磁共振MRI技师上岗证书精简版

致“鬼影”（ghosting）（图3-16）的产生，降低了影像质量。

为了克服涡流的负面影响，可以采取的措施有：

2在主梯度线圈与磁体之间增加一个辅助梯度线圈。它产生的梯度场同主梯度线圈的梯度场相反，从而使合成梯度为零，避免了涡流的形成。但是，这种方案将使梯度线圈的成本和功耗成倍增加。

2由公式3-1可知，增大R可使τ减小，最大差别来表示，即使用每米长度内梯度磁场强度差别的毫特斯拉量（mT/M）来表示。在线圈确定时，梯度场强度由梯度电流强度所决定，而梯度电流强度又受梯度放大器的最高输出功率限制。

按照拉摩尔方程ω= γ B，质子的共振频率等于磁旋比与静磁场强度的乘积。因此，静磁场的轻微变化必然使受检组织的共振频率随之产生变化，在固定的静磁场上附加一个线形的梯度场，虽然该梯度场相对于静磁场来说非常微弱，但还即可加快涡流的衰减。因此，还可使用高电阻材料来制造磁体，以阻断涡流通路，从而使涡流减小。

2在梯度电流输出单元中加入RC网络，预先对梯度电流和梯度场进行补偿（图3-17），以改善梯度场波形的线性特性。

3.3.2梯度磁场性能指标

梯度磁场（简称为梯度场。其主要性能指标有：有效容积、线性、梯度场强度、梯度场切换率、以及梯度场上升时间等。其中梯度场强度和梯度场切换率是梯度线圈性能的重要评价指标。

3.3.2.1有效容积

梯度场的有效容积又叫均匀容积，也可称为有效作用范围。有效容积就是指梯度线圈所包容的、其梯度场能够满足一定线性要求的空间区域。只有这一区域能够稳定用于MR成像，它一般位于磁体中心，并与主磁场的有效容积同心，因此该参数通常以磁体中心为原点，以X、Y、Z三轴方向的数值来表示梯度场的有效作用范围。梯度线圈通常采用鞍形线圈设计，其有效容积仅能达到总容积的60%左右，因此如何提高梯度线圈均匀容积范围及其工作效率是梯度线圈设计中追求的目标。因为梯度线圈的均匀容积越大，则其在Ｘ、Ｙ、Ｚ三轴方向上不失真成像区的视野范围（Field Of View，FOV

）相应地就越大。对于1.5TMRI设备其典型值为Ｘ3Ｙ3Ｚ=40cm340cm345cm。

3.3.2.2梯度场线性

是衡量梯度场动态地、依次平稳递增性能的指标。线性越好，表明梯度场越精确，空间定位、选层、翻转激发也就越精确，图像的质量就越好。一般来说，梯度场的非线性不能超过2%。

3.3.2.3梯度场强度

梯度场强度是指梯度磁场强度能够达到的最大值，一般采用单位长度内梯度磁场强度的是会使受检体形成不同共振频率的空间分布坐标。例如在1．5T的主磁体场强下，由于梯度线圈绕向相反，其梯度场分别为+25Gs和-25Gs。因此，在磁体孔径内一端的场强为15 025Gs，另一端则为14 975Gs。质子在15 000Gs场强下旋进频率为63.87MHz。选择不同频率的射频脉冲可选择相应层面的组织。改变梯度场强和射频脉冲的带宽，就可选择层面厚度。在X、Y、Z三个方向上施加梯度场可对冠状、矢状和横断面进行层面选择，如其中之一用于层面选择梯度，则另两个分别用于相位和频率编码。相位编码与频率编码可对每个体素进行空间定位，每个体素与象素是对应的、黑白灰度不同的MR图像。梯度场强度越高，就可以选择越薄的扫描层厚，体素就越小，影像的空间分辨率就越高。对于1.5T超导MRI设备其典型值为50mT/M（毫特斯拉/米）。

图3-18为梯度场强度示意图，条状虚线表示均匀的主磁场B0，斜线表示线性梯度场△B；两条线相交处为梯度场中点，该点梯度场强为零，不引起主磁场强度发生变化；虚线下方的斜线部分表示反向梯度场，造成主磁场强度呈线性降低；虚线上方的斜线部分为正向梯度场，造成主磁场强度呈线性增高。有效梯度场两端的磁场强度差值除以梯度场施加方向（X、Y、Z三轴方向）上有效梯度场的范围（长度）即表示梯度场强，即：

梯度场强（mT/M）＝梯度场两端的磁场强度差值/梯度场的有效作用长度 （公式3-2）

3.3.2.4梯度场切换率和梯度上升时间 梯度场切换率是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量，常用每秒每米长度内梯度磁场强度变化的毫特斯拉量（mT/m/s）来表示。切换率越高表明梯度磁场变化越快，也即梯度线圈通电接通电流后梯度磁场达到预设值所需时间（梯度上升时间，也称梯度爬升时间）越短。图3-19为梯度场切换率示意图。梯度场的变化可用梯形来表示，梯形中只有中间的矩形部分才是有效的，矩形部分表示梯度磁场已经达到预定值并持续存在，梯形的左腰表示梯度线圈通电后梯度

场强逐渐增高、直至到达预定值，用t表示梯度场增高到预定值所需的时间。

梯度场切换率（mT/m/s）＝梯度磁场预定强度/ t （公式3-3）

梯度场切换率就是梯形左腰的斜率。斜率越大，即梯度切换率越高，梯度磁场强度爬升越快，所需的爬升时间（即梯度上升时间）越短，就可以进一步提高扫描速度，从而实现快速或超快速成像。

梯度系统作为MRI设备的核心和关键部件，快速或超快速成像技术的发展可以说是直接得益于梯度线圈和梯度系统性能的改进。目前配备单梯度放大器的超导1.5T MRI设备的梯度磁场强度最高已达50mT/m，一般可在25mT/m以上；梯度切换率最高可达200mT/m.s，一般可在120mT/m.s以上。配备双梯度放大器的超导1.5T MRI设备的梯度磁场强度最高可达66mT/m，梯度切换率达到200mT/m.s。

当然，由于梯度磁场的剧烈变化会对人体造成一定的影响，特别是引起周围神经刺激，因此其性能高低直接决定着MRI设备的扫描速度（时间分辨率）、最小扫描层厚（空间分辨率）、XYZ三轴有效扫描范围、影像的几何保真度。同时，它的性能还同扫描脉冲序列中梯度脉冲波形的设计有关，即一些复杂序列还要依赖梯度系统来实现。MRI设备对梯度系统的要求就是梯度场强高、梯度上升速度快、梯度切换率高、梯度线性度、梯度输出波形的准确度高及其可重复性好、梯度效率和利用率高。

3.3.3梯度磁场的作用

梯度磁场系统是磁共振成像系统核心之一，它利用梯度场线圈来产生相对主磁场来说较微弱的在空间上变化的磁场，这个随空间位置变化的磁场叠加在主磁场上。

3.3.3.1 梯度磁场的功能

对MRI信号进行空间编码，以确定成像层面的位置和成像层面厚度；产生MR回波（梯度回波）；施加扩散加权梯度场；进行流动补偿；进行流动液体的流速相位编码。

3.3.3.2梯度磁场应具备的条件

所形成的梯度场在成像范围内具有良好的线形特征；切换时间即梯度场从零上升至预定的稳定值所需时间亦即响应时间要短，响应时间长短会限制成像系统最小可用的回波时间；功率损耗小，建立梯度场须驱动电源电路中所有高功率元件产生强大电流，并须给高功率元件散热，因此在达到预定梯度场强的条件下，电源功耗须尽量小；最低程度涡流效应。涡流效应可导致影像失真，因此必须尽量降低涡流效应的影响。

梯度线圈性能的提高对于MR超快速成像至关重要，可以说没有梯度线圈的进步就不可能有超快速序列。SS-RARE、Turbo-GRE及EPI等超快速序列以及水分子扩散加权成像对梯度场的场强及切换率都有很高的要求，高梯度场及高切换率不仅可以缩短回波间隙加快信号采集速度，还有利于提高图像的SNR，因而近几年梯度场强和切换率不是越高越好，是有一定限制的。

3.4射频系统

3.4.1射频系统的组成和作用

在MRI设备中，射频系统负责实施射频（Radio Frequency，RF）激励并接收和处理射频信号，即MR信号。射频系统不仅要根据不同扫描序列的要求编排组合并发射各种翻转角的射频脉冲，还要接收成像区域内1H（氢质子）、31P、3He、23

Na、13C等的磁共振信号。磁共振信号只有微伏（μV）的数量级，因而射频接收系统的灵敏度、放大倍数、抗干扰能力都要非常高。

射频系统主要由射频脉冲发射单元和射频脉冲接收单元两部分组成，其中包括射频发射器、射频功率放大器、射频发射线圈、射频接收线圈、以及低噪声射频信号放大器等关键部件。射频系统的作用是发射射频脉冲，使磁化的质子吸收能量产生共振，并接收质子在弛豫过程中释放的能量，而产生MR信号。

3.4.2射频脉冲

为使位于静磁场B0中受检体内的氢质子产生磁共振，必须在B0的垂直方向上加入射频场B1。在MRI设备中，B1是在射频控制系统的控制下，由射频放大器输出射频电流脉冲激励射频线圈，以射频电磁场脉冲（即射频场B1）的形式发射出去。

3.4.2.1射频脉冲的种类

MRI设备中的射频激发可分为选择性激发和非选择性激发两种。其中选择性激发主要在2DFT（二维傅立叶变换）方法中用来确定扫描层面，而在3DFT（三维傅立叶变换）成像中用非选择性方法激励整个成像容积。强而窄的RF脉冲，其谱带较宽，常用于非选择性激励。弱而宽的RF脉冲，其谱带较窄，常用于选择性激励。

3.4.2.2射频脉冲的波形形状

在研究射频激发脉冲波形时，如果能在时域中构造一个sinc函数（谱函数）是最理想的，但是，在电路上实现sinc函数并非容易，因而时域

方波的选择性尽管没有sinc函数好，但由于它的宽度比较容易控制，电路实现相对容易，因而在MRI设备中被大量采用。

3.4.2.3射频脉冲可激发频率范围的计算 时域方波脉冲的激励范围由其波宽或脉冲持续时间τ所决定。宽度为τ的方波，可激发ω0± 范围内的频率，即射频脉冲所覆盖的频率与脉宽成反比：射频脉冲越宽，其覆盖的频率范围越窄，脉冲的选择性就越好；脉冲越窄，覆盖的频率范围越宽，脉冲的选择性越差，但可用这种脉冲进行非选择性激励。由此可见，建立射频磁场的射频线圈叫发射线圈；用于检测MR信号的射频线圈叫接收线圈。在MRI中射频线圈可在成像序列周期内不同时间分别完成发射和接收两种任务，这种射频线圈既是发射线圈又是接收线圈，如内置在磁体内部的体部线圈等。有的线圈只用于接收MR信号，如大部分表面线圈。

射频线圈的敏感容积及其与被检查组织的距离直接决定着图像的质量，线圈的敏感容积越大，图像信噪比越差，噪声越大，反之信噪比越高，噪声越小，为兼顾成像的信噪比和敏感容积，根据人体各个部位的不同形状、大小，需要制成不在短脉冲的作用下，所有感兴趣的核可在瞬间全部被激发。

3.3.2.4质子群的静磁化强度矢量在射频脉冲作用下其翻转角度的计算

在MRI设备中，质子群的静磁化强度矢量M0不仅受到磁体产生的主静磁场B0的作用，而且还要受到射频脉冲产生的射频场（B1）及其本身弛豫的影响。在讨论以上三者对M0的作用时，一般都假设它们的作用是彼此独立发生的。这里我们仅考虑射频脉冲对M0的单独作用。

实施射频脉冲激励后，M0受B1场的作用而偏离平衡位置的角度α为：

α = γB1τ （公式3-4） 由公式3-4可见，通过调节射频场强度B1

和脉冲宽度τ两个量，可使M0翻转至任意角度。由于通常情况下成像序列中射频脉冲的脉宽τ决定着RF脉冲的选择性，因此，MRI设备中仅用射频场强度B1来控制翻转角的大小。

习惯上，把使M0偏离稳定位置（B0方向）900

和1800的RF脉冲分别称之为900和1800脉冲，使其转动α角的脉冲就是α脉冲。900和1800脉冲是MRI中使用最多的脉冲。由上式可见，要使M0翻转1800，所需射频场的能量要比使M0翻转900所需脉冲的能量大一倍。

在MRI设备中，射频脉冲的宽度（决定激发的频率选择范围）和幅度（决定受激发后的翻转角度）都是由计算机和射频控制单元实施全数字化精密控制的。

3.4.3射频线圈

3.4.3.1射频线圈的概念

射频线圈（RF coil或RF resonator）既是氢质子、31P、3He、23Na、13C等发生磁共振的激励源，又是磁共振信号的探测器（以下讨论均以氢质子为例）。因此，射频线圈有发射线圈（transmit coil）和接收线圈（receive coil）之分。无论是发射线圈还是接收线圈，它们所处理的都是同频率的射频信号。用于发射射频

同尺寸和类型的线圈，以获得最佳图像质量。

⑴射频线圈的发射过程

射频放大器产生的激励脉冲通过射频线圈转换为在成像空间横向旋转的、具有一定频率（质子发生磁共振物理现象的频率）和功率的电磁波，即射频磁场B1，射频磁场的能量被特定质子和原子核（例如氢质子）选择性的吸收，完成“能量交换”，被检体内的氢质子因此受到激励而发生共振并产生磁共振信号。

⑵射频线圈的接收过程

射频线圈中的谐振电路以及相关的射频前置放大器将发生共振质子的进动行为的变化—磁化矢量M转换为电信号，再次完成“能量交换”，从而采集到所需要的磁共振信号。因此，我们可以将射频线圈理解为一种特殊的“换能器”或“能量交换器”。

3.4.3. 2线圈的种类

MRI设备中使用的射频线圈种类繁多，可按不同方法进行分类。

⑴按功能分类

射频线圈可分为发射/接收两用线圈以及接收线圈。

2发射/接收两用线圈：即将发射线圈和接收线圈制作合成在一起，头线圈、以及内置于磁体孔径内部的大体线圈是两用线圈设计。这类线圈工作时，要通过电子线路在发射和接收之间进行快速切换。

2接收线圈：只负责接收。大部分表面柔软线圈都是接收线圈（如：体部表面柔软线圈），四肢线圈有的仅是接收线圈、也有的是发射/接收两用线圈（如：膝关节线圈）。对于接收线圈，其射频脉冲发射和激励的工作一般交给内置于磁体内的发射/接收体线圈来统一完成。

⑵按适用范围分类

根据线圈作用范围的大小可将其分为全容积线圈、部分容积线圈、表面线圈、体腔内线圈、相控阵线圈五类。

2全容积线圈∶全容积线圈是指能够整个地包容或包裹一定成像部位的柱状线圈，一般为圆桶状。全容积线圈主要用来激励和接收较大容积的组织的MR信号，用于大体积组织或器官的大范围成像，如大体线圈和头线圈。大体线圈套装在磁体孔洞内，成为磁体的一个组成部分。

阵线圈（phase array coil）及大面积软体线圈。

实际上，大面积软体线圈也是一种相控阵线圈，它由单独的小线圈按不同的需要排列成不同类型的阵列，组成一个线圈组，制成不同的形状，且具有很大的敏感容积和信噪比。相控阵线圈的每个小线圈都有各自的接收通道和放大器，各小线圈组合方式可根据需要选择，每个线圈同时采集信号后将所有的信号组合在一起共同重建成一幅大视野的图像，相阵控线圈具有成像视野大，信噪比和分辨力高等优点。

全容积线圈最重要要求就是在成像范围内其灵敏度大且均匀一致。如果射频场强度不均匀，将对图像质量产生不良影响，尤其是在多回波成像序列时更明显。

全容积线圈按其内部构造结构划分又有两种类型：霍尔姆兹线圈和马鞍形线圈。

霍尔姆兹线圈：是半径相等的一对同轴线圈，线圈平面相互平行，相间大约等于线圈的半径，两线圈并联，线圈电流相等。

鞍形线圈：是绕制在圆桶表面的一对弧形线圈，此种线圈在中心附近射频场相当均匀，射频的弧形段和直线段均对中心的射频场产生作用。

2表面线圈∶表面线圈是一种可紧贴成像部位旋转的接收线圈。表面线圈形状各异，其常见结构为扁平型或微曲型。表面线圈既可用于激励和接收小容积组织内部的信号，如眶部线圈、乳腺线圈等；也可用于显示靠近体表或较小的解剖结构，如眼眶和脊柱等。表面线圈由圆形或矩形组成。表面柔软线圈是近年来出现的新型线圈，在线圈放置时有最大的自由度，主要用于表浅组织和器官的成像。

表面线圈所覆盖的成像范围内场强的不均匀以及该类线圈在成像野内的灵敏度不均匀直接导致了接收信号的不均匀，在影像上的表现是越靠近线圈灵敏度越高，越靠近线圈的组织越亮；距线圈越远灵敏度越低，越远离线圈的组织越暗。表面线圈有效成像范围通常比全容积线圈的有效成像范围小。

表面线圈通常只用于接收信号、激励磁共振的射频波通过圆桶状线圈发射，如用体线圈发射，表面线圈接收MR信号用于脊柱成像。接收线圈必须与发射的射频相匹配。但接收线圈与发射射频之间相互作用可损伤线圈本身，并使射频发射野发生变形，现在这些问题都有了相应的解决办法。

近年来为提高表面线圈的功能，扩大其应用范围，又开发出了一些新的表面线圈：相控

2部分容积线圈∶部分容积线圈是由全容积线圈和表面线圈两种技术相结合而构成的线圈。这类线圈通常有两个以上的成像平面。

2体腔内线圈∶体腔内线圈是近年来出现的一种新型小线圈。使用时须置于人体有关体腔内，以便对体内的某些结构实施高分辨成像。从原理上来说，体腔内线圈仍属表面线圈。例如：直肠内线圈用于前列腺磁共振成像和磁共振波谱（MRS）成像。

2相控阵线圈∶相控阵线圈是由两个以上的小线圈或线圈单元组成的线圈阵列（array）。这些线圈可彼此连接，组成一个大的成像区间，使有效空间增大；各线圈单元也可相互分离，每个线圈单元可作为独立线圈应用。

⑶按极化方式分类

可分为线（性）极化和圆（形）极化两种线圈。线极化的线圈只有一对绕组，相应射频场也只有一个方向。而圆形极化的线圈一般被称为正交线圈，它的两个绕组工作时接收同一磁共振信号，但得到的噪声却是互不相干的。这样，如果对输出信号进行适当的组合，就可使线圈的信噪比提高，故正交线圈的应用非常广泛。例如磁体内置的发射/接收体线圈就是正交线圈，此外还有正交头线圈等。

⑷按主磁场方向分类

射频场B1的方向应该与主磁场B0相垂直。由于主磁场B0有纵向磁场（如超导磁体和常导磁体的磁场）和横向磁场（如永磁体的磁场）之分，射频场B1的方向也要随之而变。体现在体线圈设计上就需采用不同的绕组结构。螺线管线圈（solenoidal RF antenna）和鞍形线圈

（saddle-shaped RF antenna）是体线圈的主要形式，螺线管线圈主要用于横向静磁场的磁体中；鞍形线圈用于纵向静磁场的磁体中，也是磁体内置大体线圈的绕组形式。

⑸按绕组形式分类