梯度子系统-课版-6课件

1、梯度磁场系统一、梯度场 1、梯度场的作用：由拉莫尔方程可知，质子的共振频率0=B0，可见改变B0就可改变0。也就是说，如果能使扫描平面上每一点具有不同的0，人体不同部分受激发的原子核，将在不同频率下共振。梯度的叠加MRI设备在x，y，z三个坐标方向均使用梯度磁场，它们分别称为Gx梯度、Gy梯度和Gz梯度。 Gx、Gy和Gz分别由互相垂直的三组梯度线圈产生，其中每个线圈的工作特性和激励电路完全相同。扫描时，它们所产生的梯度场B与B0叠加后共同作用于相关的体素。2、三个梯度的作用：三个梯度的性能是完全相同的；每次扫描均需三个梯度的共同作用；每个梯度均可作为选层梯度、频率编码梯度和相位编码梯度，这取

2、决于层面所在的位置（频率编码和相位编码的方向由操作者指定）。任意斜面的层面定位需要两个以上梯度的共同作用，它们的协同由梯度控制器和扫描软件来完成。三个梯度的时序与所使用的成像方法和扫描序列有关。 随着时间的推移，梯度场成比例地上升或下降，且只有在扫描周期才出现。梯度到达预定值后，需持续一段时间才开始下降 max为梯度场的预定值，t0和t1分别为梯度开始上升和 到达预定值的时间，t2和t3分别为梯度关闭和恢复至零值的时间。在梯度场预定值一定的情况下，上升时间越短，即梯度的斜率越大，系统的性能就越好。（1）梯度场强度：指梯度场能够达到的最大值。在线圈一定时，梯度场的强度由梯度电流所决定，而梯度电流

3、又受梯度放大器的功率限制。梯度场越强，就可采用越薄的扫描层厚，体素就越小，影像的空间分辨率就越高。图16-12 为梯度场强示意图，条状虚线表示均匀的主磁场，斜线表示线性梯度场;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。（3） 梯度场切换率z：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磁场强度变化的毫特斯拉量来表示。切换率越高表明梯度磁场变化越快，即梯度线圈通电后梯度磁场达到预定值所需要时间(梯度上升时间)越短。如切换率为150m

4、T/(mS) 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、直至预定值，用t 表示梯度场增高到预定值所需的时间。（4） 梯度上升时间：指梯形左腰的斜率。斜率越大，即切换率越高，梯度场爬坡越快，所需的爬升时间(即梯度上升时间越短。梯度变化快，开启时间就短。梯度上升快，就可以进一步提高扫描速度。需要指出的是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，因此梯度磁场场强和切换率不是越高越好，是有一定限制的。（6）有效容积：又叫梯度场的均匀容积，是指线圈所包容的、其梯度场

5、能够满足一定线性要求的空间区域，这个区域常位于磁体中心，并与主磁场的有效容积同心。 二、磁共振成像的空间定位1）轴向梯度磁场：梯度磁场自上向下变化，从而明确上下关系。2）矢向梯度磁场：梯度磁场自后向前变化，从而明确前后关系； 3）横向梯度磁场：梯度磁场自右向左变化，从而明确左右关系； 1层面选择 （1）层面选择方法： 以横轴位成像为例，讨论层面的选择方法，以Gz作为选层梯度。层面的选择应用选择性激励（selective excitation）的原理。选择性激励是用一个有限频宽（窄带）的射频脉冲仅对共振频率在该频带范围的质子进行共振激发的技术。 在z向施加梯度后，沿z轴各层面上质子的进动频率可表

6、示为：z=（B0+zGz）即垂直于z轴的所有层面均有不同的共振频率，而对每个层面（z坐标一定）来说，层面内所有质子的共振频率均相同。这种具有相同共振频率的层面称为等自旋面。 层面选择（2）射频脉冲的频率： 设成像层面位于z1处，层面厚度为z，则所需的选层激发脉冲应满足下述条件： z1=（B+z1Gz） =z Gz 其中，z1为射频脉冲的中心频率；为其带宽。用满足此条件的RF脉冲激发时，便可实现选择性激励。层面之外的其他组织不满足共振条件，也就得不到激发。 （3）频带与层厚的关系：脉宽为的方波所对应的频带为0 即方波的频带与脉宽成反比：方波越窄，其频带越宽；方波越宽，其频带越窄。1(b) f（t

7、）的傅里叶变换F（ ）t0(a) 方波函数 f（t）F（）f(t)2 /-2/02、层面选择与层厚： 层面厚度是重要的成像参数之一，它受梯度场强度和RF脉冲的带宽两个因素影响。因此，改变任何一个因素，层厚都会随之而变。 但调整RF脉冲的带宽意味着扫描时间的增加，这种办法通常不主张使用。 层厚的改变一般通过梯度场强的变化来实现。在RF脉冲一定的前提下，最小层厚完全取决于梯度场所能达到的最大强度。梯度场所能达到的强度越大，层面就可能取的越薄。层位有射频脉冲的频率决定。 层厚的改变一般通过梯度场强的变化来实现，上图的左右两半表示的是同一磁体，施加的RF脉冲频带也相同，只是采用了不同的梯度场（右边大于

8、左边）。可以看出，对于同一个频带，右边的梯度场决定一个较小的，而左边的梯度场对应着较大的。因此，增大梯度便可使层面变薄。3平面内信号的定位 选层梯度以外的两个梯度被确定为平面内定位梯度，并根据二者在定位中所起的作用分别称之为相位编码梯度和频率编码梯度。设Gx和Gy分别为频率编码和相位编码梯度，同时设Gx和Gy分别位于图像矩阵的列和行方向。 像素矩阵（1）相位编码（phase encoding） ：相位编码就是先利用相位编码梯度场Gy，造成质子有规律的旋进相位差，然后用此相位差来标定体素空间位置的方法。 当引起共振的射频脉冲终止后，每个体素内的质子均发生横向磁化，M倒向xy平面旋进（90RF脉冲

9、），旋进的相位与M所处的场强有关。Gy的加入，将使各体素Mi的相位发生规律性的变化，利用这种相位特点便可实现体素位置的识别 A、加Gy前v1,v2和v3分别表示相位编码方向上三行相邻的体素,设开始时所有体素的M1、M2、M3均有相同的相位，并以相同的频率旋进。 相位编码的原理B、加Gy后在Gy的作用下，相位编码方向上各行体素将处于不同的磁场中，因而该方向上Mi将以不同频率旋进，其旋进频率y为y=（B0+yGy） ty时间后,相位编码方向上各体素的旋进相位y为: y=yty=（B0+yGy）ty 相位差y : y=yGy ty=yyty 由此可见，在Gy的作用下，信号中已包含了沿y方向的位置信息

10、。 C、Gy关断后在t=ty时刻，Gy关断。这时各体素再次置于相同的B0中，其y均恢复至Gy作用前的同频率。但是Gy所诱发的旋进相位差却被保留了下来，这就是相位编码的“相位记忆（phase memory）”功能。 D、总结：相位编码就是通过梯度磁场对选中层面内各行间的体素进行相位标定，从而实现行与行之间体素位置识别的技术。也即，相位编码的作用是确定层面内一唯方向的体素。 E、相位编码梯度的工作时间：在每个数据采集周期中，相位编码梯度只是瞬间接通，因此，它总是工作于脉冲状态。有多少个数据采集周期，该梯度就接通多少次。习惯上将相位编码梯度的一次变化称为一个相位编码步（Phase encoding

11、step）。对于128128的图像来说，需要128个相位编码步才能完成。（2）频率编码：在Gy作用期间，体素所发出的MR信号并不利用。因此，相位编码梯度又叫准备梯度。相位编码梯度作用后在x向形成了一行行的等自旋线，即它只在一维方向提供了体素的识别信息。为了产生x方向体素的位置信息，还需加入Gx。在MRI中，Gx对体素的识别采用频率编码的方法。A、频率编码（frequency encoding）：利用梯度磁场造成相关方向上各Mi旋进频率的不同，并以此为根据来标记体素空间位置的编码方法。 频率编码原理 B、 加Gx：由于Gx的存在，使成像层面中频率编码方向上的体素列位于不同的场强中，这时与y轴平行

12、之各列体素的旋进频率由下式决定： x=（B0+xGx） C2列处的场强高于C1列，这时C2列内各Mi将以比C1列更快的速度旋进。Mi旋进频率的变化，将从RF信号中反映出来。也就是说，所接收到的信号中已包含有体素的空间位置信息。C、等自旋线 相位编码形成的是一行行与Gy相垂直的等自旋线（相位编码线），而频率编码的结果将出现一列列与Gx垂直的频率编码线。频率编码梯度一般只在MR信号出现时施加，所以又叫做读出梯度或测量梯度 。MRI线圈中接收到的信号是受激层面内各体素所产生的MR信号的总和。 D、空间位置信息：在二维成像技术中由于相位编码梯度和频率编码梯度的共同作用，各相邻体素产生的信号在频率和相位

13、上均存在细微的差别，这种差别表现在相位编码方向上就是旋进相位的不同，在频率编码方向上就是旋进频率的不同。通过二维傅里叶变换（2DFT），就可使以频率和相位表示的差别转换为体素空间位置的差别。二、梯度系统、构成梯度磁场是电流通过一定形状结构的线圈产生的。梯度磁场是脉冲式的，需较大的电流和功率，因此，梯度磁场系统是指与梯度磁场有关的一切电路单元.包括：（1）梯度电源（2）梯度控制器（3）梯度放大器（4）梯度线圈（5）梯度冷却等、功能 梯度电源：为梯度功率放大器提供直流高压。梯度控制器：对代表梯度大小的信号进行D/A转换、放大、整形，产生相应的梯度信号。梯度功率放大器：将处理后的梯度信号加到梯度放大

14、器上。 发射线圈：产生梯度磁场。冷却系统：梯度线圈中的大电流往往会产生大量的焦耳热，有烧毁梯度线圈的可能，必须采取有效的冷却措施（水冷和风冷）。、工作原理：由中央处理单元中的时序控制器（pulse sequence control，PSC）给出18位串行信号，经梯度控制器进行D/A转换、涡流补偿、阻抗匹配送出3组直流信号加到X向、Y向、Z向三个独立的放大器上，经增益放大后直接输送到对应的X向、Y向、Z向三个梯度线圈上。 （一）梯度电源（二）梯度控制器根据操作人员选择的扫描计划，中央处理器经CN101给出3组18位串行梯度数据分别通过接口电路18位高精度D/A转化电路直流放大电路梯度波形整形电路

15、（包括上升时间调整、涡流补偿调整、输出级补偿调整和FOV调整）输出放大器电路（X轴CN105、Y轴CN106、Z轴CN107）。X轴、Y轴、Z轴的三组梯度控制器的每一组的各处理模块的选通，均由CCC编码控制。（三）梯度放大器1、要求梯度放大器是功率放大器，要求：输出功率大、开关时间短、响应快、输出电流精确。大功率的输出要求：输出电流大（决定梯度磁场强度）、输出电压高（决定梯度磁场切换率）。但由于梯度放大器的负载是空心线圈，属电感性负载，因此实现起来比较困难。 2、输出电流和控制电压的关系：由于梯度线圈形状特殊，匝数少，需通以数百安培电流才能达到规定的空间梯度。梯度放大器是整个梯度控制电路的功率

16、输出级。如果该信号的最大值为5V，梯度电流的最大值为00A，则当DAC输出为0.5V时，梯度放大器应输出0A电流。3、对电源的要求 ：梯度线圈通电电流可达200A以上，对梯度电源有很高的技术要求，电源的稳定度要求万分之一，每一组梯度线圈由各自的电源发生器严格匹配单独供电。（四）梯度线圈MRI设备需要X、Y、Z正交的三维空间线性变化的梯度磁场作为图像重建的空间定位依据。这三个梯度场分别由三个正交的梯度直流线圈来产生，每组梯度线圈由两个电流方向相反的同轴线圈组成，以产生其轴线方向的最大线性梯度磁场。 1、Z向线圈 当取两线圈的距离为线圈半径的倍时，可得到最均匀最好线性的梯度磁场。在两线圈中分别通以

17、反向电流，两端线圈产生不同方向的磁场：一端与B0同向，另一端与B0反向，因而与主磁场叠加后分别起加强和削弱B0的作用，中间平面的磁场强度为零。 2、X、Y轴线圈 Gx和Gy可以使用相同的线圈，只需要将线圈旋转90度就可以分别得到Gx和Gy。其梯度的产生是由线圈的形状决定的。在MRI设备中，分别将X轴、Y轴、Z轴三组梯度线圈的上部和下部做成一个整体，用粘合剂固定在一种高电阻的基板上。并将基板分别紧固在上、下磁极上。其目的是：减小涡流；消除因直流脉冲信号流过梯度线圈而产生的机械震动噪音。 （五）涡流的影响和补偿1、当有强大电流通过梯度线圈时，特别是梯度场快速变化所产生的力，使梯度线圈发生机械振动，将引起剧烈的“嘶嘶”声响，其声音在扫描过程中清晰可闻，病人会产生恐惧感。 2、当梯度切换时，变化的磁场在周围导体中感应出圆形电流，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。这些涡流自身又产生变化的磁场，其方向与梯度线圈所产生的磁场相反。因此，涡流会抵消和削弱梯度场，使梯度场波形畸变，图像质量下降； 3、克服涡流的方法：为了克服