MR成像基础理论及成像原理(下)

·使用工厂提供的专用匀场软件依次输入空间各点的场强测量数值，计算匀场参数，软件会输出匀场片尺寸选择以及空间放置位置的具体方案；·安装工程师依据上述方案，在软件指定的专用卡槽的位置上插入指定尺寸的匀场片，并用无磁螺钉固定，进行匀场操作；·匀场操作过程需要反复进行多次，为了达到理想的磁场均匀性，一般需贴补数十个匀场片才能达到设计和应用要求。

一般1.5TMRI设备的被动匀场工作需要一个工作日，而3.0TMRI 设备则可能需要数天才能完成。

⑷被动匀场安全规范匀场片在场强为2.0T的磁体孔洞内，磁体对它的作用力将会增至其自身质量的200倍，即重100g的匀场片在磁体中将承受20kg的磁力作用。

因此，匀场操作前后，应严格遵守安全规范。

例如，匀场时磁体附近只留一人操作；匀场人员必须戴厚手套，穿专用工作服和工作鞋，佩戴防护眼镜等；每次只处理一小块铁片；匀场过程当中以及前后要彻底清理现场等。

3.2.6.3主动匀场和匀场线圈任何磁体都不会产生绝对均匀的磁场，而磁场的不均匀性会降低MRI系统的性能，因此可使用均匀线圈以补偿因不可控制的环境因素及其他不可避免的因素所引起的主磁场的非均匀性和缺陷，以使主磁场更均匀。

主动匀场（active shimming）又称为有源匀场，是指利用匀场线圈（shimming coils）通以电流，产生小磁场，并通过适当调整匀场线圈阵列中各线圈的电流强度，使其周围的局部磁场发生变化来调节改善静磁场的不均匀性，以提高静磁场整体均匀性的过程。

在每次MRI扫描前还可主动调整，以进一步提高磁场的均匀性。

匀场线圈的制作非常精细，其作用范围也比较局限。

因此，通过主动匀场可获得磁场高度均匀的成像空间。

主动匀场是对磁场均匀性进行精细调节的方法。

在表3-1中可看到0.35T、1.5T和3.0TMRI设备磁场均匀性的典型数值。

⑴匀场线圈匀场线圈一般位于磁体中心，梯度线圈之外，多由铌钛（NbTi）合金制成。

匀场线圈分为超导型和常导型。

超导型匀场线圈与主磁场线圈置于同一低温容器中，其电流高度稳定，且不消耗电能，属于高品质匀场手段。

常导型匀场线圈使用广泛，但要消耗能量，其匀场效果受匀场电源质量的限制。

匀场线圈由若干个小线圈所组成。

这些小线圈分布在柱状匀场线圈骨架表面，构成以磁体中心为调节对象的线圈阵列。

由于线圈的大小不同，通电时产生的磁场也不同，因而对主磁场的影响程度就不一样。

反映匀场线圈性能的主要参数有电流调节能力（ppm/A）、最大场强调节范围（ppm）、以及匀场线圈数量。

⑵匀场电源匀场电源质量对于主动匀场的效果起着至关重要的作用。

匀场电源波动时，不仅匀场目的达不到，主磁场的稳定性也会被破坏。

因此，在MRI设备中匀场线圈的电流均由高精度、高稳定度的专用电源提供。

这种电源不仅可通过设备控制面板进行调控，也可通过标准硬件接口，由系统软件进行精细的调整，并可设定远程监控和控制。

3.2.6.4磁场测量磁场测量是MRI设备安装阶段的重要工作之一。

所得数据不仅是励磁和匀场工作的重要依据，也是帮助现场安装工程师监测新磁体运行状况的重要手段之一。

磁场测量需要专门的设备和方法。

⑴磁场测量仪器匀强磁场测量最常用的两种方法是霍尔探头法和磁共振法。

高斯计（Gauss meter）是专门用于磁感应强度（B）测量的仪器，按照测量方法可分为霍尔探头高斯计和磁共振法高斯计。

在磁共振成像系统的磁场测量中，磁共振法高斯计的使用最为广泛。

⑵磁场测量方案磁场测量在励磁结束2～3小时，磁场强度达到稳定值后再进行。

磁场测量常以一定直径的、与磁体同心的球形空间为基准或参照范围。

球体表面任意一点至磁体中心的距离相等，有利于布置高斯计探头，并容易建立相关数学模型进行计算和表达。

上述球形空间的直径常用DSV（diameter of spherical volume）表示，并将上述球体直接称为DSV。

常用的DSV有10cm、20cm、30cm、40cm和50cm等几种。

在MRI微成像和波谱分析中，会用到更小的DSV。

在磁场均匀性的测量中，高斯计探头布置在不同直径DSV的表面，以反映该DSV所在空间的磁场状况。

在DSV确定的前提下，测量点的选取方法常用的有9平面法（每圆周8点测量）、11平面法（每圆周12点测量）、23平面法（每圆周24点测量）等。

磁场的基础测量采用11平面法，这样可为将要进行的被动匀场提供更多更准确的匀场信息。

⑶高斯计使用注意事项磁场测量使用的仪器主要是高斯计或场强仪，其次是与之配套的探头固定架和前置放大器等。

磁场测量的结果直接关系到MRI磁场匀场后最终的均匀程度。

因此，仅有先进的测量方法和测量仪器是不够的，还必须正确使用磁场测量仪器。

需要注意的事项有：①探头固定架用胶木等非磁材料制成，起固定、旋转和伸缩高斯计探头的作用，使用时须紧固在与磁体相连接的检查床面上。

②高斯计主机箱不可置于磁体旁边，应至少远离磁体3m以上，最安全的方法是移至磁体间外。

③高斯计主机箱与前置放大器、测量探头间用带屏蔽功能的50 同轴电缆相连。

④高斯计使用前预热15分钟以上，否则有可能。

MR成像技术篇—基础篇（6）第3章磁共振成像系统的构成3.3梯度系统美国纽约州立大学石溪分校化学和放射学系教授保罗·劳特布尔(Paul C. Lauterbur)于1973年提出在主磁场内附加一个不均匀的磁场，即引进梯度磁场来改变MRI成像空间各点的磁场强度，再用适当的电磁波照射这一物体，这样根据物体释放出的电磁波就可以绘制成物体某个截面内部的二维核磁共振图像。

随后英国诺丁汉大学物理系教授彼得·曼斯菲尔德（Peter Mansfield）又进一步验证和改进了这种方法，并发现不均匀磁场的快速变化可以使上述方法能更快地绘制成物体内部结构图像。

此外，他还证明了可以用数学方法分析这种方法获得的数据，为利用计算机快速绘制图像奠定了基础。

他们两人共同获得2003年诺贝尔生理学或医学奖，以表彰他们在如何用核磁共振技术拍摄不同结构的图像上获得了关键性发现。

这些发现导致了在临床诊断和医学研究上获得突破的核磁共振成像仪的出现。

由此可见，梯度系统（gradient system或gradients）在MRI设备的发明和应用中占据着关键和重要的位置。

梯度系统是指与梯度磁场相关的电路单元和相关系统。

它的功能是为MRI设备提供线性度优良、可达到高梯度磁场强度（又称梯度场强度）、并可快速开关的梯度场，以便动态地、依次递增地修改主磁场B0的磁场强度，实现成像体素的空间定位和层面的选择。

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关重聚作用。

3.3.1梯度系统和梯度磁场的组成3.3.1.1梯度系统的组成梯度系统由梯度线圈、梯度控制器、数模转换器（DAC）、梯度放大器（又称梯度电源）和梯度冷却系统等部分组成。

各部分之间的关系如图3-8所示。

梯度线圈和放大器均有双套设计方案，现有MRI设备中按照其梯度组合方式和工作模式可分为单梯度放大器单梯度线圈、双梯度放大器单梯度线圈、单梯度放大器双梯度线圈等三种梯度类型MRI设备。

3.3.1.2梯度线圈与梯度磁场的组成MRI设备至少需要三个相互正交（X、Y、Z方向）的梯度磁场作为图像重建的空间定位和层面选择的依据。

梯度线圈绕在主磁体和匀场补偿线圈内，它由三组线圈组成，梯度场的方向按三个基本轴线X、Y、Z轴方向设计，这三个相互正交的任何一个梯度场均可提供层面选择梯度、相位编码梯度、频率编码梯度三项作用之一，而这三个方向的梯度场的联合使用可获得任意斜面的MR图像。

MRI设备中分别由X、Y、Z三个方向的梯度线圈以及为梯度线圈提供“动力”的梯度放大器来提供这三个梯度场。

⑴Z向梯度线圈（Gz）产生z向梯度场的线圈G z可以有多种形式，最简单的是所谓马克斯威尔对。

这是一对半径为的环形线圈。

当两线圈的间距等于时，线圈得到最好的线性。

另外，如果在两线圈中分别通以反向电流，便可使中间平面磁场强度为零。

如今，这种线圈被广泛地用来产生z梯度场。

图3-9即表示如此绕制的z向梯度线圈G z。

图3-10是G z所产生的磁场。

图中的符号“⊙”和“×”分别表示线圈电流的方向：前者为电流穿出纸面，后者为电流离开读者而进入纸面。

用右手螺旋法则可知，两端线圈产生不同方向的磁场：一端与B0同向，另一端与其反向，因而与主磁场叠加后在Z轴方向上以磁体中心为原点分别起到加强和削弱主磁场B0的作用。

⑵X向和Y向梯度线圈（G x和G y）为了得到与Gz所产生的Z向梯度磁场正交的X向、Y向梯度磁场，人们研究电磁学中著名的毕奥—萨伐尔（Biot - Savart）定律，实验观察无限长导体周围的磁场，发现使用四根适当放置的导线组成包围面积为S的、具有一定形状的封闭电流线圈通以电流后便可产生特定方向的磁场，这就是MRI设备需要的Ｘ向和Ｙ向梯度磁场。

进一步研究发现该封闭电流线圈产生的磁场在线圈几何形状确定的前提下，其产生的磁场方向固定并且只与线圈中的电流有关。

由此制造出Ｘ向和Ｙ向的鞍形梯度线圈。

根据对称性原理，将G x围绕Z轴旋转900就可得到G y。

因此，G x和G y线圈的设计可以归结为同一线圈的设计问题。

图3-11和图3-12提供G y线圈及其所产生的Ｙ向梯度场的示意图。

图3-11中四个对称设计的鞍形梯度线圈中流过的是同一电流，且该线圈的鞍形几何形状使其能够产生所需的Ｙ向梯度场。

MRI设备中三套梯度线圈的关系如图3-13和图3-14所示。

3.3.1.3梯度控制器和数模转换器梯度控制器（gradient control unit，GCU）的任务是按系统主控单元的指令，发出全数字化的控制信号，该控制信号包含有梯度电流大小的代码，由数模转换器（digital to analogue converter，DAC）接收并“解读”后，立即转换成相应的模拟电压控制信号，据此产生梯度放大器输出的梯度电流。

MRI设备不仅要求梯度磁场能够快速启停，而且要求其大小和方向均可改变。

从硬件上讲就是要求它有良好的脉冲特性。

在梯度系统中，对梯度放大器的数字化精确控制正是由GCU 和DAC共同完成的。

DAC是数模转换器的英文缩写，是将数字量变为模拟量输出的器件。

DAC的精度（分辨率）由输入端的二进制数的位数来决定。

例如，如果输入为16位二进制数，则它的分辨率就是2-16= 。

目前梯度系统大多采用16位的DAC，即它对梯度电流强度的控制精度可以达到梯度电流输出满刻度的，这样MRI设备对梯度的控制能够做到非常精确，并且可重复性很好。

3.3.1.4梯度放大器每组梯度线圈都有它们各自的驱动电源——梯度放大器，在梯度控制器的计算机控制下随时开关，精确调节供应给梯度线圈的电源，以便获得精确的梯度磁场，因此梯度放大器又称梯度电源。