摘要：本文探讨了磁共振成像(MRI)系统的工作原理，系统利用氢原子在磁场作用下的运动形成清晰的医学图像。文中介绍了典型的磁场类型和当前高分辨率MRI系统所依赖的超导磁铁。本文还讨论了通过适当排列梯度线圈形成3D图像的过程以及它们与RF信号之间的相互作用，给出了MRI的系统原理框图。

　　概述

　　磁共振成像(MRI)系统能够提供清晰的人体组织图像，系统检测并处理氢原子在强磁场中受到共振磁场激励脉冲的激发后所生成的信号。

　　氢原子核的自旋运动决定了它自身的固有磁矩，在强磁场作用下，这些氢原子将定向排列。简单起见，可以把静态磁场中的氢原子核看作一条拉紧的绳子。原子核具有一个共振频率或“Larmor”频率，具体取决于本地磁场强度。如同一条绳索在外部张力作用下发生共振。在典型的1.5T MRI磁场中，氢原子的共振频率近似为64MHz。

　　适当的磁共振激励或者是RF脉冲激励(频率等于氢原子核谐振频率)能够强制原子核磁矩部分或全部偏移到与作用磁场垂直的平面。停止激励后，原子核磁矩将恢复到静态磁场的状况。原子核在重新排列的过程中释放能量，发出共振频率(取决于场强)的RF信号，MRI成像系统对该信号进行检测并形成图像。

　　静态磁场

　　MRI成像需要把病人置于强磁场内，形成有序的氢原子核。通常有三种方法产生磁场：固定磁铁、磁阻(电流通过传统的线圈)、超导磁铁。固定磁铁和磁阻产生的磁场强度一般限制在0.4T以下，无法达到高分辨率图像所要求的场强。因此，大多数高分辨率成像系统采用超导磁铁。超导磁铁体积大且结构复杂，需要把线圈浸入液态氦中，使温度保持在零度附近。

　　利用上述方法产生的磁场不仅需要保持较高的场强，还要求在空间上保持均匀，在一定时间内保持稳定。典型成像系统中，要求在成像区域内场强变化小于10ppm。为了达到如此高的，绝大多数系统会产生一个弱场强的静态磁场，利用特殊的匀场线圈对超导磁场进行微调，以保持磁场的均匀性。

　　梯度磁场

　　为了生成图像，MRI系统必须首先在2D平面激发人体内的氢原子，然后确定那些恢复到静态磁场时处于同一平面的原子核的位置。这两项工作由梯度线圈完成，产生场强随位置线性变化的磁场。由此，氢原子的共振频率还在一定程度上与空间位置有关。改变激发脉冲的频率控制需要激发的人体区域，当激发原子核恢复到静态时，其位置仍然可以由RF激发脉冲的频率和相位信息确定。

　　MRI系统必须具备x、y、z梯度线圈在产生三维的梯度磁场，由此创建病人身体内部不同平面的图像切片。每个梯度磁场和激励脉冲必须进行适当的排序或定时控制，以便对每组图像数据进行组合成像。例如，在z轴方向作用一个梯度磁场，可以改变共振频率，以产生该平面的2D切片图像。由此可见，2维平面的成像位置受控于激励信号频率的变化。激发过程结束后，在x轴方向产生适当的梯度变化，当原子核恢复到静态位置时可以按照空间改变原子核的共振频率。该信号的频率信息能够用来定位原子核在x轴方向的位置。同样，在y轴方向作用适当的梯度磁场能够在空间上改变共振信号的相位，用于检测原子核在y轴方向的位置。按照适当的顺序，以适当的频率产生梯度磁场和RF激励信号，MRI系统即可构建人体的3D图像。

　　为了达到所要求的图像质量和帧率，MRI成像系统的梯度线圈必须能够快速改变静态磁场的强度，使成像区域的场强变化大约5%。系统需要高压(工作在几千伏特)、大电流(几百安培)驱动产生梯度磁场的线圈。在满足大功率需求的同时还要确保低噪声和高稳定性，线圈中的任何电流扰动都会导致RF拾取信号中的噪声，从而直接影响到图像信号的完整性。

　　为了区分不同类型的人体组织，MRI系统对接收信号的幅度进行分析。被激发的原子核连续辐射信号，直到将激发期间所吸收的能量完全释放掉。指数衰减信号的时间常数通常在几十毫秒到1秒；恢复时间是场强的函数，并取决于不同类型的人体组织。利用时间常数的变化可以识别出人体组织的类型。

　　发送/接收线圈

　　发送和接收线圈用于激励氢原子并接收原子核恢复产生的信号，这些线圈必须针对特殊的人体部位进行成像优化，这就需要系统能够灵活地配置线圈。针对需要成像的人体部位，可以使用独立的发送和接收线圈，也可以使用组合在一起的发送/接收线圈。此外，为了提高图像的采集次数，MRI系统使用多路发送/接收线圈并行工作，获取更多的信息，当然，这需要借助线圈位置的空间相关性。

　　RF接收器

　　RF接收器用于处理来自接收线圈的信号。目前，多数MRI系统具有6路或更多通道的接收器，处理来自多路线圈的信号。信号的频率范围大约分布在1MHz至300MHz，频率范围在很大程度上取决于静态磁场的强度。接收信号的带宽很窄，通常小于20kHz，与梯度磁场的强度有关。

　　传统的MRI接收器配置包含一个低噪声放大器(LNA)，随后接混频器。混频器进行信号混频，把有用信号变频到较低中频，然后经过12位至16位高分辨率、低速模/数转换器(ADC)转换成数字信号。采用这种接收架构，ADC可以工作在1MHz以下的采样率。由于带宽需求较低，可以利用单片高于1MHz至5MHz采样率的ADC，通过多路复用器以时分复用形式转换多路信号。高性能ADC的出现造就了新的接收器架构。可以利用宽带、采样率高达100MHz的12位至16位高分辨率ADC直接对信号进行采样，从而省去接收通道的模拟混频器。

　　发送器

　　MRI发送器产生激发氢原子的RF脉冲，激发脉冲的频率范围和梯度磁场强度取决于成像区域的宽度。典型的发射脉冲以±1kHz相当窄的带宽产生输出信号。需要时域波形产生该窄带信号，类似于传统的同步信号。该波形通常在基带以数字形式产生，然后经过混频器变频到适当的中心频率。传统的发送机制需要低速数/模转换器(DAC)，产生基带波形，该信号的带宽非常窄。同样，利用新一代DAC技术可以改善传统的发送器架构。通过高速、高分辨率DAC可以直接产生高达300MHz的RF发射脉冲。在数字域即可产生整个频带的波形并进行上变频。

　　图像信号处理

　　按照k间隔采集频率和相位信号，处理器/计算机计算k间隔采集数据的2维傅立叶变换，生成图像信号。