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> 第5章 核磁共振成像设备
第4节 MRI设备的主要物理部件和使用
磁体、梯度场线圈和射频线圈是ＭＲ成像设备的重要物理部件。它们的主要技术性能参数是磁感应强度、磁场均匀度、磁场稳定性、边缘场的空间范围、梯度场的磁感应强度和线性度、射频线圈的灵敏度等。成像系统的主要用户功能是数据采集、影像显示和影像分析等。
&&& 磁共振成像设备有以下基本组成部分：①产生磁场的磁体和磁体电源；②梯度场线圈和梯度场电源；③射频发射/接收机；④系统控制和数据处理计算机；⑤成像操作和影像分析工作台；⑥活动检查床。
&&& 这些部分之间通过控制线和数据线及接口电路联接起来组成完整的设备。这里着重讨论对磁共振成像和影像质量有决定性作用的物理部件，介绍它们的工作原理、特性和技术指标。这些物理部件包括产生磁场的磁体、产生梯度场的梯度场线圈、用于射频发射和信号接收的射频线圈。另外，ＭＲ成像设备必须有为用户提供的软件程序。用户通过操作系统的终端利用这些程序，根据需要进行影像采集、影像显示和影像分析。
&&& 一、磁体
&&& 1.磁体的性能参数
&&& 产生磁场的磁体是ＭＲ成像系统的核心。磁场的主要技术指标是磁感应强度、磁场均匀度、磁场的时间稳定性和边缘场的空间范围等，它们对影像质量有重要影响。
&&& (1)磁场磁感应强度& ＭＲＩ所用的磁场磁感应强度从0.02T到4T，范围相当宽。因为生物组织中含有大量质子，而且，质子的旋磁比大，所以，即使磁感 应强度很低的磁场也能实现质子磁共振成像。但是，磁感应强度越高，组织的磁化程度越大，产生的磁共振信号越强。在一定范围内，磁感应强度越高，影像的信噪比越大，因信噪比近似与磁感应强度成线性关系。磁共振频谱分析和化学位移成像要求的频谱分辨率很高，只能用磁感应强度很高的系统进行。高磁场也有不利因素，主要是在高磁场条件下，射频频率高，人体对射频能量的吸收增加，射频对人体的穿透能力减小，同时因水和脂肪之间不同的化学位移引起的伪影的影响也不可忽略。
&&& 磁共振成像用的磁体有永久磁体、常导磁体和超导磁体3种。目前，大多数ＭＲ成像系统采用超导磁体，磁感应强度低的工作在0.3T，高的工作在2.0T，甚至4.0T或更高。
&&& (２)磁场的均匀度& 磁共振成像需要均匀度很高的磁场。非均匀磁场引起一个体素内质子共振频率范围加宽。在成像区域范围内的磁场均匀度是决定影像的空间分辨率和信噪比的基本因素。磁场均匀度还决定系统最小可用的梯度场强度。
&&& 磁场均匀度的定义是：成像范围内两点之间磁感应强度的最大偏差&DＢ与标称磁感应强度Ｂ０之比，一般要求为百万分之几。根据拉莫尔方程，磁场均匀度也可等价地用两点之间的最大频率差&Dｆ与中心频率ｆ０之比定义。例如，如果1.0T的磁场在40ｃｍ直径球体范围内测量的最高和最低频率分别为42.580426兆赫和42.579824兆赫，那么，该磁场的均匀度为602 Ｈｚ/42.58 ＭＨｚ&14&10－6＝14／1 ppm)。
&&& 磁场均匀度由磁体本身的设计和具体的外部环境决定。磁场均匀度与磁体类型有关。一般要 求磁体的成像区域越大，所能达到的磁场均匀度越低。
&&& 兼有化学位移频谱分析和成像功能的ＭＲ系统，要求能鉴别不同原子位置上极小的频率偏移，即能够分辨非常靠近的空间谱线，需要的磁场均匀度更高。
&&& (３)磁场稳定性& 磁场稳定性是衡量磁场磁感应强度随时间而漂移的程度的指标。在成像序列周期内磁感应强度的漂移对重复测量的回波信号的相位有影响，并引起影像失真和信噪比降低。磁场稳定性与磁体类型和设计质量有关。需要磁体电源的常导磁体，磁场稳定性取决于电源的稳定性。永久磁体的稳定性主要受环境温度变化的影响，因为温度变化会引起磁体几何参数的改变。超导磁体不存在上述问题，在3种磁体中稳定性最好。1.0T的超导磁体的稳定性在0.1ppm/h以上。
&&& 铁磁性物体或金属物体在磁体周围的边缘场中移动会对磁体内部的磁感应强度产生扰动，从而破坏磁场的稳定性，破坏的程度同这些物体的质量大小及它们离磁体的远近有关，要根据边缘场延伸的范围大小对这些物体允许接近磁体的距离加以限制。
&&& (４)边缘场的空间范围&& 边缘场指延伸到磁体外部的磁场。边缘场延伸的空间范围与磁场磁感应强度和磁体孔径大小有关。边缘场有可能对在它范围内的电子仪器产生干扰，这些电子仪器也通过边缘场对内部磁场的均匀度产生破坏作用。减小边缘场的途径是采用有源或无源屏蔽措施。有源屏蔽是在磁体线圈中加一组线圈，用它产生的磁场抵消掉磁体线圈产生的外部磁场。无源屏蔽是在磁体周围用铁磁性材料建一个围墙，限制外部磁场的延伸。即使采取了屏蔽措施，&
图5-26 无限长螺线管内的磁场
&&& 仍然要限制移动的金属物体与磁体接近的距离。
&&& 2.常导（电阻）磁体
&&& (1)常导磁体线圈& 电流从中流过的普通导体周围存在磁场，电流的强度、电流流通路径的几何特性决定所建立的磁场的强度、方向和空间均匀度。从理论上说，将载流导体沿圆筒表面绕成无限长螺线管，
图5-27 球体内部的磁场
&&& 螺线管内就建立起高度均匀的磁场，如图5-26所示。
&&& 将载流导体紧密安排在一个球形表面上形成均匀分布的电流密度，球形表面内部的磁场也是高度均匀的，如图5-27所示。因为磁体实际只能采用有限的几何尺寸，而且，必须有供人体进出的进出口，所以，实际磁体线圈只能采用与理想结构近似的形式。
&&& 无限长螺线管的近似结构是有限长度的螺线管，它靠圆柱对称的几何形状建立螺线管内部的均匀磁场。实际上，均匀磁场只能建立在螺线管中一个长度有限的区域。增加螺线管两端导线的匝数可以扩大这个均匀区域的范围。也可以在螺线两端与它同轴地各附设一个半径稍大的薄线圈，&
图5-28 补正线圈示意图
利用这两个辅助线圈电流的磁场抵消螺线管两端磁场随轴向位置的变化，如图5-28所示。
&&& 球形磁体线圈的最简陋的近似形式是霍尔姆兹（Helmboltz）线圈。这是一对半 径相等的同轴线圈，轴向距离等于线圈半径，两个线圈的导线沿相同方向流过相等的恒定电流。这种线圈只能在线圈对中心一个小体积范围建立均匀磁场。&
图5-29 球型分布的磁体线圈
&&& 扩大均匀磁场范围的途径是增加线 圈对数目。 双线圈对结构将4个线圈同轴地安排在一个球形表面内，中心2个线圈的半径 比两边2个线圈的半径大。场强为1.5T的四线圈结构，在35cm直径球体内的磁场均 匀度可达100ppm，再增加1对线圈可以在更大范围获得均匀度更高的磁场。一个由 6个线圈组成的磁体线圈的结构如图5-29所示。
&&& (２)常导磁体的匀场线圈& 制造磁体线圈的几何误差往往使产生的磁场达不到要求的均匀度。如有限长螺线管建立的磁场，其均匀性受非圆柱对称因素的影响。线圈绕线的加工误差和线圈在几何上的不同轴性，均有损于螺线管的圆柱对称性。消除磁场非均匀性的方法称为匀场。匀场通常利用附加的磁场校正线圈，通过机械或电气调节建立与磁场的非均匀分量相反的磁场，以将它们完全抵消掉。匀场线圈***在磁体线圈内部或者外部。有一种匀场线圈是与磁场线圈串联的，两者的相对位置可以调节，这种匀场线圈也叫平衡线圈。有一种匀场线圈是与磁场线圈分开单独驱动的，位置固定，这种匀场线圈也叫补偿线圈。平衡线圈能够修正场的轴向非均匀性。补偿线圈是正交的鞍型线圈，既可修正轴向非均匀性，也能修正横向非均匀性。
&&& 除了利用专门附设的线圈匀场外，匀场还可利用其他方法。例如，通过给梯度线圈引入电流以补偿磁场的非均匀性。
&&& (３)常导磁体的特性& 制造常导磁体的铜或铝导线有一定电阻，所以，常导磁体也称为电阻磁体，磁体线圈中的电流需要驱动电源来维持，电源输出的功率与场强的平方成正比。常导磁体导线的过大的功率损耗使它被限于用在磁感应强度低于2.0T的场合。另外，为了消除线圈电阻上的功率消耗产生的热量，以避免磁体升温对磁场稳定性的影响，常导磁体需要给磁体线圈散热或冷却的机构。电阻磁体激磁后要经过20min到几个小时的时间磁场才能维持稳定。为了减少每个工作日投入使用前的等待时间需要采取某些措施，这使常导磁体的运行和维护颇不方便。
&&& 直径80cm的螺线管磁体，如果周围环境没有铁磁性材料，未经匀场可达到50cm直径球体范围内120ppm的均匀度和40cm直径球体范围内30ppm的均匀度。采用匀场措施后，在直径20cm的球体范围内的磁场均匀度可优于10ppm。磁体温度变化在成像期间可以控制在&０.２℃，这个温度变化引起的磁场变化相当于400ppm的非均匀性。
&&& 常导磁体的优点是造价低。但是，工作磁场强度比较低，磁场均匀度差，限制了常导磁体的推广应用。
&&& 3.超导磁体
&&& 超导磁体的磁场线圈和匀场线圈的设计原理与电阻磁体的基本相同。不过，超导磁体的线圈是用超导体导线绕制的。因超导体的超导电性在接近绝对零度的低温条件下才能表现出来，所以，超导线圈周围需要液氦为它提供低温环境。
&& (1)超导性和超导材料& 所谓超导性是指在低温下某些导体完全没有电阻，导电性超过常温下的优良导体。只有某些金属具有这种特殊的导电性。材料出现超导性的最高温度叫临界温度。已知的超导材料的临界温度非常低，最高的为20Ｋ。超导性是在临界温度以下，电子被冷冻到这样一种状态，它们组成电子对而不再是自由电子。所有电子对的运动速度低于金属中的声速。因这样的速度电子和晶格之间没有动量和能量传递，所以，电子对在晶格中的运动不受任何阻力，这就是说，材料的电阻完全丧失。
&&& 在超导状态，微弱的外部磁场只能穿透超导体表面一个薄层，这个表层的厚度叫穿透深度，小于10－6cm。超导体内部的磁化率等于零，这是由于磁场与电子对相互作用，在超导体表面产生电流。这种表面电流起屏蔽外磁场的作用。这导致超导体中存在超导和常导两个区域，两个区域之间的分界的最小厚度叫相关长度。根据相关长度和穿透深度的关系，超导体被分为Ⅰ型和Ⅱ型。Ⅰ型超导体的相关长度大于穿透深度，通常是单质金属材料；Ⅱ型超导体的相关长度小于穿透深度，通常是合金材料。
&&& (2)超导磁体的基本结构　超导线圈的超导线绕在特制的线圈支架上，支架采用非磁性材料，一般是铝合金，其机械强度可承受洛仑兹电磁力的作用而不致发生变形 。支架上均匀分布着精密加工出来的导线沟槽以装嵌螺旋线圈。也可以将精密绕制的超导线 圈组***在一个铝制圆筒内，线圈位置允许作适当调节。线圈的制作精度要求相当高，因为，如果导线线径有１/5的误差，磁场均匀度会降低10ppm；线圈中心部分少一匝导线会引起40ppm的误差。线圈的设计还要考虑便于采取匀场措施和减小边缘场的措施。
&&& 超导线圈的低温环境由低温恒温器保障。超导线圈整个浸没在液氦中。为了维持恒温并减少液氦蒸发，盛液氦的杜瓦嵌套在盛液氮的杜瓦之内，或者置于由低温氦气形成的屏蔽室内，以尽可能减小热量通过传导、对流或辐射途径向液氦的传输。通过辐射途径传输的热能引起液氦的蒸发量最大，这要求制造恒温器有非常高的工艺水平。有氦气屏蔽室的低温恒温器内可***致冷头，
&&& 图5-30超导磁体的电路原理
&&& 利用外部的氦压缩机进行致冷。
&&& 低温恒温器的顶部（已***的磁体上方）有液氦和液氮的加注口和排放孔，以及供线圈激磁、液面显示和紧急退磁装置用的引线，这些引线用高绝热材料支持和封固起来进入恒温器，它们向恒温器的热传导被降到最低限度。
&&& (3)超导磁体的永久工作方式& 图5-30是超导磁体的电原理图，图中表示出了超导线圈、开关元件、超导线的焊接点和超导线圈的分流电阻。&
图5-30 超导磁体的电路原理
&&& 在超导磁体激磁期间，加热器接通，使作开关元件用的一段超导体处于常导状态，对超导体线圈起分流作用。激磁电流从激磁电源出发通过超导磁体线圈循环流动，当电流逐渐上升到能使线圈建立起要求的工作场强时，加热器断开，作开关元件的一段超导线在低温下失去电阻，整个超导线构成一零电阻闭合回路。此时，激磁电源即使被切断，超导线回路中的电流仍将沿回路继续不断循环流动。
&&& 超导磁体在工作场强建立之后，将超导线圈与激磁电源脱离，超导线圈中电流仍能永久性地循环流动，并且，工作场强能够维持不变，这就是超导磁体的永久工作方式。
&&& 超导磁体的磁场一旦建立就不需要维持磁场的外部电源，这是超导磁体的优点之一。由于有这种特性，激磁完成之后，超导线圈和激磁电源之间的引线便可拔掉，这有利于减少周围环境中的热量向低温恒温器的传导。
&&& 理论上，超导体导线没有电阻，超导线圈中的电流和建立的磁场可以无限制地维持不变。但由于线圈导线的总长度达20～30km，它必须用多段超导线焊接而成，焊接处避免不了出现电阻。而电流渡过电阻导致能量的消耗。所以，实际上超导磁体的磁场将指数式地缓慢衰减（时间常数&是线圈的总电感与总电阻之比）。
&&& (4)失超和限制失超的措施& Ⅱ型超导体能在很高磁场下维持超导性。但是，当电流密度达到允许的最大值时，Ⅱ型超导体将处在不稳定的临界状态，即可能变为电阻导体。为说明这一点，假设磁体线圈是用单股线绕制的，因导线的走向与磁场方向垂直，超导线一侧的屏蔽电流与激磁电流方向相同，相反一侧的屏蔽电流与激磁电流方向相反。在临界状态，屏蔽电流与激磁电流同向的一侧的总电流要超过允许的最大值。另外，因磁场的任何变化伴随有磁通量（磁通在与电流和磁场轴线垂直的方向）的改变，磁通量变化产生的热使允许的最大电流强度下降，这引起更大的磁通量变化和更多的热产生。这是个正反馈过程，它最终导致超导体迅速向电阻导体转变，蓄积的能量在电阻中迅速消耗，磁场迅速消失。
&&& 超导体转变为电阻导体称为失超。为了避免失超发生，需要使超导体允许的临界电流值尽量高。就具体措施来说，可以将超导合金纤维（直径10&m）导线嵌埋在铜基底中，让铜在通量突变期间对超导线起分流作用和限制热量的产生，并使热量不向超导体其他部分蔓延。另外，要从工艺上保证超导线的焊接点引入的电阻极小。
&&& 磁通量突变产生的热绝大部分被铜基底传导给液氦，液氦蒸发使热量散失而不致引起很大温升，为了使激磁期间磁通量突变产生的热能充分被液氦吸收，激磁过程应逐步缓慢进行。这期间液氦的挥发量相当大，必须随时大量地补充。
&&& 已经建立磁场的超导线圈有可能通过上述机制返回常阻状态而发生失超。在失超发生时，磁场能量将迅速耗散，线圈中产生的热引起液氦急剧蒸发，低温氦气从排放管猛烈向外喷发。超导线的失超部分可出现由几千伏高电压引起的强大电弧，它可能使线圈被烧毁。不过，现代磁体的设计使磁体在运行中出现失超的可能性极小，即使发生，也能保证经受失超而不会造成永久性毁坏。
&&& (5)超导磁体的技术参数& 磁共振成像系统的超导磁体有以下主要技 术参数：
&&& 磁感应强度0.1～4.0T，最常用0.35～2.0T的磁体；
&&& 磁场均匀度10～15ppm（50cm直径球体）；
&&& 瞬时稳定度&0.1ppm/h；
&&& 磁体孔径0.9～1.0m２；
&&& 充磁时间0.2～0.5h；
&&& 液氦蒸发率0.1～0.4L/h；
&&& 液氮蒸发率０～１L/h。
&&& 4.永久磁体
&&& (1)永久磁体的结构& 永久磁体用具有铁磁性的永磁材料构成。铁磁性材料在外加磁场作用下易被磁化，磁感应强度比外磁场强得多，而且，外磁场被除去之后仍能保持永久性磁化强度。最常见的铁磁性材料是铁、钴、镍，以及由这些材料制成的合金。
&&& 图5-31是永久磁体的2种结构形式，图5-31ａ是环形耦极结构，图5-31ｂ是Ｈ形框架结构。环形耦极结构由8个大永磁体块组成，图5-31ａ中的箭号所指为磁化方向，孔径内的&
图5-31 永久磁体的2种结构&
磁场是横向的。Ｈ形框架结构由铁磁性材料框架和永久磁体块组成一个Ｈ形空间，框架提供磁通量回路。永磁体块上的极靴决定磁场分布的形状和磁场的均匀性。Ｈ形框架结构比环形耦极结构更笨重，但边缘场的延伸范围小，便于***和匀场。
&&& (2)永久磁体的性能& 永久磁体的最大磁感应强度为0.3T。因磁体的几何参数易受环境温度影响，磁场的温度稳定性差。为保证磁体按要求的稳定性工作，必须采用自动温控装置和配备自动频率温控装置。
&&& 常导磁场线圈和永磁体相结合组成的混合型磁体便于从电气上进行匀场调节；永久磁体的横向磁场适于和螺线管形射频线圈配合起来成像，并有利于改善信噪比。
&&& (3)永久磁体有以下主要技术参数
&&& 磁感应强度0.1～0.3T；
&&& 磁场均匀度&10ppm；
&&& 瞬时稳定性&0.5％；
&&& 孔径１&0.5m2；
&&& ５高斯线范围横向2.5m，纵向2m；
&&& 磁体重量约10t。
&&& 5.& 3种磁体的比较
&&& 从制造工艺、磁场特性、能源和其他消耗以及价格方面进行比较，3种类型的磁体的优点和缺点见表5-1。
?表5-1& 3种磁体优、缺点比较?
磁场均匀度有限（40&cm直径球体３０ppm）
场强有限（＜0.5&T）
磁场可关闭
功率消耗大（３０～９０&k&W）
需高稳定度电源
磁场进出口受限制
场强可达4&T
磁场均匀度高（５０&cm直径球体１０&ｐｐ&ｍ）
需要低温环境
瞬时稳定性好
边缘场范围大
有失超可能
进出口受限制
不要磁场电源
磁场均匀度有限（20&cm直径球体１０&ｐｐｍ）
不消耗电功率
场强有限&（小于0.3&T）
边缘场有限
对环境温度敏感?
&&& 通过比较，在价格、能源和各种消耗方面，永久磁体略具优势，在性能方面，超导磁体最理想。目前，超导磁体ＭＲ成像系统获得越来越广泛的应用，常导磁体系统正在被淘汰。
二、梯度场线圈
&&& 1.梯度场的功能和梯度场的强度
&&& (1)梯度场的功能& 磁共振成像系统的梯度场线圈用来产生比较弱的在空间上规律变化的磁场。这个随空间位置变化的磁场叠加在主磁场上，其作用是对ＭＲ信号进行空间编码，决定成像层面位置和成像层面厚度。在某些快速成像中利用梯度场的作用产生回波信号，如成像系统没有独立的匀场线圈，梯度线圈可兼用于对磁场的非均匀性进行校正。
&&& 通常，ＭＲ成像需要3个相互正交的线性梯度场实现空间编码，因此，需要3个独立的梯度场线圈和它们各自的驱动电源。设计梯度场线圈要考虑主磁场的非均匀性程度和磁体的几何形状，主要是进出磁体空间的通道垂直于还是平行于主磁场； 梯度场驱动电源的设计要与成像技术及脉冲序列结合起来考虑， 因为不同成像技术和脉冲序列对梯度场的开关速度有不同要求。
&&& (2)梯度场磁感应强度& 实现空间编码要求成像空间每一特定位置由该点的总磁场磁感应强度唯一确定，线性梯度场的最低梯度必须大于主磁场的非均匀性。否则，磁场的非均匀性将严重影响空间编码，在２ＤＦＴ成像中引起影像的几何失真，在投影重建成像中不仅引起几何失真，还导致空间分辨率降低。确定梯度场梯度大小的原则是：将任一像素位置上由磁场的非均匀性引起的影像模糊限制在这个像素范围内。这要求梯度强度Ｇｍ满足如下关系：
&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&& Ｇｍ&&DＢ（Ｎ/Ｄ）
上式中,Ｇｍ是最小梯度场磁感应强度，&DＢ是磁场在成像层面视野内与中心正常值的最大偏移，Ｎ是影像的像素数，Ｄ是视野ＦＯＶ的直径。
&&& 假设，磁感应强度为0.15T，磁场均匀度为50ppm，影像矩阵为128&128。那么，在直径0.4m球体视野内成像，要求梯度场强度最小为：
&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&&& Gm＞0.15&50&10－６&128/0.4＝0.24&10－4T/cm
&&& 另一方面，为使每个像素产生充分大的信号，要求各组织体素的Ｔ*2比取样时间长得多 ，这等效于要求梯度磁场在一个像素上分配的大小比体素上的磁场非均匀性大得多。在上面的例子中，像素大小为３mm，若场的非均匀性为每像素0.2&T，梯度场在 一个像素上产生的磁场变化为２&T。那么，要求最小梯度场磁感应强度为0.7mT/m＝ 0.7&10－5T/cm。
&&& 成像要求的梯度场强度还受信噪比和射频带宽等因素制约。从这方面说，一般不希望梯度场强度大于实际需要的值。因为，成像要求的频带宽度与梯度场强度成正比，如果梯度场强度较大，对应的频带宽度也较大，但较宽频带引入较大噪声，并且，给品质因数高的窄频带射频线圈的调谐和匹配增加困难.
&&& 临床成像所用的梯度场磁感应强度一般为0.01～1.0&10－4T/cm，取上限时，在40cm视野内磁场的变化仅4&10－3T，远小于主磁场磁感应强度（0.1～2.0T ）。要求较大梯度场的场合，如快速发射回波平面成像和扩散成像的梯度磁感应强度可达(２～10)&10－4T/cm。这些应用中,对梯度电源也相应地有更高要求。
&&& 2.梯度线圈的性能和结构?
&&& (1)性能要求& ＭＲ成像的梯度场线圈应满足以下几方面的要求:
&&& ①建立的梯度场在成像视野内有良好线性特性& 如果梯度线圈产生的梯度场的线性范围 小于成像视野，将会导致影像发生空间畸变。所以，设计梯度线圈要求在给定的几何尺寸限制下，梯度场的线性范围至少大于成像视野。
&&& ②响应时间短& 梯度场从零上升到所需稳定值的时间称为梯度场的响应时间。响应时间应尽可能地短，因为响应时间决定或限制着成像系统最小可用的回波时间。最小回波时间的长短在梯度回波成像、回波平面成像、弥散成像、超薄层面成像、ＭＲ血管成像和ＭＲ频谱分析中有重要意义。
&&& ③功率损耗小& 梯度场线圈建立梯度场需要很大驱动电流。所以，驱动电源的电路中一般有高功率器件，并且，要为这些高功率器件采取有效散热措施。为了降低对这方面的要求，希望驱动电源在能建立需要的梯度强度的同时，电源的功率损耗尽量小。
&&& ④最低程度的涡流效应& 涡流指梯度场从零上升和从稳定值下降过程中在临近梯度线圈的 金属结构中感应的电流。涡流可能出现在其他线圈或超导磁体的低温恒温器的金属构件中。由这种感应电流产生的磁场对梯度场起干扰作用，使梯度场的线性度受到影响，这称为涡流效应。涡流效应导致伪影，表现为影像的区域性失真。ＭＲ成像系统设计中必须尽量避免梯度场的涡流效应，至少将涡流效应减小到最低程度。
&&& (２)梯度场线圈的结构&& ＭＲ成像需要3个正交的梯度磁场，因而需用3个梯度场线圈。设计线性梯度场线圈的关键在于确定适当的线圈几何形&
图5-32建立轴向梯度磁场的扁平线圈对&
&&& 状和载流导线的空间分布，使建立的梯度场的大小、方向和线性度在整个成像范围内满足要求。
&&& 建立Ｚ向梯度的线圈，载流导体一般绕制在能包围成像区域的圆筒上，圆筒的轴与磁场的Ｚ方向一致，一种常见结构如图5-32所示。这是半径为ｒ０的２个扁平线圈，间隔3r０的距离，同轴地***起来。2个线圈中的电流大小相等、方向相反。扁平线圈的厚度根据经验设计，再通过实验调整确定。&
图5-33 建立轴向梯度磁场的螺旋线圈&
为消除磁场的高次非线性分量，还需另加修正线圈，以得到更大的线性梯度场范围。
&&& 另一种Ｚ向梯度线圈，是将一根长导线由中心折转，在一个圆筒表面向两边对称地绕制成螺旋线，线匝密度在中间最低，沿轴线向两端去，线匝密度线性增加，如图5-33所示。为了补偿线圈长度有限引起的梯度线性度误差，需要在螺旋线两端额外增加线匝数。与扁平线圈对相比，螺旋线圈结构具有更大的Ｚ向梯度线性范围。Ｘ向梯度磁场和Ｙ向梯度磁场方向相互垂直，将产生Ｘ向梯度的线圈在ＸＹ平面扭转90&便可产生Ｙ向梯度。这就是说，用于建立Ｘ向梯度和Ｙ向梯度的线圈结构完全相同。
&&& 产生横向梯度磁场的一种方案是给4根位于一个四棱柱形的4个角上的平行直导线通过相等的同向电流。若用于产生Ｙ向梯度，4根导线平行于Ｘ轴，如图5-34所示。&
图5-34建立纵向梯度的平行直导线断面&
&&& ｒ０为直线导体与磁场轴向中心的距离。实际线圈当然要构成电流的闭合回路，４根直线导体的电流返回路径也是4根直线导体，分布在半径比ｒ０更大的圆周上。返回电流产生幅度较小的Ｚ向梯度分量，并且与正程电流产生的Ｙ向梯度方向相反，所以它使Ｙ向梯度的幅度有所减小。但是，由于正程电流与返程电流产生的杂散分量可以基本抵消，对Ｙ向梯度的线性度有所改善。
&&& 图5-35是建立横向梯度磁场的弧形线圈结构的示意图。&
图5-35 建立横向梯度磁场的鞍形线圈&
&&& 它用了4个鞍形线圈组成的线圈阵。在相对的弧形线圈中电流的方向相反。使弧形所对的圆心角为120&，并且，使一对鞍形线圈与另一对鞍形线圈轴向间隔的距离Ｚ０ 适当，可以消除梯度场的非均匀分量，改善梯度场的线性度。
&&& (3)涡流效应及补偿方法& 在ＭＲ成像中，驱动梯度线圈的输入电流波型是矩形脉冲， 响应这个矩形脉冲的梯度场的上升时间&是输入电流Ｉ和电压及线圈电感Ｌ的函数（&＝ＩＬ/Ｖ）。大多数成像序列要求约等于1ｍｓ的上升时间。 回波时间ＴＥ越短，要求梯度场的上升时间越短。
&&& 但是，由于可能出现涡流效应，即开、关梯度场时在邻近梯度线圈的导体（磁场线圈、匀场线圈、射频屏蔽和低温恒温器支架的金属）中产生出变化的感应电流。&
图5-36 涡流的影响反补偿&
感应电流反过来又产生出随时间变化的磁场叠加在梯度场上。这样，梯度磁场的上升和下降时间被延长，如图5-36所示。
&&& 涡流效应的影响程度与这些金属部件的几何配置和它们与梯度线圈的距离有关。超导磁体的梯度场的上升和下降时间相对比较长。涡流在ＭＲ影像上引起伪影有2种途径。一种是施加180&脉冲时读出梯度脉冲未充分衰减，从而引起偏离共振效应；一种是梯度场的空间变化引起信号的相位偏移。在ＭＲ频谱分析中，涡流效应的影响可引起基线伪影和频谱失真。
&&& 减小涡流效应的电补偿技术是给梯度线圈加一个补偿脉冲，它的前沿有一个上冲而后沿拖长,如图5-36所示。
&&& 它减小涡流效应的原理为：用d所示校正电流脉冲建立的梯度磁场来抵消受涡流感应磁 场b影响后的梯度磁场c，得到理想梯度场a。消除涡流效应的理想方法是采用自屏蔽梯度线圈，将梯度场完全限制在梯度线圈之内。
&&& 三、射频线圈
&&& 1.关于射频线圈的一般概念
&&& ＭＲ成像系统通过射频线圈发射电磁波对人体组织进行激发，人体组织中的ＭＲ信号通过射频线圈被检测。射频线圈被用于建立射频场的叫发射线圈，被用于检测ＭＲ信号的叫接收线圈。在ＭＲＩ中，同一射频线圈可以在序列周期内不同的时间分别执行发射和接收两种任务 ，在这种情况下，它既是发射线圈又是接收线圈。
&&& 磁共振成像的磁感应强度低的约为0.02 T，高场可达4.0 T，相应的工作频率处在0.85 MHz 到170.3MHz的射频波段。磁共振成像用的发射/接收线圈相当于广播、电视用的发射/接收天线。不同的是，广播、电视的发射地点和接收地点相距可达千百公里，接收天线处在发射的电磁波的远场中，发射天线和接收天线之间是行波耦合；行波的波长比收、发两地的距离小得多，行波的电场和磁场特性具有对等的意义。在ＭＲＩ中，射频线圈和人体组织之间的距离远远小于波长，接收线圈处在被接收的ＭＲ信号的近场区域，发射和接收之间不是行波耦合而是驻波耦合，驻波的电磁能量几乎全部为磁场能量。正因为这样，ＭＲ信号的接收和射频激励不能采用电耦合的线状天线，而必须采用磁耦合的环状天线，也就是射频线圈。线圈的传统定义是一系列连接起来的同心圆环或螺旋形导线。ＭＲ成像的射频线圈有多种变体，但任何一种线圈的功能不外乎建立射频场激发自旋系统的磁共振，或者接 收自旋系统在弛豫过程中产生的ＭＲ信号。
&&& 射频线圈发射电磁波的性能和接收电磁波的性能完全相同，这就是说，激发某位置的质子而发生磁共振的线圈，同样可以有效接收这个位置的ＭＲ信号。这种特性可以用一个矢量Ｃ来统一描述，它是线圈的几何参数和线圈环路上的电流以及线圈到一定位置的体素的距离的函数。Ｃ是线圈的灵敏度函数。因为能在线圈中产生感应电压的是被激发的磁化矢量的横向分量，所以，作为接收线圈，也是Ｃ的横向分量Ｃｘｙ决定接收信号的有效性。线圈可以设计成不同形式，然而有的射频线圈内可能有一些Ｃ＝０或Ｃ与磁场方向平行的位置，这些位置的Ｃｘｙ＝０。无论发射功率有多大，发射线圈不能激发这些位置的质子发生磁共振，接收线圈中不存在由这些位置发出的ＭＲ信号。设计射频线圈要避免在成像视野内存在Ｃｘｙ＝０的区域，并且要使Ｃｘｙ在成像视野内尽量大和尽量与位置无关。
&&& 2.射频线圈的基本类型
&&& (1)圆筒状线圈& 大脑成像用的圆筒线圈使用时套在头部。一般线圈直径 28cm，长度30 cm。胸腔、腹部或盆腔部位成像用的圆筒线圈尺寸较大，一般直径57cm，长度65cm。对圆筒线圈最重要的要求是成像视野内的灵敏度尽可能大并且均匀一致。否则，射频场强度随位置变化，使磁化矢量的翻转角和自旋进动相位与位置有关，这导致不均匀的激励和ＭＲ信号带有随位置而异的不同附加相位。不过，对射频场均匀性的要求不像对静磁场均匀性的要求那么苛刻��在成像视野内仅允许百万分之几的磁场非均匀性，而射频场的非均匀性可以在百分之几。目前，大多数ＭＲ成像技术只利用射频信号的幅度而不利用其相位，所以，附加相位变化一般不十分重要。在常规成像技术中，翻转角有几度误差不至于对影像质量产生多大影响。但是，在多回波成像中，随回波序号增大，累计的误差增大，影像质量有所下降。
&&& 圆筒状线圈按其内部结构有几种形式，下面只介绍其中的霍尔姆兹线圈和鞍形线圈。
&&& 霍尔姆兹线圈严格地讲是半径相等的一对同轴线圈，线圈平面相互平行，相间等于线圈半径的距离，两线圈并联，线圈电流相等。但是，&
图5-37 鞍形射频线圈
& 人们普遍都把有类似结构的线圈对称为霍尔姆兹线圈，而不管它们之间的距离。由于在ＭＲＩ中需要产生垂直于磁场的射频场，被成像部位要处在线圈对的两个线圈之间，这对线圈就不可能离得太近，所以，霍尔姆兹线圈的这一对线圈的距离实际大于线圈半径。
&&& 鞍形线圈的几何结构示于图5-37。
&&& 鞍形线圈是绕制在圆筒表面的一对弧形线圈，面对面对称地处于半径为ａ的圆筒表面，沿圆筒轴线方向的长度为2ｄ，与圆筒轴线的张角为２&，2个弧形线圈接成电流并联电路。这种射频线圈是化学分析中的标准射频线圈，在中心附近 射频场相当均匀。线圈的弧形段和直线段都对中心的射频场产生作用，直线段的作用随参数ｄ增大而增加。
&&& (2)表面线圈& 简单的表面线圈由圆形或者矩形导线环组成，用于眼睛或脊柱等靠近体表的组织或***的ＭＲ成像。在成像视野内表面线圈的灵敏度不是常数。在线圈表面附近灵敏度最大，远离线圈表面灵敏度逐渐减少。表面线圈的有效成像区域一般比圆筒状线圈的有效成像区域小
&&& 图5-38各种线圈接收灵敏度比较
&&& 原则上讲，表面线圈既可用于射频发射，也可用于ＭＲ信号接收。但是，因为作发射线圈产生的射频场在垂直于线圈平面的方向上存在梯度，不符合对成像区域进行等强度激励的要求。所以，表面线圈通常只用于进行信号接收，激励磁共振的射频波通过圆筒状线圈发射。表面线圈与体线圈配合起来应用在脊柱成像中最为普遍。靠近表面线圈的射频场边缘有矢量Ｃ平行于磁场的小区域，这里的信号检测灵敏度等于零，在ＭＲ影像上引起没有信号的暗区。&
图5-38 各种线圈接受灵敏度比较&
&&& 图5-38绘出了表面线圈轴线上的灵敏度曲线和鞍形头部及体部线圈的灵敏度曲线.头线圈和体线圈的灵敏度的变化比较平缓，在远离体表的深度上比表面线圈的灵敏度高。
&&& (3)射频线圈的等效电路& 射频线圈的特性可用集中参数的电阻、电感和电容元件组成的等效电路分析。对较低频率，线圈可等效成一个串联小电阻的电感。线圈的电感是线圈的几何参数的函数，可以计算或者测量出来。电感量随线圈的几何参数线性变化，例如，圆环线圈的半径加倍或导线的线径加倍，线圈的电感量成倍增加。
&&& 线圈的电阻是线圈损耗的电磁能量大小的度量。空载（未被人体组织填充）线圈的电阻就是线圈的导线的总电阻，通常非常小。在成像时有人体填充的有载状态下，由于交变电磁场在人体介质内引起涡流，与涡流有关的能量损耗也等效于一个电阻，大小与人体的电阻率和介电常数有关，与射频频率的平方成正比。人体组织的射频损耗比线圈本身的大得多。射频激励期间人体的等效电阻损耗的能量转变为热。在信号接收期间，&
图5-39 射频线圈的谐振和阻抗匹配&
&& 这个等效电阻决定人体组织生的噪声的大小。人体噪声随频率线性增大。但是，因为信号强度与频率平方成正比，所以，信噪比随频率升高而线性增大。这是磁场强度越高，成像系统的信噪比越高的一个原因。
&&& 射频线圈必须与发射电路和接收电路有效地耦合起来。这要求射频线圈谐振在磁共振频率上，并且与发射机和接收机有良好阻抗匹配。匹配与接收机的噪声特性有关。不过，&
图5-40 射频线圈的谐振曲线&
通常的匹配标准是将线圈的谐振阻抗调整到等于一固定电阻，一般是50&O电阻。
&&& 为了线圈谐振和阻抗匹配的目的，需要给线圈加上串联电容和并联电容，如图5-39所示。在要求较高的情况下，线圈与发射机和接收机之间的耦合通过匹配网络实现。
&&& 匹配良好的线圈谐振在要求的工作频率上，谐振点信号强度最大，如图5-40所示。
&&& 谐振曲线的尖锐程度用线圈的品质因数Ｑ＝&０Ｌ/Ｒ表征，Ｌ为线圈的电感，Ｒ为线圈的串联等效电阻。Ｒ越小品质因数Ｑ越高。线圈有负载时，等效串联电阻Ｒ增大，Ｑ值下降。在线圈的导线电阻可以忽略、等效电阻完全由人体组织的损耗决定的情况下，减小导线电阻来改善线圈特性没有多大意义。在工作频率高、线圈尺寸大的条件下会出现这种情况。在工作频率低、且线圈尺寸小的情况下，可以通过减小导线电阻改善线圈性能。
&&& 四、用户操作系统
&&& 1. 用户操作系统的组成
&&& 磁共振成像设备可允许用户介入的系统是成像操作系统和影像分析系统，成像操作系统也叫操作员系统，影像分析系统也叫医生系统。这2个系统由计算机和计算机终端组成。成像操作系统的计算机可用ＰＤＰ１１/２４，影像分析系统的计算机可用ＶＡＸ１１/７３０，或者与它们类似的计算机，计算机终端包括影像显示器和文件显示器、操作键盘、灰度 电位器和标尺移动装置。现阶段，大多数操作系统均采用鼠标来替代繁琐的键盘操作，具有良好的操作界面和快捷的操作方式。
&&& 成像操作系统的主要功能是数据采集和影像重建，影像重建通过指令在专用的阵列处理器中进行。
&&& 影像分析系统的主要功能是影像显示和诊断分析。通过字母键、特殊功能键输入指令和信息进行系统操作。使用不同的功能键显示不同的菜单，按照文本显示器的文字提示输入要求的信息，能够完成拟定的各种影像显示和影像分析任务。
&&& 成像操作和影像分析这两方面的功能，在有的ＭＲ成像设备中合并在一个系统里。我们按两个系统分开的情况介绍。
&&& 2.ＭＲ成像系统的用户软件功能
&&& ＭＲ成像系统提供的用户软件程序执行如下主要任务：
&&& (1)硬件控制& 控制程序用来确定射频发射机和射频接收机及梯度脉冲发生器等的工作参数，如射频脉冲和梯度脉冲的幅度、持续时间和脉冲时序，心脏射频接收机的选通时间和取样率等。这些硬件工作参数是根据操作员输入的成像序列参数具体确定的。输入的数据采集条件被装入序列控制器，它们被译成微程序指令对硬件进行驱动和控制。采集的数字化数据存入硬盘。硬盘空间的地址分配、数据文件名称的指定、数据向这些文件地址的传送，都由控制计算机自动处理完成。
&&& 控制计算机是成像系统的中央控制单元，它协调各分系统的工作，对梯度场系统和射频系统的硬件工作参数提供全面的软件控制，梯度场脉冲的幅度和时序、射频激励脉冲的幅度和时序、ＭＲ信号的取样都在控制计算机的管理下有条不紊地进行。控制计算机的微程序由定义明确的指令组成，执行特定的明确规定的任务。进行数据采集的每个成像序列都是由计算机适当选择这些指令组付诸实施。
&&& (2)系统调整& 系统调整程序在数据采集之前执行。系统调整的内容包括：①测量磁场中心质子的共振频率，并把射频发射机和接收机的工作频率设置在这个频率上；②针对被成像的人体部位进行射频线圈的调谐，使它谐振于质子的共振频率；③确定发射机射频输出功率，在这个发射电平上能产生最大ＭＲ信号，并根据这个ＭＲ信号的幅度确定接收机对信号的放大倍数或增益。
&&& 进行系统调整的目的在于使系统工作在最佳状态，然后开始成像过程，以期以尽可能高 的信噪比获取ＭＲ信号。
&&& (3)影像采集、重建、分析& 信号采集获得的原始数据经过阵列处理器进行傅里叶变换成为影像数据。在一个成像序列的数据采集结束后，系统自动或按操作员的命令执行影像重建程序。经过重建处理的影像数据可以在成像操作系统的显示器上以影像形式显示。这里，影像显示的目的在于观察影像的质量效果，或者，根据显示的影像确定下个成像序列数据采集的中心层面位置。
&&& 一个运行号（受检者人数的累计顺序编号）下的全部成像序列的原始数据经过重建处理 后，通过执行影像传输指令将处理过的影像数据传送到医生系统。影像的诊断和分析主要在这个系统进行。概括地说，影像分析就是从重建的影像数据中尽可能多地摄取有用的信息和使影像的描绘更适于观察、诊断。例如，利用采集的影像数据进行影像计算，可以得到并没有实际采集的回波的影像，获得显示单一组织参数的Ｔ１影像、Ｔ２影像和质子密度影像等。这些影像数据需要占用大量的存储空间。所以，影像分析系统应当有存储容量很大的磁盘。当然，并不是所有层面都要进行广泛地分析，着重进行分析的是对诊断有价值的层面。
&&& (4)文件管理& 文件操作程序执行磁盘文件存档、磁带文件装入和磁盘文件删除等操作。文件存档是指将数据从磁盘写入磁带或光盘，目的在于长期保存影像数据，或者保存成像系统的软件。当要重新启用被存档的数据时，反过来需要将影像数据从磁带或光盘写入分析系统的磁盘。
&&& 磁盘文件删除是从磁盘删掉不必要存储在磁盘中的影像数据，让出更大空间，以便存储从成像操作系统将传输来的新获得的影像数据。
&&& 3.成像操作过程
&&& 如前所述，影像数据是在计算机控制下自动采集的。这里所说的成像操作过程是指数据采集之前，操作人员要求系统所做的工作包括系统调整和输入数据采集条件两方面内容。
&&& 系统调整包括测量中心频率、确定发射功率电平和接收机增益，数据采集条件包括关于被检者的认证信息和组成数据采集方案的各种参数。
&&& (1)测量中心频率& 每个工作日开始时，在执行第1个数据采集序列之前，操作人员向系统输入当日的日期，接着测量确定磁场中心的共振频率。因为共振频率依赖于磁感应强度，但磁感应强度每天可能有不同于前一天的轻微改变。所以，每个工作日开始对共振频率进行搜索，以便有关系统按这个由测量确定的频率工作。测量中心频率时用一个特制的磁共振样品模型进行系统调整。在超导磁共振设备中，励磁时，需对磁共振中心频率进行精确校正。每次扫描前，系统会自动执行准备过程，确定最佳共振频率。
&&& (2)输入数据采集的条件信息& 中心频率确定之后，系统处于待调整状态。操作员通过计算机终端同计算机对话，输入被检查对象的认证信息、数据采集的序列方案和方案的具体参数。这些工作由新的运行编号开始。在某一次运行中，被检者的认证信息包括姓名、年龄、性别、体重、成像部位以及ＭＲ影像编号等。为了成像层面的解剖方位与磁场座标方向符合规定关系，必须告诉计算机被检者进入磁体是头还是脚朝前，在检查时处于仰卧还是俯卧或者侧卧的姿势。
&&& 数据采集的序列方案可能包括以下信息：接收线圈类型（头、颈、胸、腰、体、四肢、表面 ）、脉冲序列类型（ＳＥ、ＩＲ、ＧＲＥ）、层面方位（矢状、冠状、横断）、像素大小或空间分辨率、成像视野（像素大小&影像矩阵）、影像矩阵（128、256、512）、序列周期 （ＴＲ）、反转时间（ＴＩ）、回波时间（ＴＥ）、磁化矢量翻转角（&）、层面厚度、层面数、层面间隙、中心层面位置或成像区域偏移、采集次数（１、２、４、８、１６）。
&&& 具体输入哪些条件或参数根据实际情况决定。例如，梯度回波序列要输入磁化矢量的翻转角，ＳＥ序列和ＩＲ序列不要；ＩＲ序列要输入反转时间ＴＩ，其他序列不要。有制约关系的参数不必全部输入，如成像视野＝像素尺寸&影像矩阵，3个参数中只要输入任意2个，第 3个便被限定。
&&& 层面之间的间隙是相邻层面间隔的距离，层面之间间隙是为了消除多层成像相邻层面信号的相互干扰。对一个成像体域进行连续的多层面成像时，层面间隙为零。连续层面的影像存在偏体积效应或部分体积效应的影响。
&&& 中心层面位置或成像区域中心偏移是指被成像的组织区域中心与磁场中心在某个方向上的座标偏移。为了准确确定成像体域中心的位置，一般快速扫描序列产生定位影像，这里的快速扫描序列指ＴＲ很短、采集次数用最少的信号采集序列。定位影像有时是层面很厚的单层面影像。已经获得的某一方位的影像当然也可以用来确定其他方位成像区域中心。如果在定位影像上发现成像范围的中心偏离磁场中心太多，就要适当变动被检查的人体在磁体中的 位置。
&&& 需要注意，成像区域中心与中心层面位置并不重合，两者相差一个层面厚度的尺寸。另外，成像系统定义不同成像方位中心层面的方式有区别。所以，中心层面位置偏移量要按系统操作手册的规定办法确定，往往是定位像上确定的成像区域中心加上或减去一个层面的厚度。
&&& 在成像序列需要用心电信号进行触发的情况下，序列周期ＴＲ等于被检查被检者心脏搏动周期的整数倍。用心电信号控制数据采集的周期时间，目的是消除心脏运动引起的伪影。采用心电门控方法需要有获取心电信号并且把它与成像系统同步起来的装置。
&&& 输入需要的序列参数后，计算机要自动核实有无足够存储空间存放执行该序列将获得的原始数据或影像重建后产生的处理过的数据。若有足够空间，计算机便将成像序列及有关信息装入序列控制器，准备让系统按参数工作并进行数据采集。数据采集在完成系统调整步骤后开始。
&&& (3)系统调整过程& 被检者在磁体外仰卧或俯卧在检查床上，床板可沿磁场轴线方向平行移动，借助激光或普通光学装置使被检者进入磁体后被检查部位中心和磁场中心及射频线圈中心重合。直径大的体线圈在被检者被推入磁体前就安置在磁体中央。头 、颈、四肢和表面线圈等在磁体外与被检查部位配合安置，然后和被检者一起推入磁场空间。
&&& 为了有效地向人体发射电磁波和接收ＭＲ信号，射频线圈的阻抗必须和射频系统的发射机、接收机及连接线圈的电缆的阻抗相匹配，线圈的谐振频率必须和磁场中心的共振频率调谐一致。由于不同人体的个体差异或同一人体不同部位径围大小不同和组织成分不同等原因，人体组织作为线圈的填充介质呈现不同等效电容。这引起线圈被不同人体或部位加载后阻抗和 谐振频率不同的变化。因此，即使用同一线圈，对不同被检者或同一被检者的不同部位成像，线圈都需要重新进行调谐，以保证上述两方面的匹配要求。
&&& 成像线圈实际上是电感线圈和电容组成的并联谐振回路。回路调谐通过自动或手动方式改变电容器容量大小来实现。手动调谐的系统，系统偏离谐振的程度通常由一系列发光二极管显示出来，调谐时借助调谐杆改变电容量大小，直到这些发光二极管熄灭。
&&& 线圈调谐结束后，射频系统处于等待发射状态。操作人员继续通过与计算机对话，进行发射功率电平和接收机增益确定。发射机功率和接收机增益因线圈类型而异、因人而异。执行一个运行的第1个数据采集序列前，必须进行发射机功率电平和接收机增益两项调节，执行了一个数据采集序列后，如果下个序列的参数中，成像方位、中心层面位置、回波时间ＴＥ和序列周期ＴＲ之一与上一序列的不同，系统一般将只对接收机增益重新进行调节。如果成像方位和中心层面位置或层面厚度与前一序列不同，或者被检查的部位有变动，系统仍要进行发射机功率电平调节，从而接收机增益也要重新调节。这两项调节目的在于获得幅度在适当范围的较大ＭＲ信号，并且有尽可能高的信噪比。
&&& 系统调整过程在计算机控制下进行，在射频电平调节过程中，随发射机输出功率逐步增加，ＭＲ信号也相应地逐步增大。但是，接收的ＭＲ信号在达到某个最大值之后，又随发射电平继续增加而减小下来。成像系统就是根据这种信号响应曲线将峰值信号对应的发射电平确定下来，作为激励磁共振的射频脉冲幅度。射频脉冲以这个幅度能使 纵向磁化强度按成像序列要求的翻转角偏离主磁场方向。ＳＥ序列和ＩＲ序列分别要求90&和180&射频激励脉冲，梯度回波序列要求翻转角小于90&的射频激励脉冲。在接收机增益调节过程中，计算机从所有被成像的组织层面进行数据取样，由这些数据来确定接收机对影像信号的最佳增益或放大倍数，按这个增益放大接收的信号，接收机的输出电平比引起模/ 数转换器饱和的电平小３dB。
&&& 系统调整过程的具体步骤和允许操作人员参与的程度取决于成像系统的有关软件设计，不同 成像系统实现这些操作的方法和繁简程度可能完全不同。
&&& 系统调整完成之后开始影像信号的数据采集。数据采集过程完全在计算机控制下进行。
&&& (4)影像数据文件& 采集的原始数据存放在计算机的硬盘中，操作员键入影像重建的指令，影像重建程序将这些原始数据变为可显示的影像数据。进行影像重建的的数学运算的硬件电路是阵列处理器。它将各个层面的原始数据变换为空间的位置函数，对应于不同成像层面和各层面影像的像素阵列。
&&& 数据文件只包括影像数据和它的说明之间的对应关系隐含在影像文件的每一个顺序位置中。 处理过的文件包含来自每个体素的信号幅度，最终的影像以像素值被显示。一幅层面影像的 数据包含在一个文件中，各层面的影像数据顺序放在被指定的相邻磁盘区域。
&&& 一个被检者所有的影像被重建后，如果原始数据文件不必存档，就可将它从存储器中删 除，因为原始文件所占的内存空间2倍于对应的影像文件。为了有足够内存空间存放下个运 行号下的原始数据，已经过重建处理的前一运行号的原始文件应从操作员计算机内存中及时 删去。同样，已经传输到影像分析系统中的影像文件也要被及时删除。
&&& 4.影像分析系统
&&& (1)影像分析系统的功能& 影像系统的用户应用程序用于进行影像显示和影像分析。医生可以通过计算机键盘或鼠标以菜单方式或者命令方式进行操作。除标准的字母键盘外，影像分析系统的终端还设有一些特殊的功能键。有的功能键有对应的菜单，通过菜单的选择项进入所要求的功能。不同成像系统的功能键多少、名称可能不同，但不管怎样，它们一般有以下基本功用：
&&& ①查找磁盘上存有数据的被检者信息（姓名、年龄、ＭＲ编号、检查部位）；②查找某个被检者的全部影像资料加以显示并进行分析；③显示选出的被检者的某个方位（矢状、冠状或横断）的一幅影像；④显示与当前影像相邻的前/后层面的影像；⑤显示当前影像前一个序列（或回波）或后一个序列（或回波）的影像；⑥选择显示幅面格式；⑦显示灰度标尺；⑧调整全屏灰度或单幅影像灰度；⑨调节饱和度；⑩改变影像放大倍数；0调节影像中心在显示屏上的位置；0影像在显示器屏上的平移、旋转和反像；0影像的内插显示；0影像的像素显示；0显示指定的研究区域（矩形或圆形ＲＯＩ）；0影像文字和标识的显示；0统计ＲＯＩ内的灰度值、像素数；0测量ＲＯＩ内的信号强度；0影像计算，如由采集的影像计算Ｔ１值影像、Ｔ２值影像和质子密度影像；0测量角度、距离或面积；0自磁盘读出影像数据写入外存储器；0将存档的影像数据重新写入磁盘；0从磁盘删除不必要继续占用磁盘空间的数据。
&&& (2)与影像显示和影像分析有关的一些概念
&&& ①影像的灰度范围影像的灰度标尺描绘影像的最小像素和最大像素之间的亮度 分布比例。实际在屏幕上显示的影像灰度范围称为影像的窗。窗可以用窗的上限灰度值和窗 的下限灰度值定义，或者用窗中心灰度值和窗的灰度值范围宽度定义，这两种定义是一致的 ，它们之间存在以下关系：
&&&&&&&&&&&&&&&& 窗上限＝窗中心＋１/２窗宽
&&&&&&&&&&&&&&&& 窗下限＝窗中心－１/２窗宽
&&& 用第一种定义时，灰度标尺上显示出2条水平线，它们分别与灰度值上限和灰度值下限对应 。这2条水平线之间的灰度范围代表显示在屏幕上的影像的灰度值范围，也就是窗宽。灰度上限可通过亮度滑块调节，灰度下限可通过背景减除滑块调节。在有的磁共振仪器中， 窗宽、窗位以及影像大小的调节通过专门定义的三键鼠标实现。调节窗的上限和下限，或者通过改变窗的大小和窗中心位置，可以将影像的亮度和对比度调节到最适合于观察状态。
&&& 灰度尺的最大灰度值可以根据需要改变，这一切功能称为饱和度设定。通常，灰度尺的最大灰度值是信号强度最大的像素值。在影像上有金属引起的高强度信号，或以多幅显示强度相差悬殊的几幅影像时，通过饱和度设定来衰减高强度信号，以便能以灰度尺的较大亮度范围 描绘信号强度低的区域。
&&& ②影像显示方式内插显示方式中，影像的每个像素值是相邻像素值和放大倍数的函数。像素显示方式中影像的每个像素按它的实际灰度值显示。放大倍数大于１时，像素尺寸按放大倍数成倍复制。
&&& ③影像标识影像上的文字标记或标识扼要表示检查日期、医院名称、被检者的认证信息 、影像采集条件和影像文件等信息，以及说明解剖方位的字符。这些信息中的某些可以利用有关菜单项获知，也能以文字形式与影像一起显示出来。有的文字标识出现在影像的周边，有的可能列在图旁的说明栏中。图旁说明可提供被检者的认证信息和有关影像的许多参数，如层面厚度、矩阵大小、空间分辨率、采集次数、放大倍数、最大和最小相对像素值等。用户也可根据需要通过键盘操作对影像进行注释。
&&& ④影像统计ＲＯＩ内的统计功能是对一幅影像或指定的ＲＯＩ进行多种统计计算，如求框定的区域的绝对像素强度，计算和显示一个ＲＯＩ的直方图，直方图的水平轴代表相对像素强度，垂直轴代表不同强度的像素数。
&&& ⑤影像计算影像计算利用存在磁盘内的采集的影像数据计算新的影像。计算产生的影像有以下几种：
&&& a.Ｔ１值影像& Ｔ１值影像是组织Ｔ１值的平面分布图，用同一层面的ＴＲ不同的2 幅影像计算出来。这2幅影像的采集条件除ＴＲ不同外，ＴＥ、空间分辨率和接收机增益完全相同。计算时要 求正确输入这2幅影像的文件/影像序号。
&&& b.Ｔ２值影像& Ｔ２值影像是组织Ｔ２值的平面分布图，用ＴＥ不同的2幅影像计算出来。这2幅不同ＴＥ的采集影像必须是同一组织层面的影像，在相同的ＴＲ、接收机增益和空间分辨条件下获得。
&&& c.计算的强度影像& 这是用内插法或外插法计算的与采集的影像有不同ＴＲ或ＴＥ的强度 影像。计算时要输入的数据是Ｔ１值影像和Ｔ２值影像，所以，计算强度影像先要获得Ｔ１影像和Ｔ２影像。
&&& d.回波影像& 输入影像用2幅ＴＥ不同的同一层面的影像，计算出的影像与输入影像有不同的回波延时ＴＥ。
&&& e.质子密度影像& 这是质子密度相对值的平面分布图，输入影像是同一层面的1幅Ｔ１影像和1幅Ｔ２影像。
&&& f.加权平均影像加权平均影像是对几幅不同ＴＥ或不同ＴＲ的影像以不同的加权因子逐 个像素进行强度平均，目的是产生信噪比得到改善的影像。也可以对相邻层面的影像进行等 权重的加权平均，利用偏体积效应帮助描绘某些组织结构或病理组织。
&&& g.绝对差影像绝对差影像通过逐个像素计算2幅影像强度之差，对像素值之差的绝对值 的空间进行描绘，反映2幅影像的信息中的差异。
&&& h.对比度曲线对比度曲线用于研究ＳＥ序列和ＩＲ序列影像两种组织之间的对比度关系 。对比度曲线的纵座标为ＴＥ，横座标为ＴＲ。
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