3.3.2.1有效容积梯度场的有效容积又叫均匀容积，也可称为有效作用范围。有效容积就是指梯度线圈所包容的、其梯度场能够满足一定线性要求的空间区域。只有这一区域能够稳定用于MR成像，它一般位于磁体中心，并与主磁场的有效容积同心，因此该参数通常以磁体中心为原点，以X、Y、Z三轴方向的数值来表示梯度场的有效作用范围。梯度线圈通常采用鞍形线圈设计，其有效容积仅能达到总容积的60%左右，因此如何提高梯度线圈均匀容积范围及其工作效率是梯度线圈设计中追求的目标。因为梯度线圈的均匀容积越大，则其在、三轴方向上不失真成像区的视野范围（Field Of View，FOV）相应地就越大。对于1.5TMRI设备其典型值为=40cm40cm45cm。3.3.2.2梯度场线性是衡量梯度场动态地、依次平稳递增性能的指标。线性越好，表明梯度场越精确，空间定位、选层、翻转激发也就越精确，图像的质量就越好。一般来说，梯度场的非线性不能超过2%。3.3.2.3梯度场强度梯度场强度是指梯度磁场强度能够达到的最大值，一般采用单位长度内梯度磁场强度的最大差别来表示，即使用每米长度内梯度磁场强度差别的毫特斯拉量（mT/M）来表示。在线圈确定时，梯度场强度由梯度电流强度所决定，而梯度电流强度又受梯度放大器的最高输出功率限制。按照拉摩尔方程= B，质子的共振频率等于磁旋比与静磁场强度的乘积。因此，静磁场的轻微变化必然使受检组织的共振频率随之产生变化，在固定的静磁场上附加一个线形的梯度场，虽然该梯度场相对于静磁场来说非常微弱，但还是会使受检体形成不同共振频率的空间分布坐标。例如在15T的主磁体场强下，由于梯度线圈绕向相反，其梯度场分别为+25Gs和-25Gs。因此，在磁体孔径内一端的场强为15 025Gs，另一端则为14 975Gs。质子在15 000Gs场强下旋进频率为63.87MHz。选择不同频率的射频脉冲可选择相应层面的组织。改变梯度场强和射频脉冲的带宽，就可选择层面厚度。在X、Y、Z三个方向上施加梯度场可对冠状、矢状和横断面进行层面选择，如其中之一用于层面选择梯度，则另两个分别用于相位和频率编码。相位编码与频率编码可对每个体素进行空间定位，每个体素与象素是对应的、黑白灰度不同的MR图像。梯度场强度越高，就可以选择越薄的扫描层厚，体素就越小，影像的空间分辨率就越高。对于1.5T超导MRI设备其典型值为50mT/M（毫特斯拉/米）。图3-18为梯度场强度示意图，条状虚线表示均匀的主磁场B0，斜线表示线性梯度场B；两条线相交处为梯度场中点，该点梯度场强为零，不引起主磁场强度发生变化；虚线下方的斜线部分表示反向梯度场，造成主磁场强度呈线性降低；虚线上方的斜线部分为正向梯度场，造成主磁场强度呈线性增高。有效梯度场两端的磁场强度差值除以梯度场施加方向（X、Y、Z三轴方向）上有效梯度场的范围（长度）即表示梯度场强，即：梯度场强（mT/M）梯度场两端的磁场强度差值/梯度场的有效作用长度 （公式3-2）3.3.2.4梯度场切换率和梯度上升时间梯度场切换率是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量，常用每秒每米长度内梯度磁场强度变化的毫特斯拉量（mT/m/s）来表示。切换率越高表明梯度磁场变化越快，也即梯度线圈通电接通电流后梯度磁场达到预设值所需时间（梯度上升时间，也称梯度爬升时间）越短。图3-19为梯度场切换率示意图。梯度场的变化可用梯形来表示，梯形中只有中间的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度磁场已经达到预定值并持续存在，梯形的左腰表示梯度线圈通电后梯度场强逐渐增高、直至到达预定值，用t表示梯度场增高到预定值所需的时间。梯度场切换率（mT/m/s）梯度磁场预定强度/ t （公式3-3）梯度场切换率就是梯形左腰的斜率。斜率越大，即梯度切换率越高，梯度磁场强度爬升越快，所需的爬升时间（即梯度上升时间）越短，就可以进一步提高扫描速度，从而实现快速或超快速成像。梯度系统作为MRI设备的核心和关键部件，其性能高低直接决定着MRI设备的扫描速度（时间分辨率）、最小扫描层厚（空间分辨率）、XYZ三轴有效扫描范围、影像的几何保真度。同时，它的性能还同扫描脉冲序列中梯度脉冲波形的设计有关，即一些复杂序列还要依赖梯度系统来实现。MRI设备对梯度系统的要求就是梯度场强高、梯度上升速度快、梯度切换率高、梯度线性度、梯度输出波形的准确度高及其可重复性好、梯度效率和利用率高。3.3.3梯度磁场的作用梯度磁场系统是磁共振成像系统核心之一，它利用梯度场线圈来产生相对主磁场来说较微弱的在空间上变化的磁场，这个随空间位置变化的磁场叠加在主磁场上。3.3.3.1梯度磁场的功能对MRI信号进行空间编码，以确定成像层面的位置和成像层面厚度；产生MR回波（梯度回波）；施加扩散加权梯度场；进行流动补偿；进行流动液体的流速相位编码。3.3.3.2梯度磁场应具备的条件所形成的梯度场在成像范围内具有良好的线形特征；切换时间即梯度场从零上升至预定的稳定值所需时间亦即响应时间要短，响应时间长短会限制成像系统最小可用的回波时间；功率损耗小，建立梯度场须驱动电源电路中所有高功率元件产生强大电流，并须给高功率元件散热，因此在达到预定梯度场强的条件下，电源功耗须尽量小；最低程度涡流效应。涡流效应可导致影像失真，因此必须尽量降低涡流效应的影响。梯度线圈性能的提高对于MR超快速成像至关重要，可以说没有梯度线圈的进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扩散加权成像对梯度场的场强及切换率都有很高的要求，高梯度场及高切换率不仅可以缩短回波间隙加快信号采集速度，还有利于提高图像的SNR，因而近几年快速或超快速成像技术的发展可以说是直接得益于梯度线圈和梯度系统性能的改进。目前配备单梯度放大器的超导1.5T MRI设备的梯度磁场强度最高已达50mT/m，一般可在25mT/m以上；梯度切换率最高可达200mT/m.s，一般可在120mT/m.s以上。配备双梯度放大器的超导1.5T MRI设备的梯度磁场强度最高可达66mT/m，梯度切换率达到200mT/m.s。当然，由于梯度磁场的剧烈变化会对人体造成一定的影响，特别是引起周围神经刺激，因此梯度场强和切换率不是越高越好，是有一定限制的。产生10-6G左右的测量偏差。MR成像技术篇基础篇（7）第3章磁共振成像系统的构成3.4射频系统3.4.1射频系统的组成和作用在MRI设备中，射频系统负责实施射频（Radio Frequency，RF）激励并接收和处理射频信号，即MR信号。射频系统不仅要根据不同扫描序列的要求编排组合并发射各种翻转角的射频脉冲，还要接收成像区域内1H（氢质子）、31P、3He、23Na、13C等的磁共振信号。磁共振信号只有微伏（V）的数量级，因而射频接收系统的灵敏度、放大倍数、抗干扰能力都要非常高。射频系统主要由射频脉冲发射单元和射频脉冲接收单元两部分组成，其中包括射频发射器、射频功率放大器、射频发射线圈、射频接收线圈、以及低噪声射频信号放大器等关键部件。射频系统的作用是发射射频脉冲，使磁化的质子吸收能量产生共振，并接收质子在弛豫过程中释放的能量，而产生MR信号。3.4.2射频脉冲为使位于静磁场B0中受检体内的氢质子产生磁共振，必须在B0的垂直方向上加入射频场B1。在MRI设备中，B1是在射频控制系统的控制下，由射频放大器输出射频电流脉冲激励射频线圈，以射频电磁场脉冲（即射频场B1）的形式发射出去。3.4.2.1射频脉冲的种类MRI设备中的射频激发可分为选择性激发和非选择性激发两种。其中选择性激发主要在2DFT（二维傅立叶变换）方法中用来确定扫描层面，而在3DFT（三维傅立叶变换）成像中用非选择性方法激励整个成像容积。强而窄的RF脉冲，其谱带较宽，常用于非选择性激励。弱而宽的RF脉冲，其谱带较窄，常用于选择性激励。3.4.2.2射频脉冲的波形形状在研究射频激发脉冲波形时，如果能在时域中构造一个sinc函数（谱函数）是最理想的，但是，在电路上实现sinc函数并非容易，因而时域方波的选择性尽管没有sinc函数好，但由于它的宽度比较容易控制，电路实现相对容易，因而在MRI设备中被大量采用。3.4.2.3射频脉冲可激发频率范围的计算时域方波脉冲的激励范围由其波宽或脉冲持续时间所决定。宽度为的方波，可激发0 范围内的频率，即射频脉冲所覆盖的频率与脉宽成反比：射频脉冲越宽，其覆盖的频率范围越窄，脉冲的选择性就越好；脉冲越窄，覆盖的频率范围越宽，脉冲的选择性越差，但可用这种脉冲进行非选择性激励。由此可见，在短脉冲的作用下，所有感兴趣的核可在瞬间全部被激发。3.3.2.4质子群的静磁化强度矢量在射频脉冲作用下其翻转角度的计算在MRI设备中，质子群的静磁化强度矢量M0不仅受到磁体产生的主静磁场B0的作用，而且还要受到射频脉冲产生的射频场（B1）及其本身弛豫的影响。在讨论以上三者对M0的作用时，一般都假设它们的作用是彼此独立发生的。这里我们仅考虑射频脉冲对M0的单独作用。实施射频脉冲激励后，M0受B1场的作用而偏离平衡位置的角度为： = B1 （公式3-4）由公式3-4可见，通过调节射频场强度B1和脉冲宽度两个量，可使M0翻转至任意角度。由于通常情况下成像序列中射频脉冲的脉宽决定着RF脉冲的选择性，因此，MRI设备中仅用射频场强度B1来控制翻转角的大小。习惯上，把使M0偏离稳定位置（B0方向）900和1800的RF脉冲分别称之为900和1800脉冲，使其转动角的脉冲就是脉冲。900和1800脉冲是MRI中使用最多的脉冲。由上式可见，要使M0翻转1800，所需射频场的能量要比使M0翻转900所需脉冲的能量大一倍。在MRI设备中，射频脉冲的宽度（决定激发的频率选择范围）和幅度（决定受激发后的翻转角度）都是由计算机和射频控制单元实施全数字化精密控制的。3.4.3射频线圈3.4.3.1射频线圈的概念射频线圈（RF coil或RF resonator）既是氢质子、31P、3He、23Na、13C等发生磁共振的激励源，又是磁共振信号的探测器（以下讨论均以氢质子为例）。因此，射频线圈有发射线圈（transmit coil）和接收线圈（receive coil）之分。无论是发射线圈还是接收线圈，它们所处理的都是同频率的射频信号。用于发射射频建立射频磁场的射频线圈叫发射线圈；用于检测MR信号的射频线圈叫接收线圈。在MRI中射频线圈可在成像序列周期内不同时间分别完成发射和接收两种任务，这种射频线圈既是发射线圈又是接收线圈，如内置在磁体内部的体部线圈等。有的线圈只用于接收MR信号，如大部分表面线圈。射频线圈的敏感容积及其与被检查组织的距离直接决定着图像的质量，线圈的敏感容积越大，图像信噪比越差，噪声越大，反之信噪比越高，噪声越小，为兼顾成像的信噪比和敏感容积，根据人体各个部位的不同形状、大小，需要制成不同尺寸和类型的线圈，以获得最佳图像质量。射频线圈的发射过程射频放大器产生的激励脉冲通过射频线圈转换为在成像空间横向旋转的、具有一定频率（质子发生磁共振物理现象的频率）和功率的电磁波，即射频磁场B1，射频磁场的能量被特定质子和原子核（例如氢质子）选择性的吸收，完成“能量交换”，被检体内的氢质子因此受到激励而发生共振并产生磁共振信号。射频线圈的接收过程射频线圈中的谐振电路以及相关的射频前置放大器将发生共振质子的进动行为的变化磁化矢量M转换为电信号，再次完成“能量交换”，从而采集到所需要的磁共振信号。因此，我们可以将射频线圈理解为一种特殊的“换能器”或“能量交换器”。3.4.3.2线圈的种类MRI设备中使用的射频线圈种类繁多，可按不同方法进行分类。按功能分类射频线圈可分为发射/接收两用线圈以及接收线圈。发射/接收两用线圈：即将发射线圈和接收线圈制作合成在一起，头线圈、以及内置于磁体孔径内部的大体线圈是两用线圈设计。这类线圈工作时，要通过电子线路在发射和接收之间进行快速切换。接收线圈：只负责接收。大部分表面柔软线圈都是接收线圈（如：体部表面柔软线圈），四肢线圈有的仅是接收线圈、也有的是发射/接收两用线圈（如：膝关节线圈）。对于接收线圈，其射频脉冲发射和激励的工作一般交给内置于磁体内的发射/接收体线圈来统一完成。按适用范围分类根据线圈作用范围的大小可将其分为全容积线圈、部分容积线圈、表面线圈、体腔内线圈、相控阵线圈五类。全容积线圈全容积线圈是指能够整个地包容或包裹一定成像部位的柱状线圈，一般为圆桶状。全容积线圈主要用来激励和接收较大容积的组织的MR信号，用于大体积组织或器官的大范围成像，如大体线圈和头线圈。大体线圈套装在磁体孔洞内，成为磁体的一个组成部分。全容积线圈最重要要求就是在成像范围内其灵敏度大且均匀一致。如果射频场强度不均匀，将对图像质量产生不良影响，尤其是在多回波成像序列时更明显。全容积线圈按其内部构造结构划分又有两种类型：霍尔姆兹线圈和马鞍形线圈。霍尔姆兹线圈：是半径相等的一对同轴线圈，线圈平面相互平行，相间大约等于线圈的半径，两线圈并联，线圈电流相等。鞍形线圈：是绕制在圆桶表面的一对弧形线圈，此种线圈在中心附近射频场相当均匀，射频的弧形段和直线段均对中心的射频场产生作用。表面线圈表面线圈是一种可紧贴成像部位旋转的接收线圈。表面线圈形状各异，其常见结构为扁平型或微曲型。表面线圈既可用于激励和接收小容积组织内部的信号，如眶部线圈、乳腺线圈等；也可用于显示靠近体表或较小的解剖结构，如眼眶和脊柱等。表面线圈由圆形或矩形组成。表面柔软线圈是近年来出现的新型线圈，在线圈放置时有最大的自由度，主要用于表浅组织和器官的成像。表面线圈所覆盖的成像范围内场强的不均匀以及该类线圈在成像野内的灵敏度不均匀直接导致了接收信号的不均匀，在影像上的表现是越靠近线圈灵敏度越高，越靠近线圈的组织越亮；距线圈越远灵敏度越低，越远离线圈的组织越暗。表面线圈有效成像范围通常比全容积线圈的有效成像范围小。表面线圈通常只用于接收信号、激励磁共振的射频波通过圆桶状线圈发射，如用体线圈发射，表面线圈接收MR信号用于脊柱成像。接收线圈必须与发射的射频相匹配。但接收线圈与发射射频之间相互作用可损伤线圈本身，并使射频发射野发生变形，现在这些问题都有了相应的解决办法。近年来为提高表面线圈的功能，扩大其应用范围，又开发出了一些新的表面线圈：相控阵线圈（phase array coil）及大面积软体线圈。实际上，大面积软体线圈也是一种相控阵线圈，它由单独的小线圈按不同的需要排列成不同类型的阵列，组成一个线圈组，制成不同的形状，且具有很大的敏感容积和信噪比。相控阵线圈的每个小线圈都有各自的接收通道和放大器，各小线圈组合方式可根据需要选择，每个线圈同时采集信号后将所有的信号组合在一起共同重建成一幅大视野的图像，相阵控线圈具有成像视野大，信噪比和分辨力高等优点。部分容积线圈部分容积线圈是由全容积线圈和表面线圈两种技术相结合而构成的线圈。这类线圈通常有两个以上的成像平面。体腔内线圈体腔内线圈是近年来出现的一种新型小线圈。使用时须置于人体有关体腔内，以便对体内的某些结构实施高分辨成像。从原理上来说，体腔内线圈仍属表面线圈。例如：直肠内线圈用于前列腺磁共振成像和磁共振波谱（MRS）成像。相控阵线圈相控阵线圈是由两个以上的小线圈或线圈单元组成的线圈阵列（array）。这些线圈可彼此连接，组成一个大的成像区间，使有效空间增大；各线圈单元也可相互分离，每个线圈单元可作为独立线圈应用。按极化方式分类可分为线（性）极化和圆（形）极化两种线圈。线极化的线圈只有一对绕组，相应射频场也只有一个方向。而圆形极化的线圈一般被称为正交线圈，它的两个绕组工作时接收同一磁共振信号，但得到的噪声却是互不相干的。这样，如果对输出信号进行适当的组合，就可使线圈的信噪比提高，故正交线圈的应用非常广泛。例如磁体内置的发射/接收体线圈就是正交线圈，此外还有正交头线圈等。按主磁场方向分类射频场B1的方向应该与主磁场B0相垂直。由于主磁场B0有纵向磁场（如超导磁体和常导磁体的磁场）和横向磁场（如永磁体的磁场）之分，射频场B1的方向也要随之而变。体现在体线圈设计上就需采用不同的绕组结构。螺线管线圈（solenoidal RF antenna）和鞍形线圈（saddle-shaped RF antenna）是体线圈的主要形式，螺线管线圈主要用于横向静磁场的磁体中；鞍形线圈用于纵向静磁场的磁体中，也是磁体内置大体线圈的绕组形式。按绕组形式分类根据线圈绕组或电流环的形式，射频线圈又可分为亥姆霍兹线圈、螺线管线圈、四线结构线圈（鞍形线圈、交叉椭圆线圈等）、STR（管状谐振器）线圈和鸟笼式线圈（Bird Cage Coil）等多种形式。鸟笼式线圈应用广泛，其充分的开放式设计（例如：鸟笼式头线圈内径可达28厘米），不但大大减轻患者的幽闭恐惧感，而且也大大增加了临床应用范围，鸟笼式头线圈的顶部通常配置有外视镜，可使患者仰卧位接受检查时可看到磁体外面的场景，充分体现人性化的设计理念，同时可用于脑功能磁共振成像时视频刺激画面的传送。鸟笼式线圈现广泛应用于临床实践中，典型的八通道鸟笼式发射/接收头线圈内部结构实物图如图3-20所示。3.4.3.3射频线圈的工作模式MRI设备的射频线圈有发射和接收之分，这使得射频线圈在工作时必然出现下述三种不同的工作模式。体线圈模式在这种模式下，射频脉冲的发射和磁共振信号的接收均由内置在磁体孔径中的体线圈（经常称其为“大体线圈”或“build in 体线圈”）完成。例如，行胸、腹、盆、双下肢等体部大范围步进成像时就可以利用这一模式。头线圈模式指头线圈单独工作，即行头部磁共振成像时的情形。这时头线圈既是发射线圈又是接收线圈。由于大体线圈不能像其他线圈那样随时拆卸和更换，因而在头线圈模式下应采取措施将体线圈隔离。头线圈模式射频激发准确、精度高、射频场均匀性好，射频接收信噪比高，图像质量好。例如：发射/接收两用的正交射频头线圈工作于头线圈模式，为头部提供专门的超均匀性的射频信号发射，可获得优异的图像质量，并且保障头部扫描时的射频发射专注于头部，而丝毫不影响其他部位。不但可以得到高质量的颅脑神经系统影像，而且可以广泛的应用于小儿、血管成像、头颈部以及足踝部并得到高信噪比影像。表面线圈模式表面线圈通常只有接收功能，因此，使用表面线圈成像时只能用build in体线圈进行射频激发。所谓表面线圈模式就是指由大体线圈激发，而由表面线圈进行接收的工作模式。表面线圈模式成像信噪比高，图像质量好，是除颅脑成像之外被广泛采用的模式。3.4.3.4射频线圈的调谐MRI设备的线圈只有谐振在氢质子共振频率时才能达到激发氢核和收到磁共振最大信号的双重目的。被检体（人体）进入线圈后，线圈的固有共振频率总会发生偏移，即出现所谓失谐（detuning）。因此，每次成像之前都要进行一次调谐（tuning）。调谐分为自动调谐和手动调谐两种，其中手动调谐只在个别线圈中使用。线圈的调谐一般通过改变谐振回路中可变电容的电容值或变容二极管的管电压（从而改变其电容值）两种方式来实现。MRI设备的调谐过程与收音机的选台非常相似，并常常伴有由机械调谐传动机构发出的“咔咔”声音。3.4.3.5射频线圈系统的耦合及去耦当射频线圈工作在表面线圈模式时，由于分别进行激励和信号接收的磁体内置体线圈和位于人体表的表面柔性线圈工作频率相同，二者之间极易发生耦合（coupling）。如果体线圈发射的大功率射频脉冲被表面线圈所接收，形成耦合，则可能出现两种严重后果：一是由于感应电流太大而使表面线圈烧毁；二是可能使被检者所承受的射频能量过大，发生灼伤。因此，及时去耦（decoupling）是非常必要的，否则危害极大。对于线性极化的体线圈，只需对表面线圈的几何形状进行一番调整，使其极面与体线圈相垂直，就可达到去耦的目的。但是，对于圆形极化的体线圈，无论如何设置表面线圈的方向，二者之间的耦合都是无法去除的。尽管体线圈和表面线圈的谐振频率相同，但二者却是分时工作，即发射时不接收、接收时不发射，因此可以采用电子开关的方式进行动态去耦（dynamic decoupling），即在扫描序列的执行过程中，给线圈施以控制信号，使其根据需要在谐振与失谐两种状态下轮流转换。当射频脉冲发射时，体线圈谐振、表面线圈失谐；而在射频接收阶段，体线圈失谐，表面线圈谐振。这种动态的调谐可使用开关二极管等电子元器件来实现。与动态去耦相对应的静态去耦（static decoupling）是指通过机械开关的通与断来控制和切换不同线圈的发射和接收电路。如头线圈模式中体线圈与头线圈间的去耦，通过头线圈射频插头的连接动作，直接将体线圈的发射和接收电路断开，并使其失谐。3.4.4射频脉冲发射单元射频脉冲发射单元由射频控制器、射频脉冲序列发生器、射频脉冲生成器、射频振荡器（射频脉冲源）、频率合成器、滤波放大器、波形调制器、射频脉冲功率放大器、发射终端匹配电路及射频发射线圈等功能组件构成（图3-21）。3.4.4.1射频发射系统的功能在射频控制器的统一指挥下，提供扫描序列所需的各种角度和功率的射频脉冲。MRI中最常用的射频脉冲有900和1800两种，但是，各种小角度射频脉冲激励技术要求射频发射单元还要能够产生任意角度的射频脉冲进行RF激发。由公式3-4可知：改变射频场B1的强度，就可改变RF脉冲的翻转角。在射频发射电路中，正是通过连续调整B1的幅度来改变RF脉冲翻转角的。射频脉冲的频率就是处于该MRI设备中氢质子的共振频率。MRI设备的主磁场强度固定，则处于其中的氢质子共振频率也是固定不变的。但是，在带多核波谱仪的系统中，由于系统还要对31P、3He、23Na、13C等原子核进行激励，这就要求射频发射单元还能产生其它频率的电磁波（射频波、RF波）。上述射频脉冲均在射频振荡器中产生。3.4.4.2射频发射系统的工作原理由振荡器产生的RF波首先被送入频率合成器。RF波的频率在此得以校正，使之完全符合射频脉冲序列的需要。然后，标准频率的RF波进入调制器。调制器的作用是产生所需宽度和幅度的波形。在这一过程中，RF脉冲的幅度经过多级放大而得以提高。RF脉冲发射单元的最后一级为功率放大级，它输出一定发射功率的RF波，通过反馈电路可以实现精确控制RF波的目标。RF波需要通过一个阻抗匹配网络才能最终进入射频发射线圈并产生射频场B1，B1垂直于主磁场B0，使得RF脉冲能够将其能量耦合给共振的原子核而引起质子进动，从而激发出MR信号。阻抗匹配网络在这里起谐振器、耦合器、缓冲器以及开关的多重作用。由于有些线圈（如体线圈和头线圈）既是发射线圈又是接收线圈，就必须通过阻抗匹配网络的转换。射频发射时，它提供的信号通路阻抗非常小（谐振通路），使射频线圈成为发射天线；而当射频接收时，它提供的信号通路阻抗非常大，射频线圈成为接收天线。3.4.4.3特殊吸收比率的控制特殊吸收比率（Specific Absorption Rate，SAR）是计量电磁波（无线电频率）辐射能量被人体实际吸收的计量尺度，以瓦特/每千克(W/kg)或毫瓦/每克(mW/g)来表示。世界各国政府普遍采用由独立科学机构所制定的全面国际安全准则，来管理射频能量对人体的暴露和辐射，MRI设备也不例外，属于需要采取具体防范措施对射频脉冲发射单元的SAR值进行严格管理和控制，防止灼伤人体等不良事件的发生。设置SAR值监控电路，可以实现射频能量在人体中累积过程的实时监测。当累积SAR值超过预先设定的安全值时，或者SAR值累积趋势在未来短期（比如6秒）和长期（比如60秒）时间内将会超标时，射频控制系统会自动启动安全机制，暂停RF波的输出和扫描。只有通过上述严格的“安保”措施，才能确保射频脉冲发射单元对人体是安全的。3.4.4.4射频功率放大器和射频场射频脉冲功率放大器是射频脉冲发射单元的关键部件。一般要求它不仅能够输出足够的功率，还要求它有一定宽度的频带、非常好的线性和可重复性。此外，功率放大器的运行必须是非常稳定、耐久、以及可靠的。当射频脉冲的功率足够大时，产生的射频场才能使受激发层面内质子群的宏观磁化强度矢量M在最短的时间内翻转。一般来说，射频脉冲的宽度要比人体组织的T2短很多，这样脉冲作用期间的弛豫效应方可忽略不计。3.4.4.5射频发射线圈为了产生理想的射频场，射频发射线圈的设计应使得它所产生的射频场尽可能均匀，且在共振频率处有极高的Q（谐振电路的品质因素）值。射频发射线圈的Q值越高，其能量转换率越高，射频脉冲电能转化为射频磁场能量的效率就越高。在MRI设备中，射频发射/接收线圈的性能不仅取决于所用的元器件和电路形式，还决定于它的几何形状以及分布参数的利用技术。3.4.5射频脉冲接收单元质子弛豫释放出的信号被射频接收线圈接收，经过前置放大器放大转至射频相敏（相位敏感）检波器解调，从信号中过滤出接近Larmor频率波形，再经A/D转换器将波形转换成数字信息，经计算机处理最后形成MR信号。3.4.5.1射频脉冲接收信号电压的计算射频激励脉冲关断后，共振质子的磁化强度矢量M就要回到其平衡态位置，从而在射频接收线圈中产生自由感应衰减（Free Induction Decay，FID）信号。下面以900RF脉冲过后M的自由进动为例来推导线圈中信号电压的表达式。由法拉第电磁感应定律，可知横向磁化进动时在射频接收线圈内产生的感应电动势为 = （公式3-5）公式3-5中，为通过线圈总面积的磁通量。于是，线圈两端的感应电压u为u=Q （公式3-6）公式3-6中，Q为接收线圈的品质因数，为横向磁化进动时在射频接收线圈内产生的感应电动势。射频接收线圈中得到的信号，实际上是质子群的静磁化强度矢量M0的横向分量的虚部和实部，分别对应于M0的y和x分量（My和Mx）。3.4.5.2射频脉冲接收单元的功能和组成射频脉冲接收单元的功能是接收人体产生的磁共振信号，并经适当放大和处理后供数据采集系统使用。射频脉冲接收单元由信号接收（前置放大器、混频器、中频放大器）、信号处理（相敏检波、低通滤波器）、射频接收控制器等电路组成（图3-22）。3.4.5.3射频前置放大器射频前置放大器是射频脉冲接收单元