下面是范文網(wǎng)小編收集的磁共振成像仿真平臺(tái)設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)3篇 功能性磁共振成像實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)，供大家品鑒。

磁共振成像仿真平臺(tái)設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)1

　　一、磁共振成像基本原理

　　1．磁共振現(xiàn)象微觀領(lǐng)域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋產(chǎn)生小磁矩，類似于 小磁棒。質(zhì)子數(shù)或中子數(shù)至少有一個(gè)為奇教的大量原子核可在靜磁場(chǎng)中體現(xiàn)出宏觀磁化 來(lái)，其磁化矢量與靜磁場(chǎng)同向。而每單個(gè)原子核在靜磁場(chǎng)中做著不停的進(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)（一方面不 斷自旋，同時(shí)以靜磁場(chǎng)為軸做圓周運(yùn)動(dòng)），進(jìn)動(dòng)頻率(precession frequency)（即質(zhì)子每秒進(jìn)動(dòng)的次數(shù)）為(00一/Bo，7為原子核的旋磁比(對(duì)于每一種原子核，7是一個(gè)常數(shù)且各不相同，如氫質(zhì)子7值為/T)，Bo為靜磁場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)大小。人體含有占比重70%以上的水，又由于氫質(zhì)子磁矩不為零，這些水中的氫質(zhì)子是磁共振信號(hào)的主要來(lái)源，其余信號(hào)來(lái)自脂肪、蛋白質(zhì)和其他化合物中的氫質(zhì)子。對(duì)靜磁場(chǎng)中的質(zhì)子群沿著垂直于靜磁場(chǎng)的方向施加某一特定頻率的電磁波——其頻率在聲波范圍內(nèi)，故稱為射頻(radio frequency，RF)-原來(lái)的宏觀磁化就會(huì)以射頻場(chǎng)為軸發(fā)生偏轉(zhuǎn)（章動(dòng)），其偏轉(zhuǎn)角度取決于射頻場(chǎng)的施加時(shí)間、射頻強(qiáng)度和射頻波形。當(dāng)然，一個(gè)關(guān)鍵條件是：射頻的頻率必須與靜磁場(chǎng)中的質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率一致。宏觀磁化發(fā)生章動(dòng)的實(shí)質(zhì)是質(zhì)子群中一部分質(zhì)子吸收了射頻的能量，使自己從低能級(jí)躍遷到了高能級(jí)。這種現(xiàn)象即稱為原子核的磁共振現(xiàn)象。如果將此時(shí)的宏觀磁化進(jìn)行二維分解，會(huì)發(fā)現(xiàn)射頻激勵(lì)的效果是使沿靜磁場(chǎng)方向的磁化矢量（縱向磁化）減小，而垂直于靜磁場(chǎng)方向的磁化（橫向磁化）增 大了。RF脈沖有使進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子同步化的效應(yīng)，質(zhì)子同一時(shí)間指向同一方向，處于所謂“同相”，其磁化矢量在該方向上疊加起來(lái)，即橫向磁化增大。使質(zhì)子進(jìn)動(dòng)角度增大至90。的RF脈沖稱為90。脈沖，此時(shí)縱向磁化矢量消失，只有橫向磁化矢量。同樣還有其他角度的RF脈沖。質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)角度受RF脈沖強(qiáng)度和脈沖持續(xù)時(shí)間影響，強(qiáng)度越強(qiáng)、持續(xù)時(shí)間越長(zhǎng)，質(zhì) 子的進(jìn)動(dòng)角度越大，且強(qiáng)RF脈沖比弱RF脈沖引起履子進(jìn)動(dòng)角度改變得要快。

　　2．弛豫及弛豫時(shí)間短暫的射頻激勵(lì)（一般為幾十微秒）以后，宏觀磁化要恢復(fù)到原始的靜態(tài)。從激勵(lì)態(tài)恢復(fù)到靜態(tài)要經(jīng)歷一個(gè)與激勵(lì)過(guò)程相反的兩個(gè)分過(guò)程，一個(gè)是橫向磁化逐漸減小的過(guò)程（即為橫向弛豫過(guò)程，T2過(guò)程）（圖6-1）；另一個(gè)是縱向磁化逐漸增大的過(guò)程（縱向弛豫過(guò)程，T1過(guò)程）（圖6-2）?？v向弛豫過(guò)程的本質(zhì)是激勵(lì)過(guò)程吸收了射頻能量的那些質(zhì)子釋放能量返回到基態(tài)的過(guò)程。能量釋放的有效程度與質(zhì)子所在分子大小有關(guān)，分子過(guò)大或很小，能量釋放將越慢，弛豫需要的時(shí)間就越長(zhǎng)。如水中的質(zhì)子，場(chǎng)強(qiáng)下弛豫時(shí)間>4000毫秒；分子結(jié)構(gòu)處于中等大小，能量釋放就很快，T1就短，如脂肪內(nèi)的質(zhì)子，場(chǎng)強(qiáng)下弛豫時(shí)間僅為260毫秒左右。橫向弛豫過(guò)程的本質(zhì)是激勵(lì)過(guò)程使質(zhì)子進(jìn)動(dòng)相位的一致性逐漸散相（即逐漸失去相位一致性）的過(guò)程，其散相的有效程度與質(zhì)子所處的周圍分子結(jié)構(gòu)的均勻性有關(guān)，分子結(jié)構(gòu)越均勻，散相效果越差，橫向磁化減小的越慢，需要的橫向弛豫時(shí)間(T2)就越長(zhǎng)；反之，分子結(jié)構(gòu)越不均勻，散相效果越妤，橫向磁化減小越快，T2就越短。

　　3．自由感應(yīng)衰減磁共振成像設(shè)備中，接收信號(hào)用的線圈和發(fā)射用的線圈可以是同一線圈，也可以是方向相互正交的兩個(gè)線圈，線圈平面與主磁場(chǎng)Bo平行，其工作頻率都需要盡量接近Larmor頻率。線圈發(fā)射RF脈沖對(duì)組織進(jìn)行激勵(lì)，在停止發(fā)射RF脈沖后進(jìn)行接收。RF脈沖停止后組織出現(xiàn)弛豫過(guò)程，磁化矢量只受主磁場(chǎng)Bo的作用時(shí)，這部分質(zhì)子的 進(jìn)動(dòng)即自由進(jìn)動(dòng)，因與主磁場(chǎng)方向一致，所以無(wú)法測(cè)量，而橫向磁化矢量垂直并圍繞主磁場(chǎng) 方向旋進(jìn)，按電磁感應(yīng)定律（即法拉第定律），橫向磁化矢量的變化，能使位于被檢體周圍的接收線圈產(chǎn)生隨時(shí)間變化的感應(yīng)電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個(gè)感應(yīng)電流經(jīng)放大即為MR信號(hào)。由于弛豫過(guò)程橫向磁化矢量的幅度按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應(yīng)電流 為隨時(shí)間周期性不斷衰減的振蕩電流，因而它是自由進(jìn)動(dòng)感應(yīng)產(chǎn)生的，被稱為自由感應(yīng)衰減(free induction decay，F(xiàn)ID)。90。脈沖后，由于受縱向弛豫(T1)和橫向弛豫(T2)的影響，磁 共振信號(hào)以指數(shù)曲線形式衰減，如圖6-3所示，其幅度隨時(shí)間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛 豫速率(l/T2)。

　　圖6-3 自由感應(yīng)哀減信號(hào)及其產(chǎn)生

　　4．空間定位磁共振信號(hào)的三維空間定位是利用施加三個(gè)相互垂直的可控的線性梯度磁場(chǎng)來(lái)實(shí)現(xiàn)的。根據(jù)定位作用的不同，三個(gè)梯度場(chǎng)分別稱為選層梯度場(chǎng)(Gs)、頻率編碼 梯度場(chǎng)(Gf)和相位編碼梯度場(chǎng)(G。)；三者在使用時(shí)是等效的，可以互換，而且可以使用兩個(gè)梯度場(chǎng)的線性組合來(lái)實(shí)現(xiàn)某一定位功能，從而實(shí)現(xiàn)磁共振的任意截面斷層成像。(1)選層：沿靜磁場(chǎng)方向疊加一線性梯度場(chǎng)Gs可以選擇發(fā)生磁共振現(xiàn)象的人體斷層層 面，RF的頻帶寬度與梯度場(chǎng)強(qiáng)度共同決定層厚（圖6-4）。層厚與RF帶寬呈正相關(guān)，與梯度強(qiáng)度呈負(fù)相關(guān)；

　　圖6-4射頻帶寬與選層梯度場(chǎng)共同決定層厚

(2)頻率編碼：沿選定層面內(nèi)的X方向疊加一線性梯度場(chǎng)Gf，可使沿X向質(zhì)子所處磁場(chǎng)線性變化，從而共振頻率線性變化，將采集信號(hào)經(jīng)傅立葉變換后即可得到信號(hào)頻率與X方向位置的線性一一對(duì)應(yīng)關(guān)系，如圖6-5所示。(3)相位編碼：沿選定層面內(nèi)的Y方向施加一線性梯度場(chǎng)G。（時(shí)間很短，在選層梯度之 后，讀出梯度之前），則沿Y方向的質(zhì)子在進(jìn)動(dòng)相位上呈現(xiàn)線性關(guān)系，將采集信號(hào)經(jīng)傅立葉 變換后，可以得到Y(jié)向位置與相位的一一對(duì)應(yīng)關(guān)系，如圖6-6所示。

　　實(shí)際的序列中還有一些梯度場(chǎng)不起空間定位作用，主要有相位平衡梯度、快速散相梯度、重聚相梯度等。

　　5．成像方法磁共振成像方法指的是將人體組織所發(fā)出的微弱的磁共振信號(hào)如何重建成一幅二維斷面圖像的方法，主要有點(diǎn)成像法、線成像法、面威。紜法，缽薇『成繚法等。

(1)點(diǎn)成像法：對(duì)每個(gè)組織體素信號(hào)逐一進(jìn)行測(cè)量成像的方法，主要包括敏感點(diǎn)法和場(chǎng)聚焦法。

(2)線成像法：一次采集一條掃描線數(shù)據(jù)的方法，主要包括敏感線成像法、線掃描以及多線掃描成像法、化學(xué)位移成像法等。

(3)面成像法：同時(shí)采集整個(gè)斷面數(shù)據(jù)的成像方法，主要包括投影重建法、備種平面成像法以及傅立葉變換成像法等。

(4)體積成像法：在面成像法的基礎(chǔ)上發(fā)展起來(lái)的，不使用選層梯度進(jìn)行面的選擇，而 是施加二維的相位編碼梯度和一維的頻率編碼梯度同時(shí)對(duì)組織進(jìn)行整個(gè)三維體積的數(shù)據(jù)采 集和成像方法。磁共振的成像方法很多，但選擇RF脈沖的帶寬和形狀，使之能激發(fā)一個(gè)已知的頻帶，并控制梯度場(chǎng)來(lái)選取一個(gè)點(diǎn)、一條線、一個(gè)層面，甚至選取整個(gè)成像體積來(lái)獲得信號(hào)，是各種 成像方法的共同點(diǎn)。任何一種成像法的實(shí)現(xiàn)，均與機(jī)器的軟硬件設(shè)計(jì)緊密相關(guān)。

　　二、磁共振成像脈沖序列

　　一幅灰度磁共振圖像的實(shí)質(zhì)有兩個(gè)：①每個(gè)像素與人體組織體素之間的一一對(duì)應(yīng)關(guān)系，即對(duì)獲取到的MR信號(hào)進(jìn)行空間定位；②是每個(gè)像素的灰度值的確定，即盡量使正常組織 和病變組織在圖像上體現(xiàn)出較大的明暗差別（對(duì)比度）來(lái)。磁共振脈沖序列(pulse sequence)就是為了解決第二個(gè)問(wèn)題的。根據(jù)病變組織和正常組織之間的多個(gè)參數(shù)（密度、T1、T2、含氧量、擴(kuò)散系數(shù)、彈性、溫度、流動(dòng)效應(yīng)等）的不同，研發(fā)出不同的脈沖序列，通過(guò)不同的灰度更好地顯示出病變組織和正常組織之間的對(duì)比。所謂脈沖序列就是通過(guò)對(duì)射頻脈沖的幅度、寬度、波形、軟硬以及時(shí)間間隔、施加順序、周期等和梯度磁場(chǎng)的方向、梯度大小、空間定位作用的協(xié)調(diào)控制與配合施加的總稱，目的是獲取符 合診斷要求的圖像來(lái)。目前的脈沖序列名目繁多，各個(gè)公司推出的序列名稱總計(jì)大概有100多種，出現(xiàn)了許多同質(zhì)不同名的序列，如同為快速自旋回波序列，可稱為TES(turbo SE)、FSE(fast SE)、RISE(rapid imaging SE)。按照MR信號(hào)的類型脈沖序列可劃分為三大家族：自由感應(yīng)衰 減(free induction decay，F(xiàn)ID)序列家族、自旋回波(spin echo，SE)序列家族、梯度回波(gra-dient echo，GE)序列家族。自由感應(yīng)衰減序列家族利用FID信號(hào)來(lái)進(jìn)行重建圖像。晟早期的磁共振序列就是這 一家族的部分飽和(partial saturation，PS)脈沖序列，又稱為飽和恢復(fù)(saturation recovery，SR)脈沖序列，其序列形式如圖6-7所示。實(shí)際上它是TR時(shí)間極長(zhǎng)（3～5倍T1時(shí)間）而 TE極短（為0）的SE序列，因此圖像反映的是完全的質(zhì)子密度像，與CT圖像反映的組織參數(shù)相同。

　　圖6-7部分飽和恢復(fù)序列(FID)自旋回波序列家族中的SE序列是目前臨床中最基礎(chǔ)、最常用的序列，其序列形式如圖6-8所示。

　　該序列可以通過(guò)采用相應(yīng)的TR時(shí)間和TE時(shí)間來(lái)獲取不同的組織參數(shù)加權(quán)像，使得正常組織和病變組織（或兩種組織）之間的不同參數(shù)的差別體現(xiàn)在圖像對(duì)比度上，比 如人腦內(nèi)的腦白質(zhì)和腦灰質(zhì)，二者的密度參數(shù)很接近，因此反映密度參數(shù)的CT圖像上二者 灰度很接近，不能很好地分辨。但二者的T1和T2參數(shù)差別較大，因此通過(guò)配合改變TR和TE時(shí)間，可以獲得腦部的T1加權(quán)像或T2加權(quán)像，在這些圖像上，灰質(zhì)和白質(zhì)將有著較大的對(duì)比。一般，較長(zhǎng)的TR和較長(zhǎng)的TE，獲得T2加權(quán)像(T2WI)；較短的TR和較短 的TE，獲得Tl加權(quán)像(TIWI)；較長(zhǎng)的TR和較短的TE，獲得質(zhì)子密度加權(quán)像(PdWI)； 這一序列中較常用的序列還有多層自旋回波序列(multi-slice SE)和多次回波序列(multi-echo SE)。

　　圖6-8基本自旋回波（SE序列）

　　梯度回波序列家族中最基本的序列就是梯度回波脈沖序列，其序列形式如圖6-9所示。它利用翻轉(zhuǎn)的梯度獲取信號(hào)，相比SE序列縮短了獲取信號(hào)的時(shí)間，開創(chuàng)了快速磁共振成像的先河。該家族序列通過(guò)對(duì)射頻翻轉(zhuǎn)角(a)、TR和TE三個(gè)參數(shù)的配合控制，可以在較短的時(shí)間內(nèi)分別獲取反映組織Pd、Tl、T2和T2”參數(shù)差別的圖像來(lái)。因此該序列家族得到了 越來(lái)越廣泛的使用。

　　圖6—9梯度回波(GRE)系列

　　快速磁共振成像序列是磁共振發(fā)展的一個(gè)熱點(diǎn)，也是磁共振的生命所在。不管其如倆快速，具體實(shí)現(xiàn)的時(shí)候可能是兩種或三種的結(jié)合再結(jié)合減少傅立葉并行采集技術(shù)來(lái)達(dá)到縮 短掃描時(shí)間的目的的?？焖俅殴舱癯上裥蛄惺侵缚梢杂幂^短的時(shí)間獲取或重建出磁共振圖像的序列?？s短磁共振的掃描時(shí)間對(duì)磁共振的飛速發(fā)展和廣泛使用具有極其重要的意義：

①功能磁共振的開展直接取決于快速磁共振成像序列； ②對(duì)一些運(yùn)動(dòng)器官或組織的成像也依賴于快速序列；

③對(duì)于流體比如血管、心臟的造影也是基于快速成像序列的基礎(chǔ)上的； ④提高磁共振的臨床使用效率也得益于快速成像序列。磁共振快速序列的發(fā)展基本上經(jīng)歷了三個(gè)階段：第一階段，使用快速自旋回波序列(fast spin echo．FSE)使成像時(shí)間從原始的10分鐘級(jí)縮短到了分鐘級(jí)；第二階段，梯度回波序列(gradient echo，(;E)使成像時(shí)間從分鐘級(jí)縮短到了秒級(jí)；第三階段，回波平面序列(echoplanner imaging，EPI)將成像時(shí)間從秒級(jí)縮短到了幾十毫秒級(jí)；許多方法都利用了K空問(wèn)的對(duì)稱性而減少了用以重建圖像所需要的數(shù)據(jù)量的技術(shù)，還有結(jié)合了不同的縮短成像時(shí)間的方法。脈沖序列的控制參數(shù)主要有重復(fù)時(shí)間(TR)、回波時(shí)間(TE)、反轉(zhuǎn)時(shí)間(TI)、掃描矩陣、計(jì)算矩陣、掃捕視野、層面厚度、層間距、翻轉(zhuǎn)角、信號(hào)平均次數(shù)、回波鏈長(zhǎng)度、回波間隔時(shí)問(wèn)、有效回波時(shí)間、第一回波時(shí)間等。

磁共振成像仿真平臺(tái)設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)2

（一）分類 磁共振按照不同的分類方法有不同的分類。按照?qǐng)鰪?qiáng)大小分為高場(chǎng)、中場(chǎng)、低場(chǎng)磁共振；高場(chǎng)一般為場(chǎng)強(qiáng)高于的磁共振；巾場(chǎng) 為場(chǎng)強(qiáng)高于而低于的磁共振；低場(chǎng)一般為低于的磁共振。按照磁體類型一般分為：永磁型磁共振、常尋型磁共振和超導(dǎo)型磁共振。永磁型磁共振維護(hù)費(fèi)用??；逸散磁場(chǎng)小，對(duì)周圍環(huán)境影響??；造價(jià)低；安裝費(fèi)用也較少；

　　一般只能產(chǎn)生垂直磁場(chǎng)；場(chǎng)強(qiáng)范圍一般在～；磁場(chǎng)隨溫度漂移嚴(yán)重，磁體需要很好的恒溫；磁場(chǎng)不能關(guān)斷，對(duì)安裝檢修帶來(lái)困難；磁體沉重；且隨著場(chǎng)強(qiáng)增大，磁體厚度增大，更加沉重。常導(dǎo)型磁共振生產(chǎn)制造較簡(jiǎn)單，造價(jià)低；可產(chǎn)生水平或垂直磁場(chǎng)；重量輕；檢修方便，磁 場(chǎng)均勻度也很高；場(chǎng)強(qiáng)一般在～；運(yùn)行耗費(fèi)較大，通電線圈耗電達(dá)60kW以上；還需配用專門的供電設(shè)備和水冷系統(tǒng)。超導(dǎo)型磁共振場(chǎng)強(qiáng)范圍～9T；磁場(chǎng)均勻性高；穩(wěn)定性好；圖像質(zhì)量好；運(yùn)行耗費(fèi)很 高，制冷劑主要是液氦的費(fèi)用很高；運(yùn)輸、安裝、維護(hù)費(fèi)用也很高。目前主要市場(chǎng)上的磁共振以高場(chǎng)和低場(chǎng)為主，高場(chǎng)一般為超導(dǎo)型，低場(chǎng)一般為永磁型；且低場(chǎng)永磁型磁共振往往做成開放式，有C形式或立柱式；高場(chǎng)超導(dǎo)磁共振往往做成圓形孔腔式或站立式的磁共振。常導(dǎo)磁共振一般也做成圓形孔腔式。還有些公司推出了某些部位如頭顱、四肢或關(guān)節(jié)專用檢查的磁共振設(shè)備，其形態(tài)變化較靈活。一般來(lái)講，低場(chǎng)永磁型以出診斷圖像為主要目的，圖像質(zhì)量已經(jīng)能夠滿足診斷要求；高 場(chǎng)超尋型主要以功能磁共振為主，圖像質(zhì)量是其基礎(chǔ)。

（二）MRI系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

　　磁共振系統(tǒng)的典型結(jié)構(gòu)如圖6-10所示，主要包括磁體子系統(tǒng)、梯度場(chǎng)子系統(tǒng)、射頻子系 統(tǒng)、數(shù)據(jù)采集和圖像重建子系統(tǒng)、主計(jì)算機(jī)和圖像顯示子系統(tǒng)、射頻屏蔽與磁屏蔽、MRI軟 件等，分述如下。

　　圖6-10 磁共振系統(tǒng)框圖

　　1．磁體子系統(tǒng)用以產(chǎn)生均勻穩(wěn)定的靜磁場(chǎng)Bo的主磁場(chǎng)，是磁共振系統(tǒng)的關(guān)鍵組成部分。其主要參數(shù)有：磁場(chǎng)強(qiáng)度、磁場(chǎng)均勻性、磁場(chǎng)穩(wěn)定性、孔腔大小、逸散磁場(chǎng)等；其中磁場(chǎng)強(qiáng)度越高，信號(hào)幅度越高，圖像信噪比會(huì)越高；磁場(chǎng)均勻性越好，圖像分辨率越高。磁體可有 永磁型、常導(dǎo)型、混合型和超導(dǎo)型4種。

　　2．梯度場(chǎng)子系統(tǒng)是指與梯度磁場(chǎng)有關(guān)的一切單元電路，提供給系統(tǒng)線性度滿足要求的、可快速開關(guān)的梯度場(chǎng)，以便動(dòng)態(tài)地修改主磁場(chǎng)，實(shí)現(xiàn)成像體素的空間定位，是MRI系統(tǒng)的核心部件之一。由梯度線圈、梯度控制器、數(shù)模轉(zhuǎn)換器、梯度放大器、梯度冷卻系統(tǒng)等組 成。其主要參數(shù)有有效容積、線性、梯度場(chǎng)強(qiáng)度、梯度變換率和梯度上升時(shí)間等；有效容積越大，可成像區(qū)域越大；線性越好，圖像質(zhì)量越好；圖6-11所示為超導(dǎo)型或常導(dǎo)型磁共振的三個(gè)梯度線圈的形狀及其組合結(jié)構(gòu)。

　　圖6-11 圓孔腔磁體的梯度線圈組成示意圖

　　3．射頻子系統(tǒng)是MRI系統(tǒng)中實(shí)施射頻激勵(lì)并接收和處理RF信號(hào)的功能單元，不僅要根據(jù)掃描序列的要求發(fā)射各種翻轉(zhuǎn)角的射頻波，還要接收成像區(qū)域內(nèi)氫質(zhì)子的共振信號(hào)。射頻子系統(tǒng)包括射頻發(fā)射單元和信號(hào)接收單元：射頻發(fā)射單元是在時(shí)序控制器的作用下，產(chǎn)生各種符合序列要求的射頻脈沖的系統(tǒng)；射頻接收單元是在時(shí)序控制器的作用下，接收人體產(chǎn)生的磁共振信號(hào)的系統(tǒng)。

　　主要參數(shù)有射頻場(chǎng)均勻性、靈敏度、線圈填充容積等。

　　4．教據(jù)采集和圖像重建子系統(tǒng) 信號(hào)采集的核心是A/D轉(zhuǎn)換器，轉(zhuǎn)換精度和速度是 重要指標(biāo)。在MRI系統(tǒng)中，一般用16位的A/D轉(zhuǎn)換器進(jìn)行MR信號(hào)的數(shù)字化，經(jīng)一定的數(shù)據(jù)接口送往接收緩沖器等待進(jìn)一步處理，其結(jié)構(gòu)如圖6-13所示。射頻子系統(tǒng)和數(shù)據(jù)采集 子系統(tǒng)被合稱為譜儀系統(tǒng)。A/D轉(zhuǎn)換所得數(shù)據(jù)不能直接用來(lái)進(jìn)行圖像重建，還需要進(jìn)行數(shù)據(jù)處理，即拼接帶有控制信息的數(shù)據(jù)。然后通過(guò)專用圖像處理計(jì)算機(jī)進(jìn)行圖像處理。圖像 重建的運(yùn)算主要是快速傅立葉變換，重建速度是MRI系統(tǒng)的重要指標(biāo)之一。

　　圖6-12中a、b分別為射頻發(fā)射單元和信號(hào)接收單元框圖。

　　圖6-13 信號(hào)采集子系統(tǒng)框圖

　　5．主計(jì)算機(jī)和圖像顯示子系統(tǒng)MRI系統(tǒng)中，計(jì)算機(jī)的應(yīng)用非常廣泛，各種規(guī)模的計(jì) 算機(jī)、單片機(jī)、微處理器構(gòu)成了MRI系統(tǒng)的控制網(wǎng)絡(luò)。主計(jì)算機(jī)介于用戶與MRI系統(tǒng)的測(cè)量系統(tǒng)之間，其功能主要是控制用戶與磁共振子系統(tǒng)之間的通信，并通過(guò)運(yùn)行掃描軟件來(lái)滿足用戶的所有應(yīng)用要求。具體包括：掃描控制、患者數(shù)據(jù)管理、歸檔圖像、評(píng)價(jià)圖像以及機(jī)器 檢測(cè)等功能。同時(shí)，隨著醫(yī)學(xué)影像標(biāo)準(zhǔn)化的發(fā)展，還必須提供標(biāo)準(zhǔn)的網(wǎng)絡(luò)通信接口。

　　6．射頻屏蔽與磁屏蔽用于把外界和磁共振掃描系統(tǒng)之間嚴(yán)格屏蔽開來(lái)的系統(tǒng)，防止 彼此之間的干擾和危害。磁共振的屏蔽一般都采用銅片或銅板來(lái)完成。

　　7．MR1軟件包括系統(tǒng)軟件、磁共振操作系統(tǒng)、磁共振圖像處理系統(tǒng)；系統(tǒng)軟件指主 計(jì)算機(jī)進(jìn)行自身管理、維護(hù)、控制運(yùn)行的軟件，即計(jì)算機(jī)操作系統(tǒng)。目前磁共振可使用 Windows 2000、Windows XP、Windows NT、UNIX；磁共振操作系統(tǒng)包括患者信息管理系統(tǒng)、圖像管理系統(tǒng)、掃描控制系統(tǒng)、系統(tǒng)維護(hù)、報(bào)告打印、圖片輸出等；磁共振圖像處理系統(tǒng)指 圖像重建軟件以及對(duì)圖像進(jìn)行一系列后處理，包括柔和、平滑、銳化、濾波、局部放大等處理功能的軟件。

（三）磁共振指標(biāo)及范圍 目前進(jìn)入醫(yī)院臨床使用的磁共振型號(hào)很多，但其基本技術(shù)參數(shù)有以下幾個(gè)部分：

　　1．磁體系統(tǒng)(1)磁體類型：一般為永磁型、常導(dǎo)型、超導(dǎo)型；

(2)磁場(chǎng)方向：一般為水平或垂直方向；

(3)場(chǎng)強(qiáng)：目前從～；

(4)液氦蒸發(fā)速率：指超導(dǎo)磁體制冷劑液氦的消耗速率，如/H，液氦補(bǔ)充間隔24個(gè)月；

(5)穩(wěn)定性：一般

(6)磁場(chǎng)均勻性：一般定義為以磁場(chǎng)中心點(diǎn)為球心多少cm為半徑的球體內(nèi)的磁力線均勻性，比如

(7)逸散磁場(chǎng)（5高斯線）：一般定義為5高斯逸散磁場(chǎng)距離，分為軸向和徑向，比如 /4m;(8)磁體形狀：一般為開放式（包括C形、立柱式、寬孔腔式）或封閉式（一般為圓柱體孑L腔式）；(9)勻場(chǎng)方式：無(wú)源（又稱祓動(dòng)勻場(chǎng)，貼小磁片勻場(chǎng)）和有源勻場(chǎng)（又稱主動(dòng)勻場(chǎng)，使用通 電小線圈勻場(chǎng)）。

　　2．梯度系統(tǒng)

(l)梯度線圈形狀：平面型（一般做永磁梯度）、馬鞍型、線圈對(duì)型；

(2)梯度場(chǎng)強(qiáng)度：即梯度斜率，比如25mT/m；

(3)梯度上升率：即梯度場(chǎng)達(dá)到最大強(qiáng)度的快慢，比如65mT/(m．s)；

(4)梯度非線性：梯度場(chǎng)的線性好壞，如<5%;(5)冷卻方式：冷卻梯度線圈產(chǎn)生熱量的方式，一般為水冷卻或空氣冷卻，永磁型一般 不需要。

　　3．射頻系統(tǒng)

(1)射頻功率：射頻功率放大器的最大輸出功率，一般為5～45kW;(2)射頻帶寬：射頻脈沖的頻帶寬度，比如500kHz；

(3)信號(hào)檢測(cè)方式：正交檢測(cè)還是線性檢測(cè)；

(4)接收線圈：接收線圈的種類和性質(zhì)，一般有頭、體、脊椎、乳房、各種關(guān)節(jié)、腔內(nèi)等線 圈，按性質(zhì)分有表面線圈、容積線圈、正交線圈、相控陣列線圈等；

(5)前置放大器增益：前放的放大倍數(shù)，比如20dB；(6)輸入／輸出阻抗：分為高阻和低阻之分，比如50fl。

　　4．譜儀圖像取樣功能

(1)預(yù)采樣：一般包括自動(dòng)校正中心頻率、自動(dòng)校正90。射頻脈沖、頻率鎖定、RF自動(dòng)增 益設(shè)定；梯度自動(dòng)優(yōu)化等；

(2)圖像種類：一般包括Tl、T2、T2’、Pd籌權(quán)重像，以及MRA、DWI、ADC、PI、脂肪抑制圖像、水抑制圖像、水圖像以及用BOLD法產(chǎn)生的大腦功能圖像等；

(3)掃描視野：指磁共振可以掃描的人體范圍，一般為10～50cm；(4)采集矩陣：指磁共振對(duì)掃描視野進(jìn)行采集所劃分的矩陣范圍，一般為64～256，可為 長(zhǎng)方形或矩形；

(5)顯示矩陣：指顯示磁共振圖像的矩陣大小，一般可為256～1280，也可以為長(zhǎng)方形；

(6)空間分辨率：指圖像可以反映（或分辨）的最小的組織大小，一般從到 ;(7)斷面視角：磁共振一般可以獲取任意視角斷面的圖像；

(8)層厚：指磁共振圖像的斷面厚度，一般為1～20mm；(9)層間距：指數(shù)據(jù)采集層面之間的間隔，一般大于0，而小于層厚；

(10)序列：指獲取磁共振圖像所使用的成像序列的配備情況。一般常用的序列有SE、FSE、FISP、FLASH、FLAIR、STIR等，特殊序列有黑水序列、MRA、MRCP、EPI、CINE等；

(11)門控技術(shù)：指為了抑制運(yùn)動(dòng)偽影而采用的運(yùn)動(dòng)控制技術(shù)，一般包括心臟門控、心電 門控、呼吸門控、脈搏門控等。

　　5．計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

(l)計(jì)算機(jī)性能：包括處理器速度、顯示器最高分辨率、內(nèi)存大小、存儲(chǔ)器、外存儲(chǔ)介 履等；

(2)網(wǎng)絡(luò)性能：一般指圖像輸出設(shè)備的DICOM接口；(3)測(cè)試與診斷功能：指系統(tǒng)進(jìn)行自身性能測(cè)試、遠(yuǎn)程診斷等。

　　6．圖像顯示、處理和分析

(1)圖像顯示：指圖像顯示的各種手段，比如手動(dòng)、自動(dòng)，圖像灰階調(diào)整、多格式顯示、參數(shù)顯示、文檔顯示等；

(2)圖像處理：主要包括降噪、圖像大小縮放、圖像旋轉(zhuǎn)、圖像邊緣增強(qiáng)、圖像平滑等功能；

(3)圖像分析：距離和角度測(cè)定、感興趣區(qū)設(shè)定、病灶大小測(cè)定以及病灶標(biāo)識(shí)等功能。

磁共振成像仿真平臺(tái)設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)3

　　關(guān)于磁共振成像的空間定位

　　對(duì)于二維成像來(lái)說(shuō)，接收線圈所采集的每一個(gè)信號(hào)，都代表了所掃描的部位中全部層面的組織信息；同樣的，在三維成像中，每一個(gè)信號(hào)都代表了整個(gè)采集容積的組織信息。因此，我們要進(jìn)行空間定位區(qū)分來(lái)自掃描層面或容積中不同位置的信息，那么我們?nèi)绾蝸?lái)進(jìn)行空間定位呢？空間定位的依據(jù)有是什么呢？

　　磁共振依靠梯度磁場(chǎng)進(jìn)行空間定位。

　　實(shí)際上我們地球磁場(chǎng)也是存在梯度的，因此我們可以根據(jù)地磁實(shí)現(xiàn)地球上某點(diǎn)的定位。

　　地磁呈梯度分布，已知地磁中兩極的磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)最高，為，赤道處的場(chǎng)強(qiáng)最低，為，從兩極到赤道地磁場(chǎng)強(qiáng)呈遞減分布，如此可以說(shuō)，一定的磁場(chǎng)強(qiáng)度可以代表一定的位置，便可以進(jìn)行地球上各點(diǎn)位置的確定，尤其是緯度的確定。

　　當(dāng)然，依靠地磁進(jìn)行位置定位在實(shí)際操作中要復(fù)雜的多，事實(shí)上，地球并非平滑的規(guī)則球體，另外某一地的地形、地貌乃至地球上地質(zhì)活動(dòng)或生物活動(dòng)都會(huì)在一定程度上影響地磁場(chǎng)強(qiáng)，但大體原理就是利用地磁本身的不均勻性，由于存在有規(guī)律的梯度差，所以可以特定的場(chǎng)強(qiáng)可以代表特定的場(chǎng)強(qiáng)，可以說(shuō)，梯度磁場(chǎng)中每一個(gè)不同的磁場(chǎng)強(qiáng)度代表了該磁場(chǎng)中不同點(diǎn)的位置信息。

　　磁共振的定位也是利用梯度磁場(chǎng)來(lái)實(shí)現(xiàn)的。

　　磁共振儀利用三套梯度線圈來(lái)產(chǎn)生梯度磁場(chǎng)，制造我們可控的磁場(chǎng)不均勻性。在梯度磁場(chǎng)的作用下，來(lái)自不同位置的磁共振信號(hào)帶有不同的空間定位信息，再通過(guò)復(fù)雜的數(shù)學(xué)轉(zhuǎn)換解碼，將轉(zhuǎn)碼后的信號(hào)分配到各個(gè)像素中，而形成可用于診斷的醫(yī)學(xué)磁共振影像。

　　數(shù)學(xué)轉(zhuǎn)換解碼的過(guò)程，是復(fù)雜的數(shù)學(xué)知識(shí)，作為醫(yī)師不需要進(jìn)行深入了解，是完全由程序化的電腦計(jì)算完成的，而最終轉(zhuǎn)碼完成的MR信號(hào)，就是圖像信號(hào)。至于像素分配的過(guò)程，有書上說(shuō)，當(dāng)磁共振信號(hào)經(jīng)過(guò)最后一步轉(zhuǎn)換，成為色彩明暗不同的圖像信號(hào)，就和數(shù)碼相機(jī)成像的原理相同了，關(guān)于這一點(diǎn)，我專門問(wèn)過(guò)我學(xué)攝影的朋友，對(duì)于相機(jī)本身，它并不能識(shí)別和儲(chǔ)存圖像信號(hào)，它所能識(shí)別的只能是數(shù)字信號(hào)，而在拍照的過(guò)程中都要經(jīng)過(guò)兩次信息轉(zhuǎn)碼，即先把取景的圖像信號(hào)轉(zhuǎn)成數(shù)字信號(hào)，再將數(shù)字信號(hào)提取轉(zhuǎn)碼，還原成圖像信號(hào)。即使MR的轉(zhuǎn)碼過(guò)程要比數(shù)碼相機(jī)復(fù)雜的多，但不論你使用何種機(jī)型，選擇何種掃描序列，當(dāng)采集信號(hào)經(jīng)過(guò)復(fù)雜的數(shù)學(xué)轉(zhuǎn)碼、傅里葉轉(zhuǎn)換、K空間排序和填充之后，都要進(jìn)行同數(shù)碼相機(jī)一樣由數(shù)字信號(hào)到圖像信號(hào)的轉(zhuǎn)換，而轉(zhuǎn)換成圖像信號(hào)后，這些信號(hào)也僅僅是一個(gè)個(gè)無(wú)序的信號(hào)點(diǎn)，并不能直觀地被人識(shí)別，而像素，相當(dāng)于空間或平面中的網(wǎng)格，將這些有色彩明暗差別的圖像信號(hào)點(diǎn)有規(guī)律和次序地放置到對(duì)應(yīng)得網(wǎng)格中，就獲得一副完整的、能直觀理解的MR影像。

　　MR的空間定位包括以下幾個(gè)方面：層面的選擇、層厚的選擇、頻率編碼還有相位編碼。

　　一、層面的選擇和層厚的決定

　　層面的選擇和層厚的選擇在MR的工作過(guò)程中是同時(shí)進(jìn)行的，因此我們放到一起進(jìn)行。

　　我們知道，要想使組織中的氫質(zhì)子發(fā)生磁共振現(xiàn)象，需要對(duì)組織發(fā)射一個(gè)射頻脈沖進(jìn)行激發(fā)，而該脈沖的頻率要與所激發(fā)質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率相同。

　　理論上講，如果磁場(chǎng)處于絕對(duì)均勻的狀態(tài)，那其中質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率也都是一致的，而理想化的射頻脈沖的頻率也是單一的，并且與質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率完全一致。但事實(shí)上，完全均勻的磁場(chǎng)幾乎是不存在的，而我們所發(fā)射的射頻脈沖也并非是單一頻率脈沖，而總是包含有一定范圍的頻率，不過(guò)，這種脈沖的中心頻率以及頻率范圍是可以人為控制的。

　　我們利用這種可控的磁場(chǎng)不均勻性即梯度磁場(chǎng)，和頻率范圍可控的射頻脈沖，就可以實(shí)現(xiàn)二維MR圖像的層面及層厚的選擇。

　　例如，在場(chǎng)強(qiáng)的磁場(chǎng)下，質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率約為64MHz，如果我們要進(jìn)行橫斷面的層面及層厚選擇，就需要在組織長(zhǎng)軸方向及Z軸方向施加梯度場(chǎng)。我們之前說(shuō)過(guò)，在梯度場(chǎng)下，磁化矢量軸的中點(diǎn)的場(chǎng)強(qiáng)總是等于主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)，假設(shè)我們施加的梯度場(chǎng)是頭側(cè)低足側(cè)高，那么在Z軸的中點(diǎn)，其場(chǎng)強(qiáng)還是，那么中點(diǎn)處的質(zhì)子進(jìn)洞頻率依然是64MHz，由中點(diǎn)到頭側(cè)的場(chǎng)強(qiáng)逐漸遞減，因此質(zhì)子的進(jìn)洞頻率也逐漸減慢，越來(lái)越小于64MHz；同理，由中點(diǎn)到足側(cè)的場(chǎng)強(qiáng)逐漸遞增，因此質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率也逐漸加快，越來(lái)越大于64MHz。例如對(duì)于頭部來(lái)說(shuō)，頭頂部的組織質(zhì)子進(jìn)洞頻率最低，下頜部組織的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率最高。

　　而這種質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率的差別大小與梯度場(chǎng)強(qiáng)成正比，梯度場(chǎng)越大，Z軸方向上磁場(chǎng)的差別越大，Z軸上各處質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率差別也越大。假設(shè)我們施加的梯度場(chǎng)所造成的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率的差別為1MHz/cm，我們所用的射頻脈沖的頻率范圍為~，脈沖的中心頻率正好等于Z軸中心點(diǎn)質(zhì)子的進(jìn)洞頻率64MHz，這就是我們所激發(fā)的層面中心，即我們選擇的層面就是Z軸中心所在的平面，而由于我們的射頻脈沖不只包含64MHz這一個(gè)頻率，那所有進(jìn)動(dòng)頻率為~的質(zhì)子都將被激發(fā)，進(jìn)動(dòng)頻率最快質(zhì)子和最慢質(zhì)子的頻率差為=1MHz，又因?yàn)槲覀兯┘拥奶荻葓?chǎng)中，質(zhì)子的進(jìn)洞頻率差為1MHz/cm，因此我們所決定層厚為1cm，而我們所選擇層厚中最外層的層面就是Z軸上質(zhì)子進(jìn)洞頻率分別等于和等于的所在平面，即位于Z軸中點(diǎn)兩側(cè)分別的層面。

　　在物理學(xué)中，將射頻脈沖的中心頻率稱為脈沖的頻率，將所包含的頻率范圍稱為帶寬，例如上文中的脈沖帶寬為1cm。

　　如果其他條件都與上文保持不變，我們對(duì)Z軸上施加的梯度場(chǎng)、射頻脈沖的頻率和帶寬進(jìn)行調(diào)整，所選擇的層面和層厚也會(huì)發(fā)生如下規(guī)律的變化：1】梯度場(chǎng)不變，射頻脈沖的頻率提高1MHz，則層面中心將向足側(cè)移動(dòng)1cm，層厚依然是1cm。2】梯度場(chǎng)不變，脈沖頻率不變，帶寬變?yōu)槔迕祝瑒t層面中心不變，層厚變薄為。3】脈沖的頻率和帶寬都不變，梯度場(chǎng)增強(qiáng)，使質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率差達(dá)到2MHz/cm，則層面中心不變，層厚變薄，為，這是因?yàn)閹掃€是1MHz，而由于質(zhì)子頻率的差達(dá)到了2MHz/cm，即每就會(huì)滿足帶寬所包括1MHz的進(jìn)動(dòng)頻率差，所以層厚變?yōu)榱?，而無(wú)論多高的梯度場(chǎng)下，中點(diǎn)場(chǎng)強(qiáng)永遠(yuǎn)等于主磁場(chǎng)強(qiáng)度，因此Z軸中點(diǎn)處的質(zhì)子頻率永遠(yuǎn)保持不變，因此層面中心不會(huì)變。

　　因此我得出以下結(jié)論：在檢查部位在梯度場(chǎng)中位置保持不變的情況下，層面和層厚收梯度場(chǎng)強(qiáng)、射頻脈沖的影響有如下規(guī)律：1】梯度場(chǎng)不變，射頻脈沖的頻率增加，層面位置會(huì)沿z軸向場(chǎng)高的一側(cè)移動(dòng)。2】梯度場(chǎng)不變，射頻帶寬加寬，層面中心不變，層厚會(huì)增加。3】脈沖的中心頻率及帶寬保持不變，梯度場(chǎng)強(qiáng)增加，中心層面不變，層厚變薄。

　　同理，除了在Z軸上施加梯度場(chǎng)從而進(jìn)行橫斷面掃描的層面層厚選擇，實(shí)際上MR儀可以利用在XYZ三個(gè)軸上施加梯度場(chǎng)及進(jìn)行三個(gè)軸有序的組合實(shí)現(xiàn)矢狀面、冠狀面、斜橫斷面、斜矢狀面、斜冠狀面乃至空間中任意平面的層面、層厚選擇。

　　二、頻率編碼

　　開頭我們介紹過(guò)，MR采集到的每一個(gè)磁共振信號(hào)，都包含有全層或全容積內(nèi)的所有信息，那么即使我們進(jìn)行了層面和層厚選擇，還是無(wú)法識(shí)別該層面內(nèi)的各個(gè)位置的不同信息，因此，我們必須把采集到的信號(hào)分配到層面內(nèi)不同的空間位置上，即分配到像素中，才能區(qū)分同層面內(nèi)的不同位置。這就要求我們進(jìn)行針對(duì)以選定層面內(nèi)的空間定位?？臻g定位編碼包括頻率編碼和相位編碼。首先，我們介紹頻率編碼。

　　磁共振頻率編碼的原理與三菱鏡分解陽(yáng)光的原理相似，我們先來(lái)復(fù)習(xí)一下。

　　白色的太陽(yáng)光通過(guò)三菱鏡，會(huì)被分解成紅橙黃綠青藍(lán)紫七種顏色的光，其實(shí)不止其中，這其中顏色在人類的可見光譜中，在紅色光譜之外的不可見光稱為紅外線，紫色光譜外的不可見光稱為紫外線，太陽(yáng)光之所以會(huì)被分解，是因?yàn)樘?yáng)光中本就包含這些光線，我們知道光的本質(zhì)是一種電磁波，具有一定的頻率，可見光中紅色的光頻率最低，紫色的光頻率最高，紅外線比紅光的頻率更低，紫外線比紫色光的頻率更高，都不可被人眼識(shí)別，頻率的差別正是我們可以區(qū)別這些光信號(hào)的原因，同理，磁共振的頻率編碼可以利用不同頻率來(lái)識(shí)別不同的信號(hào)，頻率編碼的對(duì)磁共振的作用相當(dāng)三菱鏡之于太陽(yáng)光。

　　當(dāng)然，我們要通過(guò)頻率編碼來(lái)區(qū)分層面中的不同MR信號(hào)，首先要使層面中不同位置中的MR有不同的頻率。

　　我們還是以橫斷面的掃描為例，一般以前后方向?yàn)轭l率編碼方向，我們?cè)谛盘?hào)采集的時(shí)刻，在前后方向上施加一個(gè)前高后低的梯度場(chǎng)，這樣在前后方向上，質(zhì)子所感受到的磁場(chǎng)強(qiáng)度就不同，質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率就會(huì)產(chǎn)生差別，即越近前面的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率越高，越近后面的進(jìn)動(dòng)頻率越低，這樣按照不同頻率代表不同位置信息的原理，同層面采集到的信號(hào)在前后方向上就會(huì)有所不同，從而在進(jìn)行傅里葉轉(zhuǎn)換解碼后的MR信號(hào)在該層面前后方向上得以區(qū)分出來(lái)，可以被分配到前后方向上特定的位置上。需要指出的是，頻率編碼的梯度場(chǎng)必須在磁共振信號(hào)采集的時(shí)刻同時(shí)施加，這樣所采集的信號(hào)才會(huì)有頻率編碼信息。

　　三、相位編碼

　　在一個(gè)層面上我們進(jìn)行了頻率編碼，那經(jīng)過(guò)傅里葉轉(zhuǎn)換的MR信號(hào)僅僅完成了前后方向上的空間信息編碼，也就是說(shuō)，我們?cè)诖藢用嫔蟽H僅能區(qū)別前后方向上信號(hào)的區(qū)別，而左右方向上必須也進(jìn)行空間定位編碼，才能完成層面內(nèi)的信號(hào)定位。

　　那么，沿用之前的例子，在橫斷面掃描成像中，如果我們?cè)谇昂蠓较蛏鲜┘宇l率編碼，完成了此層面中前后方向上的信號(hào)空間定位，在左右方向上信號(hào)的位置信息依然是混亂的，那么我們是否也可以在左右方向上施加頻率編碼來(lái)實(shí)現(xiàn)左右方向的空間定位呢？回答是否定的，如果在前后和左右方向都進(jìn)行同樣的空間定位編碼，那么MR信號(hào)在經(jīng)過(guò)傅里葉轉(zhuǎn)換后就不能區(qū)分出事左右方向還是前后方向的頻率差別，那么我們就需要在左右方向即與頻率編碼垂直方向上施加一個(gè)不同的空間定位編碼，即相位編碼。

　　相位編碼要比頻率編碼復(fù)雜一些，我們知道質(zhì)子有自己的進(jìn)動(dòng)頻率，頻率就是利用梯度場(chǎng)造成的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率進(jìn)行空間定位，而在質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)中，每一個(gè)質(zhì)子的橫向磁化矢量都會(huì)時(shí)刻處在一定的相位中，相位編碼就是利用相位的梯度場(chǎng)造成的相位不同來(lái)進(jìn)行空間定位的。

　　相位編碼的梯度場(chǎng)與頻率編碼的不同之處是：1】施加方向不同，相位編碼的梯度場(chǎng)施加方向是同層面中頻率編碼的垂直方向。這也決定了在實(shí)際使用中頻率編碼和相位編碼的方向是可以互相切換的。2】施加的時(shí)刻不同，前文提到頻率編碼要在信號(hào)采集的時(shí)刻同時(shí)施加，而相位編碼要在信號(hào)采集之前施加，而且在信號(hào)采集的時(shí)刻，相位編碼的梯度場(chǎng)必須是已經(jīng)關(guān)閉的。3】在一個(gè)層面中，每個(gè)MR信號(hào)的頻率編碼處在同一大小和方向的頻率編碼梯度場(chǎng)下，而每個(gè)MR信號(hào)的相位編碼梯度場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)大小和（或）方向是不同的。

　　還以橫斷面的掃描為例，我們?cè)谧笥曳较蛏鲜┘右粋€(gè)左高右低的梯度場(chǎng)，這樣在層面內(nèi)左右方向場(chǎng)強(qiáng)將存在差別，和所有的梯度場(chǎng)一樣，在梯度場(chǎng)中點(diǎn)的場(chǎng)強(qiáng)等于主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)，該處的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率保持不變；越靠左邊的場(chǎng)強(qiáng)越高，質(zhì)子進(jìn)動(dòng)頻率越快；越靠右邊的場(chǎng)強(qiáng)越低，質(zhì)子進(jìn)洞頻率越慢，因?yàn)檫M(jìn)動(dòng)頻率不同，一段時(shí)間后左右方向上質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的相位也會(huì)不同，這時(shí)如果關(guān)閉梯度場(chǎng)，左右方向上的場(chǎng)強(qiáng)都會(huì)等于主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)，如此左右方向上所有質(zhì)子的進(jìn)動(dòng)頻率也會(huì)恢復(fù)相等，但是左右方向上的質(zhì)子進(jìn)動(dòng)相位已經(jīng)產(chǎn)生的差別將會(huì)保留下來(lái)，而且由于現(xiàn)在的進(jìn)動(dòng)頻率已經(jīng)相等，因此這種相位差將會(huì)保持在一個(gè)水平，這時(shí)采集MR信號(hào)，在該層面左右方向上的信號(hào)就會(huì)包含有不同的相位信息，而不同的相位信息可以代表左右方向的不同位置信息，如此就完成了左右方向上的磁共振信號(hào)空間定位。

　　然而，實(shí)際上，雖然原理是這樣，但是MR儀本身的特點(diǎn)，它可以區(qū)分質(zhì)子在頻率上各個(gè)大小的差別，但是區(qū)別相位差別的能力卻相對(duì)較弱，只能區(qū)別相位相差180°的信號(hào)。所以相位編碼就不能如頻率編碼一樣一步到位，而要進(jìn)行多次重復(fù)采集。例如矩陣為256*256的圖像就要進(jìn)行256次相位編碼。由于MR只能識(shí)別相位相差180°的信號(hào)，那么一次性施加梯度場(chǎng)使得左右方向各質(zhì)子相位相差180°的話，第二個(gè)信號(hào)和第一個(gè)信號(hào)相差180°，第三個(gè)信號(hào)與第二個(gè)信號(hào)差180°，就會(huì)使第三個(gè)信號(hào)與第一個(gè)信號(hào)相位相同，因此一般在采集第一個(gè)信號(hào)的時(shí)候施加一個(gè)梯度場(chǎng)，使第二個(gè)信號(hào)與第一個(gè)信號(hào)相位差別180°，進(jìn)行采集，采集第二個(gè)信號(hào)時(shí)要施加一個(gè)比之間的場(chǎng)強(qiáng)稍小的梯度場(chǎng)，使得第一個(gè)信號(hào)與第三個(gè)信號(hào)相差180°，以此類推，之后每次施加的梯度場(chǎng)對(duì)比之間的場(chǎng)強(qiáng)稍小，一直到使第一個(gè)信號(hào)與第二百五十六個(gè)信號(hào)相位相差180°也就是說(shuō)要進(jìn)行大小不同的梯度場(chǎng)造成256個(gè)180°的差別，才能完成相位編碼。256個(gè)信號(hào)要進(jìn)行256個(gè)不同的梯度場(chǎng)進(jìn)行相位編碼，每一個(gè)相位編碼梯度場(chǎng)等到的MR信號(hào)也稱為編碼線。

　　還是以橫斷面掃描為例，在實(shí)際成像中，施加右側(cè)高左側(cè)低的相位編碼，一般是先施加強(qiáng)度最大的梯度場(chǎng)，場(chǎng)強(qiáng)逐漸變小直至為零，然后要改變梯度場(chǎng)的方向即改為右側(cè)低左側(cè)高，這時(shí)場(chǎng)強(qiáng)則由小開始，逐漸變大，場(chǎng)強(qiáng)變化的步級(jí)和之前梯度場(chǎng)方向變化前的一樣。

　　四、三維采集的空間編碼

　　三維激發(fā)和采集的信號(hào)不是針對(duì)平面，而是針對(duì)成像容積，為了獲得薄層的圖像，要在層面方向上也進(jìn)行空間定位編碼，這種編碼也采用相位編碼，一個(gè)容積要將其分為幾層，就要進(jìn)行幾個(gè)步級(jí)的相位編碼，我們?cè)谧鯩RA的時(shí)候看到MRA一邊都是一百三十幾張或一百四十幾張圖像組成，說(shuō)明將該容積分為了這么多的層面，例如132個(gè)層面，就以為著進(jìn)行了132個(gè)步級(jí)的層面方向的相位編碼，當(dāng)然，每個(gè)平面上都要進(jìn)行層面內(nèi)的相位編碼，假設(shè)每一層面為256*256像素的矩陣，說(shuō)明在層面內(nèi)的相位編碼要進(jìn)行256個(gè)部級(jí)，一共132個(gè)層面，那么在這個(gè)MRA三維成像中，一共進(jìn)行了256*132=個(gè)步級(jí)的相位編碼。

　　磁共振室：陳凱

　　2013/12/16

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