MRI設(shè)備詳細(xì)介紹講課稿

1、Good is good, but better carries it.精益求精，善益求善。MRI設(shè)備詳細(xì)介紹-mri設(shè)備詳細(xì)介紹mri,設(shè)備MRI設(shè)備MRI設(shè)備是利用生物體的磁性核（主要是氫核）在磁場(chǎng)中所表現(xiàn)出的MR特性來(lái)進(jìn)行成像的設(shè)備。隨著超導(dǎo)技術(shù)、磁體技術(shù)、電子技術(shù)、計(jì)算機(jī)技術(shù)和材料科學(xué)的進(jìn)步，MRI設(shè)備得到飛速的發(fā)展。MRI設(shè)備已成為最先進(jìn)、最昂貴的現(xiàn)代化診斷設(shè)備之一。MRI設(shè)備既是評(píng)價(jià)醫(yī)院綜合能力的一項(xiàng)重要指標(biāo)，又是醫(yī)院現(xiàn)代化程度和診斷水平的標(biāo)志。我國(guó)現(xiàn)有600多臺(tái)MRI設(shè)備正在運(yùn)行，并以每年幾十臺(tái)的速度增長(zhǎng)（含臨床應(yīng)用型和臨床研究型）。本章將以臨床應(yīng)用型永磁開(kāi)放式MRI設(shè)備為例，系

2、統(tǒng)地介紹MRI設(shè)備的構(gòu)成和工作原理。第一節(jié)概述一、發(fā)展簡(jiǎn)史MR現(xiàn)象于1946年第一次由布洛赫（F.Bloch）領(lǐng)導(dǎo)的斯坦福大學(xué)研究小組和伯塞爾（E.Purcell）領(lǐng)導(dǎo)的哈佛大學(xué)研究小組分別在水與石蠟中獨(dú)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(xué)獎(jiǎng)。隨后，人們利用MRI技術(shù)進(jìn)行了多領(lǐng)域的應(yīng)用。MRI設(shè)備早期集中在物理和化學(xué)方面，用來(lái)確定化學(xué)成分、分子結(jié)構(gòu)和反應(yīng)過(guò)程。1967年，第一次用MRI設(shè)備測(cè)試人體活體。1971年，達(dá)馬?。―amadian）發(fā)現(xiàn)了MRI的一個(gè)重要參數(shù)T1。腫瘤組織的T1值遠(yuǎn)大于相應(yīng)正常組織的T1值。此結(jié)果預(yù)示著MRI設(shè)備在醫(yī)學(xué)診斷中的廣闊應(yīng)用前景。

3、1973年，受CT圖像重建的啟示，紐約州立大學(xué)的勞特布爾（Lauterbur）在Nature雜志上發(fā)表了MRI設(shè)備空間定位方法（均勻靜磁場(chǎng)上迭加梯度磁場(chǎng)）。利用MRI模型（兩個(gè)并排在一起的充水試管）的四個(gè)一維投影，成功的獲得了第一幅MRI模型的二維圖像。1974年，曼斯菲爾德（Mansfield）研究出脈沖梯度法選擇成像斷層的方法。1975年，恩斯特（Ernst）研究出相位編碼的成像方法。1977年，愛(ài)特斯坦（Edelstein）、赫切遜（Hutchison）等研究出自旋扭曲（SpinWarp）成像法。1977年，達(dá)馬丁完成了首例動(dòng)物活體腫瘤檢測(cè)成像，并獲得首張人體活體MRI設(shè)備圖像。1980

4、年，阿勃亭（Aberdeen）領(lǐng)導(dǎo)的研究小組發(fā)表了利用二維傅立葉變換對(duì)圖像進(jìn)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(shè)備均采用該算法。1983年，MRI設(shè)備進(jìn)入市場(chǎng)。MRI設(shè)備具有對(duì)軟組織成像好的優(yōu)點(diǎn)。把大量的波譜分析技術(shù)運(yùn)用到醫(yī)用MRI設(shè)備上，使MRI設(shè)備不僅可獲得解剖學(xué)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、主要特點(diǎn)及臨床應(yīng)用MRI與CT各有優(yōu)點(diǎn)，可以互相補(bǔ)充。表13-1為MRI設(shè)備與CT掃描機(jī)的性能比較。表13-2為MRI設(shè)備與CT掃描機(jī)的臨床應(yīng)用比較。通過(guò)MRI設(shè)備與CT掃描機(jī)的性能比較和臨床應(yīng)用比較，可以看出：MRI設(shè)

5、備的優(yōu)點(diǎn)為：多參數(shù)成像，可提供豐富的診斷信息；人體氫核含量高，高對(duì)比成像；任意方位體層、三維成像；不用對(duì)比劑，就可進(jìn)行磁共振血管造影（magneticresonanceangiographies）；無(wú)骨偽影干擾，后顱凹病變清晰可辨；無(wú)電離輻射；可使MRI設(shè)備用于介入治療，建立智能手術(shù)室，進(jìn)行手術(shù)導(dǎo)航。MRI設(shè)備的缺點(diǎn)為：掃描速度慢；易出現(xiàn)運(yùn)動(dòng)、流動(dòng)偽影；定量診斷困難；對(duì)鈣化灶和骨皮質(zhì)病灶不夠敏感；禁忌癥多。表13-1MRI設(shè)備與CT掃描機(jī)的性能比較性能特點(diǎn)MRI設(shè)備CT掃描機(jī)信息載體MRI信號(hào)（發(fā)出所吸收的射頻能量信息）穿過(guò)組織的X線體內(nèi)信息源質(zhì)子密度、T1、T2馳豫時(shí)間及液體的流動(dòng)窄束X線的

6、減弱程度或透射連續(xù)X線的強(qiáng)度分布采用的電磁波射頻波（無(wú)線電波）連續(xù)X線電磁波頻率特定磁場(chǎng)下氫原子核的拉莫爾頻率（小于100MHz）3101031014MHz電磁波波長(zhǎng)3m以上（米波段）約1010m(1)使用的磁場(chǎng)靜磁場(chǎng)和梯度磁場(chǎng)的疊加無(wú)探測(cè)器及方法接收線圈的感應(yīng)電流碘化鈉（NaI）、BGO（BiGeO）、氙（Xe）等體層方向任意方向一般與體軸垂直掃描機(jī)構(gòu)電子機(jī)械或電子數(shù)據(jù)采集方式多方向或單方向投影多方向投影測(cè)量值可多參數(shù)成像，但不同機(jī)器所測(cè)參數(shù)值難以比較僅與線衰減系數(shù)相對(duì)應(yīng)圖像重建方法以二維傅立葉變換成像法為主濾波反投影法、二維傅立葉變換重建法、卷積反投影法、迭代法等有無(wú)電離輻射僅有射頻輻射約

7、10-7eV有X線輻射，約104eV，可能引起的生物效應(yīng)高像素尺寸已達(dá)0.4mm層面厚度3D成像可達(dá)1mm以下螺旋CT已達(dá)0.5mm每層面掃描時(shí)間因掃描程序而異(EPI序列已達(dá)5ms)1s左右（螺旋掃描可進(jìn)一步縮短，超高速CT已達(dá)數(shù)ms）圖像重建時(shí)間0.05ms1s實(shí)時(shí)成像功能已達(dá)到已達(dá)到表13-2MRI設(shè)備與CT掃描機(jī)的臨床應(yīng)用比較應(yīng)用范圍MRI設(shè)備CT掃描機(jī)備注軟組織對(duì)比度高低MRI設(shè)備可行乳腺成像半月板、肌腱、軟骨及椎間盤不使用對(duì)比劑，清晰須使用對(duì)比劑，不清晰脊髓顯示清晰困難白質(zhì)和灰質(zhì)極明顯一般明顯出血可顯示高度明顯鈣化灶不敏感敏感骨皮質(zhì)病變不敏感敏感骨偽影無(wú)有心血管不使用對(duì)比劑，可區(qū)別

8、心肌、心臟輪廓和大血管須使用對(duì)比劑，且只能顯示心肌和心臟輪廓MRI設(shè)備可行無(wú)創(chuàng)傷血管造影胎兒及孕婦檢查可進(jìn)行（妊娠三個(gè)月內(nèi)慎用）一般不進(jìn)行MRI設(shè)備可展示胎兒及母體子宮、胎盤等的結(jié)構(gòu)水的顯示極明顯明顯MRI設(shè)備可行水成像、擴(kuò)散成像和灌注成像生化及代謝測(cè)定能不能需MRI設(shè)備一體化系統(tǒng)功能成像能不能MRI設(shè)備需高磁場(chǎng)強(qiáng)度系統(tǒng)化學(xué)位移成像能不能需MRI設(shè)備一體化系統(tǒng)對(duì)比劑類型順磁性物質(zhì)碘劑三、主要技術(shù)參數(shù)與其它影像設(shè)備相比，影響MRI圖像的信號(hào)強(qiáng)度或圖像密度的參數(shù)較多。這些參數(shù)大體可分為組織參數(shù)和設(shè)備參數(shù)兩大類。1組織參數(shù)它是人體的內(nèi)在信息參數(shù)。組織參數(shù)主要有質(zhì)子密度（）、縱向馳豫時(shí)間（T1）、橫向

9、馳豫時(shí)間（T2）、化學(xué)位移（）、液體流速（v）和波動(dòng)。其中，組織參數(shù)、T1和T2決定圖像信號(hào)的密度。組織參數(shù)決定水與脂肪的分離成像，能引起化學(xué)位移偽影。組織參數(shù)v和波動(dòng)可用來(lái)進(jìn)行血管成像，能引起運(yùn)動(dòng)偽影。2設(shè)備參數(shù)它是成像所依賴的設(shè)備及成像過(guò)程的測(cè)量條件參數(shù)。設(shè)備參數(shù)主要有磁場(chǎng)強(qiáng)度、梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度和切換率、線圈特性（包含發(fā)射和接收）、測(cè)量條件。根據(jù)診斷目的的不同，可以選擇不同的參數(shù)來(lái)產(chǎn)生所需要的MRI圖像，具體參數(shù)的選擇如下：重復(fù)時(shí)間（timeofrepetition，TR）、回波時(shí)間（timeofecho，TE）和反轉(zhuǎn)時(shí)間（timeofinversion，TI）決定圖像的性質(zhì)。即圖像的權(quán)重。層

10、厚、平均采樣次數(shù)、像素尺寸、有效視野和層數(shù)決定掃描區(qū)域并控制圖像信號(hào)的密度。各種應(yīng)用軟件可獲得不同性質(zhì)和不同區(qū)域的MRI圖像，而且成像速度快、有效抑制偽影、功能完善。四、發(fā)展趨勢(shì)無(wú)論是MRI設(shè)備的軟件序列，還是MRI設(shè)備的硬件結(jié)構(gòu)，都在日新月異的發(fā)展。這里僅介紹MRI設(shè)備硬件結(jié)構(gòu)的發(fā)展趨勢(shì)。1主磁體它的作用是產(chǎn)生均勻的靜磁場(chǎng)（亦稱為主磁場(chǎng)，簡(jiǎn)稱為磁場(chǎng)）。主磁體的發(fā)展趨勢(shì)是低磁場(chǎng)強(qiáng)度的開(kāi)放和高磁場(chǎng)強(qiáng)度的性能改善。低磁場(chǎng)強(qiáng)度永磁開(kāi)放型MRI設(shè)備的磁場(chǎng)強(qiáng)度已達(dá)0.4T，其結(jié)構(gòu)為單柱型或雙柱非對(duì)稱型。重量為1013噸，開(kāi)放空間達(dá)75以上。開(kāi)放式MRI設(shè)備的優(yōu)點(diǎn)是可消除病人的幽閉恐懼癥。超導(dǎo)型MRI設(shè)備

11、的磁場(chǎng)強(qiáng)度已由傳統(tǒng)的1.5T發(fā)展到34T，并有發(fā)展到78T的趨勢(shì)。超導(dǎo)型MRI設(shè)備的液氦消耗量已大幅度下降。隨著材料科學(xué)的進(jìn)一步發(fā)展，將來(lái)可能出現(xiàn)高溫超導(dǎo)磁體。磁場(chǎng)強(qiáng)度的大小對(duì)MRI設(shè)備圖像的影響是：在信噪比方面，如圖13-1所示，磁場(chǎng)強(qiáng)度越高，信號(hào)強(qiáng)度越大，信噪比越高（但不是線性關(guān)系）。磁場(chǎng)強(qiáng)度高，掃描時(shí)間短。在圖像對(duì)比度方面，組織的T1值隨磁場(chǎng)強(qiáng)度增高而變大，如圖13-2所示，T1馳豫時(shí)間延長(zhǎng)。當(dāng)TR為固定值時(shí)，T1圖像對(duì)比度反而下降，造成T1圖像質(zhì)量下降。但磁場(chǎng)強(qiáng)度的大小對(duì)T2圖像質(zhì)量的影響不大。圖13-1磁場(chǎng)強(qiáng)度與信號(hào)強(qiáng)度的關(guān)系圖13-2T1值與磁場(chǎng)強(qiáng)度的關(guān)系高磁場(chǎng)強(qiáng)度、低磁場(chǎng)強(qiáng)度的M

12、RI設(shè)備各有自己的優(yōu)、缺點(diǎn)，互相彌補(bǔ)。MRI設(shè)備的精度和穩(wěn)定性將會(huì)進(jìn)一步提高。掃描序列的進(jìn)一步發(fā)展（如平面回波序列），對(duì)靜磁場(chǎng)均勻度提出了更高的要求。主磁體的設(shè)計(jì)，將更加適合現(xiàn)場(chǎng)的安裝、調(diào)整，并有一套完善可行的磁場(chǎng)均勻度提高方法。2梯度磁場(chǎng)快速掃描序列要求高性能的梯度磁場(chǎng)。平面回波序列的彌散、灌注功能均要求高線性和快速響應(yīng)的梯度磁場(chǎng)。目前梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度已達(dá)到50mT/m以上。對(duì)梯度磁場(chǎng)的度化率（切換率）要求更高，已達(dá)到7080T/ms。除快速成像外，高性能梯度磁場(chǎng)還決定一定矩陣下的最小FOV矩陣和最小層厚。最短回波時(shí)間主要決定于梯度磁場(chǎng)的最大強(qiáng)度。而最短回波時(shí)間又影響最短重復(fù)時(shí)間?？梢?jiàn)，梯度磁場(chǎng)

13、影響MRI設(shè)備的成像時(shí)間，也決定圖像的最高空間分辨力。雙梯度系統(tǒng)、組合表面系統(tǒng)和非線性梯度系統(tǒng)的出現(xiàn)，使MRI設(shè)備梯度線圈的形式多樣化。如雙梯度系統(tǒng)是在主梯度線圈中附加一套較小的梯度線圈，它僅覆蓋在感興趣的部位，可得到一個(gè)局部的磁場(chǎng)強(qiáng)度高的梯度磁場(chǎng)，切換率可達(dá)到150T/ms，所獲得的MRI設(shè)備圖像的層厚更薄、空間分辨力更大渦流與噪聲也有待于進(jìn)一步減少。渦流會(huì)嚴(yán)重的影響磁場(chǎng)的均勻度，使圖像出現(xiàn)偽影，質(zhì)量下降。目前，采用高阻材料和增加反向梯度線圈兩種方法以降低渦流與噪聲。這兩種方法雖然基本有效，但均未從根本上消除渦流與噪聲。為此，有必要研究出新的方法，以進(jìn)一步減少渦流與噪聲。3接收線圈提高接收線

14、圈的效率和進(jìn)一步增加陣列線圈，將成為MRI設(shè)備臨床中的最大需要。改進(jìn)接收線圈，使其能滿足介入治療的需要。4計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)化MRI設(shè)備已完成了由專用計(jì)算機(jī)到計(jì)算機(jī)工作站的轉(zhuǎn)化，已使用64M處理器。方便、快速、高效的PACS系統(tǒng)，可使MRI設(shè)備與其他影像診斷設(shè)備的影像資源融合，以獲得全面、準(zhǔn)確的診斷結(jié)果。五、構(gòu)成MRI設(shè)備根據(jù)用途不同，可分為兩大類：一是臨床應(yīng)用型，其主磁體磁場(chǎng)強(qiáng)度在0.20.5T以下；二是臨床研究型，其磁場(chǎng)強(qiáng)度在1.01.5T以上。MRI設(shè)備根據(jù)磁場(chǎng)的產(chǎn)生方式不同，可分為三大類：超導(dǎo)型；永磁型；常導(dǎo)型。如圖13-3所示，超導(dǎo)型MRI設(shè)備由主磁體（含冷卻裝置）、掃描床、梯度線圈、射頻（

15、radiofrequency，RF）線圈、譜儀系統(tǒng)、控制柜、人機(jī)對(duì)話的操作臺(tái)、計(jì)算機(jī)和圖像處理器等構(gòu)成。超導(dǎo)型MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)方向?yàn)樗椒较颉Ｈ鐖D13-4所示，永磁型開(kāi)放式MRI設(shè)備由主磁體、掃描床、譜儀系統(tǒng)、控制柜、操作臺(tái)、計(jì)算機(jī)和圖像處理器等構(gòu)成。永磁型MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)方向?yàn)榇怪狈较?。超?dǎo)型MRI設(shè)備和永磁型MRI設(shè)備的基本構(gòu)成是：主磁體、掃描床、譜儀系統(tǒng)、控制柜、操作臺(tái)、計(jì)算機(jī)和圖像處理器等。本章以永磁型MRI設(shè)備為例，主要介紹MRI設(shè)備的硬件系統(tǒng)。圖13-5為永磁型MRI設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意圖。圖13-3超導(dǎo)型MRI設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意圖圖13-4永磁型開(kāi)放式MRI設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意圖圖13-5永

16、磁型MRI設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意圖永磁型MRI設(shè)備的硬件部分因安裝位置的不同又可分為掃描室內(nèi)、掃描室外兩大部分：1掃描室內(nèi)部分它包括主磁體（magnet），支架（yoke），溫度加熱器（thermostat），梯度磁場(chǎng)線圈（gradientmagnetfieldcoil），RF發(fā)射線圈（transmittercoil），接收線圈（receivercoil），前置放大器（preamplifier），控制面板（controlpanel）和掃描床（patienttable）。需對(duì)整個(gè)掃描室進(jìn)行磁屏蔽。2掃描室外部分它包括中央控制柜（centralcontrolconsole，CCC）、電源分配器（power

17、distribution）、恒溫控制器（thermostaticcontrol）、梯度磁場(chǎng)電源（powersupplyforgradientmagneticfield），RF發(fā)射/接收裝置（RFtransmitter/receiver），操作臺(tái)，計(jì)算機(jī)和圖像處理器。3濾波盒（filterbox）為防止干擾，掃描室內(nèi)外的所有連接線均需要通過(guò)濾波盒轉(zhuǎn)接。MRI設(shè)備的基本工作原理為：由恒溫控制器將主磁體的溫度準(zhǔn)確的控制在某一溫度（32.5）上，使主磁體產(chǎn)生一個(gè)均勻的靜磁場(chǎng)。梯度電源通過(guò)梯度線圈進(jìn)行空間定位（編碼）。通過(guò)RF單元和RF發(fā)射線圈，發(fā)射RF信號(hào)作用于病人（置于可進(jìn)行三維運(yùn)動(dòng)的掃描床上）產(chǎn)生

18、MRI設(shè)備現(xiàn)象，發(fā)出的MRI設(shè)備信號(hào)被接收線圈接收，經(jīng)前置放大器放大、檢波、A/D轉(zhuǎn)換后送給計(jì)算機(jī)和圖像處理器，重建圖像在監(jiān)視器上顯示或用激光照相機(jī)將圖像在激光膠片上打印出來(lái)。第二節(jié)主磁體一、種類主磁體是MRI設(shè)備的主要構(gòu)成部分，決定著MRI設(shè)備的圖像質(zhì)量和工作效率。同時(shí)，主磁體也是MRI設(shè)備中成本最大、維護(hù)費(fèi)最高的部分。永磁型、常導(dǎo)型和超導(dǎo)型MRI設(shè)備的主磁體的特點(diǎn)如下：1永磁型主磁體為天然材料，不需消耗電能，運(yùn)行費(fèi)用低，但主磁體重量大。開(kāi)放型永磁體結(jié)構(gòu)如圖13-6所示。圖13-6（1）為側(cè)視圖，圖13-6（2）為正視圖。主磁體分上、下兩個(gè)磁極。上方為S極，下方為N極。靜磁場(chǎng)方向垂直向下。左

19、右兩根導(dǎo)磁柱支架托著上、下兩磁極的基座，磁極上面有極片（磁性材料），外面有鋁蓋保護(hù)。主磁體是由許多塊小永磁磁鐵拼接而成。為滿足磁場(chǎng)均勻度的要求，在極片上粘貼著許多補(bǔ)償用的小磁片，還有一層減小渦流用的高阻材料，周圍有一圈防止磁泄露的硅鋼片疊迭體，以使主磁體邊緣的磁力線集中。為滿足身體尺寸較大病人的要求，上、下磁極間的距離應(yīng)大一些。在保持主磁場(chǎng)強(qiáng)度不變的情況下，就必須增加磁鐵的用量。主磁體的體積、重量將增大，成本亦相應(yīng)增高。因?yàn)镸RI設(shè)備的信號(hào)平面垂直于靜磁場(chǎng)方向，所以接收線圈的方向也要垂直于靜磁場(chǎng)方向。永磁體產(chǎn)生的靜磁場(chǎng)方向?yàn)榇怪狈较颍@雖使永磁MRI設(shè)備的RF發(fā)射線圈制作困難變大，但可以使用效

20、率較高的螺旋管型接收線圈。而其他類型的主磁體磁場(chǎng)方向均為水平方向，只能使用馬鞍型接收線圈。螺旋管型線圈與馬鞍型接收線圈的信噪比相差40。螺旋管型接收線圈的接收信號(hào)的有效范圍更均勻、利用率更高、對(duì)稱性更好，且其分布方向可沿人體長(zhǎng)軸設(shè)計(jì)，如圖13-7所示。圖13-6永磁體結(jié)構(gòu)圖圖13-7磁場(chǎng)方向?qū)π旁氡鹊挠绊?常導(dǎo)型它屬于電磁體。用銅線繞成空心線圈并加大電流使其產(chǎn)生磁場(chǎng)，消耗功率高達(dá)80kW，線圈電流約為200A。產(chǎn)生的熱量需要用水循環(huán)進(jìn)行冷卻。線圈電源的質(zhì)量直接影響磁場(chǎng)的穩(wěn)定，無(wú)法保證MRI設(shè)備的圖像質(zhì)量。常導(dǎo)型磁體的特點(diǎn)是結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，造價(jià)低，但運(yùn)行費(fèi)用高。目前，常導(dǎo)型MRI設(shè)備正逐步被淘汰。3超

21、導(dǎo)磁體它利用超導(dǎo)材料在低溫條件下（約-270）零電阻特性（施加很小的電壓可得到非常大的電流）制成。超導(dǎo)導(dǎo)線為采用鈮-鈦合金敷銅而成的超導(dǎo)細(xì)絲。超導(dǎo)磁場(chǎng)強(qiáng)度高，但需要將線圈放入液氦中進(jìn)行低溫處理來(lái)形成超導(dǎo)環(huán)境，需要一套復(fù)雜的低溫保障系統(tǒng)，超導(dǎo)磁體的價(jià)格昂貴，運(yùn)行費(fèi)用高。二、性能指標(biāo)1磁場(chǎng)強(qiáng)度它是指MRI設(shè)備的靜磁場(chǎng)強(qiáng)度。靜磁場(chǎng)強(qiáng)度可分為低磁場(chǎng)強(qiáng)度和高磁場(chǎng)強(qiáng)度。0.3T以下的稱為低磁場(chǎng)強(qiáng)度，主要應(yīng)用于永磁型MRI設(shè)備。1.0T以上的稱為高磁場(chǎng)強(qiáng)度，主要應(yīng)用于超導(dǎo)型MRI設(shè)備。磁場(chǎng)強(qiáng)度對(duì)圖像質(zhì)量影響為：對(duì)信噪比的影響（圖13-1）。磁場(chǎng)強(qiáng)度增高，信號(hào)強(qiáng)度增高，信噪比提高（一般認(rèn)為噪聲電平不變）。信噪

22、比的提高與磁場(chǎng)強(qiáng)度的增高不呈線性關(guān)系，靠增高磁場(chǎng)強(qiáng)度來(lái)提高信噪比是有限度的。對(duì)對(duì)比度的影響。因磁場(chǎng)強(qiáng)度增高，T1變長(zhǎng)，必須加長(zhǎng)TR，才能獲得高對(duì)比度的T1加權(quán)圖像，這將導(dǎo)致掃描時(shí)間的延長(zhǎng)，是不可取的。對(duì)運(yùn)動(dòng)偽影和化學(xué)偽影的影響。因磁場(chǎng)強(qiáng)度增高，共振頻率變高，自旋加快，同樣運(yùn)動(dòng)的相位漂移變大，使運(yùn)動(dòng)偽影和化學(xué)偽影增多。另外，磁場(chǎng)強(qiáng)度高低與MRI設(shè)備的成本成正比。磁場(chǎng)強(qiáng)度增高，MRI設(shè)備的成本隨之提高。2磁場(chǎng)均勻度它是MRI設(shè)備的一個(gè)很重要的指標(biāo)。磁場(chǎng)均勻度在很大程度上決定著MRI設(shè)備的圖像質(zhì)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

23、何畸變。磁場(chǎng)均勻度用磁場(chǎng)不均勻度（ppm，百萬(wàn)分之一）衡量。磁場(chǎng)不均勻度越小，磁場(chǎng)均勻度越好。磁場(chǎng)不均勻度的數(shù)學(xué)定義為磁場(chǎng)不均勻度（ppm）式中：ppm為某一個(gè)限定的空間范圍；B0為主磁場(chǎng)中心磁感應(yīng)強(qiáng)度（Gs）；B0為磁感應(yīng)強(qiáng)度最大值與最小值的差（Gs）。由上式可見(jiàn)，磁場(chǎng)均勻度與主磁場(chǎng)的大小有關(guān)。相同的ppm在不同的B0下，代表的偏差是不一樣的。例如，同樣是5ppm，在1.5T的MRI設(shè)備中，磁場(chǎng)均勻度的偏差為51.5106T（0.0075mT），而在0.3T的MRI設(shè)備中，磁場(chǎng)均勻度的偏差為50.3106T（0.0015mT）。另外磁場(chǎng)均勻度與測(cè)量空間的大小有關(guān)。測(cè)量空間一般為橢球體，300

24、mm350mm或350mm400mm。測(cè)量空間越大，磁場(chǎng)均勻度越差。同樣，磁場(chǎng)均勻度測(cè)量范圍越小，磁場(chǎng)均勻度越好。在MRI中，要進(jìn)行空間編碼（層選脈沖、相位編碼和頻率編碼），就要在靜磁場(chǎng)上迭加微弱的梯度磁場(chǎng)。靜磁場(chǎng)均勻性越差，偏差越大，圖像質(zhì)量越差。而且如果靜磁場(chǎng)不均勻，在迭加上梯度磁場(chǎng)后，層位信號(hào)將發(fā)生偏離，引起圖像失真和畸變。例如，中心磁場(chǎng)強(qiáng)度為3000Gs，梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度為0.15Gs/cm。在20cm直徑的球形體積內(nèi)，靜磁場(chǎng)的不均勻度為10ppm。那么，在X軸的幾何失真為多大？如圖13-8所示。圖13-8磁場(chǎng)不均勻產(chǎn)生的失真B=(103000)106=0.03Gs沿X軸的幾何失真為XX=

25、0.2cm主磁體磁場(chǎng)均勻度越差，幾何變形越大。永磁體磁場(chǎng)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(chǎng)均勻度的調(diào)整非常重要，也是非常細(xì)致的工作。磁場(chǎng)均勻度不是恒定不變的。例如，主磁體的搬動(dòng)，周圍鐵磁物質(zhì)環(huán)境的改變等，都將造成磁場(chǎng)均勻度的改變。所以，磁場(chǎng)均勻度的最終調(diào)整是在主磁體安裝完畢后進(jìn)行測(cè)量、調(diào)整的。并且要定期對(duì)主磁體磁場(chǎng)均勻度進(jìn)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(chǎng)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(chǎng)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。3磁場(chǎng)的穩(wěn)定性它是保證MR圖像的一

26、致性和可重復(fù)性的重要指標(biāo)。永磁體自身的衰減很少。受主磁體周圍鐵磁性物質(zhì)、環(huán)境溫度的影響，靜磁場(chǎng)的磁場(chǎng)強(qiáng)度會(huì)發(fā)生變化（磁場(chǎng)漂移）。在12小時(shí)之內(nèi)，一般要求磁場(chǎng)漂移小于5ppm。在18小時(shí)之內(nèi)，磁場(chǎng)漂移小于10ppm。4主磁體的有效范圍靜磁場(chǎng)強(qiáng)度與主磁體的有效范圍密切相關(guān)。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(shù)上講，增加主磁體的有效范圍比提高磁場(chǎng)強(qiáng)度更難。三、永磁體在早期永磁材料沒(méi)解決時(shí)，永磁體相當(dāng)笨重。如磁場(chǎng)強(qiáng)度為0.3T、由斜硅鈣石材料制成的主磁體重達(dá)100噸。目前用Nd-Fe-B制成0.3T的主磁體，重量已下降到10

27、噸以下。永磁材料的改進(jìn)，加工精度的提高，主磁體邊緣效應(yīng)的特殊處理，提高了永磁體的磁場(chǎng)均勻度。恒溫控制技術(shù)的提高和絕熱材料的采用，徹底克服了永磁材料Nd-Fe-B溫度系數(shù)大的缺點(diǎn)，對(duì)掃描室室內(nèi)溫度的要求變得較寬（244）。1永磁材料及主磁體結(jié)構(gòu)永磁材料為高磁能積的稀土元素合金Nd-Fe-B，其磁能積為普通磁鐵的11倍。主磁體采用雙柱非對(duì)稱結(jié)構(gòu)，開(kāi)放空間大，前方220，后方70。表13-3為幾種典型永磁材料的特性比較。表13-3幾種典型永磁材料的特性比較剩余磁化強(qiáng)度（Gs）矯頑力(奧斯特)磁能積（高奧）溫度系數(shù)（%/）比重g/cm3釹鐵硼125008000140002575106-0.127.4釤

28、-鈷稀土11200690031106-0.038.4鐵氧體440030004600-0.185.0鋁鎳鈷12007000-0.020.027.3在上述指標(biāo)中，剩余磁化強(qiáng)度是制造永磁體的基礎(chǔ)，其值越大越好。矯頑力是使磁性物質(zhì)完全退磁所需要的外磁場(chǎng)強(qiáng)度，它確定了磁性材料保留磁性的能力，其值越大越好。永磁磁場(chǎng)強(qiáng)度是以單位體積在外部產(chǎn)生的最大磁能積來(lái)評(píng)價(jià)的，其值越大越有利。1983年開(kāi)發(fā)的Nd-Fe-B稀土類磁性材料，雖然價(jià)格高于斜硅鈣石，但其資源豐富、磁能積最大、而比重小于釤-鈷合金。另外其機(jī)械強(qiáng)度高、加工、裝配容易。其最大缺點(diǎn)是溫度系數(shù)大，但此缺點(diǎn)可通過(guò)恒溫控制技術(shù)解決。永磁體磁場(chǎng)強(qiáng)度已達(dá)0.4T

29、，加之特殊邊緣處理技術(shù)使磁場(chǎng)強(qiáng)度發(fā)散和泄漏很少。其等高斯曲線如圖13-9所示，5高斯線的范圍已經(jīng)很小，對(duì)周圍環(huán)境影響小，更重要的是周圍環(huán)境對(duì)它的影響也小。圖13-9高斯圖主磁體的結(jié)構(gòu)由早期封閉式的四柱對(duì)稱型演變?yōu)殚_(kāi)放式雙柱非對(duì)稱型及單柱臂型結(jié)構(gòu)。主磁體形狀的發(fā)展的方向是：開(kāi)放、舒適、貼近病人。封閉式主磁體是由四個(gè)柱子支撐上、下磁極。開(kāi)放式主磁體是由兩個(gè)柱子從后部支撐上、下磁極。開(kāi)放式主磁體的設(shè)計(jì)有以下兩個(gè)優(yōu)點(diǎn)：可以解除病人在掃描時(shí)所產(chǎn)生的恐懼感和壓抑感，增加病人舒適感。由于前后開(kāi)放空間很大，便于把MRI設(shè)備技術(shù)用于介入治療。2磁場(chǎng)強(qiáng)度分布磁場(chǎng)能量是如何形成的？永磁體的上、下磁極和支撐柱均為導(dǎo)磁

30、率極高的金屬，并且形成磁路。上、下磁極間的空間為空氣隙（即掃描孔）?？諝庀吨写嬖诖艌?chǎng)能量。在不考慮邊緣通量的情況下，空氣隙中的能量可表示為Bmaxv=B2/u0V式中：Bmax為主磁體材料的最大磁能積；v為主磁體材料的體積；B為磁場(chǎng)強(qiáng)度；u0為真空中主磁體的導(dǎo)磁率；V為磁場(chǎng)的容積。要增高主磁體的磁場(chǎng)強(qiáng)度，必須增加主磁體的體積，并且是按平方根的關(guān)系，即。要增大掃描孔的容積，即增大空氣隙，主磁體的體積必須按比例增加。根據(jù)主磁體磁場(chǎng)強(qiáng)度與各因素的關(guān)系，考慮到永磁材料昂貴因素，幾種永磁型MRI設(shè)備的主磁體磁場(chǎng)強(qiáng)度與空氣隙長(zhǎng)度的關(guān)系如表13-4所示。表13-4磁場(chǎng)強(qiáng)度與空氣隙長(zhǎng)度的關(guān)系型號(hào)磁場(chǎng)強(qiáng)度空氣隙

31、長(zhǎng)度MRP-7000-20.3T500mmMRP-7000-10.3T465mmMRP-7000-00.3T410mmAiris0.3T405mm永磁式MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)方向是垂直方向。上方為S極，下方為N極。Nd-Fe-B永磁體的自然磁場(chǎng)強(qiáng)度衰減相當(dāng)?shù)停渌p曲線如圖13-10所示，即100年后，衰減不到2。圖13-10永磁體的磁場(chǎng)強(qiáng)度衰減圖如果磁通量是在一個(gè)球體內(nèi)，并且所有的磁通量均穿過(guò)球體，則球體表面的磁通量可按下式計(jì)算用直角坐標(biāo)轉(zhuǎn)換一下則：球體內(nèi)的磁通密度可用下面的函數(shù)表示n=1,2,3在具體的MRI設(shè)備中，上述參數(shù)均可利用磁場(chǎng)均勻度測(cè)量程序，通過(guò)測(cè)量獲得。如轉(zhuǎn)化為下述參數(shù)可調(diào)整的參數(shù)

32、為現(xiàn)舉例說(shuō)明是如何分布的，如圖13-11所示。圖13-11磁體解析分布圖z1是一次曲線，呈線性關(guān)系。其它為高次曲線，它們對(duì)整個(gè)磁場(chǎng)產(chǎn)生綜合影響。3主磁體恒溫控制由于Nd-Fe-B永磁材料的溫度系數(shù)大，必須對(duì)主磁體的溫度加以控制使其保持恒溫。主磁體的溫度系數(shù)為負(fù)值，說(shuō)明磁場(chǎng)強(qiáng)度與溫度成反比，其變化曲線如圖13-12所示。圖13-12磁場(chǎng)強(qiáng)度與溫度的關(guān)系主磁體的溫度控制在32.5左右。當(dāng)主磁體溫度低于32.5時(shí)，恒溫控制器通過(guò)均勻分布在主磁體上的27個(gè)直流溫度加熱器（片）對(duì)主磁體進(jìn)行均勻加熱，使其溫度上升。當(dāng)溫度升至32.5時(shí)，恒溫控制器停止工作。保持一段時(shí)間的恒溫后，待溫度低于32.5時(shí)，恒溫控

33、制器重新啟動(dòng)工作，如此循環(huán)工作，使主磁體的溫度保持在32.5左右。當(dāng)t32.5時(shí)，B00.29686T；當(dāng)t29時(shí)，B00.29886T，即溫度下降后磁場(chǎng)強(qiáng)度反而增大。為什么不將恒溫點(diǎn)設(shè)置得更低一點(diǎn)，以使磁場(chǎng)強(qiáng)度更高一點(diǎn)呢？這是因?yàn)?，比室溫低的恒溫不易?shí)現(xiàn)。例如，當(dāng)恒溫點(diǎn)設(shè)定在10時(shí)，而正常掃描室室溫為27，就需要降溫處理，要有一套制冷裝置才能使主磁體溫度保持在10。另外，主磁體有絕緣層，降溫較困難，而升溫較容易。故主磁體恒溫點(diǎn)一般選用稍高于室溫的32.5，以便于用恒溫控制器對(duì)主磁體進(jìn)行恒溫控制。四、預(yù)加熱器由于MRI設(shè)備運(yùn)輸、安裝或長(zhǎng)期停電等原因造成主磁體溫度降低時(shí)，必須迅速將主磁體溫度加熱

34、到32.5。如使用恒溫控制器將主磁體溫度加熱到32.5，則所需時(shí)間太長(zhǎng)。為縮短加熱時(shí)間，在主磁體左右兩個(gè)支柱上設(shè)置了兩個(gè)1500W（或4個(gè)500W）的預(yù)加熱器，總功率為3000W（或2000W）。預(yù)加熱器可使主磁體溫度上升率達(dá)到1/h?？墒怪鞔朋w溫度很快達(dá)到預(yù)置溫度（29）。從29到32.5必須用恒溫控制器緩慢加熱，以使主磁體溫度均勻。預(yù)加熱器的結(jié)構(gòu)如圖13-13所示。圖13-13預(yù)加熱器的結(jié)構(gòu)圖五、恒溫控制器如圖13-14所示，恒溫控制器由27只35V直流電熱片構(gòu)成。根據(jù)安裝方式的不同，直流電加熱片分為兩部分：一部分對(duì)支架的基座腳加熱，它們安裝在鋁制絕緣罩上，鋁罩本身與基座腳固定在一起，不接

35、觸部分用絕熱材料粘住，以防向周圍散熱。另一部分對(duì)主磁體上下基座和磁極周圍加熱，以確保整個(gè)主磁體均勻加熱到32.5，并使主磁體溫度穩(wěn)定在32.5左右。圖13-14恒溫控制器框圖幾個(gè)溫度傳感熱敏電阻均勻地分布在主磁體、基座和靠近磁極的空間處，通過(guò)這些溫度傳感器反饋主磁體溫度信息，控制恒溫控制器的工作狀態(tài)。所使用的熱敏電阻的特性為：參考電阻值為6k（在0條件下）、精度為0.1、在32.5時(shí)的阻值為1.6461.658k。要使整個(gè)磁場(chǎng)強(qiáng)度達(dá)到穩(wěn)定值，主磁體恒溫加熱至少在60小時(shí)以上，才能消除因溫度變化而引起的磁場(chǎng)波動(dòng)第三節(jié)梯度磁場(chǎng)梯度磁場(chǎng)是MRI設(shè)備特有的組成部分，其硬件部分位于MRI設(shè)備控制柜中。圖

36、13-15為MRI設(shè)備控制柜各部分的組合圖。梯度磁場(chǎng)的硬件部分由梯度控制器、D/A轉(zhuǎn)換器、梯度放大器和梯度線圈構(gòu)成。MRI設(shè)備掃描數(shù)據(jù)的空間定位，是由X方向、Y方向、Z方向三個(gè)互相正交的梯度磁場(chǎng)完成的。梯度磁場(chǎng)的電路方框圖如13-16所示：圖13-15MRI控制柜各部分的組合圖圖13-16梯度磁場(chǎng)的電路方框圖工作原理：由中央處理單元中的時(shí)序控制器（pulsesequencecontrol，PSC）給出18位串行信號(hào)，經(jīng)梯度控制器進(jìn)行D/A轉(zhuǎn)換、渦流補(bǔ)償、阻抗匹配送出3組直流信號(hào)加到X向、Y向、Z向三個(gè)獨(dú)立的放大器上，經(jīng)增益放大后直接輸送到對(duì)應(yīng)的X向、Y向、Z向三個(gè)梯度線圈上。對(duì)梯度磁場(chǎng)電源的要

37、求：較高的直流電壓288V/13A。梯度磁場(chǎng)電源由6個(gè)48V、600W的直流電源串聯(lián)而成，其電路參見(jiàn)圖13-17。圖13-17梯度磁場(chǎng)的電源一、梯度控制器梯度控制器（GCCTL）電路構(gòu)成方框圖如圖13-18所示。圖13-18GCCTL電路的構(gòu)成方框圖根據(jù)操作人員選擇的掃描計(jì)劃，中央處理器經(jīng)CN101給出3組18位串行梯度數(shù)據(jù)分別通過(guò)接口電路18位高精度D/A轉(zhuǎn)化電路直流放大電路梯度波形整形電路（包括上升時(shí)間調(diào)整、渦流補(bǔ)償調(diào)整、輸出級(jí)補(bǔ)償調(diào)整和FOV調(diào)整）輸出放大器電路（X軸CN105、Y軸CN106、Z軸CN107）。X軸、Y軸、Z軸的三組梯度控制器的每一組的各處理模塊的選通，均由CCC編碼控

38、制。二、梯度放大器梯度放大器電路板安裝在控制柜中。將處理后的梯度信號(hào)加到梯度放大器上。梯度放大器是功率放大器，要求輸出功率大、開(kāi)關(guān)時(shí)間短、響應(yīng)快、輸出電流精確。大功率的輸出要求：輸出電流大（決定梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度）、輸出電壓高（決定梯度磁場(chǎng)切換率）。但由于梯度放大器的負(fù)載是空心線圈，屬電感性負(fù)載，因此實(shí)現(xiàn)起來(lái)比較困難。梯度放大器輸出電流和控制電壓的關(guān)系為20A/V。即：當(dāng)D/A轉(zhuǎn)換器的輸出為5V時(shí)，梯度放大器要有100A的輸出。為達(dá)到此要求，各公司生產(chǎn)的MRI設(shè)備都有獨(dú)到之處。為了使3個(gè)梯度線圈的工作互不影響，配備了3個(gè)獨(dú)立的梯度放大器，在CCC的控制下，分別獨(dú)立工作，輸出所需的電流。三、梯度線圈X

39、軸、Y軸、Z軸的3個(gè)梯度線圈的原理相同，但實(shí)現(xiàn)起來(lái)不同。開(kāi)放型MRI設(shè)備的梯度線圈為平面線圈，同一組線圈必須分為上、下兩部分，分別緊貼在上、下磁極上。1Z軸梯度線圈永磁型MRI設(shè)備的主磁場(chǎng)方向?yàn)榇怪狈较?，Z向分上、下兩個(gè)方向。Z軸梯度線圈的結(jié)構(gòu)如圖13-19所示，兩個(gè)環(huán)狀線圈緊粘在上、下磁極上。圖13-19Z軸梯度線圈與磁場(chǎng)2X軸、Y軸梯度線圈X軸、Y軸兩個(gè)梯度線圈結(jié)構(gòu)完全相同。各線圈分為上、下兩部分，其結(jié)構(gòu)為gorley型線圈，如圖13-20所示。其精度和線性高于傳統(tǒng)的直線形線圈。圖13-20X軸、Y軸梯度線圈與磁場(chǎng)如果梯度線圈產(chǎn)生的梯度磁場(chǎng)后面是導(dǎo)電材料制成的極片，就會(huì)產(chǎn)生渦流。減弱梯度磁

40、場(chǎng)強(qiáng)度可減小渦流引起的噪聲，但這將使MRI設(shè)備的敏感度和精確度下降。目前，已開(kāi)發(fā)出不導(dǎo)電、但導(dǎo)磁的新材料作為極片。渦流補(bǔ)償關(guān)系曲線如圖13-21所示。在MRI設(shè)備中，分別將X軸、Y軸、Z軸三組梯度線圈的上部和下部做成一個(gè)整體，用粘合劑固定在一種高電阻的基板上。并將基板分別緊固在上、下磁極上。其目的是：減小渦流；消除因直流脈沖信號(hào)流過(guò)梯度線圈而產(chǎn)生的機(jī)械震動(dòng)噪音。在X軸、Y軸、Z軸三組梯度線圈中，Z軸梯度線圈的實(shí)現(xiàn)相對(duì)困難，其調(diào)整要求也不同，參見(jiàn)表13-5。圖13-21（1）渦流補(bǔ)償前曲線圖圖13-21（2）渦流補(bǔ)償后曲線圖表13-5梯度線圈調(diào)整表指標(biāo)型型上升時(shí)間1090小于500s小于500s

41、099.8小于1.5ms小于1.5ms平坦度小于0.2%小于0.2%持續(xù)時(shí)間X軸CR10.0570.627ms0.0570.627msCR21.011.0ms1.011.0msCR322.0242.0ms22.0242.0msY軸CR10.0941.034ms0.0470.517msCR20.9410.34ms0.475.17msCR333.0363.0ms33.0363.0msZ軸CR10.0440.484ms0.0470.517msCR20.11.1ms0.11.1msCR31.011.0ms1.011.0msCR422.0242.0ms44.0484.0msCR5備用備用線性度小于1（最

42、大FOV300mm）小于1（最大FOV300mm）第四節(jié)發(fā)射線圈與接收線圈與超導(dǎo)MRI設(shè)備不同，永磁型MRI設(shè)備的發(fā)射線圈與接收線圈是完全不同的兩套系統(tǒng)。本節(jié)僅討論它們的線圈本身，其工作流程參見(jiàn)第五節(jié)。一、發(fā)射線圈同梯度線圈一樣，開(kāi)放型MRI設(shè)備要求采用平面式發(fā)射線圈來(lái)代替馬鞍型發(fā)射線圈。平面式發(fā)射線圈是馬鞍型線圈的變形。其結(jié)構(gòu)及等效電路如圖13-22所示。圖13-22發(fā)射線圈的結(jié)構(gòu)及等效電路發(fā)射線圈的等效電路是LC串聯(lián)諧振電路。為了與RF放大器調(diào)諧和匹配，發(fā)射線圈的等效電路輸入阻抗要求為50。Cr、Cm分別為諧振電容和阻抗匹配電容；C為隔直電容；D為去耦二極管。二極管D的導(dǎo)通與截止是由偏置信

43、號(hào)（15V、1500mA）控制的。在RF發(fā)射時(shí)，二極管D導(dǎo)通；在接收MRI設(shè)備信號(hào)時(shí)，二極管D截止。在安裝調(diào)試MRI設(shè)備時(shí)，可手動(dòng)設(shè)置偏置信號(hào)，來(lái)調(diào)整發(fā)射線圈。考慮發(fā)射線圈產(chǎn)生RF磁場(chǎng)的效率和均勻性，MRI設(shè)備設(shè)置了4組發(fā)射線圈，并且兩兩正交形成正交線圈，每組發(fā)射線圈的功率為1.25kW，總功率為5kW。4組發(fā)射線圈分別安裝在上、下磁極的下方緊靠梯度線圈處。如圖13-23所示。圖13-23正交發(fā)射線圈的結(jié)構(gòu)示意圖每組發(fā)射線圈的激勵(lì)信號(hào)相差90，四組發(fā)射線圈的激勵(lì)信號(hào)相位分別為0、90、180、270。0、90相位在RF放大器中完成，而180、270相位靠調(diào)整外部電纜的長(zhǎng)度來(lái)實(shí)現(xiàn)。圖13-24為

44、正交RF放大器輸出示意圖。圖中采用了/2線。正交線圈能最大限度的提高RF磁場(chǎng)的效率，在任意時(shí)刻磁場(chǎng)強(qiáng)度大小不變，只是方向改變，如圖13-25所示。而普通線圈的磁場(chǎng)強(qiáng)度大小隨方向改變而改變。平面式發(fā)射線圈產(chǎn)生的RF磁場(chǎng)如圖13-26所示。圖13-24正交RF放大器輸出示意圖圖13-25正交線圈磁場(chǎng)變化圖圖13-26平面式發(fā)射線圈產(chǎn)生的RF磁場(chǎng)示意圖注意：每組發(fā)射線圈的阻抗和相位必須精確調(diào)準(zhǔn)，否則會(huì)因?yàn)榘l(fā)射線圈彼此效率的差別，使RF磁場(chǎng)的均勻性降低，造成圖像質(zhì)量下降。二、接收線圈在永磁型MRI設(shè)備中，接收線圈根據(jù)掃描部位的不同而設(shè)計(jì)成三種類型。參見(jiàn)表13-6。表13-6接收線圈種類種類接收線圈名稱

45、掃描部位螺旋管型正交型相控型頸部/關(guān)節(jié)/顳合關(guān)節(jié)/體部頭部/體部/膝關(guān)節(jié)頭部/頸部/體部/胸腰部膝、肩、腕頭、腹、膝頭、頸、體其中，正交接收線圈是由馬鞍型和螺旋管型接收線圈經(jīng)適當(dāng)組合制成。相控型接收線圈由兩個(gè)以上的正交接收線圈或螺旋管型接收線圈經(jīng)適當(dāng)組合制成。最基本的接收線圈的等效電路如圖13-27所示。其原理如圖13-28所示。圖13-27接收線圈的等效電路圖13-28正交接收線圈原理示意圖其中：C為隔直電容；Cr與Cm分別為諧振電容和阻抗匹配電容；Cv為變?nèi)荻O管；Cd為去耦電容；Ld為去耦線圈；D為去耦二極管。由去耦二極管D、去耦電容Cd、去耦線圈Ld共同構(gòu)成去耦電路。當(dāng)RF發(fā)射信號(hào)發(fā)射

46、時(shí)，通過(guò)偏置信號(hào)（15V、80mA）使二極管D導(dǎo)通，去耦電路工作，接收線圈形成并聯(lián)諧振電路，去耦電路阻抗最大。其高阻特性使接收線圈開(kāi)路。反之，當(dāng)RF發(fā)射信號(hào)停止發(fā)射時(shí)，去耦電路不工作，接收線圈形成串聯(lián)諧振電路，電流最大，形成的MRI設(shè)備感應(yīng)信號(hào)最強(qiáng)。MRI設(shè)備信號(hào)很微弱，大約為幾萬(wàn)微伏。為了無(wú)損失的接收MRI設(shè)備信號(hào)，接收線圈必須與發(fā)射線圈的阻抗匹配并調(diào)諧。調(diào)諧的優(yōu)劣程度，直接影響信噪比和偽影的大小。而病人掃描部位的組織特點(diǎn)、環(huán)境因素的變化等都會(huì)影響調(diào)諧電壓的大小，故在圖13-15的電路中，除了可以手動(dòng)調(diào)整諧振外，又增加了軟件自動(dòng)協(xié)助調(diào)節(jié)功能。即：將變?nèi)荻O管Cv并聯(lián)在電路中，程序會(huì)自動(dòng)調(diào)節(jié)加

47、在它兩端的電壓來(lái)改變變?nèi)荻O管Cv的容量大小，以達(dá)到最佳調(diào)諧狀態(tài)。此諧振電路的諧振頻率必須為主頻。如0.3T的MRI設(shè)備，其主頻為12.69MHz，接收線圈的阻抗應(yīng)調(diào)在200左右，相位在10以內(nèi)，以便與前置放大器匹配。三、前置放大器與相敏檢波器圖13-29為RF接收裝置的構(gòu)成方框圖。在此，僅介紹前置放大器和相敏檢波器。圖13-29RF接收裝置的構(gòu)成方框圖1前置放大器它安裝在掃描床上，目的是讓接收線圈和前置放大器之間的電纜最短，以使MRI設(shè)備信號(hào)的損失最小。前置放大器安裝在掃描床上的缺點(diǎn)是：前置放大器的輸入電纜布局復(fù)雜。因?yàn)樗S掃描床一起運(yùn)動(dòng)。輸出線的布置也十分講究。為了能接收正交線圈輸出的M

48、R信號(hào)，前置放大器有兩個(gè)獨(dú)立的通道（如果是相控接收線圈就有四個(gè)以上的通道）。前置放大器為低噪聲放大器，噪聲水平在0.3dB以下，信號(hào)增益為36dB左右，工作電壓為8V。同時(shí)，前置放大器上加有供自動(dòng)調(diào)諧用的調(diào)諧電壓。MR在預(yù)掃描過(guò)程中，調(diào)諧電壓值由中央處理單元發(fā)出的指令信號(hào)，經(jīng)D/A轉(zhuǎn)換后自動(dòng)送到前置放大器。前置放大器電路如圖13-30所示。圖13-30前置放大器電路原理圖2相敏檢波器一般檢波電路的作用就是將交流信號(hào)變?yōu)槊}動(dòng)的直流信號(hào)，且其直流輸出信號(hào)幅值與交流信號(hào)的幅值成正比，這種相位檢波器都是由非線性元件組成的。相敏檢波電路是一種特殊的檢波電路，它輸出的直流信號(hào)既能反映輸入交流信號(hào)的幅值，又

49、能反映它同參考電壓之間的相位差。信號(hào)經(jīng)前置放大器放大后送入混頻器。用外差接收方法，使信號(hào)與本機(jī)振蕩器混頻后產(chǎn)生一個(gè)中頻信號(hào)，即將MRI設(shè)備信號(hào)、RF信號(hào)轉(zhuǎn)換為較低的中頻信號(hào)，再經(jīng)中頻放大器放大后送到相敏檢波器。相敏檢波電路的工作原理：如圖13-31所示，平衡式的RC并聯(lián)網(wǎng)絡(luò)因?yàn)闈M足條件us。設(shè)ususcos(t+)；ururcost；兩個(gè)輸入變壓器的初次級(jí)繞組匝數(shù)相同；并設(shè)二極管D1、D2及它們所在支路的電路參數(shù)基本一致；由電路原理可知，濾去交流分量后，相敏檢波器的輸出電壓u0為u0=2aRuruscos式中：a為線路參數(shù)。由上式可見(jiàn)：相敏檢波器的輸出電壓既與信號(hào)電壓和參考電壓的幅值有關(guān)，又與

50、二者之間的相位差成正比。當(dāng)相位差為0或180時(shí)，輸出電壓u0最大。圖13-31相敏檢波器電路在MRI設(shè)備的RF接收裝置中，一般采用兩個(gè)相同的相敏檢波器進(jìn)行相位檢測(cè)。這兩個(gè)相敏檢測(cè)器的輸入端分別加上與信號(hào)電壓有0或90相位差的參考電壓，就可在輸出端分別獲得實(shí)部和虛部信號(hào)。實(shí)部信號(hào)和虛部信號(hào)共同組成MR信號(hào)。這是MR圖像重建的特點(diǎn)。第五節(jié)MRI流程控制單元MRI流程控制單元是MRI設(shè)備的執(zhí)行控制單元。它由RF脈沖發(fā)射/接收裝置，RF脈沖電源放大器，梯度磁場(chǎng)供電電源及梯度控制、梯度放大器，恒溫度控制器和電源分配器等構(gòu)成。一、射頻脈沖發(fā)射裝置與接收裝置永磁型MRI設(shè)備的RF脈沖發(fā)射裝置與接收裝置由接收

51、電路（RECEIVE1、RECEIVE2）、發(fā)射電路（transmittingcircuit，TRANS）、合成電路（synthesizecircuit，SYNTHE）、線圈控制電路（coilcontrolcircuit，COILCNT）、控制電路等構(gòu)成，各電路之間的連線如圖13-32所示。圖13-32RF脈沖發(fā)射裝置與接收裝置各電路之間的連線圖因?yàn)镽F脈沖的發(fā)射裝置與接收裝置處理的是高頻信號(hào)，因此容易受到外部噪聲的干擾，所以各電路板上都有屏蔽層。1發(fā)射電路它的作用是產(chǎn)生RF磁場(chǎng)所需的RF信號(hào)和本振信號(hào)，供接收電路接收。發(fā)射電路方框圖如圖13-33所示。它將SYNTHE電路送來(lái)的40MHZ的時(shí)

52、鐘信號(hào)轉(zhuǎn)換成發(fā)射裝置與接收裝置所需的8MHZ的時(shí)鐘信號(hào)，并用這個(gè)信號(hào)與SYNTHE電路的DDS（將正弦數(shù)字信號(hào)通過(guò)快速D/A轉(zhuǎn)換變成正弦波形的單元稱為DDS）信號(hào)合成發(fā)射電路所需的12.7MHZ的時(shí)鐘信號(hào)及接收電路所需的21.06MHZ的時(shí)鐘信號(hào)。SYNTHE電路提供的DDS信號(hào)包括用于發(fā)射電路的4.7MHZ的時(shí)鐘信號(hào)。此信號(hào)是一個(gè)被sinc函數(shù)調(diào)制、最大632mV的信號(hào)，輸送到功率放大器。另外，從發(fā)射電路輸送到接收電路的兩個(gè)信號(hào)都是正弦波信號(hào)，作為接收電路的輸入信號(hào)。以下幾點(diǎn)改進(jìn)，可使安裝時(shí)的調(diào)整工作簡(jiǎn)化：發(fā)射信號(hào)的強(qiáng)度由程序控制，省略了手動(dòng)增益調(diào)整旋鈕；自動(dòng)增益控制，無(wú)需在安裝時(shí)進(jìn)行增益調(diào)

53、整；設(shè)有sinc函數(shù)的A/D轉(zhuǎn)換模塊，可進(jìn)行模/數(shù)轉(zhuǎn)換，不再需要偏置和補(bǔ)償調(diào)整。圖13-33發(fā)射電路方框圖2接收電路它的作用是將接收線圈接收的RF信號(hào)放大。即分別放大螺旋管側(cè)和馬鞍側(cè)線圈接收的信號(hào)，并實(shí)現(xiàn)混頻和A/D轉(zhuǎn)換。接收電路有兩個(gè)，其中一個(gè)是備用的。接收信號(hào)方框圖如圖13-34所示。它利用21.6MHz和8MHZ的本振頻率將來(lái)自前置放大器的12.7MHz信號(hào)轉(zhuǎn)換為0.36MHz的信號(hào)。根據(jù)病人檢查區(qū)域的大小和檢查序列的不同，接收電路要有不同的增益。在程序控制下，接收電路通常要將接收信號(hào)衰減四次，使其增益為30db。在輸入階段，接收電路為接收回路提供一個(gè)電子開(kāi)關(guān)，以便為正交（QD）線圈提供

54、一個(gè)相移適配器和接收信號(hào)線，相移適配器也受程序控制。0.36MHz的信號(hào)又轉(zhuǎn)換為0.14MHz，送到ADC電路。圖13-34接收信號(hào)方框圖通過(guò)下列技術(shù)改進(jìn)，可使所采用的QD線圈正交檢測(cè)的相位偏移所引起的偽影和環(huán)境所致的噪聲大幅減少。信號(hào)的檢測(cè)由圖像處理器實(shí)現(xiàn)；信號(hào)的濾波也由圖像處理器實(shí)現(xiàn)；信號(hào)的頻率從0360kHZ連續(xù)變化。3合成電路它由一塊中央控制臺(tái)的PSC接口板，發(fā)射裝置與接收裝置的基本時(shí)鐘發(fā)生器、DDS和安裝在前控制面板上的系統(tǒng)狀態(tài)顯示的顯示電路等構(gòu)成。從中央控制臺(tái)的PSC接口板送出下列信號(hào)：送到接收電路的接收增益、鞍形線圈衰減、正交線圈的通斷控制（即選擇單一信號(hào)還是正交合成信號(hào)）。送到

55、發(fā)射電路的發(fā)射電平、選擇發(fā)射信號(hào)或是本振信號(hào)的通斷。送到合成電路的信號(hào)、發(fā)射信號(hào)與接收信號(hào)的相位控制信號(hào)、與發(fā)射信號(hào)和接收信號(hào)相位對(duì)應(yīng)的門控信號(hào)的幅度控制信號(hào)。送到線圈控制電路的調(diào)諧電壓，發(fā)射和接收線圈去耦合電路的偏置電流，選擇偏置電流方向的通道，通過(guò)合成電路將PSC接口板的數(shù)據(jù)送到各個(gè)電路中去。此電路板有一個(gè)40MHz的脈沖發(fā)生器，為各電路提供基本時(shí)鐘脈沖信號(hào)。此電路板產(chǎn)生發(fā)射信號(hào)（被sinc函數(shù)幅值調(diào)制的正弦波）。合成電路能輸出幾百kHZ的信號(hào)，也能輸出幾MHZ的信號(hào)。其簡(jiǎn)化圖如圖13-35所示。另外，此電路板有4個(gè)DDS為測(cè)量提供基準(zhǔn)，同時(shí)也有利于靈敏的產(chǎn)生各種脈沖序列。圖13-35合成

56、電路簡(jiǎn)化圖4線圈控制電路它為發(fā)射線圈、接收線圈和去耦合電路提供偏置電流，為前置放大器提供電源。為避免發(fā)射線圈和接收線圈之間的耦合，接收時(shí)，發(fā)射線圈上的去耦合開(kāi)關(guān)閉合，使發(fā)射線圈為開(kāi)路狀態(tài)；發(fā)射時(shí)，接收線圈上的去耦合開(kāi)關(guān)閉合，使接收線圈為開(kāi)路狀態(tài)。使發(fā)射裝置和接收裝置在工作時(shí)序上彼此分開(kāi)。線圈控制電路共有六個(gè)偏置電流通道，其中有兩個(gè)用于接收線圈，四個(gè)用于發(fā)射線圈。有偏置電流時(shí)，面板上的發(fā)光二極管發(fā)光。偏置電流可調(diào)成0.11.5A。供給前置放大器的電源為直流8V。此外，線圈控制電路還為接收線圈提供調(diào)諧功能，調(diào)諧電壓最大為5V，每檔0.25V。5控制電路板它通過(guò)改變跳線選擇DISPSEL開(kāi)關(guān)的設(shè)置，

57、使RF發(fā)射頻率、接收頻率、發(fā)射增益和接收增益發(fā)生改變。但是，RF發(fā)射頻率的數(shù)值僅在發(fā)射期間顯示，因此很難檢測(cè)到RF發(fā)射頻率。發(fā)射后顯示接收頻率。由于頻率位移的存在，顯示頻率還不是共振頻率。通常選擇GAIN旋鈕來(lái)選擇發(fā)射增益和接收增益。ON/OFF開(kāi)關(guān)用于數(shù)碼管的顯示控制。發(fā)射增益用軟件控制最大可設(shè)置為3FE，一般設(shè)置為3FF。用于SE序列的發(fā)射增益不同，90發(fā)射脈沖的增益是180發(fā)射脈沖增益的一半。90與180發(fā)射脈沖的增益測(cè)量值不同。接收線圈的增益最大值為1E，每檔為2。數(shù)據(jù)用十六進(jìn)制記錄，接收增益28，為接收增益20的2倍。二、梯度磁場(chǎng)電源梯度磁場(chǎng)電源是在程序控制下，按照中央控制臺(tái)送出的脈

58、沖序列，為各個(gè)梯度線圈（X軸、Y軸、Z軸）提供工作電流。它由去渦流電路、初級(jí)電源、直流功率放大器（directcurrentamplifier，DCAMP）等構(gòu)成（圖13-16）。1初級(jí)電源它為DCAMP提供288V、13A的直流電源（圖13-16）。6個(gè)48V600W的直流電源串聯(lián)，輸出288V3.6kW的直流電，為X軸、Y軸、Z軸的三個(gè)DCAMP供電。2梯度磁場(chǎng)控制從中央控制臺(tái)的PSC發(fā)射的數(shù)字信號(hào)控制DCAMP進(jìn)而驅(qū)動(dòng)梯度線圈（圖13-18）。從脈沖序列來(lái)看，梯度磁場(chǎng)不是連續(xù)的，而是間斷的。但要求能迅速建立梯度磁場(chǎng)，即響應(yīng)時(shí)間要小。另外，為補(bǔ)償磁極金屬表面產(chǎn)生的渦流引起的壓降，不同結(jié)構(gòu)的

59、梯度磁場(chǎng)電源采用的補(bǔ)償電路不同。其響應(yīng)速率根據(jù)序列的不同進(jìn)行調(diào)節(jié)。從PSC送出的18位串行數(shù)據(jù)由CN101輸入，經(jīng)18位D/A轉(zhuǎn)換，形成相應(yīng)的梯度波形。同時(shí)PSC也對(duì)序列的上升時(shí)間進(jìn)行相應(yīng)的設(shè)置。上升時(shí)間與梯度磁場(chǎng)的磁場(chǎng)強(qiáng)度無(wú)關(guān)。渦流補(bǔ)償時(shí)間常數(shù)和幾個(gè)不同的梯度磁場(chǎng)波形調(diào)整時(shí)間，均送到DCAMP的各軸向的FOV增益調(diào)節(jié)電路。檢測(cè)到的DCAMP錯(cuò)誤信息送到發(fā)光二極管顯示，并送到MRI設(shè)備的錯(cuò)誤檢查板。3通過(guò)調(diào)整DCAMP的控制電壓以調(diào)整梯度磁場(chǎng)線圈電流，控制電壓與輸出電流的關(guān)系為20A/V。X、Y、Z三個(gè)DCAMP相同，只不過(guò)是各自HEADER中的DISPSEL開(kāi)關(guān)的設(shè)置不同。三、恒溫控制器恒溫

60、控制器的作用是保持主磁體的溫度穩(wěn)定在32.5。其控制精度為0.01。由于主磁體的上、下兩部分是絕熱的，熱量主要由基座處散發(fā)。所以恒溫控制器應(yīng)對(duì)上、下主磁體和基座三部分進(jìn)行恒溫控制。為了增強(qiáng)恒溫控制器對(duì)周圍環(huán)境溫度變化的響應(yīng)特性，在上、下主磁體中，各用一個(gè)熱敏電阻檢測(cè)主磁體的溫度，另一個(gè)熱敏電阻檢測(cè)空氣的溫度，兩者并聯(lián)，以檢測(cè)主磁體和空氣的溫度平均值，用來(lái)進(jìn)行溫度控制?；臏囟葯z測(cè)，僅用一個(gè)熱敏電阻來(lái)進(jìn)行溫度控制。貼在主磁體磁路上的用于主磁體溫度和空氣溫度檢測(cè)的熱敏電阻構(gòu)成一個(gè)橋式電路。如果檢測(cè)到的溫度低于設(shè)置溫度（32.5），比較器輸出為高電平，固態(tài)繼電器導(dǎo)通，恒溫加熱器得電工作，使主磁體溫