磁共振成像(MRI)系統

概述

　　磁共振成像(MRI)系統能夠提供清晰的人體組織圖像，系統檢測并處理氫原子在強磁場中受到共振磁場激勵脈沖的激發(fā)后所生成的信號。

　　氫原子核的自旋運動決定了它自身的固有磁矩，在強磁場作用下，這些氫原子將定向排列。簡單起見，可以把靜態(tài)磁場中的氫原子核看作一條拉緊的繩子。原子核具有一個共振頻率或“Larmor”頻率，具體取決于本地磁場強度。如同一條繩索在外部張力作用下發(fā)生共振。在典型的1.5T MRI磁場中，氫原子的共振頻率近似為64MHz。

　　適當的磁共振激勵或者是RF脈沖激勵(頻率等于氫原子核諧振頻率)能夠強制原子核磁矩部分或全部偏移到與作用磁場垂直的平面。停止激勵后，原子核磁矩將恢復到靜態(tài)磁場的狀況。原子核在重新排列的過程中釋放能量，發(fā)出共振頻率(取決于場強)的RF信號，MRI成像系統對該信號進行檢測并形成圖像。

　　MRI成像系統原理框圖

　　靜態(tài)磁場

　　MRI成像需要把病人置于強磁場內，形成有序的氫原子核。通常有三種方法產生磁場：固定磁鐵、磁阻(電流通過傳統的線圈)、超導磁鐵。固定磁鐵和磁阻產生的磁場強度一般限制在0.4T以下，無法達到高分辨率圖像所要求的場強。因此，大多數高分辨率成像系統采用超導磁鐵。超導磁鐵體積大且結構復雜，需要把線圈浸入液態(tài)氦中，使溫度保持在絕對零度附近。

　　利用上述方法產生的磁場不僅需要保持較高的場強，還要求在空間上保持均勻，在一定時間內保持穩(wěn)定。典型成像系統中，要求在成像區(qū)域內場強變化小于10ppm。為了達到如此高的精度，絕大多數系統會產生一個弱場強的靜態(tài)磁場，利用特殊的勻場線圈對超導磁場進行微調，以保持磁場的均勻性。

　　梯度磁場

　　為了生成圖像，MRI系統必須首先在2D平面激發(fā)人體內的氫原子，然后確定那些恢復到靜態(tài)磁場時處于同一平面的原子核的位置。這兩項工作由梯度線圈完成，產生場強隨位置線性變化的磁場。由此，氫原子的共振頻率還在一定程度上與空間位置有關。改變激發(fā)脈沖的頻率控制需要激發(fā)的人體區(qū)域，當激發(fā)原子核恢復到靜態(tài)時，其位置仍然可以由RF激發(fā)脈沖的頻率和相位信息確定。

　　MRI系統必須具備x、y、z梯度線圈在產生三維的梯度磁場，由此創(chuàng)建病人身體內部不同平面的圖像切片。每個梯度磁場和激勵脈沖必須進行適當的排序或定時控制，以便對每組圖像數據進行組合成像。例如，在z軸方向作用一個梯度磁場，可以改變共振頻率，以產生該平面的2D切片圖像。由此可見，2維平面的成像位置受控于激勵信號頻率的變化。激發(fā)過程結束后，在x軸方向產生適當的梯度變化，當原子核恢復到靜態(tài)位置時可以按照空間改變原子核的共振頻率。該信號的頻率信息能夠用來定位原子核在x軸方向的位置。同樣，在y軸方向作用適當的梯度磁場能夠在空間上改變共振信號的相位，用于檢測原子核在y軸方向的位置。按照適當的順序，以適當的頻率產生梯度磁場和RF激勵信號，MRI系統即可構建人體的3D圖像。

　　為了達到所要求的圖像質量和幀率，MRI成像系統的梯度線圈必須能夠快速改變靜態(tài)磁場的強度，使成像區(qū)域的場強變化大約5%。系統需要高壓(工作在幾千伏特)、大電流(幾百安培)驅動產生梯度磁場的線圈。在滿足大功率需求的同時還要確保低噪聲和高穩(wěn)定性，線圈中的任何電流擾動都會導致RF拾取信號中的噪聲，從而直接影響到圖像信號的完整性。

　　為了區(qū)分不同類型的人體組織，MRI系統對接收信號的幅度進行分析。被激發(fā)的原子核連續(xù)輻射信號，直到將激發(fā)期間所吸收的能量完全釋放掉。指數衰減信號的時間常數通常在幾十毫秒到1秒;恢復時間是場強的函數，并取決于不同類型的人體組織。利用時間常數的變化可以識別出人體組織的類型。

　　發(fā)送/接收線圈

　　發(fā)送和接收線圈用于激勵氫原子并接收原子核恢復產生的信號，這些線圈必須針對特殊的人體部位進行成像優(yōu)化，這就需要系統能夠靈活地配置線圈。針對需要成像的人體部位，可以使用獨立的發(fā)送和接收線圈，也可以使用組合在一起的發(fā)送/接收線圈。此外，為了提高圖像的采集次數，MRI系統使用多路發(fā)送/接收線圈并行工作，獲取更多的信息，當然，這需要借助線圈位置的空間相關性。

　　RF接收器

　　RF接收器用于處理來自接收線圈的信號。目前，多數MRI系統具有6路或更多通道的接收器，處理來自多路線圈的信號。信號的頻率范圍大約分布在1MHz至300MHz，頻率范圍在很大程度上取決于靜態(tài)磁場的強度。接收信號的帶寬很窄，通常小于20kHz，與梯度磁場的強度有關。

　　傳統的MRI接收器配置包含一個低噪聲放大器(LNA)，隨后接混頻器。混頻器進行信號混頻，把有用信號變頻到較低中頻，然后經過12位至16位高分辨率、低速模/數轉換器(ADC)轉換成數字信號。采用這種接收架構，ADC可以工作在1MHz以下的采樣率。由于帶寬需求較低，可以利用單片高于1MHz至5MHz采樣率的ADC，通過多路復用器以時分復用形式轉換多路信號。高性能ADC的出現造就了新的接收器架構。可以利用寬帶、采樣率高達100MHz的12位至16位高分辨率ADC直接對信號進行采樣，從而省去接收通道的模擬混頻器。

　　發(fā)送器

　　MRI發(fā)送器產生激發(fā)氫原子的RF脈沖，激發(fā)脈沖的頻率范圍和梯度磁場強度取決于成像區(qū)域的寬度。典型的發(fā)射脈沖以±1kHz相當窄的帶寬產生輸出信號。需要時域波形產生該窄帶信號，類似于傳統的同步信號。該波形通常在基帶以數字形式產生，然后經過混頻器變頻到適當的中心頻率。傳統的發(fā)送機制需要低速數/模轉換器(DAC)，產生基帶波形，該信號的帶寬非常窄。同樣，利用新一代DAC技術可以改善傳統的發(fā)送器架構。通過高速、高分辨率DAC可以直接產生高達300MHz的RF發(fā)射脈沖。在數字域即可產生整個頻帶的波形并進行上變頻。

　　圖像信號處理

　　按照k間隔采集頻率和相位信號，處理器/計算機計算k間隔采集數據的2維傅立葉變換，生成圖像信號。