发布时间 : 星期四 文章大型仪器上岗证磁共振MRI技师上岗证书精简版更新完毕开始阅读
根据线圈绕组或电流环的形式，射频线圈又可分为亥姆霍兹线圈、螺线管线圈、四线结构线圈（鞍形线圈、交叉椭圆线圈等）、 STR（管状谐振器）线圈和鸟笼式线圈（Bird Cage Coil）等多种形式。
鸟笼式线圈应用广泛，其充分的开放式设计（例如：鸟笼式头线圈内径可达28厘米），面线圈模式成像信噪比高，图像质量好，是除颅脑成像之外被广泛采用的模式。
3.4.3.4射频线圈的调谐
MRI设备的线圈只有谐振在氢质子共振频率时才能达到激发氢核和收到磁共振最大信号的双重目的。被检体（人体）进入线圈后，线圈的固有共振频率总会发生偏移，即出现所谓失谐
不但大大减轻患者的幽闭恐惧感，而且也大大增加了临床应用范围，鸟笼式头线圈的顶部通常配置有外视镜，可使患者仰卧位接受检查时可看到磁体外面的场景，充分体现人性化的设计理念，同时可用于脑功能磁共振成像时视频刺激画面的传送。
鸟笼式线圈现广泛应用于临床实践中，典型的八通道鸟笼式发射/接收头线圈内部结构实物图如图3-20所示。
3.4.3.3射频线圈的工作模式
MRI设备的射频线圈有发射和接收之分，这使得射频线圈在工作时必然出现下述三种不同的工作模式。
⑴体线圈模式
在这种模式下，射频脉冲的发射和磁共振信号的接收均由内置在磁体孔径中的体线圈（经常称其为“大体线圈”或“build in 体线圈”）完成。例如，行胸、腹、盆、双下肢等体部大范围步进成像时就可以利用这一模式。
⑵头线圈模式
指头线圈单独工作，即行头部磁共振成像时的情形。这时头线圈既是发射线圈又是接收线圈。由于大体线圈不能像其他线圈那样随时拆卸和更换，因而在头线圈模式下应采取措施将体线圈隔离。头线圈模式射频激发准确、精度高、射频场均匀性好，射频接收信噪比高，图像质量好。
例如：发射/接收两用的正交射频头线圈工作于头线圈模式，为头部提供专门的超均匀性的射频信号发射，可获得优异的图像质量，并且保障头部扫描时的射频发射专注于头部，而丝毫不影响其他部位。不但可以得到高质量的颅脑神经系统影像，而且可以广泛的应用于小儿、血管成像、头颈部以及足踝部并得到高信噪比影像。
⑶表面线圈模式
表面线圈通常只有接收功能，因此，使用表面线圈成像时只能用build in体线圈进行射频激发。所谓表面线圈模式就是指由大体线圈激发，而由表面线圈进行接收的工作模式。表（detuning）。因此，每次成像之前都要进行一次调谐（tuning）。调谐分为自动调谐和手动调谐两种，其中手动调谐只在个别线圈中使用。线圈的调谐一般通过改变谐振回路中可变电容的电容值或变容二极管的管电压（从而改变其电容值）两种方式来实现。MRI设备的调谐过程与收音机的选台非常相似，并常常伴有由机械调谐传动机构发出的“咔咔”声音。
3.4.3.5射频线圈系统的耦合及去耦
当射频线圈工作在表面线圈模式时，由于分别进行激励和信号接收的磁体内置体线圈和位于人体表的表面柔性线圈工作频率相同，二者之间极易发生耦合。如果体线圈发射的大功率射频脉冲被表面线圈所接收，形成耦合，则可能出现两种严重后果：一是由于感应电流太大而使表面线圈烧毁；二是可能使被检者所承受的射频能量过大，发生灼伤。因此，及时去耦是非常必要的，否则危害极大。
对于线性极化的体线圈，只需对表面线圈的几何形状进行一番调整，使其极面与体线圈相垂直，就可达到去耦的目的。但是，对于圆形极化的体线圈，无论如何设置表面线圈的方向，二者之间的耦合都是无法去除的。
尽管体线圈和表面线圈的谐振频率相同，但二者却是分时工作，即发射时不接收、接收时不发射，因此可以采用电子开关的方式进行动态去耦，即在扫描序列的执行过程中，给线圈施以控制信号，使其根据需要在谐振与失谐两种状态下轮流转换。当射频脉冲发射时，体线圈谐振、表面线圈失谐；而在射频接收阶段，体线圈失谐，表面线圈谐振。这种动态的调谐可使用开关二极管等电子元器件来实现。
与动态去耦相对应的静态去耦是指通过机械开关的通与断来控制和切换不同线圈的发射和接收电路。如头线圈模式中体线圈与头线圈间的去耦，通过头线圈射频插头的连接动作，直接将体线圈的发射和接收电路断开，并使其失谐。
3.4.4射频脉冲发射单元
射频脉冲发射单元由射频控制器、射频脉冲序列发生器、射频脉冲生成器、射频振荡器（射频脉冲源）、频率合成器、滤波放大器、波形调
制器、射频脉冲功率放大器、发射终端匹配电路及射频发射线圈等功能组件构成（图3-21）。
3.4.4.1射频发射系统的功能
在射频控制器的统一指挥下，提供扫描序列所需的各种角度和功率的射频脉冲。MRI中最常用的射频脉冲有900和1800两种，但是，各种小角度射频脉冲激励技术要求射频发射单元还要能够产生任意角度的射频脉冲进行 RF激发。由公式3-4可知：改变射频场B1的强度，就可改变RF脉冲的翻转角。在射频发射电际安全准则，来管理射频能量对人体的暴露和辐射，MRI设备也不例外，属于需要采取具体防范措施对射频脉冲发射单元的SAR值进行严格管理和控制，防止灼伤人体等不良事件的发生。
设置SAR值监控电路，可以实现射频能量在人体中累积过程的实时监测。当累积SAR值超过预先设定的安全值时，或者SAR值累积趋势在未来短期（比如6秒）和长期（比如60秒）时间内将会超标时，射频控制系统会自动启动安全机制，暂停RF波的输出和扫描。只有通过上述严格的路中，正是通过连续调整B1的幅度来改变RF脉冲翻转角的。
射频脉冲的频率就是处于该MRI设备中氢质子的共振频率。MRI设备的主磁场强度固定，则处于其中的氢质子共振频率也是固定不变的。但是，在带多核波谱仪的系统中，由于系
统还要对31P、3He、23
Na、13C等原子核进行激励，这就要求射频发射单元还能产生其它频率的电磁波（射频波、RF波）。上述射频脉冲均在射频振荡器中产生。
3.4.4.2射频发射系统的工作原理
由振荡器产生的RF波首先被送入频率合成器。RF波的频率在此得以校正，使之完全符合射频脉冲序列的需要。然后，标准频率的RF波进入调制器。调制器的作用是产生所需宽度和幅度的波形。在这一过程中，RF脉冲的幅度经过多级放大而得以提高。RF脉冲发射单元的最后一级为功率放大级，它输出一定发射功率的RF波，通过反馈电路可以实现精确控制RF波的目标。RF波需要通过一个阻抗匹配网络才能最终进入射频发射线圈并产生射频场B1，B1垂直于主磁场B0，使得RF脉冲能够将其能量耦合给共振的原子核而引起质子进动，从而激发出MR信号。
阻抗匹配网络在这里起谐振器、耦合器、缓冲器以及开关的多重作用。由于有些线圈（如体线圈和头线圈）既是发射线圈又是接收线圈，就必须通过阻抗匹配网络的转换。射频发射时，它提供的信号通路阻抗非常小（谐振通路），使射频线圈成为发射天线；而当射频接收时，它提供的信号通路阻抗非常大，射频线圈成为接收天线。
3.4.4.3特殊吸收比率的控制
特殊吸收比率（Specific Absorption Rate，SAR）是计量电磁波（无线电频率）辐射能量被人体实际吸收的计量尺度，以瓦特/每千克(W/kg)或毫瓦/每克(mW/g)来表示。世界各国政府普遍采用由独立科学机构所制定的全面国
“安保”措施，才能确保射频脉冲发射单元对人体是安全的。
3.4.4.4射频功率放大器和射频场
射频脉冲功率放大器是射频脉冲发射单元的关键部件。一般要求它不仅能够输出足够的功率，还要求它有一定宽度的频带、非常好的线性和可重复性。此外，功率放大器的运行必须是非常稳定、耐久、以及可靠的。
当射频脉冲的功率足够大时，产生的射频场才能使受激发层面内质子群的宏观磁化强度矢量M在最短的时间内翻转。一般来说，射频脉冲的宽度τ要比人体组织的T2短很多，这样脉冲作用期间的弛豫效应方可忽略不计。
3.4.4.5射频发射线圈
为了产生理想的射频场，射频发射线圈的设计应使得它所产生的射频场尽可能均匀，且在共振频率处有极高的Q
谐振电路的品质因素）值。射频发射线圈的Q值越高，其能量转换率越高，射频脉冲电能转化为射频磁场能量的效率就越高。在MRI设备中，射频发射/接收线圈的性能不仅取决于所用的元器件和电路形式，还决定于它的几何形状以及分布参数的利用技术。
3.4.5射频脉冲接收单元
质子弛豫释放出的信号被射频接收线圈接收，经过前置放大器放大转至射频相敏（相位敏感）检波器解调，从信号中过滤出接近Larmor频率波形，再经A/D转换器将波形转换成数字信息，经计算机处理最后形成MR信号。
3.4.5.1射频脉冲接收信号电压的计算 射频激励脉冲关断后，共振质子的磁化强度矢量M就要回到其平衡态位置，从而在射频接收线圈中产生自由感应衰减（Free Induction Decay，FID）信号。下面以900RF脉冲过后M的自由进动为例来推导线圈中信号电压的表达式。
由法拉第电磁感应定律，可知横向磁化进动时在射频接收线圈内产生的感应电动势ε为
∣ε∣
=
（公式3-5）
公式3-5中，Ф为通过线圈总面积的磁通量。于是，线圈两端的感应电压u为
u=Qε
（公式3-6）
公式3-6中，Q为接收线圈的品质因数，ε为横向磁化进动时在射频接收线圈内产生的感应电动势。
振信号中。射频脉冲序列在激发和信号读出阶段由梯度脉冲分别进行了频率和相位编码，使得信号的频率和相位特性实质上代表了体素的空间位置。为了在图像重建时能够还原出体素的空间信息，信号采样前就必须用硬件的办法将二者加以区分。这就是采用相敏检波器的原因。
检波电路的作用通常是将交流信号变为脉动的直流信号，其输出信号的幅值与交流信号之幅值成正比。在MRI设备的射频接收系统中，一般采用两个相敏检波电路进行相位检测（如图3-26所示），在这两个相敏检波电路的输入端分别馈射频接收线圈中得到的信号，实际上是质子群的静磁化强度矢量M0的横向分量的虚部和实部，分别对应于M0的y和x分量（My和Mx）。
3.4.5.2射频脉冲接收单元的功能和组成 射频脉冲接收单元的功能是接收人体产生的磁共振信号，并经适当放大和处理后供数据采集系统使用。射频脉冲接收单元由信号接收（前置放大器、混频器、中频放大器）、信号处理（相敏检波、低通滤波器）、射频接收控制器等电路组成（图3-22）。
3.4.5.3射频前置放大器
射频前置放大器是射频脉冲接收单元的重要组成部分。从射频接收线圈中感应出的FID信号只有微瓦（μW）数量级的功率，这就要求射频前置放大器既要有很高的放大倍数，又要有很小的噪声。具体地说，前置放大器要对1μV以下的信号发生反应。同时，在工作频率附近要求有较为平坦的频率响应，并在很大范围内有足够的线性放大特性。在放大器的安全性能方面，它至少应能接受1V左右的过载，且过载后可在小于1μs的时间内迅速恢复。
3.4.5.4射频混频器
FID信号经前置放大器放大后到达混频器。为了提高射频前置放大器的灵敏度与稳定性，在这里多采用外差接收的方法，使信号与本机振荡频率混频后产生一个中频信号，即将射频信号的高频率转换至较低的中间频率上，类似于广播电台的信号在收音机中的调频过程。该信号经中频放大器进一步放大后送往相敏检波器。
3.4.5.5射频相敏检波器
相敏检波又叫正交检波。对于频率和相位均不同的信号，相敏检波电路有很高的选择性，因而可得到较高的信噪比（SNR），也就有可能将其用在信噪比小于1的信号累积的实验中。磁共振成像体素的空间位置信息均包含于磁共入由射频接收控制器产生的、与信号有00或900相位差的参考电压1和参考电压2，就可在输出端分别获得质子群的静磁化强度矢量M0的实部（Mx）和虚部（My）信号，该检出信号的幅值分别正比于输入信号的振幅和相位，Mx和 My信号经两个低通滤波器，滤除其中混杂的交流成分后直接送到信号采集系统的模数转换器（ADC）进行数字化转换。由此可见，全数字化射频系统的应用，使得高频噪声不再进入信号频谱。
3.4.6射频屏蔽
MR扫描仪使用的射频脉冲对邻近的精密仪器产生干扰，同时人体磁共振信号非常微弱，易于受到外界射频信号如电视广播信号、无线电及各种噪音等的干扰。因此，必须安装射频屏蔽，以避免互相干扰。射频屏蔽由铜铝合金或不锈钢制成，并密封地安装于扫描室墙壁，天花板及地板，窗口用铜网，拉门接缝贴合紧密，整个屏蔽间与建筑物绝缘，只通过一根电阻符合要求的导线接地。
射频系统的发射单元按照成像质子在主磁场中的拉莫尔频率发射射频脉冲，是MR成像的激励源，射频系统的接收单元则在成像质子的弛豫阶段接收磁共振信号。由于射频发射单元的功率高达数千瓦，工作时产生的射频脉冲又处于电磁波谱的米波段，极易干扰与其邻近的无线电设备；而射频线圈接收的磁共振信号功率仅为纳瓦级，极易受到干扰而被淹没。因此，MRI设备的磁体间必须安装有效的射频屏蔽，既要防止射频发射单元的射频输出泄漏到磁体间之外，又要防止磁体间外空间中的电磁波“窜进”磁体间干扰磁共振信号，因此射频屏蔽不能发生任何泄漏。MRI设备磁体间的射频屏蔽对射频波的衰减要求在90dB～100dB以上。
常见的射频屏蔽用铜板或不锈钢板制作，并镶嵌于磁体间的四壁、天花板及地板内，以构成一个完整的、密封的射频屏蔽体。上述六个面之间的接缝应当全部叠压，并采用氩弧焊、无磁螺
钉等工艺连接。地板内的射频屏蔽还需进行防潮、防腐和绝缘处理。需要强调的是，所有屏蔽件、以及射频屏蔽之外的装修装饰材料均不能采用铁磁材料制作，例如不能使用铁钉，必须采用铜钉或者钢钉。
磁体间门和墙壁间的屏蔽层要密切贴合，观察窗的玻璃面需用铜丝网或双层银网屏蔽体，其网面密度的选择要满足网面网孔的孔径小于被屏蔽电磁波波长。电磁波的频率越高，要求其网孔的孔径越小。进出磁体间的照明电源线、信号线等均应通过射频滤波器（一般由MRI设备厂家和屏蔽施工厂家提供专门的波导板（Penetration Panel），以有效地抑制射频干扰。所有进出磁体间的空调送风管、空调回风口、氦气回收和泄出管等在穿过射频屏蔽层时必须通过相应的波导管。此外，整个屏蔽体须通过独立设置的接地点单独接地，其接地电阻值要小于规定值。
射频屏蔽工程完成后，应邀请具备国家认可资质的相关专业机构按国家标准对工程质量进行检测。门、观察窗、波导孔、波导管和滤波器等屏蔽效果薄弱环节的周围需要重点测试。总的要求是各墙面、开口处对15～100MHz范围内信号的衰减不能低于90dB。
第4章 磁共振成像质量及其控制 4.3 磁共振成像的伪影
4.3.1概述
与其他医学影像技术相比，MRI是出现伪影最多的一种影像技术。所谓伪影是指在磁共振扫描或信息处理过程中，由于某种或几种原因出现了一些人体本身不存在的图像信息，可以表现为图像变形、重叠、缺失、模糊等，致使图像质量下降的影像，也称假影或鬼影
（ghost）。MRI检查中伪影主要造成三个方面的问题：使图像质量下降，甚至无法分析；掩盖病灶，造成漏诊；出现假病灶，造成误诊。正确认识伪影并采取相应的对策对于提高MRI临床诊断水平非常重要。
MRI出现伪影的原因与其扫描序列以及成像参数多、成像过程复杂有关。由于原因不同，所产生的伪影表现和形状也各异。只有正确了解伪影产生的原因以及各种伪影的图像特征，方能有效地限制、抑制以至消除伪影，提高图像质量。
根据伪影产生的原因，可分为装备伪影、运动伪影和金属异物伪影。
4.3.2装备伪影
装备伪影是指机器设备系统本身产生的伪影。它包括机器主磁场强度、磁场均匀度、软件质量、电子元件、电子线路以及机器的附属设备等所产生的伪影。装备伪影主要取决于生产厂家设计生产的产品质量以及某些人为因素，如机器设备的安装、调试以及扫描参数的选择，相互匹配不当等。与机器设备有关但主要由操作者掌握的各种参数，如TR、TE、矩阵、观察野等出现偏差也可出现伪影。
4.3.2.1化学位移伪影
化学位移伪影是化学位移所产生的伪影。磁共振成像是通过施加梯度磁场造成不同部位共振频率的差异，来反映人体组织的不同位置和解剖结构。脂肪中质子和水分子内氢质子的共振频率不同，脂肪质子比水质子的共振频率约低
3.5ppm，相当于150Hz/T，在1.5T的设备中其进动频率差别约为225Hz。
在MR图像的频率编码方向上，MR信号的是通过施加频率编码梯度场造成不同位置上质子进动频率差别来完成空间定位编码的。MRI一般以水质子的进动频率为中心频率，由于脂质子的进动频率低于水质子的进动频率，在傅里叶变换时，会把脂质子进动的低频率误认为空间位置的低频率，这样在重建后的MR图像上脂肪组织的信号会在频率编码方向上向梯度场强较低的（进动频率较低）的一侧错位。而水质子群不发生移位，这种移位在组织的一侧使两种质子群在图像上相互分离而无信号，而另一侧因相互重叠表现为高信号（图4-5）。化学位移伪影在沿含水组织和脂肪组织界面处，表现为无信号的黑色和高信号的白色条状或月牙状影像。例如肾和肾周围脂肪之间一侧为黑色，而另一侧为白色的化学位移伪影。
化学位移伪影的特点包括：j在一般的序列上该伪影出现在频率编码方向上，在EPI序列上可出现在相位编码方向上；k化学位移伪影出现在脂肪组织与其他组织的界面上；l脂肪组织与其他组织的界面与频率编码方向垂直时，化学位移伪影比较明显；m脂肪组织的信号向频率编码梯度场强较低的一侧移位；n其它条件相同时，主磁场强度越高，化学位移伪影也越明显。
化学位移伪影的对策很多，主要包括以下四个方面：
⑴增加频率编码的宽度
频率编码带宽也就是采样带宽，在参数调整界面可以进行设置。在主磁场强度一定的情况下，水质子与脂质子的进动频率差别是固定不变的，以场强为1.5T设备为例，脂肪和水的化学位移约为225Hz，如果矩阵为256′256，频率编码带宽为