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磁場的狀況。原子核在重新排列的過程中釋放能量，發出共振頻率(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定。典型成像系統中，要求在成像區域內場強變化小于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平面激發人體內的氫原子，然后確定那些恢復到靜態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。改變激發脈沖的頻率控制需要激發的人體區域，當激發原子核恢復到靜態時，其位置仍然可以由RF激發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磁場的強度，使成像區域的場強變化大約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。被激發的原子核連續輻射信號，直到將激發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。

發送/接收線圈

         發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，可以使用獨立的發送和接收線圈，也可以使用組合在一起的發送/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。

發送器

        MRI發送器產生激發氫原子的RF脈沖，激發脈沖的頻率范圍和梯度磁場強度取決于成像區域的寬度。典型的發射脈沖以±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。