医学影像系统原理5MRI

1、医学影像系统原理:磁共振成像技术,2,一、概论 二、磁共振成像基本原理 三、磁成像系统的构成,目录,3,GE 3T MRI Scanner,Animation from 3D MRI,4,不同成像谱段,5,非电离,电离,6,MRI,X-Ray, CT,Electromagnetic Radiation Energy,8,9,10,11,磁共振现象,磁共振成像的物理基础是核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR）理论。 NMR是一种射频波与核系统在外磁场中相互作用所表现出的共振特性, 利用这一特性可以研究物质的微观结构。 以不同的射频脉冲序列对生物组织进行激励，并用

2、线圈检测组织的弛豫和质子密度信息，显示来自人体层面内每个组织体素射频信号强度大小的像素阵列,磁共振成像,磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）是利用生物体内磁性核（多数为氢核）在磁场中特性的表现而进行成像的高新技术。 如今随着磁体、超导、低温、电子和计算机等相关技术的发展，磁共振成像技术已广泛应用于临床，成为现代医学影像领域中不可缺少的诊断手段之一,12,磁共振成像的作用与影响,MRI是上世纪八十年代才发展起来的影像诊断技术。由于它彻底摆脱了电离辐射对人体的损害，又有多参数、多方位、大视野、组织特异性成像及对软组织有高分辨力等特点，它不仅能提供人体的解剖图像

3、，还可反映人体组织的生理生化信息，因此，医学界普遍认为：MRI是20世纪医学诊断领域最重要的进展之一，21世纪它将仍以一个新兴学科的面貌在工程技术学及医学诊断学两方面持续发展,13,磁共振成像的历史,1946年，美国哈佛大学的Purcell及斯坦福大学的Bloch各自发现磁共振现象，由于这一现象在物理上、化学上具有重大的意义，Purcell和Bloch获1952年诺贝尔物理奖。 从发现NMR到1980年应用到医学领域的成像技术，这中间经历了几代物理学家及医学家长达数十年的努力,14,磁共振成像的历史,15,磁共振成像命名,磁共振成像技术的命名比较混乱。曾使用过的名称有：自旋成像法、自旋映像法、

4、组合层析摄影、NMR断层、NMR-CT、FONAR（场聚焦磁共振）和核磁共振成像（NMRI）等。1982年以后为了突出这一技术不产生电离辐射，同时又与放射性元素的核医学相区别，临床医生建议把“核磁共振成像术”简称为“磁共振成像（MRI,16,磁共振成像特点:(一)多参数成像,由于MRI的信号是多种组织特征参数的可变函数，它所反映的病理生理基础较CT更广泛，具有更大的灵活性。MRI的信号强度与组织的弛豫时间、氢质子的密度、血液（或脑脊液）流动、化学位移及磁化率有关，其中驰豫时间，即T1和T2时间对图像对比起了重要作用，它是区分不同正常组织、正常与异常组织的主要诊断基础。因此，MRI的多参数成像，

5、为临床提供更多的诊断信息,17,多参数成像,T1加权图像的对比:主要取决于不同组织的不同T1时间常数。 T2加权图像的对比，主要依赖于不同组织的不同T2时间常数。 质子密度N(H)对比：质子密度图像的对比，主要来源于不同组织的T2时间常数不同。 T2*加权图像的对比，主要来源于组织磁化率的差异。 相位对比：以相位关系表示图像的对比关系，常用以显示流体对比及流体与静态组织的对比。 弥散对比：弥散加权图像的对比，主要取决于细胞分子的热运动速度。 磁化传递对比：磁化传递对比， 主要取决于大分子与小分子的相对比率。 流动静止对比：流动增强效应与静态饱和之间的对比。 流速对比：流动速度对应于信号强度所产

6、生的图像对比,18,19,磁共振成像特点:（二）多方位成像,自线性梯度磁场应用于MRI系统后，就不再用旋转样品或移动病人的方法来获得扫描层面，而是用Gx, Gy和Gz三个梯度或者三者的任意组合来确定层面，即实现了所谓的选择性激励。因此，MRI可获得人体横断面、冠状面、矢状面及任何方位断面的图像，有利于病变的三维定位及解剖结构的完整、连续显示，使医学界从三维空间上观察人体成为现实,20,21,磁共振成像特点,三）大视野成像 MRI在冠状面、矢状面和斜面等方向可产生大视野图像，对整体观察组织、器官的结构与病变的关系具有明显的优势，对临床术前定位具有重要意义。 （四）组织特异性成像 通过使用特殊的脉

7、冲序列特异性显示水、脂、软骨及静态液和流体等组织。如水成像技术用于显示静态液；黑水技术可以区分结合水与自由水；脂肪激发可以专门用于显示脂肪；水激发及脂肪抑制可用于关节软骨的显示；TOF、PC可用于流体的显示。亦可采用不同的脉冲序列特异性的显示某种病理组织，监测病理演变过程，如血肿不同期的演变过程等,22,磁共振成像特点:(三)人体能量代谢研究,任何生物组织在发生结构变化之前，首先要经过复杂的化学变化，然后才发生功能改变和组织学异常。但是，以往的影像诊断方法一般只提供单一的解剖学资料，没有组织特征和功能信息可利用。MRI的出现填补了上述两项空白，使疾病的诊断深入到分子生物学和组织学水平。如T1和

8、T2弛豫时间及其加权像本身就反映质子群周围的化学环境，即生理和生化信息的空间分布。又如，通过磁共振波谱（MRS, magnetic resonance spectroscopy）的研究亦可洞察组织器官的能量代谢情况，是目前唯一能对人体的组织代谢、生化环境及化合物进行定量分析的无创伤性方法,四)无电离辐射，即无创性检查,MRI系统的激励源为短波或超短波段的电磁波，波长在1m以上（小于300MHz），无电力辐射损伤。从成像所用的频率看，尽管MRI系统的峰值功率可达千瓦数量级，但平均功率仅为数瓦，完全低于推荐的非电离辐射的安全标准。可见，MRI是一种安全的检查方法，这是MRI能够迅速发展并被人们所接

9、受的主要原因之一,23,24,磁共振成像特点:(五)无骨伪影干扰,各种投射性成像技术往往因气体和骨骼的重叠而形成伪影，给某些部位病变的诊断带来困难。例如，行头颅X射线CT扫描时，就经常在岩骨、枕骨粗隆等处出现条状伪影，影响后颅凹的观察。MRI无此类骨伪影。穹窿和颅底的骨结构也不影响磁共振颅脑成像，从而使后颅凹的肿瘤得以显示,25,磁共振成像局限性,一）成像速度慢 MRI系统成像速度的快慢一般是相对于同时期X射线CT的成像速度而言的。成像速度慢是MRI的主要缺点，使得该检查的适应症大为减少。例如，它不适合于运动性器官、危重病人、噪动、丧失自制能力等患者的检查,开放式磁共振成像系统,国产开放式磁共

10、振成像系统(0.3T,28,二）对钙化灶和骨皮质病灶不够敏感,钙化灶在发现病变和定性诊断方面均有一定作用，但磁共振图像上钙化通常却表现为低信号。另外，由于骨质中氢质子（或水）的含量较低，骨的信号同样比较弱，使得骨皮质病变不能充分显影，对骨细节的观察也就比较困难。例如，岩骨是以皮质骨为主的结构，加上其中气化的乳突蜂窝，它在磁共振图像上将表现为典型的低信号区,三）图像易受多种伪影影响,MRI的伪影主要来自设备、运动和金属异物三个方面。常见的有化学位移伪影、卷褶伪影、截断伪影、非自主性运动伪影、自主性运动伪影、流动伪影、静电伪影、非铁磁性金属伪影和铁磁性金属伪影等,29,四）禁忌症多,MRI系统的强

11、磁场和射频场有可能使心脏起搏器失灵，也容易使各种体内金属性植人物移位。在激励电磁波作用下，体内的金属还会因为发热而造成伤害。因此，植有心脏起搏器的病人、安装假肢或人工髋关节的病人、疑有眼球异物的病人以及动脉瘤银夹结扎术后的病人等都是严禁行MRI检查的，装有假牙的病人不能进行颌面水平的MRI检查。放置宫内节育环的患者如在检查中发现不适感应立刻停止检查。如受检部位在盆部，金属节育环造成的伪影也可能使检查失败,30,31,磁共振成像的局限性,五）定量诊断困难 对通常采用的质子密度、T1和T2加权像，其权重值尚难精确测定。因此，MRI还不能像X射线CT那样在图像上进行定量诊断,32,磁共振成像物理学原

12、理,所谓磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging, MRI）就是利用生物体内特定原子磁性核在磁场中所表现出的磁共振作用而产生信号，经空间编码、重建而获得图像的一种高新技术。其物理基础为磁共振理论，其本质是一种能级间跃迁的量子效应,Synopsis of MRI,1) Put subject in big magnetic field 2) Transmit radio waves into subject 2-10 ms 3) Turn off radio wave transmitter 4) Receive radio waves re-transmitted by

13、 subject 5) Convert measured RF data to image,Many factors contribute to MR imaging,Quantum properties of nuclear spins Radio frequency (RF) excitation properties Tissue relaxation properties Magnetic field strength and gradients Timing of gradients, RF pulses, and signal detection,What kinds of nuc

14、lei can be used for NMR,Nucleus needs to have 2 properties: Spin Charge Nuclei are made of protons and neutrons Both have spin Protons have charge Pairs of spins tend to cancel, so only atoms with an odd number of protons or neutrons have spin Good MR nuclei are 1H, 13C, 19F, 23Na, 31P,36,Hydrogen a

15、toms are best for MRI,Biological tissues are predominantly 12C, 16O, 1H, and 14N Hydrogen atom is the only major species that is MR sensitive Hydrogen is the most abundant atom in the body The majority of hydrogen is in water (H2O) Essentially all MRI is hydrogen (proton) imaging,Nuclear Magnetic Re

16、sonance Visible Nuclei,Resonance frequencies of common nuclei,Note: Resonance at 1.5T = Larmor frequency X 1.5,40,A Single Proton,There is electric charge on the surface of the proton, thus creating a small current loop and generating magnetic moment m,The proton also has mass which generates an ang

17、ular momentum J when it is spinning,J,m,Thus proton “magnet” differs from the magnetic bar in that it also possesses angular momentum caused by spinning,Magnetic Moment,I,B,F,L,F = IBL,B,L,W,t = IBLW = IBA,m = tmax / B = IA,t = m B = m B sinq,Force,Torque,Angular Momentum,J =mw=mvr,m = g J m is the

18、magnetic moment g is called gyromagnetic ratio. It is a constant for a given nucleus,The magnetic moment and angular momentum are vectors lying along the spin axis. They satisfy the following equation,Magnetic Moment & Angular Moment,How do protons interact with a magnetic field,Moving (spinning) ch

19、arged particle generates its own little magnetic field Such particles will tend to line up with external magnetic field lines (think of iron filings around a magnet) Spinning particles with mass have angular momentum Angular momentum resists attempts to change the spin orientation (think of a gyrosc

20、ope,Ref,48,Flash demo of spinning protons in Chapter 2,The energy difference between the two alignment states depends on the nucleus,D E = g h Bo=h n h is Planck constant n = g/2p Bo g/2p is known as Larmor frequency,g/2p = 42.57 MHz / Tesla for proton,Lamor Precession,50,51,52,A Mechanical Analogy:

21、 A Swing set,Person sitting on swing at rest is “aligned” with externally imposed force field (gravity) To get the person up high, you could simply supply enough force to overcome gravity and lift him (and the swing) up Analogous to forcing M over by turning on a huge static B1. The other way is to

22、push back and forth with a tiny force, synchronously with the natural oscillations of the swing. Analogous to using a tiny RF B1 over a period of time to slowly flip M over,g,If M is not parallel to B, then it precesses clockwise around the direction of B. “Normal” (fully relaxed) situation has M pa

23、rallel to B, and therefore does not precess,Precession,This is like a gyroscope,56,Flash demo of proton like a gyroscope in Chapter 4,MRI uses a combination of Magnetic and Electromagnetic Fields,NMR measures the net magnetization of atomic nuclei in the presence of magnetic fields Magnetization can

24、 be manipulated by changing the magnetic field environment (static, gradient, and RF fields) Static magnetic fields dont change ( 0.1 ppm / hr): The main field is static and (nearly) homogeneous RF (radio frequency) fields are electromagnetic fields that oscillate at radio frequencies (tens of milli

25、ons of times per second) Gradient magnetic fields change gradually over space and can change quickly over time (thousands of times per second,Radio Frequency Fields,RF electromagnetic fields are used to manipulate the magnetization of specific types of atoms This is because some atomic nuclei are se

26、nsitive to magnetic fields and their magnetic properties are tuned to particular RF frequencies Externally applied RF waves can be transmitted into a subject to perturb those nuclei Perturbed nuclei will generate RF signals at the same frequency these can be detected coming out of the subject,The Ef

27、fect of Irradiation to the Spin System,Lower,Higher,Spin System After Irradiation,Net magnetization is the macroscopic measure of many spins,Bo,M,Net magnetization,Small B0 produces small net magnetization M Larger B0 produces larger net magnetization M, lined up with B0 Thermal motions try to rando

28、mize alignment of proton magnets At room temperature, the population ratio of anti-parallel versus parallel protons is roughly 1,000,000 to 1,000,006 per Tesla of B0,63,当静态主磁场为1.5T时，在一个体素 中，共有多少个剩余的质子,64,宏观磁化矢量M,由此可见，平衡态时上旋态磁矩布居数较下旋态多，两者的差即为剩余自旋，由剩余自旋产生的磁化矢量又称为净磁化矢量，也称为宏观磁化矢量M (macroscopic magnetiza

29、tion vector,65,Quantum vs Classical Physics,One can consider the quantum mechanical properties of individual nuclei, but to consider the bulk properties of a whole object it is more useful to use classical physics to consider net magnetization effects,To measure magnetization we must perturb it,We c

30、an only measure magnetization perpendicular to the B0 field Need to apply energy to tip protons out of alignment Amount of energy needed depends on nucleus and applied field strength (Larmor frequency) The amount of energy added (duration of the RF pulse at the resonant frequency) determines how far

31、 the net magnetization will be tipped away from the B0 axis,磁共振条件,所有共振现象的产生，均具有特征性的条件：外力的频率与共振系统的固有频率相同；外力对系统作功，系统内能增加；外力停止后，系统释放能量。 核磁共振（magnetic resonance, MR）是利用电磁波，确切的说是射频脉冲(radio frequency pulse, RF pulse)对平衡态的自旋系统作功，使其吸收能量，射频停止后，系统释放能量,68,射频脉冲辐射,既然射频脉冲属于电磁波，它就具有电磁波的特性波粒二象性。因此它同时是带有一定能量的光子，光子的能

32、量与频率的关系为： Er = hf （1） 其中f为射频脉冲的频率，Er为其能量。如前所述，磁场对自旋系统的量子化作用，使自旋系统产生低能态与高能态的能级差E。若射频的能量Er恰好等于该能级差E，即f=Larmor频率，则低能态自旋可吸收其能量跃迁至高能态。 由Er = hf可知，频率的改变，会导致射频能量的改变。当f等于Larmor频率时， 则ErE，即自旋系统吸收射频能量，并处于激发态；射频停止后，自旋系统将释放出能量并逐渐恢复至平衡态，这便是量子物理学理论,69,核磁共振的经典物理学理论,由于射频脉冲是电磁波，所以经典物理学则将其视为一交变磁场。 在此先定义一个MRI通用的坐标系，沿着主

33、磁场方向为Z 轴或纵轴，垂直于主磁场方向的平面为XY平面或水平面，左右方向为Y轴，前后方向方向为X轴。 沿着Z轴方向的宏观磁化称为纵向磁化(longitudinal magnetization )，XY平面的磁化称为横向磁化(transverse magnetization)。 射频脉冲B1作为一种电磁波，其空间效应相当于一个垂直于Z轴沿XY平面绕Z轴进动的磁场,70,核磁共振的经典物理学理论,平衡态宏观磁化矢量M0绕Z轴以Larmor频率自旋，若B1也以Larmor频率垂直于Z轴进动，则两者处于相对静止状态。根据Larmor定理，B1对M0持续存在磁转矩，使其绕B1向XY平面进动，从而形成横

34、向磁化矢量Mxy；B1使M0偏离Z轴，偏离Z轴的M0在B0的作用下沿Z轴进动。M0绕Z轴进动的同时绕动态的B1 轴进动，使M0顶端运动轨迹为一个三维螺旋，这种运动方式又称为章动。射频脉冲使宏观磁化偏离Z轴的角度称为翻转角(flip angle)。 垂直于Z轴以Larmor频率的射频脉冲对自旋系统作用，宏观磁化变小，自旋系统吸收能量而处于激发态。当射频脉冲停止后，自旋系统释放能量逐渐恢复至平衡态,71,剩余磁场章动,72,弛豫现象,弛豫（relaxation）是指自旋系统由激发态恢复至其平衡态的过程，也就是纵向磁化的恢复和横向磁化的衰减的过程。 纵向弛豫(longitudinal relaxat

35、ion)又称自旋-晶格弛豫或T1弛豫，是指90射频脉冲停止后纵向磁化逐渐恢复至平衡态的过程。 横向弛豫(transverse ralaxation)又称自旋-自旋弛豫或T2 弛豫。自旋系统的大量自旋磁矩彼此相处在对方磁矩所产生的附加磁场中，由于分子的热运动导致附加磁场的波动，使彼此的进动频率发生改变，这就是自旋自旋作用。它导致自旋的相位相干性消失，即产生所谓自旋自旋弛豫,73,74,纵向弛豫时间T1,纵向磁化的过程遵循以下公式： MzM0（1e-t/T1） (2)式中Mz为纵向磁化的即时值，M0为平衡态纵向磁化矢量，t为弛豫时间，T1为纵向弛豫时间常数。上式中，令tT1，则Mz/M063100

36、，或Mz0.63 M0。由此，定义T1是指纵向磁化矢量从最小值恢复至平衡态的63%所经历的弛豫时间。其物理学意义相当于一个“弛豫周期”，每经过一个T1时间则纵向磁化恢复其剩余值的63%。T1 是不同组织的弛豫特征值，反应不同组织的纵向弛豫率的快慢差别。由于纵向弛豫是高能态自旋释放能量恢复低能态的过程，所以高能态自旋必须通过有效的途径将能量传递至周围环境（晶格）中去，故又称其为自旋晶格弛豫,75,横向弛豫时间T2,在理想的均匀磁场中横向磁化的弛豫过程遵循以下函数： Mxy=M0 cost-t/T2 (3) 式中Mxy为横向磁化的即时值，M0为平衡态宏观磁化矢量，t为弛豫时间，T2为横向弛豫时间常

37、数。若只考虑Mxy的幅值，令t=T2，则Mxy/M0=37/100或Mxy=0.37M0。由此，定义T2是射频脉冲停止后，横向磁化矢量衰减至其最大值的37%时所经历的时间，即为一个T2时间,76,T2也是不同组织的弛豫特征值，反应不同组织横向磁化弛豫率的快慢差别，其物理意义与T1相似，只是T2 代表横向磁化的“衰减周期”，每过一个T2时间，横向磁化减少至其剩余值的37%，与放射性元素的半衰期意义相近。 实际上，横向磁化的自然弛豫过程并不是在理想均匀的磁场中，它经历着自旋自旋弛豫作用和外加磁场不均匀性所形成的T2弛豫双重效应，两者作用的结果称为有效T2弛豫T2*： 1/T2* = 1/T2+ 1

38、/T2 （4） 其中T2代表为外加不均匀磁场所产生的驰豫时间,有效横向弛豫时间T2,77,T2* 与T2哪个更大,Derivation of precession frequency,This says that the precession frequency is the SAME as the Larmor frequency,m Bo = dJ / dt J = m/g dm/dt = g (m Bo,m(t) = (mxocos gBot + myosin gBot) x + (myocos gBot - mxosin gBot) y + mzoz,MR信号形成,射频脉冲停止后，纵向

39、磁化矢量转向横向磁化矢量并在XY平面内绕Z轴进动。正如一个XY平面内的旋转磁体，可以在接收线圈内产生感应电压，这个随时间波动的电压即为MR信号,电磁感应与感生电压,线圈作为磁场的接收工具而用于接收来自横向磁化矢量Mxy的磁场，由于Mxy在XY平面内旋进，所以，其磁场强度在线圈内的投影值随时间呈周期性变化，即穿过线圈的磁通量不断变化。根据法拉第电磁感应定律，通过闭合回路的磁通量（磁场强度磁通面积）发生变化时，闭合回路内产生感生电压，感生电压的大小与磁通量的变化率成正比,电磁感应与FID信号,Mxy在XY平面内以拉莫频率旋进，所以穿过线圈内的磁通量也以拉莫频率呈周期性波动。因而在线圈内产生的感生电

40、压信号也是拉莫频率的波动信号。 V Mxycost （5） 射频脉冲停止后，横向磁化矢量Mxy在XY平面内自由旋进，由于其相位相干性逐渐丧失，所以横向磁化矢量迅速衰减。 Mxy = M0sin-t/T2* (6) 为翻转角。以Larmor频率在X-Y平面内自由旋进的横向磁化矢量，在线圈感应出频率相同的、幅度快速衰减的MR信号称为自由感应衰减（Free Induction Decay，FID）信号： VFIDM0sincost-t/T2* （7,FID信号,FID信号是最基础的MR信号，是自旋系统信号总和，无法区分不同组织的空间位置，必须对其进行空间编码及图像重建才能产生MR图像。 由于FID信

41、号按T2*衰减，所以生存时间有限，磁场均匀性越低，其衰减速度越快，因此很难获取良好的信号。在MRI中通常需要对FID信号进行处理，使其重现，即所谓回波（echo），再来采集信号。自旋回波（spin echo,SE）就是MRI中一种经典的最常用的信号,自旋回波信号,在90射频脉冲作用下，纵向磁化矢量被转移成横向磁化矢量并在XY平面内进动，即所有剩余自旋的磁化矢量以相同的频率、一致的相位一起进动。当90射频脉冲停止后，由于磁场不均匀性所致的T2效应及自旋自旋的T2 效应，经过一段时间，在XY平面内的进动相位的每个剩余自旋的相位一致性（相位相干）将逐渐丧失（T2*弛豫），场强高处进动快，低处进动慢，

42、横向磁化矢量随之变小或消失,自旋回波信号,此时，我们沿Y轴再施加一个180射频反转脉冲，作用于XY平面内进动的每一个剩余自旋的横向磁化，使其以Y轴为对称轴呈轴对称翻转至Y轴的另一侧。此时，进动较快的剩余自旋相位将落后于进动慢的剩余自旋，所有剩余自旋的相位又重新达到一致，产生最大的回波信号，即自旋回波（SE）。从射频激发脉冲至最大回波信号产生所经历的时间（2）称为回波时间（echo time, TE,自旋回波信号,从自旋回波产生过程可见，自旋回波消除了由于外加磁场不均匀性所致的T2效应，所以可获得T2衰减信号，使MR信号生存期延长。 如果在第一个SE信号采集完后，再次施加180反转脉冲，同样可获

43、得第二个自旋回波信号，依此类推，一次激发可获得很多个自旋回波信号，这就是多回波（multi echo）技术,Recording the MR signal,Need a receive coil tuned to the same RF frequency as the exciter coil. Measure “free induction decay” of net magnetization Signal oscillates at resonance frequency as net magnetization vector precesses in space Signal amp

44、litude decays as net magnetization gradually realigns with the magnetic field Signal also decays as precessing spins lose coherence, thus reducing net magnetization,NMR signal decays in time,T1 relaxation Flipped nuclei realign with the magnetic field T2 relaxation Flipped nuclei start off all spinn

45、ing together, but quickly become incoherent (out of phase) T2* relaxation Disturbances in magnetic field (magnetic susceptibility) increase the rate of spin coherence T2 relaxation The total NMR signal is a combination of the total number of nuclei (proton density), reduced by the T1, T2, and T2* re

46、laxation components,T2* decay,Spin coherence is also sensitive to the fact that the magnetic field is not completely uniform Inhomogeneities in the field cause some protons to spin at slightly different frequencies so they lose coherence faster Factors that change local magnetic field (susceptibilit

47、y) can change T2* decay,Different tissues have different relaxation times. These relaxation time differences can be used to generate image contrast,T1 - Gray/White matter T2 - Tissue/CSF T2* - Susceptibility (functional MRI,MRI with Different Parameters,磁共振成像系统组成,磁共振成像系统（MRI系统）由磁体、梯度、射频、计算机系统组成。通过信号

48、的产生、探测、编码以及图像的数据采集、图像重建和显示两大功能模块的有机组合，实施其功能。MRI系统除了成像设备外，还要有许多附属设备与之相配套，如：磁屏蔽体、射频屏蔽体、冷水机组、不间断电源、空调以及超导磁体的低温保障设施、激光打印机等,94,磁体系统,MRI的磁体系统主要有三种类型：永磁型、电阻型及超导型。 磁体是磁共振成像系统的关键设备，磁体的主磁场产生静态磁场，使人体内的氢质子在磁场内形成进动，产生静态磁化矢量。 磁体的性能直接关系到系统的信噪比，在一定程度上决定着图像的质量,95,磁体性能,一）主磁场强度 MRI系统的主磁场B0又叫静磁场（static magnetic field）。

49、在一定范围内，增加静磁场强度则氢质子所产生的磁矩越大，信号越强，图像的信噪比（SNR）也就越高。 通常将磁场强度0.3T的称为低磁场，0.3T-1.0T称为中场强，高于1.0T的称为高场强。磁场强度的选择应综合考虑图像的信躁比，生物效应，人体的安全性。目前，1.5T以上的超导MRI系统临床使用相当普遍，3.0T的超导MRI也已进入临床使用。国外已研制出7.0T和9.0T的超高场系统，但至今尚未进入临床应用阶段,96,二）磁场均匀度,磁场均匀度（homogeneity）是MRI系统的重要指标之一，均匀度指在特定容积（取一球形空间）限度内磁场的同一性程度，即穿过单位面积的磁感应线是否相同。 MRI

50、的磁体在其工作孔径内产生匀强磁场，即主磁场B0 。为了对扫描病人进行空间定位，在B0之上还需施加梯度磁场 。单个体素上的 必须大于其磁场偏差，否则将会扭曲定位信号，降低成像质量。磁场的偏差越大，表示均匀性越差，图像质量也会越低。在MRI系统中，均匀性是以主磁场的10-6作为一个偏差单位定量表示，偏差单位为：ppm,97,三）磁场稳定性,磁体附近受铁磁性物质、环境温度或匀场电源漂移等因素的影响，磁场的均匀度或场值也会发生变化，这就是常说的磁场漂移。磁场的稳定性可以分为时间稳定性和热稳定性两种。时间稳定性指的是磁场随时间而变化的程度，如果在一次实验或一次检测时间内磁场值发生了一定量的漂移，它就会影

51、响到图像质量。 稳定性还可随温度变化而漂移，其漂移的程度是用热稳定性来表述的。永磁体和常导磁体的热稳定性比较差，因而对环境温度的要求很高。超导磁体的时间稳定性和热稳定性一般都能满足要求,98,四）有效孔径,有效孔径指梯度线圈、匀场线圈、射频体线圈和内护板等部件均安装完毕后柱形空间的有效内径。其内径一般大于65cm，孔径过小容易使被检者产生压抑感。然而，增加磁体的孔径在一定程度上比提高场强更难。近年来，在临床应用的开放式(OPEN型)磁体系统，其优点是病人位于半敞开的检查床上，受检者不易产生MRI检查时常有的恐惧心理，并且能开展MRI的介入检查及治疗等,99,成像磁体分类,磁共振成像用磁体可分为

52、永磁型、常导型、混合型和超导型4种。 （一）永磁型 永磁型磁体（ermanent magnet）是最早应用于MRI全身成像的磁体。永磁材料主要有铝镍钴、铁氧体和稀土钴三种类型,100,永磁型,永磁体一般由多块永磁材料堆积（拼接）而成。磁铁块的排布既要构成一定的成像空间，又要达到磁场均匀度尽可能高的要求。另外，磁体的两个极片须用磁性材料连接起来，以提供磁力线的返回通路，从而减少磁体周围的杂散磁场。永磁体的场强一般不超过0.3T。永磁型磁体除了场强低外，其磁场均匀性也差。永磁型磁体对温度变化非常敏感，对磁体和机房的温度变化应控制在1C之内。 优点是结构简单、造价低、不消耗能量、维护费用低、磁场发散

53、少，对环境影响小,101,二）常导型,常导型磁体（conventional magnet）是利用线圈中的电流来产生磁场的。实际上是某种类型的空芯电磁铁，其线圈所用导线由于有一定的电阻率，又称为阻抗型磁体（resistive magnet）。 简单的圆形线圈产生的磁场是非均匀性的，为了提高磁场均匀度，可增加线圈，调整两线圈之间的距离，改善磁场的均匀度。为了产生较高的场强和足够的中空直径，往往数个线圈并用，常用的是四线圈常导型磁体,102,常导型,常导型磁体可用加大线圈电流的方法来提高常导型磁体的场强。但是，导体的功耗与流经它的电流的平方成正比，线圈电流每增加一倍，其功耗将增加至4倍。通常产生0.

54、2T左右的横向磁场，一个四线圈常导磁体消耗的功率将高达80kW。发出的热量须用无离子冷水系统带至磁体外散发。另外，线圈电源的波动将直接影响磁场的稳定,103,三）超导型,目前，所有强磁场MRI扫描系统均采用超导磁体（super conducting magnet）。超导磁体是利用超导材料在低温下的零电阻特性，在很小的截面上可以通过强大的电流，产生强磁场，一般场强在0.5-3.0T之间。超导体的电磁线圈的工作温度在绝对温标4.2K的液氦中获得超低温环境,104,超导线圈的材料一般采用铌钛二元合金的多芯复合超导线。在液氦温度下，铌钛细丝处于超导态而呈现零电阻特性，但分布于其周围的铜基保持一定的电阻

55、相当于绝缘体，一旦发生失超，电流就会从铜基流过，以释放磁体储存的巨大电能，防止过热而使超导体烧毁。另外，铜基作为机械支持物，可提高线圈的机械强度。 超导磁体的高场强、高稳定性、高均匀性、不耗电能以及容易达到有效的孔径是其优点。但是，超导线圈必须浸泡在密封的液氦杜瓦中工作，这增加了磁体制造的复杂性和定期液氦的补给,105,超导型,磁体系统组成,无论何种磁体，其功能都是为MRI系统提供满足要求的磁场。为了提高磁场的均匀性，人们发明了匀场线圈；为了保证超导线圈的低温环境，人们设计出了高真空超低温杜瓦容器；为了解决被检测体的空间分辨率问题，人们又制造出梯度线圈。如此等等，使磁体部分越来越庞大复杂,10

56、6,磁体系统,一个典型的磁体系统除了磁体之外，还有匀场线圈、梯度线圈和射频体线圈，3个线圈依次套迭在磁体内腔中。与磁体、匀场线圈和梯度线圈相连接的是它们各自的电源，即磁体电源、匀场电源及梯度电源。超导磁体系统还应有低温容器、致冷剂(液氮和液氦)液面计、超导开关、励磁和退磁电路、失超控制和安全保护电路等,107,梯度系统,梯度系统（gradient subsystem或gradients）是指与梯度磁场有关的电路单元及梯度线圈。它的功能是为系统提供线性度满足要求的、可快速开关的梯度场，梯度磁场位于成像区域内，根据成像序列的需要在主磁场上附加一个线性的梯度磁场，使受检体的不同位置的体素具有不同的进

57、动频率，实现成像体素的选择层面和空间编码的功能。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位重聚作用,108,109,Flash demo of MRI hardware in Chapter 3,梯度磁场性能,梯度磁场（gradient magnetic field， ）简称为梯度场。它的性能指标主要有有效容积、线性、梯度场强度、梯度场变化率、梯度场启动时间（上升时间）等。 （一）梯度场的有效容积 梯度场的有效容积又叫均匀容积。梯度线圈通常采用鞍形线圈。有效容积就是指鞍形线圈所能包容、其梯度场能够满足一定线性要求的空间区域。鞍形线圈，其有效容积只能达到

58、总容积的60左右。梯度线圈的均匀容积越大，对于成像区的限制就越小,110,梯度场线性与强度,二）梯度场的线性 梯度场的线性是衡量梯度场平稳性的指标。线性越好，表明梯度场越精确，图像的质量就越好。一般来说，梯度场的非线性不能超过2。 （三）梯度场强度 梯度场强度是指梯度场能够达到的最大值，与主磁场相比梯度磁场是相当微弱的。梯度磁场强度大，磁场的梯度就越大，梯度场越强。就可以扫描更薄的层面，可提高图像的空间分辨率,111,四）梯度场变化率和梯度上升时间,梯度场变化率和梯度上升时间是梯度系统两个最重要的指标。它们从不同角度反映了梯度场达到某一预定值的速度。梯度变化快，开启时间就短，梯度上升的时间就越短，可提高扫描速度和图像信躁比。另一方面，它的性能还同扫描脉冲序列中梯度脉冲波形的设计有关，一些复杂序列的实现也取决于梯度。系统对梯度