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浅析磁共振成像(MRI)硬件架构(新境医学工程)

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发表于 2022-9-20 09:14:36 | 显示全部楼层 |阅读模式
浅析磁共振成像(MRI)硬件架构
文章来源:新境医疗 新境医学工程微信公众号
新境医工微信公众号二维码.png
2022-06-12 10:01
发表于山东


全文共3030字,阅读约需要15分钟
架构1.png
MRI系统主要包括4个组成部分:

  第一是具有强大净磁场的磁体,它能使原子核发生极化。
  第二是 RF 系统,能够产生频率为拉莫尔频率的交变磁场,并且还能接收从患者反馈的微弱 MR信号。
  第三是梯度系统,能够产生叠加在主磁场上的线性梯度磁场,用于 MR信号空间编码。梯度线圈和 RF体线圈通常位于磁体孔径的中心部位。
  第四是计算机组成系统。它提供用户操作界面,产生数字化的射频和梯度激发脉冲,并同时执行数学运算,将患者的信号进行数字转化并重建为图像。
架构2.png
1.磁体
  对静磁场的要求应该是高场强、高稳定性和均匀性。磁场强度,准确地说是磁通量密度,其国际单位是特斯拉。
  随着场强的提高,图像的信噪比大致呈线性提高,但绝非越高越好。在过去30年,各种技术和设计都旨在使磁体的形状能很好地容纳人体,此外,MRI的开发设计在场强,磁场稳定性、磁场均匀性及患者舒适度等方面进行各种权衡。超导体技术的发展才使更高场强得以实现。
  临床常见的超导 MRI系统场强主要有1.0T、1.5T和3.0 T,相应氢原子核的拉莫尔频率为 42MHz、64MHz 和128MHz。大多数厂商还开发了用于研究目的的7.0T全身磁共振系统,还有根据需要定制的场强高达 11.7T 的设备。
  超导磁体是将铌钛细丝在铜芯上以螺线管的方式绕制而成,电流通过螺线管时产生磁场。在温度低于10 K时,NbTi电阻消失,转变为超导状态,其中的电流可在不施加外加电源的情况下永不损耗。在实际中,是将超导线圈浸没在充满温度为4.2 K(—269℃或—452"F)液氮的钢制恒温罐中。常导或永磁型磁体多为C形或H形,可增加患者舒适度;超导磁体多设计为圆筒形,患者置于圆筒中心。梯度线圈和射频线圈则放置于磁体孔内部,以玻璃纤维盖与患者相隔。
  磁体恒温罐体的内径约为 100cm,附加线圈安装完毕后,适用于患者检查的空间内径仅有约60em。为响应提高患者舒适度的要求及满足日益增多的肥胖患者的检查需求,生产商已有孔径达70cm 或以上,总长度进一步缩短的磁体设备上市。
  要使原子核充分极化,需要一个高场强但不必非常均匀的磁场。然而空间定位要求磁体有很高的磁场均匀度。B。的均匀度通常定义为某一直径的球形空间内次场的偏差。对于1.5T的磁场,要求40cm 直径的空间内磁场偏差不超过百万分之一(ppm)。
  磁场均匀度的进一步提高还可通过小容积体范围的匀场来实现,这一步多由设备在检查不同部位时自动执行。此外,磁场强度还应保持时间上的稳定性,标准超导磁体的稳定性要求优于0.1ppm/h。
  信噪比随着磁场强度的增加而相应提高,同时也允许有更高的空间分辨率,然而更高的场强(如3T及以上)也带来了额外的问题。这些同题包括∶T1弛豫时间延长导致 T1加权对比下降;更明显的磁敏感伪影导致信号缺失和局部的非线性几何失真;组织器官自主或非自主运动,生理性流动和RF不均匀性(介电伪影)导致的伪影增加。针对任何具体的临床应用,选择与之相适应的磁场强度可能比较复杂。如在1T场强的垂体成像没有脑脊液流动伪影,并且有较高的 T1对比度和较低的水/脂位移;而在 3T中,血管内血液较长的 T1值则有助于MRA对对小血管的显示。
  安装磁共振系统时.需要考虑到磁体相关的边缘场效应。大多超导磁体如今都安装了主动屏蔽,在位于主磁体线圈外的低温恒温容器内有一组独立的与主线圈电流方向相反的超导线圈,用来减少磁场在外部周围环境中的强度和影响。然而由于设备安装空间的限制,主动与被动屏蔽的效果通常仍然是采购时的考虑因素。磁共振系统需要安装在一个电磁波不能穿越,即房间六面用传导性金属衬层(铜或铝)屏蔽的检查室中。
架构3.png
2.梯度磁场
  线性梯度磁场由位于磁体内部附加的线圈产生,在圆柱形超导系统中,梯度线圈安装于邻近液氦低温容器的磁体孔中。这些线圈在x、y、z三个物理方向上产生梯度磁场。三个梯度磁场的有效支点位于磁体孔中心,称为等中心。
  梯度磁场的脉冲波形呈梯形,梯度磁场需要时间爬升到需要的幅度然后再下降。决定梯度磁场性能的参数为每米磁场可达到的最大强度mT,通常范围为30~50mT/m。梯度波形上升和下降所需要的时间,称为爬升时间,通常范围为100~200μs。更高的梯度场强可允许采集更薄的层厚或者更小的视野,同时更短的梯度爬升时间允许更短的回波时间、回波间隔和重复时间。
  根据成像平面的要求,层面选择、相位编码和频率编码要求的梯度脉冲在相应 x、y、z三个物理梯度上执行,而对于斜位成像则是上述几个梯度方向的结合。
  在MRI检查过程中,梯度的切换会发出特有的振动噪声。因为线圈处于很强的静磁场内部,线圈内的电流受脉冲触发,线圈绕组受到洛伦磁力的影响,导致梯度线圈小幅度的弯曲而产生噪声。
  梯度的切换同时会在磁体低温恒温器产生感应电流,称为涡流。这些电流会随着时间衰减,自身的变化又产生磁场,引起图像伪影。梯度线圈自身被一组线圈主动屏蔽,以尽可能减少涡流的产生。
  梯度线圈需要高电压和高电流,按照人体大小不同产生不同的梯度磁场变化。因此,需要有梯度放大器将数字波形转换成梯度脉冲。
  梯度线圈大部分的功率都转变为热能,因而梯度线圈以及梯度放大器需要水冷降温。
3.射频系统
  射频发生器产生拉莫额率为中心的整形脉冲,使质子磁矩发生翻转。射频脉冲波形经放大后作用于发射线圈。通常来说这是一个大直径的线圈,称为体线圈,位于梯度线圈组内部。从患者身上反馈回来的 MR 信号也可被体线圈探测并接收,但体线圈的大尺寸意味着低信噪比。为了尽量增大信噪比,通常接收线圈放置于靠近被检部位的解剖位置。因此根据人体不同解剖部位的形状和大小制作了许多接收线圈(如头、脊柱、肩关节、膝关节等)。
  最近几年来大多数的接收线圈的构成采用更小的线圈单元阵列。理念是更小的线圈有更好的信噪比但视野受限。将许多线圈单元按照矩阵精细组合,组合成的线圈将会具有小线圈良好的信噪比,并且具有大视野的优势。每个独立线圈单元接收的信号经过放大并转换成数字信号。
  为了尽量减少信号传输过程中产生的噪声,接收的信号通常在邻近射频接收线圈就完成数字转化。
  最新的一个方法是在接收线圈自身外壳内直接完成数字化,并且将数字化的电信号转化为激光编码。
  信号的中心频率为拉莫频率,MRI编码时仅涉及一个很小的频率范围,通常为(±16~±250)kHz,称为读出带宽。接收进程的部分功能就是在每个线圈的数字化信号传输至重建器之前,提取给定带宽的数据。
  高场强 MR 获取一定翻转角所需要的射频功率和脉冲频率的平方成比例,如 3T 设备上180°脉冲需要 4倍于1.5T设备上的功率。
  出于安全因素考虑对 RF 能量在人体内的沉积有一个限定值,因而在3T设备上有必要使用较少的 RF 脉冲或持续时间更长的 TR 值来减少射频能量的堆积。
  对于高场强磁共振还有一个问题就是射频脉冲的波长越来越与患者的大小相似,引起电介质伪影,尤其是在腹部成像的时候,而且随着近来磁共振孔径的增大越来越成为问题。现在大多数的70cm孔径的3T设备采用了双通道发射系统来试图减轻这类影响。
  4.计算机系统
  MRI系统使用多个计算机来控制各个子系统。操作控制台计算机(通常术语称为主机)控制管理图形用户界面(GUI),并将要求的 MR 参数,如脉冲序列、层厚、视野、带宽等转换为完成上述参数的数字化 RF 和梯度脉冲。然后通过独立的计算机来控制这些脉冲的计时以及其他的信息输入,如 ECG 触发。重建计算机从接收线圈获得数字化信号后执行所必需的数学运算步骤,并重建出最终的图像。
  重建完成的图像然后被回传至主机,用于显示、进一步后处理以及最终的存储。在当今医院的设计中,存储通常都是通过影像归档和通信系统(PACS)来完成,然而本地备份仍是一个非常有用的弹性储备库。
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