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磁共振成像系统由磁体系统、梯度系统、射频系统、计算机系统等子系统组成。根据成像部位，可分为头、乳腺、四肢关节和全身MRI系统等。根据主磁场产生方法可分为永磁型MRI设备和电磁型MRI设备。
主磁体系统用于产生高强度的均匀的静磁场 B 0 ，如图2-10所示。主磁体按强度可分为三类：低场0.02～0.5T、中场0.5～1.5T和高场1.5T以上。高场强可以提高质子的磁化率，增加图像的信噪比；在保证信噪比的前提下，缩短MRI信号采集时间；增加化学位移提高磁共振频谱对代谢产物的分辨力，使脂肪饱和技术更加容易实现；磁敏感效应增强，增加血氧饱和度依赖（BOLD）效应，使脑功能成像的信号变化更为明显。但是高场强也会增加设备生产成本，提高价格；增加设备运行时噪音；明显增大射频脉冲的能量在人体内累积；增加运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影。
永磁型磁体直接产生磁场，多为单柱型或者双柱非对称型结构。磁体重量为10～13吨，开放空间达到75%以上。缺点是磁场强度低、磁场均匀性不足、图像质量不高，其优点是开放型结构能够减少受试者的幽闭恐惧症。随着MR在介入手术应用的增多，开放式永磁型MR成像设备的场强从0.2T左右逐渐提高到1.0T，图像质量、扫描速度也有明显的改进。
图2-10 磁体系统和梯度系统
电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈，通电后产生磁场。根据导线材料不同，可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料，需要持续通电，目前已经逐渐淘汰。
中高场强的MRI设备均采用超导磁体。超导磁体的线圈导线采用超导材料制成，置于液氦的超低温环境中，导线内的电阻抗几乎消失，通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在，并产生稳定的磁场。众多超导材料中，Nb-Ti合金的应用最为广泛。
超导磁体由磁体外壳、浸泡在液氦中的超导线圈、底座以及顶部的输液管口、气体蒸发通道和电流引流等部分组成。磁体外壳内部依次套叠有冷屏、液氦和液氮容器，内外分别用高效绝热箔包裹，磁体顶上装有二级膨胀的制冷机冷头，其他配套设备有氦气压缩机和冷水机组。超导体需要液氦制冷，一般使用量为1 500～2 000L。使用过程中液氦会缓慢蒸发（约0.03L/h），MRI系统通常具有液氦回收系统，以实现液氦的零泄漏。新型的液氦制冷系统，将液氦密封在与线圈接触的管道里，不再需要将超导线圈完全浸泡在液氦中，液氦用量减少到7升，也不再需要气体蒸发通道。
主磁体重要技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体长度。场强的重要性已在前文介绍。磁场的高均匀度有助于提高图像信噪比，保证磁共振信号空间定位准确性，减少伪影（特别是磁化率伪影），有利于进行大视野扫描和肩关节等偏中心部位的检查。磁共振设备可以采用主动及被动匀场技术，使磁场均匀度有了很大提高。为保证主磁场均匀度，以往多采用2m以上的长磁体。近几年伴随磁体技术的进步，各厂家都推出磁体长度为1.4～1.7m的高场强短磁体，减少了患者对设备造成的幽闭环境，所感到的不适。
梯度系统由梯度线圈、梯度控制器、梯度放大器和梯度冷却系统等部分组成。该系统是大功率系统，通常采用水冷或风冷进行冷却处理，确保该系统的稳定输出。
主要作用是：进行MRI信号的空间定位编码，产生MR回波（梯度回波），施加扩散加权梯度，流动补偿，进行流动液体的流速相位编码。
在MRI成像技术中，以 Z 轴为人体长轴方向，与 Z 轴方向垂直的平面为 XY 平面， X 轴为左右方向， Y 轴为上下方向。与之相应，梯度线圈由 X 、 Y 、 Z 轴三个线圈构成。梯度线圈是一种特殊线圈。以 Z 轴线圈为例，通电后线圈头侧部分产生的磁场与主磁场方向一致，磁场相互叠加；线圈足侧部分产生的磁场与主磁场方向相反，磁场相互抵消，从而形成沿着主磁场长轴（或称人体长轴），头侧高足侧低的梯度场。 X 、 Y 轴梯度场的产生机制与 Z 轴方向相同。通过调节线圈电流，并利用 X 、 Y 、 Z 方向的梯度磁场组合作用，可以获得任意方向的梯度磁场。梯度场线圈中心处被称为线圈中心点，此处 X 、 Y 和 Z 方向梯度场的强度为零，总磁场强度为 B 0 。
梯度系统要保证足够的梯度强度和良好的切换率。梯度场强是指单位长度内磁场强度的差异，通常用每米长度内磁场强度差别的毫特斯拉（mT/m）表示。切换率是指单位时间及单位长度内的梯度磁场强度变化量，常用每秒每米长度内磁场强度变化的毫特斯拉量［mT/（m·s）］表示，切换率高意味着梯度磁场变化快，梯度线圈通电后梯度磁场达到预设值所需要时间（爬升时间）越短。高梯度场强和切换率不仅可以缩短回波间隙加快信号采集速度，还有利于提高图像的信噪比。
梯度系统的场强和切换率性能对于MR快速成像序列，如FSE、STIR及EPI等有重要意义。医用MRI设备的梯度线圈场强多超过45mT/m，切换率超过200mT/（m·s）。需要指出的是，由于梯度磁场的剧烈变化会对人体造成影响，特别是引起周围神经刺激，因此梯度磁场场强和切换率是有一定限制的。
梯度控制器按系统主控单元的指令，实现对梯度磁场的控制。梯度放大器是控制电路的功率输出级，需要输出功率大、响应时间短、输出电流精确和系统可靠性高，峰值电流可超过800A，通常采用霍尔元件作为梯度电流输出级与梯度放大器间的反馈控制器件。
开关梯度线圈时，由于电流很大，受主磁场的作用力，固定梯度线圈的支架会发生振荡，产生85dB左右的噪声，噪声极值会达到110dB左右。通常受检者需要配戴耳塞，使噪声降低20～25dB。
为了使自旋核发生共振，必须在 B 0 的垂直方向加入射频场 B 1 。射频系统由脉冲线圈，外围电路以及控制系统组成，用于产生射频场和接收回波信号，是MRI设备的关键部件。
脉冲线圈分为发射线圈和接收线圈。发射线圈用于产生射频磁场 B 1 ，激发人体内的质子发生共振，一般采用螺线管线圈或鞍形线圈。接收线圈用于接收成像物体在弛豫过程中发射的磁共振信号（回波），分为体线圈和表面线圈。大部分表面线圈只能作为接收线圈，由体线圈来承担发射线圈的功能。有的线圈可同时作为发射线圈和接收线圈，如装在扫描架内的体线圈和头颅正交线圈。
发射线圈的外围电路主要是功率放大装置，保证均匀地发射射频脉冲，激发感兴趣容积内的质子。射频脉冲的能量与其强度和持续时间有关，发射线圈多由高功率射频放大器供能，所发射的射频脉冲强度大，持续时间缩短，以加快图像的采集速度。
接收线圈的外围电路包括接收放大器和信号处理器，实现放大信号，频率和相位处理（相敏检波）以及检波、滤波等功能。接收线圈离检查部位越近，所接收到的信号越强，线圈内体积越小，所接收到的噪声干扰越小，因而各产家开发了多种适用于各检查部位的专用表面线圈，如心脏线圈、肩关节线圈、直肠内线圈、脊柱线圈等。
表面线圈从体表采集到的信号强，随深度的增加，信号强度明显下降，即线圈的灵敏度在成像区域内不均匀，表面线圈能得到图像的深度约与线圈直径或长度相当。对于较大部位成像时，仅使用一个小的表面线圈是不够的，常同时使用多个线圈。表面相控阵线圈技术较好地解决了这个问题，这种相控阵线圈由多个子线圈单元构成，有多个数据采集通道与之匹配。多线圈阵列所检测的信号分别通过独立的射频接收器处理，而后这些数据在图像重建的最后阶段合成完整的图像。利用相控阵线圈可明显提高磁共振图像的信噪比，改善薄层扫描、高分辨扫描的图像质量。利用相控阵线圈与平行采集技术相配合，可以进一步提高MRI的信号采集速度。当然使用相控阵列线圈时，需要考虑线圈间的走向，即线性的还是正交的，线圈之间的耦合关系，不同线圈的灵敏度，及需要校正相控阵列线圈所采集的图像不均匀性，减少相邻区域间像素信号差异。
线圈只有在固有频率与共振频率相同时才能达到最大的发射与接收效率，因此，成像前需要调谐，一般采用自动方式进行。由于体线圈与表面线圈的频率相同，若体线圈发射的功率大，可能会损坏表面线圈，甚至可能引起受检者造成射频辐射过大，所以还需要考虑去耦，去耦就是利用电子开关的方法将发射与接收线圈分时工作。通常采用动态去耦方法，在射频发射时，去耦电器使体线圈谐振，而表面线圈失谐；当接收信号时，则使表面线圈谐振，体线圈失谐。
MR的计算机系统主要有以下功能：控制扫描与数据采集过程，数据处理与图像重建，图像存储、显示和后处理。
计算机控制用户与MRI各子系统之间的通讯，来满足用户的应用需要，具有扫描控制、患者数据管理、归档图像、网络通讯接口，以及机器自检功能。MR系统多具有单独的用于图像处理的计算机，其功能是执行算法程序、完成图像重建和存储任务。外部设备主要包括显示存储器、数据存储器、操纵台和激光照相机等。