MRI设备详细介绍

mri设备详细介绍mri,设备MRI设备MRI设备是利用生物体的磁性核（主要是氢核）在磁场中所表现出的MR特性来进行成像的设备。随着超导技术、磁体技术、电子技术、计算机技术和材料科学的进步，MRI设备得到飞速的发展。MRI设备已成为最先进、最昂贵的现代化诊断设备之一oMRI设备既是评价医院综合能力的一项重要指标,又是医院现代化程度和诊断水平的标志。我国现有600多台MRI设备正在运行，并以每年几十台的速度增长（含临床应用型和临床研究型）。本章将以临床应用型永磁开放式MRI设备为例，系统地介绍MRI设备的构成和工作原理。第一节概述一、发展简史MR现象于1946年第一次由布洛赫（F.BIoch）领导的斯坦福大学研究小组和伯塞尔（E.Purcell）领导的哈佛大学研究小组分别在水与石蜡中独立地观察到。因此，布洛赫和伯塞尔共同获得了1952年的诺贝尔物理学奖。随后，人们利用MRI技术进行了多领域的应用。MRI设备早期集中在物理和化学方面，用来确定化学成分、分子结构和反应过程。1967年，第一次用MRI设备测试人体活体。1971年，达马丁（Damadian）发现了MRI的一个重要参数一T1。肿瘤组织的T1值远大于相应正常组织的T1值。此结果预示着MRI设备在医学诊断中的广阔应用前景。1973年，受CT图像重建的启示，纽约州立大学的劳特布尔（Lauterbur）在《Nature》杂志上发表了MRI设备空间定位方法（均匀静磁场上迭加梯度磁场）。利用MRI模型（两个并排在一起的充水试管）的四个一维投影，成功的获得了第一幅MRI模型的二维图像。1974年，曼斯菲尔德（Mansfield）研究出脉冲梯度法选择成像断层的方法。1975年，恩斯特（Ernst）研究出相位编码的成像方法。1977年，爱特斯坦（Edelstein）、赫切逊（Hutchison）等研究出自旋扭曲（SpinWarp）成像法。1977年，达马丁完成了首例动物活体肿瘤检测成像，并获得首张人体活体MRI设备图像。1980年，阿勃亭（Aberdeen）领导的研究小组发表了利用二维傅立叶变换对图像进行重建的成像方法。该成像方法效率高、功能多、形成的图像分辨力高、伪影小，目前医用MRI设备均采用该算法。1983年，MRI设备进入市场。MRI设备具有对软组织成像好的优点。把大量的波谱分析技术运用到医用MRI设备上，使MRI设备不仅可获得解剖学信息，而且可获得其他方面的信息，如生理和生化方面的信息。二、主要特点及临床应用MRI与CT各有优点，可以互相补充。表13-1为MRI设备与CT扫描机的性能比较。表13-2为MRI设备与CT扫描机的临床应用比较。通过MRI设备与CT扫描机的性能比较和临床应用比较，可以看出：MRI设备的优点为：①多参数成像，可提供丰富的诊断信息；②人体氢核含量高，高对比成像；③任意方位体层、三维成像；④不用对比剂，就可进行磁共振血管造影（magneticresonanceangiographies）；⑤无骨伪影干扰，后颅凹病变清晰可辨；⑥无电离辐射；⑦可使MRI设备用于介入治疗，建立智能手术室，进行手术导航。MRI设备的缺点为：①扫描速度慢；②易出现运动、流动伪影；③定量诊断困难；④对钙化灶和骨皮质病灶不够敏感；⑤禁忌症多。表13-1MRI设备与CT扫描机的性能比较性能特点MRI设备CT扫描机信息载体MRI信号（发出所吸收的射频能量信息）穿过组织的X线体内信息源质子密度、T1、T2驰豫时间及液体的流动窄束X线的减弱程度或透射连续X线的强度分布采用的电磁波射频波（无线电波）连续X线电磁波频率特定磁场下氢原子核的拉莫尔频率（小于100MHz）3X1010〜3X1014MHz电磁波波长3m以上（米波段）约10-10m（1A）使用的磁场静磁场和梯度磁场的叠加使用的磁场静磁场和梯度磁场的叠加无探测器及方法接收线圈的感应电流体层方向任意方向扫描机构电子数据采集方式多方向或单方向投影探测器及方法接收线圈的感应电流体层方向任意方向扫描机构电子数据采集方式多方向或单方向投影碘化钠（Nal）、BGO（BiGeO）、氙（Xe）等一般与体轴垂直机械或电子多方向投影测量值可多参数成像，但不同机器所测参数值难以比较仅与线衰减系数相对应图像重建方法以二维傅立叶变换成像法为主滤波反投影法、二维傅立叶变换重建法、卷积反投影法、迭代法等有无电离辐射仅有射频辐射约代法等有无电离辐射仅有射频辐射约10-7eV有X线辐射，约104eV,可能引起的生物效应高像素尺寸已达0.4mm层面厚度3D成像可达1mm以下螺旋CT已达0.5mm每层面扫描时间因扫描程序而异（EPI序列已达5ms）1s左右（螺旋扫描可进一步缩短，超高速CT已达数+ms）图像重建时间0.05ms<1s实时成像功能已达到已达到表13-2MRI设备与CT扫描机的临床应用比较应用范围MRI设备CT扫描机备注软组织对比度高低MRI设备可行乳腺成像半月板、肌腱、软骨及椎间盘不使用对比剂，清晰须使用对比剂，不清晰脊髓显示清晰困难白质和灰质极明显一般明显出血可显示高度明显钙化灶不敏感敏感骨皮质病变不敏感敏感骨伪影无有心血管不使用对比剂，可区别心肌、心脏轮廓和大血管须使用对比剂，且只能显示心肌和心脏轮廓MRI设备可行无创伤血管造影胎儿及孕妇检查可进行（妊娠三个月内慎用）一般不进行MRI设备可展示胎儿及母体子宫、胎盘等的结构水的显示极明显明显MRI设备可行水成像、扩散成像和灌注成像生化及代谢测定能不能需MRI设备一体化系统功能成像能不能MRI设备需高磁场强度系统化学位移成像能不能需MRI设备一体化系统对比剂类型顺磁性物质碘剂三、主要技术参数与其它影像设备相比，影响MRI图像的信号强度或图像密度的参数较多。这些参数大体可分为组织参数和设备参数两大类。组织参数它是人体的内在信息参数。组织参数主要有质子密度（p）、纵向驰豫时间（T1）、横向驰豫时间（T2）、化学位移（O）、液体流速（v）和波动。其中，组织参数p、T1和T2决定图像信号的密度。组织参数O决定水与脂肪的分离成像，能引起化学位移伪影。组织参数v和波动可用来进行血管成像，能引起运动伪影。设备参数它是成像所依赖的设备及成像过程的测量条件参数。设备参数主要有磁场强度、梯度磁场强度和切换率、线圈特性（包含发射和接收）、测量条件。根据诊断目的的不同，可以选择不同的参数来产生所需要的MRI图像，具体参数的选择如下：重复时间（timeofrepetition，TR）、回波时间（timeofecho，TE）和反转时间（timeofinversion，TI）决定图像的性质。即图像的权重。层厚、平均采样次数、像素尺寸、有效视野和层数决定扫描区域并控制图像信号的密度。各种应用软件可获得不同性质和不同区域的MRI图像，而且成像速度快、有效抑制伪影、功能完善。四、发展趋势无论是MRI设备的软件序列，还是MRI设备的硬件结构，都在日新月异的发展。这里仅介绍MRI设备硬件结构的发展趋势。1．主磁体它的作用是产生均匀的静磁场(亦称为主磁场，简称为磁场)。主磁体的发展趋势是低磁场强度的开放和高磁场强度的性能改善。低磁场强度永磁开放型MRI设备的磁场强度已达0.4T,其结构为单柱型或双柱非对称型。重量为10~13吨，开放空间达75%以上。开放式MRI设备的优点是可消除病人的幽闭恐惧症。超导型MRI设备的磁场强度已由传统的1.5T发展到3~4T，并有发展到7~8T的趋势。超导型MRI设备的液氦消耗量已大幅度下降。随着材料科学的进一步发展，将来可能出现高温超导磁体。磁场强度的大小对MRI设备图像的影响是：①在信噪比方面，如图13-1所示，磁场强度越高，信号强度越大，信噪比越高(但不是线性关系)。②磁场强度高，扫描时间短。③在图像对比度方面，组织的T1值随磁场强度增高而变大，如图13-2所示，T1驰豫时间延长。当TR为固定值时，T1图像对比度反而下降，造成T1图像质量下降。但磁场强度的大小对T2图像质量的影响不大。图13-1磁场强度与信号强度的关系图13-2T1值与磁场强度的关系咼磁场强度、低磁场强度的MRI设备各有自己的优、缺点，互相弥补。MRI设备的精度和稳定性将会进一步提咼。扫描序列的进一步发展(如平面回波序列)，对静磁场均匀度提出了更高的要求。主磁体的设计，将更加适合现场的安装、调整，并有一套完善可行的磁场均匀度提高方法。2．梯度磁场快速扫描序列要求高性能的梯度磁场。平面回波序列的弥散、灌注功能均要求高线性和快速响应的梯度磁场。目前梯度磁场强度已达到50mT/m以上。对梯度磁场的度化率(切换率)要求更高，已达到70~80T/m・s。除快速成像外，高性能梯度磁场还决定一定矩阵下的最小FOV矩阵和最小层厚。最短回波时间主要决定于梯度磁场的最大强度。而最短回波时间又影响最短重复时间。可见，梯度磁场影响MRI设备的成像时间，也决定图像的最高空间分辨力。双梯度系统、组合表面系统和非线性梯度系统的出现，使MRI设备梯度线圈的形式多样化。如双梯度系统是在主梯度线圈中附加一套较小的梯度线圈，它仅覆盖在感兴趣的部位，可得到一个局部的磁场强度高的梯度磁场，切换率可达到150T/m・s,所获得的MRI设备图像的层厚更薄、空间分辨力更大涡流与噪声也有待于进一步减少。涡流会严重的影响磁场的均匀度，使图像出现伪影，质量下降。目前，采用高阻材料和增加反向梯度线圈两种方法以降低涡流与噪声。这两种方法虽然基本有效，但均未从根本上消除涡流与噪声。为此，有必要研究出新的方法，以进一步减少涡流与噪声。接收线圈提高接收线圈的效率和进一步增加阵列线圈，将成为MRI设备临床中的最大需要。改进接收线圈，使其能满足介入治疗的需要。计算机网络化MRI设备已完成了由专用计算机到计算机工作站的转化，已使用64M处理器。方便、快速、高效的PACS系统，可使MRI设备与其他影像诊断设备的影像资源融合，以获得全面、准确的诊断结果。五、构成MRI设备根据用途不同，可分为两大类：一是临床应用型，其主磁体磁场强度在0.2〜0.5T以下；二是临床研究型，其磁场强度在1.0〜1.5T以上。MRI设备根据磁场的产生方式不同，可分为三大类：①超导型；②永磁型；③常导型。如图13-3所示，超导型MRI设备由主磁体(含冷却装置)、扫描床、梯度线圈、射频(radiofrequency,RF)线圈、谱仪系统、控制柜、人机对话的操作台、计算机和图像处理器等构成。超导型MRI设备的主磁场方向为水平方向。如图13-4所示，永磁型开放式MRI设备由主磁体、扫描床、谱仪系统、控制柜、操作台、计算机和图像处理器等构成。永磁型MRI设备的主磁场方向为垂直方向。超导型MRI设备和永磁型MRI设备的基本构成是：主磁体、扫描床、谱仪系统、控制柜、操作台、计算机和图像处理器等。本章以永磁型MRI设备为例，主要介绍MRI设备的硬件系统。图13-5为永磁型MRI设备的结构示意图。图13-3超导型MRI设备的结构示意图图13-4永磁型开放式MRI设备的结构示意图图13-5永磁型MRI设备的结构示意图永磁型MRI设备的硬件部分因安装位置的不同又可分为扫描室内、扫描室外两大部分：扫描室内部分它包括主磁体(magnet)，支架(yoke)，温度加热器(thermostat)，梯度磁场线圈(gradientmagnetfieldcoil),RF发射线圈(transmittercoil),接收线圈(receivercoil),前置放大器(preamplifier),控制面板(controlpanel)和扫描床(patienttable)。需对整个扫描室进行磁屏蔽。扫描室外部分它包括中央控制柜(centralcontrolconsole，CCC)、电源分配器(powerdistribution)、恒温控制器(thermostaticcontrol)>梯度磁场电源(powersupplyforgradientmagneticfield)，RF发射/接收装置(RFtransmitter/receiver)，操作台，计算机和图像处理器。滤波盒(filterbox)为防止干扰，扫描室内外的所有连接线均需要通过滤波盒转接。MRI设备的基本工作原理为：由恒温控制器将主磁体的温度准确的控制在某一温度（32.5C）上，使主磁体产生一个均匀的静磁场。梯度电源通过梯度线圈进行空间定位（编码）通过RF单元和RF发射线圈，发射RF信号作用于病人（置于可进行三维运动的扫描床上）产生MRI设备现象，发出的MRI设备信号被接收线圈接收，经前置放大器放大、检波、A/D转换后送给计算机和图像处理器，重建图像在监视器上显示或用激光照相机将图像在激光胶片上打印出来。第二节主磁体一、种类主磁体是MRI设备的主要构成部分，决定着MRI设备的图像质量和工作效率。同时，主磁体也是MRI设备中成本最大、维护费最高的部分。永磁型、常导型和超导型MRI设备的主磁体的特点如下：1．永磁型主磁体为天然材料，不需消耗电能，运行费用低，但主磁体重量大。开放型永磁体结构如图13-6所示。图13-6（1）为侧视图，图13-6（2）为正视图。主磁体分上、下两个磁极。上方为S极，下方为N极。静磁场方向垂直向下。左右两根导磁柱支架托着上、下两磁极的基座，磁极上面有极片（磁性材料），外面有铝盖保护。主磁体是由许多块小永磁磁铁拼接而成。为满足磁场均匀度的要求，在极片上粘贴着许多补偿用的小磁片，还有一层减小涡流用的高阻材料，周围有一圈防止磁泄露的硅钢片叠迭体，以使主磁体边缘的磁力线集中。为满足身体尺寸较大病人的要求，上、下磁极间的距离应大一些。在保持主磁场强度不变的情况下，就必须增加磁铁的用量。主磁体的体积、重量将增大，成本亦相应增高。因为MRI设备的信号平面垂直于静磁场方向，所以接收线圈的方向也要垂直于静磁场方向。永磁体产生的静磁场方向为垂直方向，这虽使永磁MRI设备的RF发射线圈制作困难变大，但可以使用效率较高的螺旋管型接收线圈。而其他类型的主磁体磁场方向均为水平方向，只能使用马鞍型接收线圈。螺旋管型线圈与马鞍型接收线圈的信噪比相差40％。螺旋管型接收线圈的接收信号的有效范围更均匀、利用率更高、对称性更好，且其分布方向可沿人体长轴设计，如图13-7所示。图13-6永磁体结构图图13-7磁场方向对信噪比的影响常导型它属于电磁体。用铜线绕成空心线圈并加大电流使其产生磁场，消耗功率高达80kW，线圈电流约为200A。产生的热量需要用水循环进行冷却。线圈电源的质量直接影响磁场的稳定，无法保证MRI设备的图像质量。常导型磁体的特点是结构简单，造价低，但运行费用高。目前，常导型MRI设备正逐步被淘汰。超导磁体它利用超导材料在低温条件下（约-270C）零电阻特性（施加很小的电压可得到非常大的电流）制成。超导导线为采用铌-钛合金敷铜而成的超导细丝。超导磁场强度高，但需要将线圈放入液氦中进行低温处理来形成超导环境，需要一套复杂的低温保障系统，超导磁体的价格昂贵，运行费用高。二、性能指标1•磁场强度它是指MRI设备的静磁场强度。静磁场强度可分为低磁场强度和高磁场强度o0.3T以下的称为低磁场强度，主要应用于永磁型MRI设备。1.0T以上的称为高磁场强度，主要应用于超导型MRI设备。磁场强度对图像质量影响为：①对信噪比的影响（图13-1）。磁场强度增高，信号强度增高，信噪比提高（一般认为噪声电平不变）。信噪比的提高与磁场强度的增高不呈线性关系，靠增高磁场强度来提高信噪比是有限度的。②对对比度的影响。因磁场强度增高，T1变长，必须加长TR，才能获得高对比度的T1加权图像，这将导致扫描时间的延长，是不可取的。③对运动伪影和化学伪影的影响。因磁场强度增高，共振频率变高，自旋加快，同样运动的相位漂移变大，使运动伪影和化学伪影增多。另外，磁场强度高低与MRI设备的成本成正比。磁场强度增高，MRI设备的成本随之提高。磁场均匀度它是MRI设备的一个很重要的指标。磁场均匀度在很大程度上决定着MRI设备的图像质量好坏。如MRI图像的信噪比（S/N）、空间分辨力（SR）和有效视野（fiel（Ofview，FOV）的几何畸变。磁场均匀度用磁场不均匀度（ppm，百万分之一）衡量。磁场不均匀度越小，磁场均匀度越好。磁场不均匀度的数学定义为磁场不均匀度（ppm）式中：ppm为某一个限定的空间范围；B0为主磁场中心磁感应强度（Gs）;B0为磁感应强度最大值与最小值的差（Gs）。由上式可见，磁场均匀度与主磁场的大小有关。相同的ppm在不同的B0下，代表的偏差是不一样的。例如，同样是5ppm，在1.5T的MRI设备中，磁场均匀度的偏差为51.510-6T（0.0075mT），而在0.3T的MRI设备中，磁场均匀度的偏差为50.310-6T（0.0015mT）。另外磁场均匀度与测量空间的大小有关。测量空间一般为椭球体，300mm350mm或350mm400mm。测量空间越大，磁场均匀度越差。同样，磁场均匀度测量范围越小，磁场均匀度越好。在MRI中，要进行空间编码（层选脉冲、相位编码和频率编码），就要在静磁场上迭加微弱的梯度磁场。静磁场均匀性越差，偏差越大，图像质量越差。而且如果静磁场不均匀，在迭加上梯度磁场后，层位信号将发生偏离，引起图像失真和畸变。例如，中心磁场强度为3000GS,梯度磁场强度为0.15Gs/cm。在20cm直径的球形体积内,静磁场的不均匀度为10ppm。那么，在X轴的几何失真为多大？如图13-8所示。图13-8磁场不均匀产生的失真△B=（10x3000片106=0.03Gs沿X轴的几何失真为AX△X==0.2cm主磁体磁场均匀度越差，几何变形越大。永磁体磁场均匀度由永磁材料、磁极表面的光洁度（抛光）和磁极表面的曲率决定。磁场均匀度的调整非常重要，也是非常细致的工作。磁场均匀度不是恒定不变的。例如，主磁体的搬动，周围铁磁物质环境的改变等，都将造成磁场均匀度的改变。所以，磁场均匀度的最终调整是在主磁体安装完毕后进行测量、调整的。并且要定期对主磁体磁场均匀度进行调整。以稀土元素合金钕铁硼（Nd-Fe-B）作为永磁材料的主磁体，其磁场均匀度由磁极表面的光洁度和磁极表面的曲率决定。调整磁场均匀度有两种方法：一种是改变磁极表面的曲率，一种是调整磁极间的气隙磁通密度分布。3．磁场的稳定性它是保证MR图像的一致性和可重复性的重要指标。永磁体自身的衰减很少。受主磁体周围铁磁性物质、环境温度的影响，静磁场的磁场强度会发生变化（磁场漂移）在1〜2小时之内，一般要求磁场漂移小于5ppm。在1〜8小时之内，磁场漂移小于10ppm。4．主磁体的有效范围静磁场强度与主磁体的有效范围密切相关。主磁体的有效范围是指上、下磁极的直径和上、下磁极间的有效距离，即X轴、Y轴、Z轴三方向可容纳病人的最大尺寸。从技术上讲，增加主磁体的有效范围比提高磁场强度更难。三、永磁体在早期永磁材料没解决时，永磁体相当笨重。如磁场强度为0.3T、由斜硅钙石材料制成的主磁体重达100吨。目前用Nd-Fe-B制成0.3T的主磁体，重量已下降到10吨以下。永磁材料的改进，加工精度的提高，主磁体边缘效应的特殊处理，提高了永磁体的磁场均匀度。恒温控制技术的提高和绝热材料的采用，彻底克服了永磁材料Nd-Fe-B温度系数大的缺点，对扫描室室内温度的要求变得较宽（24°C±4°C）。永磁材料及主磁体结构永磁材料为高磁能积的稀土元素合金Nd-Fe-B，其磁能积为普通磁铁的11倍。主磁体采用双柱非对称结构，开放空间大，前方220°，后方70°。表13-3为几种典型永磁材料的特性比较。表13-3几种典型永磁材料的特性比较剩余磁化强度（Gs）矫顽力（奥斯特）磁能积（高奥）温度系数（%/C）比重g/cm3钕铁硼125008000~1400025~75X106-0.127.4钐-钻稀土11200690031X106-0.038.4铁氧体440030004600-0.185.0铝镍钻12007000-0.020.027.3在上述指标中，剩余磁化强度是制造永磁体的基础，其值越大越好。矫顽力是使磁性物质完全退磁所需要的外磁场强度，它确定了磁性材料保留磁性的能力，其值越大越好。永磁磁场强度是以单位体积在外部产生的最大磁能积来评价的，其值越大越有利。1983年开发的Nd-Fe-B稀土类磁性材料，虽然价格高于斜硅钙石，但其资源丰富、磁能积最大、而比重小于钐-钻合金。另外其机械强度高、加工、装配容易。其最大缺点是温度系数大，但此缺点可通过恒温控制技术解决。永磁体磁场强度已达0.4T，加之特殊边缘处理技术使磁场强度发散和泄漏很少。其等高斯曲线如图13-9所示，5高斯线的范围已经很小，对周围环境影响小，更重要的是周围环境对它的影响也小。图13-9高斯图主磁体的结构由早期封闭式的四柱对称型演变为开放式双柱非对称型及单柱臂型结构。主磁体形状的发展的方向是开放、舒适、贴近病人。封闭式主磁体是由四个柱子支撑上、下磁极。开放式主磁体是由两个柱子从后部支撑上、下磁极。开放式主磁体的设计有以下两个优点：①可以解除病人在扫描时所产生的恐惧感和压抑感，增加病人舒适感。②由于前后开放空间很大，便于把MRI设备技术用于介入治疗。2．磁场强度分布磁场能量是如何形成的？永磁体的上、下磁极和支撑柱均为导磁率极高的金属，并且形成磁路。上、下磁极间的空间为空气隙（即扫描孔）。空气隙中存在磁场能量。在不考虑边缘通量的情况下，空气隙中的能量可表示为Bmax・v=B2/uO・V式中：Bmax为主磁体材料的最大磁能积；v为主磁体材料的体积；B为磁场强度；uO为真空中主磁体的导磁率；V为磁场的容积。要增高主磁体的磁场强度，必须增加主磁体的体积，并且是按平方根的关系，即。要增大扫描孔的容积，即增大空气隙，主磁体的体积必须按比例增加。根据主磁体磁场强度与各因素的关系，考虑到永磁材料昂贵因素，几种永磁型MRI设备的主磁体磁场强度与空气隙长度的关系如表13-4所示。表13-4磁场强度与空气隙长度的关系型号磁场强度空气隙长度MRP-7OOO-2O.3T5OOmmMRP-7OOO-1O.3T465mmMRP-7OOO-OO.3T41OmmAirisO.3T4O5mm永磁式MRI设备的主磁场方向是垂直方向。上方为S极，下方为N极。Nd-Fe-B永磁体的自然磁场强度衰减相当低，其衰减曲线如图13-10所示，即100年后，衰减不到2%o。图13-1O永磁体的磁场强度衰减图如果磁通量是在一个球体内，并且所有的磁通量均穿过球体，则球体表面的磁通量可按下式计算用直角坐标转换一下则：球体内的磁通密度可用下面的函数表示n=l,2,3在具体的MRI设备中，上述参数均可利用磁场均匀度测量程序，通过测量获得。如转化为下述参数可调整的参数为现举例说明是如何分布的，如图13-11所示。图13-11磁体解析分布图z1是一次曲线，呈线性关系。其它为高次曲线，它们对整个磁场产生综合影响。3．主磁体恒温控制由于Nd-Fe-B永磁材料的温度系数大，必须对主磁体的温度加以控制使其保持恒温。主磁体的温度系数为负值，说明磁场强度与温度成反比，其变化曲线如图13-12所示。图13-12磁场强度与温度的关系主磁体的温度控制在32.5°C左右。当主磁体温度低于32.5°C时，恒温控制器通过均匀分布在主磁体上的27个直流温度加热器（片）对主磁体进行均匀加热，使其温度上升。当温度升至32.5C时，恒温控制器停止工作。保持一段时间的恒温后，待温度低于32.5C时，恒温控制器重新启动工作，如此循环工作，使主磁体的温度保持在32.5C左右。当t=32.5°C时，B0=0.29686T；当t=29°C时，B0=0.29886T，即温度下降后磁场强度反而增大。为什么不将恒温点设置得更低一点，以使磁场强度更高一点呢？这是因为，比室温低的恒温不易实现。例如，当恒温点设定在10C时，而正常扫描室室温为27C，就需要降温处理，要有一套制冷装置才能使主磁体温度保持在10C。另外，主磁体有绝缘层，降温较困难，而升温较容易。故主磁体恒温点一般选用稍高于室温的32.5C，以便于用恒温控制器对主磁体进行恒温控制。四、预加热器由于MRI设备运输、安装或长期停电等原因造成主磁体温度降低时，必须迅速将主磁体温度加热到32.5Co如使用恒温控制器将主磁体温度加热到32.5C，则所需时间太长。为缩短加热时间，在主磁体左右两个支柱上设置了两个1500W（或4个500W）的预加热器，总功率为3000W（或2000W）。预加热器可使主磁体温度上升率达到1°C/h。可使主磁体温度很快达到预置温度（29C）O从29C到32.5C必须用恒温控制器缓慢加热，以使主磁体温度均匀。预加热器的结构如图13-13所示。图13-13预加热器的结构图五、恒温控制器如图13-14所示，恒温控制器由27只35V直流电热片构成。根据安装方式的不同，直流电加热片分为两部分：一部分对支架的基座脚加热，它们安装在铝制绝缘罩上，铝罩本身与基座脚固定在一起，不接触部分用绝热材料粘住，以防向周围散热。另一部分对主磁体上下基座和磁极周围加热，以确保整个主磁体均匀加热到32.5C，并使主磁体温度稳定在32.5C左右。图13-14恒温控制器框图几个温度传感热敏电阻均匀地分布在主磁体、基座和靠近磁极的空间处，通过这些温度传感器反馈主磁体温度信息，控制恒温控制器的工作状态。所使用的热敏电阻的特性为：参考电阻值为6kQ（在0C条件下）、精度为0.1C、在32.5C时的阻值为1.646~1.658kQ。要使整个磁场强度达到稳定值，主磁体恒温加热至少在60小时以上，才能消除因温度变化而引起的磁场波动第三节梯度磁场梯度磁场是MRI设备特有的组成部分，其硬件部分位于MRI设备控制柜中。图13-15为MRI设备控制柜各部分的组合图。梯度磁场的硬件部分由梯度控制器、D/A转换器、梯度放大器和梯度线圈构成。MRI设备扫描数据的空间定位，是由X方向、Y方向、Z方向三个互相正交的梯度磁场完成的。梯度磁场的电路方框图如13-16所示：图13-15MRI控制柜各部分的组合图图13-16梯度磁场的电路方框图工作原理：由中央处理单元中的时序控制器（pulsesequencecontrol，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。对梯度磁场电源的要求：较高的直流电压288V/13A。梯度磁场电源由6个48V、600W的直流电源串联而成，其电路参见图13-17。图13-17梯度磁场的电源一、梯度控制器梯度控制器（GCCTL）电路构成方框图如图13-18所示。图13-18GCCTL电路的构成方框图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一18位高精度D/A转化电路一直流放大电路一梯度波形整形电路（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）一输出放大器电路（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。二、梯度放大器梯度放大器电路板安装在控制柜中。将处理后的梯度信号加到梯度放大器上。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。梯度放大器输出电流和控制电压的关系为20A/Vo即:当D/A转换器的输出为5V时，梯度放大器要有100A的输出。为达到此要求，各公司生产的MRI设备都有独到之处。为了使3个梯度线圈的工作互不影响，配备了3个独立的梯度放大器，在CCC的控制下，分别独立工作，输出所需的电流。三、梯度线圈X轴、Y轴、Z轴的3个梯度线圈的原理相同，但实现起来不同。开放型MRI设备的梯度线圈为平面线圈，同一组线圈必须分为上、下两部分，分别紧贴在上、下磁极上。Z轴梯度线圈永磁型MRI设备的主磁场方向为垂直方向，Z向分上、下两个方向。Z轴梯度线圈的结构如图13-19所示，两个环状线圈紧粘在上、下磁极上。图13-19Z轴梯度线圈与磁场X轴、Y轴梯度线圈X轴、Y轴两个梯度线圈结构完全相同。各线圈分为上、下两部分，其结构为gorley型线圈，如图13-20所示。其精度和线性高于传统的直线形线圈。图13-20X轴、Y轴梯度线圈与磁场如果梯度线圈产生的梯度磁场后面是导电材料制成的极片，就会产生涡流。减弱梯度磁场强度可减小涡流引起的噪声，但这将使MRI设备的敏感度和精确度下降。目前，已开发出不导电、但导磁的新材料作为极片。涡流补偿关系曲线如图13-21所示。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：①减小涡流；②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。在X轴、Y轴、Z轴三组梯度线圈中，Z轴梯度线圈的实现相对困难，其调整要求也不同，参见表13-5。图13-21（1）涡流补偿前曲线图图13-21（2）涡流补偿后曲线图表13-5梯度线圈调整表指标II型I型上升时间10%~90%小于500ps小于500ps0％~99.8％小于1.5ms小于1.5ms平坦度小于0.2%小于0.2%持续时间X轴CR10.057~0.627ms0.057~0.627msCR21.0~11.0ms1.0〜11.0msCR322.0~242.0ms22.0~242.0msY轴CR10.094~1.034ms0.047~0.517msCR20.94~10.34ms0.47~5.17msCR333.0~363.0ms33.0~363.0msZ轴CR10.044~0.484ms0.047~0.517msCR20.1~1.1ms0.1~1.1msCR31.0~11.0ms1.0~11.0msCR422.0~242.0ms44.0~484.0msCR5备用备用线性度小于1%（最大FOVQ300mm）小于1%（最大FOVQ300mm）第四节发射线圈与接收线圈与超导MRI设备不同,永磁型MRI设备的发射线圈与接收线圈是完全不同的两套系统。本节仅讨论它们的线圈本身，其工作流程参见第五节。一、发射线圈同梯度线圈一样，开放型MRI设备要求采用平面式发射线圈来代替马鞍型发射线圈。平面式发射线圈是马鞍型线圈的变形。其结构及等效电路如图13-22所示。图13-22发射线圈的结构及等效电路发射线圈的等效电路是LC串联谐振电路。为了与RF放大器调谐和匹配，发射线圈的等效电路输入阻抗要求为50Q。Cr、Cm分别为谐振电容和阻抗匹配电容；C为隔直电容；D为去耦二极管。二极管D的导通与截止是由偏置信号（15V、1500mA）控制的。在RF发射时，二极管D导通；在接收MRI设备信号时，二极管D截止。在安装调试MRI设备时，可手动设置偏置信号，来调整发射线圈。考虑发射线圈产生RF磁场的效率和均匀性，MRI设备设置了4组发射线圈，并且两两正交形成正交线圈，每组发射线圈的功率为1.25kW，总功率为5kW。4组发射线圈分别安装在上、下磁极的下方紧靠梯度线圈处。如图13-23所示。图13-23正交发射线圈的结构示意图每组发射线圈的激励信号相差90°，四组发射线圈的激励信号相位分别为0°、90°、180°、270°。0°、90°相位在RF放大器中完成，而180°、270°相位靠调整外部电缆的长度来实现。图13-24为正交RF放大器输出示意图。图中采用了入/2线。正交线圈能最大限度的提高RF磁场的效率，在任意时刻磁场强度大小不变，只是方向改变，如图13-25所示。而普通线圈的磁场强度大小随方向改变而改变。平面式发射线圈产生的RF磁场如图13-26所示。图13-24正交RF放大器输出示意图图13-25正交线圈磁场变化图图13-26平面式发射线圈产生的RF磁场示意图注意：每组发射线圈的阻抗和相位必须精确调准，否则会因为发射线圈彼此效率的差别，使RF磁场的均匀性降低，造成图像质量下降。二、接收线圈在永磁型MRI设备中，接收线圈根据扫描部位的不同而设计成三种类型。参见表13-6。表13-6接收线圈种类种类接收线圈名称扫描部位螺旋管型正交型相控型颈部/关节/颞合关节/体部头部/体部/膝关节头部/颈部/体部/胸腰部膝、肩、腕头、腹、膝头、颈、体其中，正交接收线圈是由马鞍型和螺旋管型接收线圈经适当组合制成。相控型接收线圈由两个以上的正交接收线圈或螺旋管型接收线圈经适当组合制成。最基本的接收线圈的等效电路如图13-27所示。其原理如图13-28所示。图13-27接收线圈的等效电路图13-28正交接收线圈原理示意图其中：C为隔直电容；Cr与Cm分别为谐振电容和阻抗匹配电容；Cv为变容二极管；Cd为去耦电容；Ld为去耦线圈；D为去耦二极管。由去耦二极管D、去耦电容Cd、去耦线圈Ld共同构成去耦电路。当RF发射信号发射时，通过偏置信号（15V、80mA）使二极管D导通，去耦电路工作，接收线圈形成并联谐振电路，去耦电路阻抗最大。其高阻特性使接收线圈开路。反之，当RF发射信号停止发射时，去耦电路不工作，接收线圈形成串联谐振电路，电流最大，形成的MRI设备感应信号最强。MRI设备信号很微弱，大约为几万微伏。为了无损失的接收MRI设备信号，接收线圈必须与发射线圈的阻抗匹配并调谐。调谐的优劣程度，直接影响信噪比和伪影的大小。而病人扫描部位的组织特点、环境因素的变化等都会影响调谐电压的大小，故在图13-15的电路中，除了可以手动调整谐振外，又增加了软件自动协助调节功能。即：将变容二极管Cv并联在电路中，程序会自动调节加在它两端的电压来改变变容二极管Cv的容量大小，以达到最佳调谐状态。此谐振电路的谐振频率必须为主频。如0.3T的MRI设备，其主频为12.69MHz,接收线圈的阻抗应调在200Q左右，相位在±10°以内，以便与前置放大器匹配。三、前置放大器与相敏检波器图13-29为RF接收装置的构成方框图。在此，仅介绍前置放大器和相敏检波器。图13-29RF接收装置的构成方框图前置放大器它安装在扫描床上，目的是让接收线圈和前置放大器之间的电缆最短，以使MRI设备信号的损失最小。前置放大器安装在扫描床上的缺点是：前置放大器的输入电缆布局复杂。因为它要随扫描床一起运动。输出线的布置也十分讲究。为了能接收正交线圈输出的MR信号，前置放大器有两个独立的通道（如果是相控接收线圈就有四个以上的通道）。前置放大器为低噪声放大器，噪声水平在0.3dB以下，信号增益为36dB左右，工作电压为8V。同时，前置放大器上加有供自动调谐用的调谐电压。MR在预扫描过程中，调谐电压值由中央处理单元发出的指令信号，经D/A转换后自动送到前置放大器。前置放大器电路如图13-30所示。图13-30前置放大器电路原理图相敏检波器一般检波电路的作用就是将交流信号变为脉动的直流信号，且其直流输出信号幅值与交流信号的幅值成正比，这种相位检波器都是由非线性元件组成的。相敏检波电路是一种特殊的检波电路，它输出的直流信号既能反映输入交流信号的幅值，又能反映它同参考电压之间的相位差。信号经前置放大器放大后送入混频器。用外差接收方法，使信号与本机振荡器混频后产生一个中频信号，即将MRI设备信号、RF信号转换为较低的中频信号，再经中频放大器放大后送到相敏检波器。相敏检波电路的工作原理：如图13-31所示，平衡式的RC并联网络因为满足条件<<R,所以它是一个滤波电路。其作用是将交流分量滤去。该电路作为相敏检波器使用，分别加上两个频率相同、相位相干的信号电压us'和参考电压ur'，并使ur'»us'。设us'=uscos（3t+Q）；ur'=urcos31；两个输入变压器的初次级绕组匝数相同；并设二极管D1、D2及它们所在支路的电路参数基本一致；由电路原理可知，滤去交流分量后，相敏检波器的输出电压u0为uO=2aRuruscos®式中：a为线路参数。由上式可见：相敏检波器的输出电压既与信号电压和参考电压的幅值有关，又与二者之间的相位差Q成正比。当相位差Q为0°或180°时，输出电压u0最大。图13-31相敏检波器电路在MRI设备的RF接收装置中，一般采用两个相同的相敏检波器进行相位检测。这两个相敏检测器的输入端分别加上与信号电压有0°或90°相位差的参考电压，就可在输出端分别获得实部和虚部信号。实部信号和虚部信号共同组成MR信号。这是MR图像重建的特点。第五节MRI流程控制单元MRI流程控制单元是MRI设备的执行控制单元。它由RF脉冲发射/接收装置，RF脉冲电源放大器，梯度磁场供电电源及梯度控制、梯度放大器，恒温度控制器和电源分配器等构成。一、射频脉冲发射装置与接收装置永磁型MRI设备的RF脉冲发射装置与接收装置由接收电路（RECEIVE1、RECEIVE2）、发射电路（transmittingcircuit，TRANS）、合成电路（synthesizecircuit，SYNTHE）、线圈控制电路（coilcontrolcircuit，COILCNT）、控制电路等构成，各电路之间的连线如图13-32所示。图13-32RF脉冲发射装置与接收装置各电路之间的连线图因为RF脉冲的发射装置与接收装置处理的是高频信号，因此容易受到外部噪声的干扰，所以各电路板上都有屏蔽层。1.发射电路它的作用是产生RF磁场所需的RF信号和本振信号，供接收电路接收。发射电路方框图如图13-33所示。它将SYNTHE电路送来的40MHZ的时钟信号转换成发射装置与接收装置所需的8MHZ的时钟信号，并用这个信号与SYNTHE电路的DDS（将正弦数字信号通过快速D/A转换变成正弦波形的单元称为DDS）信号合成发射电路所需的12.7MHZ的时钟信号及接收电路所需的21.06MHZ的时钟信号。SYNTHE电路提供的DDS信号包括用于发射电路的4.7MHZ的时钟信号。此信号是一个被sinc函数调制、最大632mV的信号，输送到功率放大器。另外，从发射电路输送到接收电路的两个信号都是正弦波信号，作为接收电路的输入信号。以下几点改进，可使安装时的调整工作简化：①发射信号的强度由程序控制，省略了手动增益调整旋钮；②自动增益控制，无需在安装时进行增益调整；③设有sinc函数的A/D转换模块，可进行模/数转换，不再需要偏置和补偿调整。图13-33发射电路方框图2．接收电路它的作用是将接收线圈接收的RF信号放大。即分别放大螺旋管侧和马鞍侧线圈接收的信号，并实现混频和A/D转换。接收电路有两个，其中一个是备用的。接收信号方框图如图13-34所示。它利用21.6MHz和8MHZ的本振频率将来自前置放大器的12.7MHz信号转换为0.36MHz的信号。根据病人检查区域的大小和检查序列的不同，接收电路要有不同的增益。在程序控制下，接收电路通常要将接收信号衰减四次，使其增益为30db。在输入阶段，接收电路为接收回路提供一个电子开关，以便为正交（QD）线圈提供一个相移适配器和接收信号线，相移适配器也受程序控制。0.36MHz的信号又转换为0.14MHz，送到ADC电路。图13-34接收信号方框图通过下列技术改进，可使所采用的QD线圈正交检测的相位偏移所引起的伪影和环境所致的噪声大幅减少。①信号的检测由图像处理器实现；②信号的滤波也由图像处理器实现；③信号的频率从0~360kHZ连续变化。合成电路它由一块中央控制台的PSC接口板，发射装置与接收装置的基本时钟发生器、DDS和安装在前控制面板上的系统状态显示的显示电路等构成。从中央控制台的PSC接口板送出下列信号：①送到接收电路的接收增益、鞍形线圈衰减、正交线圈的通断控制（即选择单一信号还是正交合成信号）。②送到发射电路的发射电平、选择发射信号或是本振信号的通断。③送到合成电路的信号、发射信号与接收信号的相位控制信号、与发射信号和接收信号相位对应的门控信号的幅度控制信号。④送到线圈控制电路的调谐电压，发射和接收线圈去耦合电路的偏置电流，选择偏置电流方向的通道，通过合成电路将PSC接口板的数据送到各个电路中去。此电路板有一个40MHz的脉冲发生器，为各电路提供基本时钟脉冲信号。此电路板产生发射信号（被sine函数幅值调制的正弦波）。合成电路能输出几百kHZ的信号，也能输出几MHZ的信号。其简化图如图13-35所示。另外，此电路板有4个DDS为测量提供基准，同时也有利于灵敏的产生各种脉冲序列。图13-35合成电路简化图线圈控制电路它为发射线圈、接收线圈和去耦合电路提供偏置电流，为前置放大器提供电源。为避免发射线圈和接收线圈之间的耦合，接收时，发射线圈上的去耦合开关闭合，使发射线圈为开路状态；发射时，接收线圈上的去耦合开关闭合，使接收线圈为开路状态。使发射装置和接收装置在工作时序上彼此分开。线圈控制电路共有六个偏置电流通道，其中有两个用于接收线圈，四个用于发射线圈。有偏置电流时，面板上的发光二极管发光。偏置电流可调成0.1〜1.5A。供给前置放大器的电源为直流8V。此外，线圈控制电路还为接收线圈提供调谐功能，调谐电压最大为5V,每档0.25V。控制电路板它通过改变跳线选择DISPSEL开关的设置，使RF发射频率、接收频率、发射增益和接收增益发生改变。但是，RF发射频率的数值仅在发射期间显示，因此很难检测到RF发射频率。发射后显示接收频率。由于频率位移的存在，显示频率还不是共振频率。通常选择GAIN旋钮来选择发射增益和接收增益。ON/OFF开关用于数码管的显示控制。发射增益用软件控制最大可设置为3FE,—般设置为3FF。用于SE序列的发射增益不同，90°发射脉冲的增益是180°发射脉冲增益的一半。90°与180°发射脉冲的增益测量值不同。接收线圈的增益最大值为1E，每档为2。数据用十六进制记录，接收增益28，为接收增益20的2倍。二、梯度磁场电源梯度磁场电源是在程序控制下，按照中央控制台送出的脉冲序列，为各个梯度线圈X轴、Y轴、Z轴）提供工作电流。它由去涡流电路、初级电源、直流功率放大器（directcurrentamplifier，DCAMP）等构成（图13-16）。1.初级电源它为DCAMP提供288V、13A的直流电源（图13-16）。6个48V600W的直流电源串联，输出288V3.6kW的直流电，为X轴、Y轴、Z轴的三个DCAMP供电。2•梯度磁场控制从中央控制台的PSC发射的数字信号控制DCAMP进而驱动梯度线圈（图13-18）。从脉冲序列来看，梯度磁场不是连续的，而是间断的。但要求能迅速建立梯度磁场，即响应时间要小。另外，为补偿磁极金属表面产生的涡流引起的压降，不同结构的梯度磁场电源采用的补偿电路不同。其响应速率根据序列的不同进行调节。从PSC送出的18位串行数据由CN101输入，经18位D/A转换，形成相应的梯度波形。同时PSC也对序列的上升时间进行相应的设置。上升时间与梯度磁场的磁场强度无关。涡流补偿时间常数和几个不同的梯度磁场波形调整时间，均送到DCAMP的各轴向的FOV增益调节电路。检测到的DCAMP错误信息送到发光二极管显示，并送到MRI设备的错误检查板。3.通过调整DCAMP的控制电压以调整梯度磁场线圈电流，控制电压与输出电流的关系为20A/V。X、Y、Z三个DCAMP相同，只不过是各自HEADER中的DISPSEL开关的设置不同。三、恒温控制器恒温控制器的作用是保持主磁体的温度稳定在32.5°C。其控制精度为0.01°C。由于主磁体的上、下两部分是绝热的，热量主要由基座处散发。所以恒温控制器应对上、下主磁体和基座三部分进行恒温控制。为了增强恒温控制器对周围环境温度变化的响应特性，在上、下主磁体中，各用一个热敏电阻检测主磁体的温度，另一个热敏电阻检测空气的温度，两者并联，以检测主磁体和空气的温度平均值，用来进行温度控制。基座的温度检测，仅用一个热敏电阻来进行温度控制。贴在主磁体磁路上的用于主磁体温度和空气温度检测的热敏电阻构成一个桥式电路。如果检测到的温度低于设置温度(32.5°C),比较器输出为高电平，固态继电器导通，恒温加热器得电工作，使主磁体温度上升。反之，检测温度高于设置温度，比较器输出为低电平，固态继电器关断，恒温加热器失电停止工作，使主磁体温度保持在32.5Co另外，为防止由于恒温控制器损坏造成的磁体温度过高，设置了一个备用的恒温控制保护器，其温度保护值稍高于32.5C。四、错误处理器MPXPCB监视各电路的运行情况,在电路出错的情况下将错误信息送到中央控制台，由LED显示其错误代码。图13-36为错误信号检测方框图。图13-36错误信号检测方框图各电路(梯度磁场电路、恒温控制器和RF电路)的8位的错误信号被送到中央控制系统，由MPXPCB上的发光二极管(light-emittingdiode，LED)显示错误信号的内容，同时在软件菜单T/Mmanager中也可检测程序的运行状态。五、线圈序号识别器图13-37为线圈序号识别器电路方框图，线圈序号识别器板(COILCMPCB)可以用8位的数据来识别放置在扫描床上与前置放大器相连的线圈序号，并以串行方式将其送到中央控制系统，同时也可以用电路板上的LED显示，来确认线圈的序号。图13-37线圈序号识别器电路方框图第六节中央控制系统一、概述MRI的流程、图像重建和图像分析等功能均受中央控制系统的控制。中央控制系统主要由操作控制器(operationcontrolunit，OPC)和图像处理器(imageprocessingunit，IPU)构成。另外，键盘、鼠标和彩色监视器也是中央控制系统的构成部分。键盘上设有用于扫描的START键、ABORT键、PAUSE键以及用于通话的通话键。OPC有识别键盘信息的接口电路板(PNLIF),并送键盘信息到IPU。IPU板上设有许多插槽(2个14.4cm板插槽和7个21.6cm板插槽)，用来安插电路板。工作站主板控制着整个MRI设备的运行和图像处理。21.6cm电路板(printedcircuitboard，PCB)与高速总线VME总线内部连接，作为系统总线，通过14.4cm板的子VME总线适配器与工作站主板连接。1．处理流程图13-38为中央控制系统处理流程方框图，该流程图可分为前端和后端两部分。后端部分由工作站的各个PCB板组成。前端部分由21.6cmPCB板组成，用来根据不同的脉冲序列为梯度磁场系统提供电源，控制RF的发射和接收，采集测量MRI设备信号数据并重建图像。图13-38中央控制系统处理流程方框图处理流程如下：激活UNIX操作系统：PU得电后，激活工作站PCB上的硬盘中的UNIX操作系统(operatesystem，OS)。下载RTCONTPCB操作系统：OS-9中的重建控制板(RTCONTPCB)操作系统由工作站PCB经以太网下载到RTCONTPCB，RTCONTPCB含有前端部分的子CPU，它控制前端部件。下载各种处理程序：RTCONTPCB通过以太网从硬盘上为各操作板下载各种处理程序，并经VME总线送到各电路板。送各个操作PCB板：在测量过程中，测量数据经RECONTPCB和以太网送到各个操作PCB板。送到MRI设备MBUFPCB中：在测量开始时，相位时序控制板(PSCPCB)控制梯度磁场电源、RF发射装置与接收装置以及测量数据送到RCNPCB上的存储缓冲板(MBUFPCB)中。图像重建：所得的测量数据在重建控制板(RCNPCB)上进行图像重建。重建后的图像通过子VME总线适配器和VME总线送到工作站。存储、显示：工作站的PCB将图像存储到硬盘上并在监视器上显示。2.电源图13-39为控制台的电源配置方框图。供电电压为从MRI设备IUNIT送到IPU1TN接头的200V电压。图13-39电源配置方框图(1)开机：①合上IPU后面的开关FFB，1TN上的200V的电源经UPS送到工作站ULTRASPARC(PSUS)的3TN。②IPU后部的开关SW闭合，并且前面板的CPU开关也闭合时，工作站PSUS输出电压。③继电器1DR被从PSUS送出的12V电压激活，并接通1PS〜3PS，电源送到PCB板。④1DR工作时，200V经4TN送到OPC，监视器得电工作。⑤通知MRI设备丨单元：闭合前面板MRI设备丨开关，开关信息经SEPARAPCB通知MRI设备丨单元。⑥CPU和MRI设备I开关都闭合时，MRI设备I单元内部的继电器逻辑电路开始工作，给梯度磁场、RF发射和接收装置供电。同时MRI工作，发光二极管得电发光。⑦此后MRI设备全部激活。关机：①关闭IPU前面的CPU工作开关断开时，MRI单元内的逻辑继电器关闭了送到梯度磁场和RF发射/接收装置的电源。②CPU开关断开，信息经SEPARAPCB和PNLIFPCB送到RTCONT。另外，经以太网送到工作站。③工作站的PCB识别CPU停止运行的信息后，执行中央处理器关闭程序。④关闭程序正常执行完毕，工作站的PCB执行PSUS的控制线失电，关闭来自PSUS的电源。⑤PSUS失电工作站结束工作，1DR断开，同时OPC和监视器电源断开。⑥在IPU的后面有一个紧急开关，能直接关闭MRI，无需经过工作站电路板，但只能在紧急情况下使用。否则，轻则导致系统文件被破坏而无法开机；重则导致硬件电路板损坏。如造成子VME总线适配器PCB损坏。3.不间断电源(uninterruptiblepowersupply，UPS)为防止突然停电造成MRI设备无法正常关机，UPS作为图像处理器的备份电源，接在IP的3TN上。MRI单元送出的电源经过整流给电池充电，电池输出直流电压，经逆变电路逆变后输出交流电。当外电源掉电时，由电池输出的直流电逆变的交流输出供电，供电时间大约为5分钟，以使MRI设备完成关机程序。二、工作站工作站电路板此板由SUN微机系统的ULTRASPARCPCB构成，应用UNIXOS操作系统。有三个总线插槽分别用于图像电路板、子VEM适配器、100M的以太网PCB(DICOM接口)。标准配置为256M的内存，可扩为512M以及1G。主频有170MHZ和333MHZ两种。图像电路板分辨力为1280X1024像素。总线转换电路板连接PCB的系统总线是VME总线，用VME适配器(总线转换PCB)连接工作站PCB的内部总线。其构成包括一个贴在工作站PCB上的总线卡，通过电缆连接工作站PCB和14.4cmPCB附在VME总线。转换PCB用做VME总线控制器，它执行管理数据传输、请求和处理经VME总线送来的不同工作的PCB的中断申请。DICOM接口100Mbps以太网用做DICOM接口。监视器52.5cm彩色监视器作为MRI设备的监视器。三、激光相机接口数字化PCB作为激光相机接口，接收经VME总线送来的图像数据，并用两根电缆与前端PCB相连。一根是数据线，一根是控制线。3M型数字接口为标准配置。如配备DICOM接口，100Mbps以太网用做DICOM接口，直接与激光相机联接。四、子CPU系统RTCONTPCB控制它控制着整个前端部件。如图13-40所示。图13-40RTCONTPCB方框图以MC68030作为CPU，以OS-9作为操作系统，并经以太网从工作站下载。具有VME总线控制功能。但该功能不是用端子跳线的方法来实现，而是通过子-VME适配器来控制VME总线。用串行口RS232的一个通道，与扫描床中的CPU通讯。信息由该串行口经光电转换器和光缆传输到扫描室内。它还有一个子PCB(MRI设备FPCB)，通过MRI设备FPCB监视着各单元的状态。处理控制板(PTCONTPCB)经共用存储器和VME总线实现与前端部分的每一块工作PCB的通讯。信号通讯图13-41为中央控制台与各部件的信号通信方框图。图13-41信号通信连接方框图与扫描床的通讯：通过光缆使RTCONTPCB中的串口RS232与床中的CPU通讯，RTCONTPCB接收来自床中CPU的关于床的位置、接收线圈的编号信息，同时控制床中CPU的工作状态。MR监视器的工作状态:将MRI设备的状况信息送到MRI单元的MPXPCB，并送到RTCONTPCB中的MRIFPCB。MRIFPCB以中断申请的方式向RTCONTPCB传送信息。键盘上的监视器开关：START、ABORT、PAUSE键和EMERGENCY、CPUON、MRION等开关信息，经OPC中的PNLIFPCB送到MRIFPCB之后，再送到RTCONTPCB作为中断信号。键盘和鼠标信息：来自工作站的键盘和鼠标信息，经IPU中的SEPARAPCB和OPC的PNLIFPCB送出。视频信号：工作站的视频信号经IPU的VDAMPPCB送到监视器。五、ECG监视器图13-42是ECG门控监控结构图。图13-42心电门控监控结构图physiologicECG波形、脉搏波形和呼吸波形由各自的探测器取出，送至安装在检查床尾部的生物测量模块(measurementmodule,PMM)。PMM将每一波形数字化并提取触发信号。这些信号和触发信号以串行方式输出，并经光缆送到控制台。IPU中的图形处理板GRDPCB将接收的信号分离为信号和触发信号，并将信号转化成模拟信号送到PSCPCB。PSCPCB负责梯度磁场电源分配和触发信号对RF发射装置和接收装置的同步控制。physiologic六、前端部分构成图13-43为前端部分的构成方框图，它主要由MRRCNPCB、MRMBUFPCB和MRDMPCB三块电路板构成。而这三块电路板集成为一块。这块电路板有四块DSP和不同的存储器用来存储取得的数据和执行不同的处理程序。图像重建也是基于这些数据，并在该电路板上完成图像重建。重建的图像经RTCONTPCB输出oMRRCNPCB是22.5cm板，MRMBUFPCB和MRDMPCB集成在此板上。MRMBUFPCB保存已获得的数据并实现与MRPSCPCB的通信。MRDM为扩展选择存储器。图13-43前端部分的构成方框图DPS它包括DPS核、2M的内存。内存为1MX2构架和10个通道的直接存储器(directmemoryaccess，DMA)，有快速处理能力，在快速傅立叶变换中可立即得出数值和系数。DPS允许内部寄存器同时执行乘法、加法和移动操作。有4个通道的DMA用来实现外存储器和内存的通讯，另外6个通道的DMA既不用作外部地址线也不用作数据总线(备用)。DSP#1和DSP#3与外部接口相连，允许数据在PCB之间以多路阵列传输，速度为20Mb/s,DSP提供了四路标志线，可以通过软件来设置成输入输出模式。另外DSP具有多功能处理器的作用，允许几个DSP共同连接同一总线。DSP#1和DSP#2联在同一总线上，DSP#3和DSP#4联在另一总线上。各DSP在同一条总线完成内部存储器的读写功能。DSP#1、DSP#2主要执行数据读取、处理和初级傅立叶变换。DSP#3、DSP#4执行最后的图像重建。为了实现阵列线圈接收、处理信号的要求，MRI设备中配置了阵列线圈电路，其信号处理方框图如图13-44所示。图13-44阵列线圈信号处理方框图阵列线圈电路负责处理来自正交线圈(头部或体部)采集到的信号。在阵列线圈方式中，测量数据的通道数分为2道或4道,本电路板要求增设到图像处理器。对2通道MRI设备而言，需另增1块电路板。对4通道MRI设备而言，需另增3块电路板。图13-44安装了4块电路板，其中，上面的2块供2通道使用，下面增加的2块供4通道使用。连接电缆经联接插头59CN~63CN接到前面板。因为MRMBUFPCB已存储了2个通道的数据，所以在右边的电路板上没有安装MRMBUFPCBo而是用电缆经62CN将第二通道的数据传至右边MRMBUFPCB中。在2块板结构中，DSP#13完成第一通道的图像重建；DSP#23完成了第二通道的图像重建工作；DSP#21连接这两个重建后的图像，输出一个最终图像到图像显示系统。在四块电路板结构中，下面两块完成第3、4通道的图像重建和连接组合重建图像的传输。DSP#33和DSP#43分别完成第三通道和第四通道的图像重建工作，DSP#41将两个重建后的图像组合在一起，经过外部电缆58CN送到DSP#21,DSP#21将第1通道、第2通道的组合图像和第3通道、第4通道的组合图像进行后处理，产生一个由四个通道合成的图像送至图像显示系统。MRPSCPCB其电路构成方框图如图13-45所示。图13-45MRPCSPCB电路构成方框图此块电路板的作用是控制梯度磁场电源分配、RF发射装置与接收装置，根据不同序列测量数据。测量序列的激活和停止由RTCONTPCB送来的命令控制。在ECG门控信号的触发下，MRPSC实现其测量功能，并对心电ECG波形，脉搏波形和呼吸波形进行A/D转换，并经过VME总线送至RTCONTPCB。MRPSC有S-MPU、B-MPU两个CPU，S-MPU用于控制序列；B-MPU用于分析、控制重要的信号，如心电ECG。MPU的型号是AM29240，时钟频率为40MHZ，此CPU包括AM2900模块、32位加法器、外围设备控制器和DMA部分。提供给MPU的时钟信号是基于RF装置的RF时钟信号，因此与测量序列是同步的。但有时采用可调节的内部时钟信号。RTCONTPCB实现了RF时钟信号与内部时钟信号的转换。B-MPU实现信号的分析功能，而ECG波形的触发信号和呼吸波形的触发信号也被送到S-MPUoS-MPU只利用波形的触发信号来控制门控测量。PRM是与B-MPU侧连接的外部存储器，QRM是与S-MPU侧连接的外部存储器9，它们也可以用于参数测量和控制各工作区域的处理程序。KM包括五个独立的存储器板，用来分别存储RF的SINC波形、RF的相位波形、X轴梯度控制(gradientcontrol，GCX)、Y轴梯度控制(gradientcontrol，GCY)和Z轴梯度控制(gradientcontrol，GCZ)三个梯度波形。各存储器与各自的EVENT控制器相连接，在EVENT控制器的作用下，存储器可能输出各种需要的波形。EVENT控制器执行控制以下七个功能：①RF的SINC波形；②RF相位波形；③GCX:④GCY；⑤GCZ；⑥RF的输入/输出；⑦A/D转换。前五项与KM对应连接。在KM的控制下，按S-MPU送出的指令，可输出任意的时序值或波形。控制A/D转换产生触发脉冲去启动A/D转换器。计时控制器用于控制各种测量序列的计时，包括可编程视野门控阵列(fieldprogrammablegatearray,FPGA)，各FPGA有3个独立的时间计时通道，分别选择1kHZ、100kHZ和1MHZ的频率信号作为时钟信号。控制板上有两套FPGA,即六个时间计时通道。S-MPU控制计时控制器的工作，两个计时器可通过内部连锁在一起来设置最终测量时间。PM存储器分为两部分，分别与S-MPU和B-MPU通讯，用来处理参数交换、门控测量等的同步控制过程。BCM和SCM存储器都有两部分，一部分与MRI设备PSC连接，另一部分与VME总线连接。SCM与S-MPU、BCM与B-MPU通讯，用来响应RTCONT和前端控制部分的中断请求。BCM存储着ECG波形、脉搏波形和呼吸波形，B-MPU将来自GRUPCB的波形进行A/D转换后存储到BCM中，并通过VME总线传送到RTCONTPCB中。MRPSCPCB中有几个输入/输出接口(input/output,I/O)：General1I/O、General2I/O、RF/GCI/O、VMEI/O。General1、General2对应着S-MPU、B-MPU。RF/GCI/O通过测量的时序控制GC和RF装置，可进行RF频率、偏置和梯度磁场的上升时间等的设置。当MRPSCPCB失控时，测量序列就无法终止，这时VMEI/O总线用来终止测量或从RTCONTPCB通过VME总线使MRI设备PSC复位，达到终止测量序列的目的。七、图像处理软件的总体流程软件结构如图13-46所示，图像处理流程可分为前端部分和后端部分。前端部分负责测量和图像重建以及对OS-9进行实时控制。后端部分负责图形使用界面(graphicaluserinterface，GUI)，各种后处理。后处理包括图像数据和测量参数的设定。运行方式为UnixOS。为了真正实现多用途、多功能，软件组成了客户服务模式。其硬盘的分区如图13-47所示。图13-46图像处理系统流程图图13-47硬盘分区图系统初始化程序的流程如图13-48所示，当CPU开关闭合后，系统启动，这里前端和后端是同时进行的，分别叙述如下。图13-48系统初始化流程前端部分：CPU开关闭合，RTCONT的ROM启动。它执行OS-9再检测储存器，网络工作站启动。OS-9RTCONT用户网络启动是从OS-9网络启动服务器下载OS-9来完成的。启动完成之后，再下载储存器通讯驱动和面板驱动等一系列的RTCONT初始化程序。接下来启动前端部分的管理软件。下载PSC和DSP程序。系统准备完成后，MRI设备READY灯亮。后端部分：CPU开关闭合，工作站主板中(read-onlymemory，ROM)启动，它检测硬件电路和工作站主板上的存储器。从硬盘上连接Unix启动程序包括Unix系统、网络驱动器、SCSI驱动器、图像驱动器。接下来启动图形显示的和各种X窗口服务和管理的服务程序。包括处理器、数据库服务程序、硬件拷贝服务、重建服务、扫描服务和DICOM服务等程序。最后启动用户接口的应用程序包括协调程序，并连接各种处理服务器。即可等待操作人员的指令，同时处理多任务模型。程序流程设置测量参数：包括病人数据录入、扫描计划的变更与设置、扫描方位等的确定。预扫描：包括中心频率搜索、T1值测量(改变RF脉冲的幅度，校正各接收线圈和病人所对应序列中的翻转角度)、调谐值测量(使接收线圈最佳的调谐值)、校正扫描(校正磁场的非均匀性并对梯度磁场进行补偿)和接收增益测量(优化接收线圈的输出增益)。扫描：按照设定的PSC，检测、采样MR信号，同时进行傅立叶变换，再把结果送到重建单元RECON存储器中。图像重建：前端部分将存放在RECON存储器中的测量数据读出，用DSP傅立叶变换进行图像重建，再将该图像数据传送到前端的管理程序中。图像显示：前端管理器将图像数据和文本文件传到后端部分，后端部分在监视器上显示图像数据并将其存入数据库。第七节扫描床MRI设备的扫描床可以做三维运动。即：床面可做水平纵向、水平横向移动，床面可做垂直升降运动。要求扫描床的运动平稳、灵活，以使病人感觉舒适。床面的材料不含铁磁物质。对总重量达到400kg的扫描床的材质要求高。不能影响主磁场磁力线的分布。一、结构图13-49为扫描床的结构示意图图13-49扫描床的结构示意图床面(34)安装在床基的上面，通过驱动链(1)和支架(31)相连，床架(17)通过床滑轮(42)支持床面。通过滑轮(16)的转动调节床面。由床面水平纵向驱动装置驱动床面做水平纵向运动。床面的位置由旋转编码器(27)检测。床面水平纵向的极限位置由（8）和（12）检测。床面的水平横向运动通过横向驱动装置实现。上举支架（35）通过横向轨道（33）支撑床架（17），由床面横向驱动装置驱动床面做水平横向运动。在系统的中心部分固定着床面垂直升降运动装置。它由马架（36）、（37）和液压活塞（39）构成。二、床面水平纵向移动装置1．床面水平纵向驱动装置如图13-49所示，床面（34）由FRP制成，且与支架（31）连接在一起。链齿轮（4）和（5）安装在支架（2）和（3）的前面和后面，链条（1）通过链齿轮驱动床面运动。床的最高运动速率为60mm/s，最低速率为20mm/s。床面的水平纵向运动范围为0〜1750mm。在床的前面和后面分别安装了两套光电开关（9）和（10）、（11）和（12），用来检测床前进和后退的极限位置。当电源为100V,40W时，驱动电机将以高速845r/pm或低速282r/pm旋转，电机为齿轮传动直流电机。2．水平纵向运动的检测如图13-49所示，安装在支架后面的旋转编码器（27）检测床面水平纵向运动的行程。激励齿轮（28）安装在旋转编码器的从动激励齿轮（29）的上。电缆绳（2）从（3）卷绕在（8）上，安装在前面支架（3）上，电缆绳安装在床面上，它通过链齿轮（31）使旋转编码器随着床面的水平运动而旋转，并且通过链齿轮（31）同步运动，同时检测床面水平运动时的旋转编码器旋转的总圈数。床面移动10mm，旋转编码器旋转一周，产生1000个脉冲。床面移动1mm,旋转编码器旋转1/10周，产生100个脉冲。检测的脉冲数据用来显示床面位置并控制床面水平纵向运动。链齿轮（31）和两套光电开关间的反射盘安装在床的下面。光电开关（10）、（11）检测床面水平纵向低速运动的启动，通过链齿轮转换到低速运动（20mm/s）。停止运动依靠（9）、（12）两个光电开关检测。低速运动的范围是距最前位置100mm和最后位置150mm,光电开关（13）检测床面距床架最尾端是否为300mm,在此位置时，床可以左右移动。光电开关（24）安装在距最未端60mm处，用来检测床面纵向绝对位置。只要检测到床面在该位置，则电机可以获得供电电源，“设