下面是范文網(wǎng)小編收集的磁共振成像仿真平臺設計與實現(xiàn)3篇 功能性磁共振成像實驗設計，供大家品鑒。

磁共振成像仿真平臺設計與實現(xiàn)1

　　一、磁共振成像基本原理

　　1．磁共振現(xiàn)象微觀領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。質子數(shù)或中子數(shù)至少有一個為奇教的大量原子核可在靜磁場中體現(xiàn)出宏觀磁化 來，其磁化矢量與靜磁場同向。而每單個原子核在靜磁場中做著不停的進動運動（一方面不 斷自旋，同時以靜磁場為軸做圓周運動），進動頻率(precession frequency)（即質子每秒進動的次數(shù)）為(00一/Bo，7為原子核的旋磁比(對于每一種原子核，7是一個常數(shù)且各不相同，如氫質子7值為/T)，Bo為靜磁場的場強大小。人體含有占比重70%以上的水，又由于氫質子磁矩不為零，這些水中的氫質子是磁共振信號的主要來源，其余信號來自脂肪、蛋白質和其他化合物中的氫質子。對靜磁場中的質子群沿著垂直于靜磁場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)-原來的宏觀磁化就會以射頻場為軸發(fā)生偏轉（章動），其偏轉角度取決于射頻場的施加時間、射頻強度和射頻波形。當然，一個關鍵條件是：射頻的頻率必須與靜磁場中的質子的進動頻率一致。宏觀磁化發(fā)生章動的實質是質子群中一部分質子吸收了射頻的能量，使自己從低能級躍遷到了高能級。這種現(xiàn)象即稱為原子核的磁共振現(xiàn)象。如果將此時的宏觀磁化進行二維分解，會發(fā)現(xiàn)射頻激勵的效果是使沿靜磁場方向的磁化矢量（縱向磁化）減小，而垂直于靜磁場方向的磁化（橫向磁化）增 大了。RF脈沖有使進動的質子同步化的效應，質子同一時間指向同一方向，處于所謂“同相”，其磁化矢量在該方向上疊加起來，即橫向磁化增大。使質子進動角度增大至90。的RF脈沖稱為90。脈沖，此時縱向磁化矢量消失，只有橫向磁化矢量。同樣還有其他角度的RF脈沖。質子的進動角度受RF脈沖強度和脈沖持續(xù)時間影響，強度越強、持續(xù)時間越長，質 子的進動角度越大，且強RF脈沖比弱RF脈沖引起履子進動角度改變得要快。

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

　　3．自由感應衰減磁共振成像設備中，接收信號用的線圈和發(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線圈，線圈平面與主磁場Bo平行，其工作頻率都需要盡量接近Larmor頻率。線圈發(fā)射RF脈沖對組織進行激勵，在停止發(fā)射RF脈沖后進行接收。RF脈沖停止后組織出現(xiàn)弛豫過程，磁化矢量只受主磁場Bo的作用時，這部分質子的 進動即自由進動，因與主磁場方向一致，所以無法測量，而橫向磁化矢量垂直并圍繞主磁場 方向旋進，按電磁感應定律（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)生隨時間變化的感應電流，其大小與橫向磁化矢量成正比，這個感應電流經(jīng)放大即為MR信號。由于弛豫過程橫向磁化矢量的幅度按指數(shù)方式不斷衰減，決定了感應電流 為隨時間周期性不斷衰減的振蕩電流，因而它是自由進動感應產(chǎn)生的，被稱為自由感應衰減(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 共振信號以指數(shù)曲線形式衰減，如圖6-3所示，其幅度隨時間指數(shù)式衰減的速度就是橫向弛 豫速率(l/T2)。

　　圖6-3 自由感應哀減信號及其產(chǎn)生

　　4．空間定位磁共振信號的三維空間定位是利用施加三個相互垂直的可控的線性梯度磁場來實現(xiàn)的。根據(jù)定位作用的不同，三個梯度場分別稱為選層梯度場(Gs)、頻率編碼 梯度場(Gf)和相位編碼梯度場(G。)；三者在使用時是等效的，可以互換，而且可以使用兩個梯度場的線性組合來實現(xiàn)某一定位功能，從而實現(xiàn)磁共振的任意截面斷層成像。(1)選層：沿靜磁場方向疊加一線性梯度場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強度共同決定層厚（圖6-4）。層厚與RF帶寬呈正相關，與梯度強度呈負相關；

　　圖6-4射頻帶寬與選層梯度場共同決定層厚

(2)頻率編碼：沿選定層面內(nèi)的X方向疊加一線性梯度場Gf，可使沿X向質子所處磁場線性變化，從而共振頻率線性變化，將采集信號經(jīng)傅立葉變換后即可得到信號頻率與X方向位置的線性一一對應關系，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G。（時間很短，在選層梯度之 后，讀出梯度之前），則沿Y方向的質子在進動相位上呈現(xiàn)線性關系，將采集信號經(jīng)傅立葉 變換后，可以得到Y向位置與相位的一一對應關系，如圖6-6所示。

　　實際的序列中還有一些梯度場不起空間定位作用，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如何重建成一幅二維斷面圖像的方法，主要有點成像法、線成像法、面威。紜法，缽薇『成繚法等。

(1)點成像法：對每個組織體素信號逐一進行測量成像的方法，主要包括敏感點法和場聚焦法。

(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、化學位移成像法等。

(3)面成像法：同時采集整個斷面數(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：在面成像法的基礎上發(fā)展起來的，不使用選層梯度進行面的選擇，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對組織進行整個三維體積的數(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)一個已知的頻帶，并控制梯度場來選取一個點、一條線、一個層面，甚至選取整個成像體積來獲得信號，是各種 成像方法的共同點。任何一種成像法的實現(xiàn)，均與機器的軟硬件設計緊密相關。

　　二、磁共振成像脈沖序列

　　一幅灰度磁共振圖像的實質有兩個：①每個像素與人體組織體素之間的一一對應關系，即對獲取到的MR信號進行空間定位；②是每個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（對比度）來。磁共振脈沖序列(pulse sequence)就是為了解決第二個問題的。根據(jù)病變組織和正常組織之間的多個參數(shù)（密度、T1、T2、含氧量、擴散系數(shù)、彈性、溫度、流動效應等）的不同，研發(fā)出不同的脈沖序列，通過不同的灰度更好地顯示出病變組織和正常組織之間的對比。所謂脈沖序列就是通過對射頻脈沖的幅度、寬度、波形、軟硬以及時間間隔、施加順序、周期等和梯度磁場的方向、梯度大小、空間定位作用的協(xié)調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。目前的脈沖序列名目繁多，各個公司推出的序列名稱總計大概有100多種，出現(xiàn)了許多同質不同名的序列，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信號的類型脈沖序列可劃分為三大家族：自由感應衰 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。自由感應衰減序列家族利用FID信號來進行重建圖像。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(saturation recovery，SR)脈沖序列，其序列形式如圖6-7所示。實際上它是TR時間極長（3～5倍T1時間）而 TE極短（為0）的SE序列，因此圖像反映的是完全的質子密度像，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、最常用的序列，其序列形式如圖6-8所示。

　　該序列可以通過采用相應的TR時間和TE時間來獲取不同的組織參數(shù)加權像，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)在圖像對比度上，比 如人腦內(nèi)的腦白質和腦灰質，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，因此通過配合改變TR和TE時間，可以獲得腦部的T1加權像或T2加權像，在這些圖像上，灰質和白質將有著較大的對比。一般，較長的TR和較長的TE，獲得T2加權像(T2WI)；較短的TR和較短 的TE，獲得Tl加權像(TIWI)；較長的TR和較短的TE，獲得質子密度加權像(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。它利用翻轉的梯度獲取信號，相比SE序列縮短了獲取信號的時間，開創(chuàng)了快速磁共振成像的先河。該家族序列通過對射頻翻轉角(a)、TR和TE三個參數(shù)的配合控制，可以在較短的時間內(nèi)分別獲取反映組織Pd、Tl、T2和T2”參數(shù)差別的圖像來。因此該序列家族得到了 越來越廣泛的使用。

　　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)展的一個熱點，也是磁共振的生命所在。不管其如倆快速，具體實現(xiàn)的時候可能是兩種或三種的結合再結合減少傅立葉并行采集技術來達到縮 短掃描時間的目的的?？焖俅殴舱癯上裥蛄惺侵缚梢杂幂^短的時間獲取或重建出磁共振圖像的序列?？s短磁共振的掃描時間對磁共振的飛速發(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對一些運動器官或組織的成像也依賴于快速序列；

③對于流體比如血管、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)歷了三個階段：第一階段，使用快速自旋回波序列(fast spin echo．FSE)使成像時間從原始的10分鐘級縮短到了分鐘級；第二階段，梯度回波序列(gradient echo，(;E)使成像時間從分鐘級縮短到了秒級；第三階段，回波平面序列(echoplanner imaging，EPI)將成像時間從秒級縮短到了幾十毫秒級；許多方法都利用了K空問的對稱性而減少了用以重建圖像所需要的數(shù)據(jù)量的技術，還有結合了不同的縮短成像時間的方法。脈沖序列的控制參數(shù)主要有重復時間(TR)、回波時間(TE)、反轉時間(TI)、掃描矩陣、計算矩陣、掃捕視野、層面厚度、層間距、翻轉角、信號平均次數(shù)、回波鏈長度、回波間隔時問、有效回波時間、第一回波時間等。

磁共振成像仿真平臺設計與實現(xiàn)2

（一）分類 磁共振按照不同的分類方法有不同的分類。按照場強大小分為高場、中場、低場磁共振；高場一般為場強高于的磁共振；巾場 為場強高于而低于的磁共振；低場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型磁共振。永磁型磁共振維護費用??；逸散磁場小，對周圍環(huán)境影響??；造價低；安裝費用也較少；

　　一般只能產(chǎn)生垂直磁場；場強范圍一般在～；磁場隨溫度漂移嚴重，磁體需要很好的恒溫；磁場不能關斷，對安裝檢修帶來困難；磁體沉重；且隨著場強增大，磁體厚度增大，更加沉重。常導型磁共振生產(chǎn)制造較簡單，造價低；可產(chǎn)生水平或垂直磁場；重量輕；檢修方便，磁 場均勻度也很高；場強一般在～；運行耗費較大，通電線圈耗電達60kW以上；還需配用專門的供電設備和水冷系統(tǒng)。超導型磁共振場強范圍～9T；磁場均勻性高；穩(wěn)定性好；圖像質量好；運行耗費很 高，制冷劑主要是液氦的費用很高；運輸、安裝、維護費用也很高。目前主要市場上的磁共振以高場和低場為主，高場一般為超導型，低場一般為永磁型；且低場永磁型磁共振往往做成開放式，有C形式或立柱式；高場超導磁共振往往做成圓形孔腔式或站立式的磁共振。常導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、四肢或關節(jié)專用檢查的磁共振設備，其形態(tài)變化較靈活。一般來講，低場永磁型以出診斷圖像為主要目的，圖像質量已經(jīng)能夠滿足診斷要求；高 場超尋型主要以功能磁共振為主，圖像質量是其基礎。

（二）MRI系統(tǒng)結構

　　磁共振系統(tǒng)的典型結構如圖6-10所示，主要包括磁體子系統(tǒng)、梯度場子系統(tǒng)、射頻子系 統(tǒng)、數(shù)據(jù)采集和圖像重建子系統(tǒng)、主計算機和圖像顯示子系統(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Bo的主磁場，是磁共振系統(tǒng)的關鍵組成部分。其主要參數(shù)有：磁場強度、磁場均勻性、磁場穩(wěn)定性、孔腔大小、逸散磁場等；其中磁場強度越高，信號幅度越高，圖像信噪比會越高；磁場均勻性越好，圖像分辨率越高。磁體可有 永磁型、常導型、混合型和超導型4種。

　　2．梯度場子系統(tǒng)是指與梯度磁場有關的一切單元電路，提供給系統(tǒng)線性度滿足要求的、可快速開關的梯度場，以便動態(tài)地修改主磁場，實現(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、梯度場強度、梯度變換率和梯度上升時間等；有效容積越大，可成像區(qū)域越大；線性越好，圖像質量越好；圖6-11所示為超導型或常導型磁共振的三個梯度線圈的形狀及其組合結構。

　　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)中實施射頻激勵并接收和處理RF信號的功能單元，不僅要根據(jù)掃描序列的要求發(fā)射各種翻轉角的射頻波，還要接收成像區(qū)域內(nèi)氫質子的共振信號。射頻子系統(tǒng)包括射頻發(fā)射單元和信號接收單元：射頻發(fā)射單元是在時序控制器的作用下，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序控制器的作用下，接收人體產(chǎn)生的磁共振信號的系統(tǒng)。

　　主要參數(shù)有射頻場均勻性、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) 信號采集的核心是A/D轉換器，轉換精度和速度是 重要指標。在MRI系統(tǒng)中，一般用16位的A/D轉換器進行MR信號的數(shù)字化，經(jīng)一定的數(shù)據(jù)接口送往接收緩沖器等待進一步處理，其結構如圖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轉換所得數(shù)據(jù)不能直接用來進行圖像重建，還需要進行數(shù)據(jù)處理，即拼接帶有控制信息的數(shù)據(jù)。然后通過專用圖像處理計算機進行圖像處理。圖像 重建的運算主要是快速傅立葉變換，重建速度是MRI系統(tǒng)的重要指標之一。

　　圖6-12中a、b分別為射頻發(fā)射單元和信號接收單元框圖。

　　圖6-13 信號采集子系統(tǒng)框圖

　　5．主計算機和圖像顯示子系統(tǒng)MRI系統(tǒng)中，計算機的應用非常廣泛，各種規(guī)模的計 算機、單片機、微處理器構成了MRI系統(tǒng)的控制網(wǎng)絡。主計算機介于用戶與MRI系統(tǒng)的測量系統(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，并通過運行掃描軟件來滿足用戶的所有應用要求。具體包括：掃描控制、患者數(shù)據(jù)管理、歸檔圖像、評價圖像以及機器 檢測等功能。同時，隨著醫(yī)學影像標準化的發(fā)展，還必須提供標準的網(wǎng)絡通信接口。

　　6．射頻屏蔽與磁屏蔽用于把外界和磁共振掃描系統(tǒng)之間嚴格屏蔽開來的系統(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 計算機進行自身管理、維護、控制運行的軟件，即計算機操作系統(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、報告打印、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圖像進行一系列后處理，包括柔和、平滑、銳化、濾波、局部放大等處理功能的軟件。

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

　　1．磁體系統(tǒng)(1)磁體類型：一般為永磁型、常導型、超導型；

(2)磁場方向：一般為水平或垂直方向；

(3)場強：目前從～；

(4)液氦蒸發(fā)速率：指超導磁體制冷劑液氦的消耗速率，如/H，液氦補充間隔24個月；

(5)穩(wěn)定性：一般

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

(7)逸散磁場（5高斯線）：一般定義為5高斯逸散磁場距離，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)勻場方式：無源（又稱祓動勻場，貼小磁片勻場）和有源勻場（又稱主動勻場，使用通 電小線圈勻場）。

　　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、線圈對型；

(2)梯度場強度：即梯度斜率，比如25mT/m；

(3)梯度上升率：即梯度場達到最大強度的快慢，比如65mT/(m．s)；

(4)梯度非線性：梯度場的線性好壞，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)信號檢測方式：正交檢測還是線性檢測；

(4)接收線圈：接收線圈的種類和性質，一般有頭、體、脊椎、乳房、各種關節(jié)、腔內(nèi)等線 圈，按性質分有表面線圈、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)預采樣：一般包括自動校正中心頻率、自動校正90。射頻脈沖、頻率鎖定、RF自動增 益設定；梯度自動優(yōu)化等；

(2)圖像種類：一般包括Tl、T2、T2’、Pd籌權重像，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：指磁共振對掃描視野進行采集所劃分的矩陣范圍，一般為64～256，可為 長方形或矩形；

(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：指為了抑制運動偽影而采用的運動控制技術，一般包括心臟門控、心電 門控、呼吸門控、脈搏門控等。

　　5．計算機系統(tǒng)

(l)計算機性能：包括處理器速度、顯示器最高分辨率、內(nèi)存大小、存儲器、外存儲介 履等；

(2)網(wǎng)絡性能：一般指圖像輸出設備的DICOM接口；(3)測試與診斷功能：指系統(tǒng)進行自身性能測試、遠程診斷等。

　　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、自動，圖像灰階調整、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、圖像邊緣增強、圖像平滑等功能；

(3)圖像分析：距離和角度測定、感興趣區(qū)設定、病灶大小測定以及病灶標識等功能。

磁共振成像仿真平臺設計與實現(xiàn)3

　　關于磁共振成像的空間定位

　　對于二維成像來說，接收線圈所采集的每一個信號，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，每一個信號都代表了整個采集容積的組織信息。因此，我們要進行空間定位區(qū)分來自掃描層面或容積中不同位置的信息，那么我們?nèi)绾蝸磉M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進行空間定位。

　　實際上我們地球磁場也是存在梯度的，因此我們可以根據(jù)地磁實現(xiàn)地球上某點的定位。

　　地磁呈梯度分布，已知地磁中兩極的磁場場強最高，為，赤道處的場強最低，為，從兩極到赤道地磁場強呈遞減分布，如此可以說，一定的磁場強度可以代表一定的位置，便可以進行地球上各點位置的確定，尤其是緯度的確定。

　　當然，依靠地磁進行位置定位在實際操作中要復雜的多，事實上，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活動或生物活動都會在一定程度上影響地磁場強，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，所以可以特定的場強可以代表特定的場強，可以說，梯度磁場中每一個不同的磁場強度代表了該磁場中不同點的位置信息。

　　磁共振的定位也是利用梯度磁場來實現(xiàn)的。

　　磁共振儀利用三套梯度線圈來產(chǎn)生梯度磁場，制造我們可控的磁場不均勻性。在梯度磁場的作用下，來自不同位置的磁共振信號帶有不同的空間定位信息，再通過復雜的數(shù)學轉換解碼，將轉碼后的信號分配到各個像素中，而形成可用于診斷的醫(yī)學磁共振影像。

　　數(shù)學轉換解碼的過程，是復雜的數(shù)學知識，作為醫(yī)師不需要進行深入了解，是完全由程序化的電腦計算完成的，而最終轉碼完成的MR信號，就是圖像信號。至于像素分配的過程，有書上說，當磁共振信號經(jīng)過最后一步轉換，成為色彩明暗不同的圖像信號，就和數(shù)碼相機成像的原理相同了，關于這一點，我專門問過我學攝影的朋友，對于相機本身，它并不能識別和儲存圖像信號，它所能識別的只能是數(shù)字信號，而在拍照的過程中都要經(jīng)過兩次信息轉碼，即先把取景的圖像信號轉成數(shù)字信號，再將數(shù)字信號提取轉碼，還原成圖像信號。即使MR的轉碼過程要比數(shù)碼相機復雜的多，但不論你使用何種機型，選擇何種掃描序列，當采集信號經(jīng)過復雜的數(shù)學轉碼、傅里葉轉換、K空間排序和填充之后，都要進行同數(shù)碼相機一樣由數(shù)字信號到圖像信號的轉換，而轉換成圖像信號后，這些信號也僅僅是一個個無序的信號點，并不能直觀地被人識別，而像素，相當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點有規(guī)律和次序地放置到對應得網(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的工作過程中是同時進行的，因此我們放到一起進行。

　　我們知道，要想使組織中的氫質子發(fā)生磁共振現(xiàn)象，需要對組織發(fā)射一個射頻脈沖進行激發(fā)，而該脈沖的頻率要與所激發(fā)質子的進動頻率相同。

　　理論上講，如果磁場處于絕對均勻的狀態(tài)，那其中質子的進動頻率也都是一致的，而理想化的射頻脈沖的頻率也是單一的，并且與質子的進動頻率完全一致。但事實上，完全均勻的磁場幾乎是不存在的，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，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不均勻性即梯度磁場，和頻率范圍可控的射頻脈沖，就可以實現(xiàn)二維MR圖像的層面及層厚的選擇。

　　例如，在場強的磁場下，質子的進動頻率約為64MHz，如果我們要進行橫斷面的層面及層厚選擇，就需要在組織長軸方向及Z軸方向施加梯度場。我們之前說過，在梯度場下，磁化矢量軸的中點的場強總是等于主磁場場強，假設我們施加的梯度場是頭側低足側高，那么在Z軸的中點，其場強還是，那么中點處的質子進洞頻率依然是64MHz，由中點到頭側的場強逐漸遞減，因此質子的進洞頻率也逐漸減慢，越來越小于64MHz；同理，由中點到足側的場強逐漸遞增，因此質子的進動頻率也逐漸加快，越來越大于64MHz。例如對于頭部來說，頭頂部的組織質子進洞頻率最低，下頜部組織的質子進動頻率最高。

　　而這種質子進動頻率的差別大小與梯度場強成正比，梯度場越大，Z軸方向上磁場的差別越大，Z軸上各處質子的進動頻率差別也越大。假設我們施加的梯度場所造成的質子進動頻率的差別為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軸中心點質子的進洞頻率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這一個頻率，那所有進動頻率為~的質子都將被激發(fā)，進動頻率最快質子和最慢質子的頻率差為=1MHz，又因為我們所施加的梯度場中，質子的進洞頻率差為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軸上質子進洞頻率分別等于和等于的所在平面，即位于Z軸中點兩側分別的層面。

　　在物理學中，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Z軸上施加的梯度場、射頻脈沖的頻率和帶寬進行調整，所選擇的層面和層厚也會發(fā)生如下規(guī)律的變化：1】梯度場不變，射頻脈沖的頻率提高1MHz，則層面中心將向足側移動1cm，層厚依然是1cm。2】梯度場不變，脈沖頻率不變，帶寬變?yōu)槔迕?，則層面中心不變，層厚變薄為。3】脈沖的頻率和帶寬都不變，梯度場增強，使質子進動頻率差達到2MHz/cm，則層面中心不變，層厚變薄，為，這是因為帶寬還是1MHz，而由于質子頻率的差達到了2MHz/cm，即每就會滿足帶寬所包括1MHz的進動頻率差，所以層厚變?yōu)榱?，而無論多高的梯度場下，中點場強永遠等于主磁場強度，因此Z軸中點處的質子頻率永遠保持不變，因此層面中心不會變。

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

　　同理，除了在Z軸上施加梯度場從而進行橫斷面掃描的層面層厚選擇，實際上MR儀可以利用在XYZ三個軸上施加梯度場及進行三個軸有序的組合實現(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，MR采集到的每一個磁共振信號，都包含有全層或全容積內(nèi)的所有信息，那么即使我們進行了層面和層厚選擇，還是無法識別該層面內(nèi)的各個位置的不同信息，因此，我們必須把采集到的信號分配到層面內(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。這就要求我們進行針對以選定層面內(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光的原理相似，我們先來復習一下。

　　白色的太陽光通過三菱鏡，會被分解成紅橙黃綠青藍紫七種顏色的光，其實不止其中，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，太陽光之所以會被分解，是因為太陽光中本就包含這些光線，我們知道光的本質是一種電磁波，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，都不可被人眼識別，頻率的差別正是我們可以區(qū)別這些光信號的原因，同理，磁共振的頻率編碼可以利用不同頻率來識別不同的信號，頻率編碼的對磁共振的作用相當三菱鏡之于太陽光。

　　當然，我們要通過頻率編碼來區(qū)分層面中的不同MR信號，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，一般以前后方向為頻率編碼方向，我們在信號采集的時刻，在前后方向上施加一個前高后低的梯度場，這樣在前后方向上，質子所感受到的磁場強度就不同，質子的進動頻率就會產(chǎn)生差別，即越近前面的質子進動頻率越高，越近后面的進動頻率越低，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在前后方向上就會有所不同，從而在進行傅里葉轉換解碼后的MR信號在該層面前后方向上得以區(qū)分出來，可以被分配到前后方向上特定的位置上。需要指出的是，頻率編碼的梯度場必須在磁共振信號采集的時刻同時施加，這樣所采集的信號才會有頻率編碼信息。

　　三、相位編碼

　　在一個層面上我們進行了頻率編碼，那經(jīng)過傅里葉轉換的MR信號僅僅完成了前后方向上的空間信息編碼，也就是說，我們在此層面上僅僅能區(qū)別前后方向上信號的區(qū)別，而左右方向上必須也進行空間定位編碼，才能完成層面內(nèi)的信號定位。

　　那么，沿用之前的例子，在橫斷面掃描成像中，如果我們在前后方向上施加頻率編碼，完成了此層面中前后方向上的信號空間定位，在左右方向上信號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實現(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行同樣的空間定位編碼，那么MR信號在經(jīng)過傅里葉轉換后就不能區(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雜一些，我們知道質子有自己的進動頻率，頻率就是利用梯度場造成的質子進動頻率進行空間定位，而在質子的進動運動中，每一個質子的橫向磁化矢量都會時刻處在一定的相位中，相位編碼就是利用相位的梯度場造成的相位不同來進行空間定位的。

　　相位編碼的梯度場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】施加的時刻不同，前文提到頻率編碼要在信號采集的時刻同時施加，而相位編碼要在信號采集之前施加，而且在信號采集的時刻，相位編碼的梯度場必須是已經(jīng)關閉的。3】在一個層面中，每個MR信號的頻率編碼處在同一大小和方向的頻率編碼梯度場下，而每個MR信號的相位編碼梯度場的場強大小和（或）方向是不同的。

　　還以橫斷面的掃描為例，我們在左右方向上施加一個左高右低的梯度場，這樣在層面內(nèi)左右方向場強將存在差別，和所有的梯度場一樣，在梯度場中點的場強等于主磁場場強，該處的質子進動頻率保持不變；越靠左邊的場強越高，質子進動頻率越快；越靠右邊的場強越低，質子進洞頻率越慢，因為進動頻率不同，一段時間后左右方向上質子進動的相位也會不同，這時如果關閉梯度場，左右方向上的場強都會等于主磁場場強，如此左右方向上所有質子的進動頻率也會恢復相等，但是左右方向上的質子進動相位已經(jīng)產(chǎn)生的差別將會保留下來，而且由于現(xiàn)在的進動頻率已經(jīng)相等，因此這種相位差將會保持在一個水平，這時采集MR信號，在該層面左右方向上的信號就會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空間定位。

　　然而，實際上，雖然原理是這樣，但是MR儀本身的特點，它可以區(qū)分質子在頻率上各個大小的差別，但是區(qū)別相位差別的能力卻相對較弱，只能區(qū)別相位相差180°的信號。所以相位編碼就不能如頻率編碼一樣一步到位，而要進行多次重復采集。例如矩陣為256*256的圖像就要進行256次相位編碼。由于MR只能識別相位相差180°的信號，那么一次性施加梯度場使得左右方向各質子相位相差180°的話，第二個信號和第一個信號相差180°，第三個信號與第二個信號差180°，就會使第三個信號與第一個信號相位相同，因此一般在采集第一個信號的時候施加一個梯度場，使第二個信號與第一個信號相位差別180°，進行采集，采集第二個信號時要施加一個比之間的場強稍小的梯度場，使得第一個信號與第三個信號相差180°，以此類推，之后每次施加的梯度場對比之間的場強稍小，一直到使第一個信號與第二百五十六個信號相位相差180°也就是說要進行大小不同的梯度場造成256個180°的差別，才能完成相位編碼。256個信號要進行256個不同的梯度場進行相位編碼，每一個相位編碼梯度場等到的MR信號也稱為編碼線。

　　還是以橫斷面掃描為例，在實際成像中，施加右側高左側低的相位編碼，一般是先施加強度最大的梯度場，場強逐漸變小直至為零，然后要改變梯度場的方向即改為右側低左側高，這時場強則由小開始，逐漸變大，場強變化的步級和之前梯度場方向變化前的一樣。

　　四、三維采集的空間編碼

　　三維激發(fā)和采集的信號不是針對平面，而是針對成像容積，為了獲得薄層的圖像，要在層面方向上也進行空間定位編碼，這種編碼也采用相位編碼，一個容積要將其分為幾層，就要進行幾個步級的相位編碼，我們在做MRA的時候看到MRA一邊都是一百三十幾張或一百四十幾張圖像組成，說明將該容積分為了這么多的層面，例如132個層面，就以為著進行了132個步級的層面方向的相位編碼，當然，每個平面上都要進行層面內(nèi)的相位編碼，假設每一層面為256*256像素的矩陣，說明在層面內(nèi)的相位編碼要進行256個部級，一共132個層面，那么在這個MRA三維成像中，一共進行了256*132=個步級的相位編碼。

　　磁共振室：陳凱

　　2013/12/16

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