MR成像基础理论及成像原理(中)

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1、间隔时间的限制。每一个TR成像周期中的梯度回波和自旋回波彼此都具有独立的相位编码。 GSE序列允许的回波链长比FSE序列要增加很多，因而扫描时间可明显减少。另外，由于 采集自旋回波，减少了单纯梯度回波图像常见的磁敏感伪影。GSE序列的优点是提高了扫 描速度（例如全脑扫描可在30秒内完成，而用FSE序列至少需要1分钟或更长），又克服 了单纯快速自旋回波序列与梯度回波序列的不足。2.8磁共振成像特殊技术2.8.1 脂肪抑制技术在磁共振检查中经常会采用脂肪抑制技术，脂肪抑制可以提供鉴别诊断信息、减少运动伪影 和化学位移伪影、改善图像对比、提高病变检出率、增加增强扫描效果等。根据设备场强、 扫描部位和

2、扫描序列等的不同，可以选择使用不同的脂肪抑制技术。2.8.1.1 STIR 序列原理见IR序列中有关STIR的介绍。STIR序列的优点为场强依赖性低，对场强的要求不高，低场设备脂肪抑制的效果也不错； 对磁场均匀度的要求也较低；且对大范围FOV扫描的脂肪抑制效果也较好。STIR序列的缺 点为信号抑制的特异性低，与脂肪T1接近的组织（例如血肿），其信号也被抑制；不能应 用于增强扫描；且TR延长，使扫描时间延长。2.8.1.2化学位移饱和成像化学位移饱和成像就是利用不同分子之间共振频率的差异，在信号激发之前，预先发射具有 某中特定频率的预饱和脉冲，使这种频率的组织信号被饱和，得到抑制。例如，水中的氢

3、质 子与脂肪中的氢质子其化学位移为3.5ppm，在1.0T静磁场中水质子比脂肪质子的共振频率 大约快3.5ppmx42.5MHz=148Hz,如果预脉冲的频率选为脂肪的共振频率，则在其后立即发 射激发脉冲时脂肪已经饱和，脂肪信号被抑制。该序列的优点为脂肪信号抑制的特异性高、可用于多种序列。其缺点是场强依赖性较大，在 1.0T以上的高场设备中，脂肪抑制的效果才不错；对磁场均匀度的要求也较大；且对大范 围 FOV 扫描的脂肪抑制效果不理想。2.8.2磁化传递技术生物体中含有游离态的自由水和结合态（与蛋白等大分子结合）的结合水,MR信号主要来 自于自由水质子，而结合水质子可以影响MR信号。自由水水质

4、子t2值较长，其产生共振的频率范围较小，而结合水质子t2值较短，其产生共 振的频率范围较大。在磁化传递对比技术中一般是在常规激励脉冲之前预先使用一个低能量 射频脉冲，该射频脉冲的频率偏离自由水质子共振频率但没有超出结合水质子的共振频率范 围，这样可以选择性地激发结合水质子，使结合水质子发生饱和，然后该饱和性通过磁化交 换过程传递给邻近自由水质子，从而不同程度地降低某些组织的MR信号强度，产生与磁 化传递相关的新的组织对比。这种结合水质子将饱和的磁化状态传递给自由水质子的过程称 为磁化传递（Magnetization Transfer,MT）或磁化传递对比（Magnetization Trans

5、fer Contrast,MTC）目前，磁化传递对比技术主要应用包括：（1） MR血管成像，降低血管周围背景组织的信 号，而不影响血管的信号，从而提高血管和背景之间的对比；（2） MR增强检查，降低肿 瘤周围组织的信号，而不影响富含钆对比剂的肿瘤的信号，从而提高肿瘤和背景之间的对比； （3）多发性硬化病变的检查，因为磁化传递的程度与组织的物理和化学状态有关，可以显 示硬化斑的脱髓鞘程度。（4）骨关节检查，有利于关节软骨的显示。利用磁化传递可间接乃至半定量地反映组织中大分子蛋白含量的变化，其定量指标为磁化传 递率（ Magnetization Transfer Ratio,MTR ） :MTR=

6、 xioo%公式中M0为未加磁化传递预脉冲图像上的信号强度,Mt为施加磁化传递预脉冲图像上的信 号强度。2.8.3化学位移成像 原子核的共振频率与磁场强度成正比，但原子核并非孤立存在，位于不同种类化学键上的原 子会产生不同频率的信号，即局部化学环境会影响质子的共振频率。例如甲醇分子ch3oh 中的CH3的H和OH的H共振频率并不相同，这是由于原子核被带磁性的电子云所包围， 使其所处的分子环境不同。围绕着原子核旋转的电子不同程度地削弱了静磁场强度，若固定 静磁场强度大小，周围电子云较薄的原子经受的局部磁场强度较高，其共振频率较高；而周 围电子云较厚的原子局部磁场强度较低，其共振频率也较低。这种因

7、分子环境（即核外电子 结构）不同引起的共振频率的差异称作“化学位移”（chemical shift）。由于化学位移引起局部磁场的改变，对于质子化学位移很小，不同分子环境其共振频率上的 差异仅百余或数百赫兹（Hz），其数量与所检测原子核共振频率差异数个ppm（1ppm=10-6）, 例如，水分子中的质子与脂肪CH2原子团中质子的化学位移只相差3.5ppm。化学位移是磁共振波谱的基础，用于检测组织细胞内的代谢物质；化学位移饱和成像可用来 突出或抑制某种组织的信号；化学位移特性还会诱发化学位移伪影。利用不同分子之间的化 学位移，可以生成不同类型的图像。2.8.3.1 化学位移饱和成像 化学位移饱和成

8、像就是利用不同分子之间共振频率的差异，在信号激发之前，预先发射具有 某中特定频率的预饱和脉冲，使这种频率的组织信号被饱和，得到抑制。例如，上面介绍的 脂肪抑制技术。同样，使用水共振频率的预脉冲，则水的信号被抑制。2.8.3.2水脂同相与反相 因为水质子与脂肪质子的共振频率不同，则水质子横向磁化矢量与脂肪质子横向磁化矢量的 相位关系处于不断的变化之中，在1.0T静磁场中水质子比脂肪质子快一周期所用时间 t=1000ms/148=6.8ms。当激发停止后，水质子横向磁化矢量与脂肪质子横向磁化矢量每隔 6.8ms便出现相位相同的状态，即同相位，同相时两者的信号相加；而激发停止后，水质子 横向磁化矢量

9、与脂肪质子横向磁化矢量每隔6.8ms/2=3.4ms,便出现相位相反的状态，即反相 位，反相时两者的信号相减，信号下降。在反相位图像上，水、脂交界处及同时含水及脂肪 的部位信号下降明显，此技术常用于肾上腺肿瘤和肝脏脂肪浸润的检查。在梯度回波序列， TE值选择为6.8ms或其倍数，得到同相位图像，TE值选择为3.4ms或其倍数，得到反相位 图像。2.8.4 并行采集技术并行采集技术(Parallel Acquisition Technique或Parallel Imaging)是近年来出现的磁共振快速采集新技术，在很大程度上加快了磁共振成像大采集速度。2.8.1.1 并行采集技术的原理常规MR扫

10、描序列的采集时间与图像相位编码方向的编码步数(即k-空间填充线数目)成 正相关，相位编码步数越多，采集时间越长。减少相位编码步数，采集时间则会缩短。但是 若要保持空间分辩率不变，减少相位编码步数的结果会造成相位编码方向的视野长度减少， 若小于被检组织大的尺寸，则会出现卷折伪影。并行采集技术利用在相位编码方向采用多个表面接收线圈、多通道采集的方法，解决了上述 矛盾。对于单个线圈，靠近线圈的组织信号高，远离线圈的组织信号低；另外，视野以外的 组织将卷折到图像对侧。在并行采集技术中采用多个表面线圈组合成相控阵接收线圈，采集 中需要获得各个子线圈的排列及其空间敏感度信息，进而得到成像组织内每一点的敏感

11、度信 息。经过合理的算法将各个子线圈采集的数据和上述敏感度信息，去除单个线圈的卷折伪影， 生成完整的图像。为此，并行采集技术可以在减少采集相位编码步数，从而减少采集时间的 情况下得到完整图像。2.8.1.2 并行采集技术序列的种类并行采集技术主要有两种主要方法，一种方法是数据采集后先进行傅立叶转换，得到相位编 码方向的短视野形成的卷折的图像，然后利用线圈空间敏感度信息去除单个线圈的图像卷 折，这种技术称为敏感度编码(Sensivity Encoding, SENSE)。另一种方法是数据采集后先 利用线圈空间敏感度信息填充整个k-空间，再进行傅立叶转换重建图像，这种技术称为空 间协调同时采集(S

12、imultaneous Acquisition of Spatial Harmony, SMASH)或一般性自动校准 部分并行采集(Generalized Autocalibrating Partial Parallel Acquisition, GRAPA)。目前三大公司的并行采集技术名称分别为GE公司ASSET，飞利浦公司SENSE，西门子公 司 iPAT。并行采集技术的优点采集时间减少，并可减少单次激发EPI序列的磁敏感伪影。缺点是图像 信噪比降低，且可能出现未完全去除的图像卷折伪影，尤其是当采用较大并行采集加速因子 时。MR成像技术篇一基础篇(4)第3章磁共振成像系统的构成3.1 引言

13、磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)技术是利用人体内原子核在磁场内与外加 射频磁场发生共振，而产生影像的成像技术。MRI是随着计算机技术的飞速发展以及在X 线 CT 的临床应用基础上发展起来的一种新型医学数字成像技术。由于它既能显示形态学结 构，又能显示原子核水平上的生化信息，还能显示某些器官的功能状况，以及无辐射等诸多 优点，已越来越广泛地应用于临床各系统的检查诊疗中。随着MRI技术的不断改进，其功 能日趋完善，应用范围不断拓宽，是当今医学影像学领域发展最快、最具潜力的一种成像技 术。磁共振成像设备（简称为“MRI设备”）在我国卫生部被列为乙类大型医用影

14、像设备，医院需 要特别申请配置许可证。MRI设备在临床上的应用日益广泛，在各系统疾病的诊断中扮演 着越来越重要的角色，对于疾病的诊断有不可替代的作用。该设备的配置集中体现着医院临 床诊疗、以及科研工作的水平。磁共振成像设备（简称MRI设备）主要由以下四部分构成：磁体系统、梯度磁场系统、射 频系统、计算机及图像处理等系统组成，各系统间相互连接，由计算机控制、协调。对于超导MRI设备，低温保障冷却系统也是其重要组成部分。MRI设备的组成如图3-1所示。实 际的磁共振成像系统为了加快图像处理速度，一般都配备专用的图像处理阵列单元；为了实 施特殊成像（如心脏门控、脑功能研究等），还要有对生理信号（心电

15、、脉搏、（无创、有 创）血压、血氧饱和度、氧分压、二氧化碳分压等）进行采集、处理、分析的单元。为了实 现实时脑功能成像，需要配置特殊的高性能计算机柜，射频脉冲实时跟踪，试验刺激的产生、 传输（可通过波导孔）及控制，数据的全自动后处理系统等。图像的硬拷贝输出设备（如激 光相机）、软拷贝输出设备（如CD土R/RW、DVDR/RW、MOD等光盘驱动器）也是必备 的。3.2 磁体系统磁体系统是MRI设备产生成像所必需的静磁场（static magnetic field）的关键部件。磁体的 主要性能指标是其产生的磁场强度、均匀度、稳定性及孔径大小等，这些性能指标直接关系 到整个系统的信噪比和成像质量。几

16、乎所有的厂家都在努力追求能够制造出高质量、尽可能 高的磁场强度、优良的磁场均匀度、稳定可靠、尽可能大的开放孔径、以及尽可能短的磁体。3.2.1 磁体系统的组成磁体的基本功能是为MRI设备提供满足特定要求的静磁场。典型的磁体系统如图7-30所示。 除了磁体之外，还包括匀场线圈、梯度线圈、以及射频发射和接收体线圈（又称为内置体线 圈，Build-in Body Coil）等组件。上述三个线圈依次套叠在磁体内腔中，使磁体孔径进一步 变小。匀场线圈可进一步提高磁场的均匀性；梯度线圈解决被检测体的空间分辨率、空间定 位、层面选择等成像问题；射频发射和接收体线圈用于发射射频脉冲以激发被检测体产生 MR信号

17、，同时负责接收MR信号。对于超导磁体还必须拥有高真空、超低温的杜瓦容器， 以维持超导线圈的超低温环境。与磁体、匀场线圈和梯度线圈相连接的是它们各自的电源， 即磁体电源、匀场电源及梯度电源（永磁体不需磁体电源）。上述三种电源在控制单元的作 用下提供高质量的电流，以保证整个系统磁场的均匀和稳定。3.2.2磁体的性能指标磁体系统对于MRI设备的重要性不亚于鱼对水的依赖性，由磁体系统产生、均匀稳定的静 磁场是磁共振成像的“基石”，“基石”的性能决定着MRI设备“大厦”的品质。3.2.2.1 主磁场强度MRI设备的磁体在其扫描检查孔径内、Z轴（沿磁体孔洞方向）一定长度范围内（1.5T超 导MRI设备通常

18、三50厘米）产生磁场强度（即主磁场强度）均匀分布的静磁场，即主磁场 B0。增加主磁场强度，可提高图像的信噪比（SNR）O MRI图像质量与主磁场强度、主磁场 均匀性、梯度线圈、射频接收线圈等诸多因素相关。目前应用于临床的MRI设备主磁场强度大多为0.153.0T（特斯拉，tesla,为磁场强度单位， 1 特斯拉=10000高斯），磁场强度越高，组织的磁化强度越高，产生的磁共振信号强度越 强。在一定范围内，磁场强度越高，影像的信噪比越大，信噪比近似与磁场强度成线性关系。 但高场强也有一些不利因素，例如在高场强中化学位移伪影较明显，对运动较敏感而更易产 生伪影。主磁场强度的高低与磁体以及整机的造价

19、成正比，目前0.35TMRI设备市场价格一般在600 万元人民币左右，而进口一台3.0TMRI设备则需花费2000万元人民币。因此用户需要在整 机价格、主磁场强度、图像质量三者中进行比较、平衡、选择。提高场强的唯一途径就是采用超导磁体。随着超导材料价格和低温制冷费用的下降，超导MRI设备的性能价格比不断提升。发达国家中1.5T以上的超导MRI设备已经相当普及； 3.0TMRI设备从2005年起，开始大规模进入临床；美国通用电气（GE）、德国西门子 （SIEMENS）、荷兰飞利浦（PHILIP）均已开发并向市场推出7.0T的超高场MRI设备， 用于人体成像的实验研究；与此同时在美国芝加哥9.4T

20、MRI设备正在用于人体成像研究。 但是由于超高磁场强度静磁场对人体的生物效应尚不肯定,超高场MRI设备产品尚不成熟， 以及相关国家的有关法律或规则对其应用还有限制等原因，7.0T及以上的超高场系统至今 未能正式用于临床，但应用研究的文献已有很多发表。与高磁场强度MRI设备的发展相反，近年来高性能的低场开放型永磁MRI设备备受市场和 用户的青睐、厚爱。这不仅与它所具有的优良的性能价格比有关，也与设备制造商在竭尽努 力将中高场磁共振系统的部件和技术移植、 “下嫁”到低场平台，使其整机性能、图像质量大 大改善直接相关。3.2.2.2磁场均匀度磁场均匀度（homogeneity），又称磁场均匀性，是指

21、在特定容积限度内磁场的同一性，即 穿过单位面积的磁力线是否相同。这里的特定容积通常取一球形空间。磁场均匀度的单位为 ppm （part per million），即特定空间中磁场最大场强与最小场强之差除以平均场强再乘以一 百万。MRI对磁场的均匀度要求很高，在成像范围内的磁场均匀度决定图像的空间分辨力和信噪 比。磁场均匀度差将会使图像模糊和失真。磁场均匀度由磁体本身的设计和外部环境决定， 磁体的成像区域越大，其所能达到的磁场均匀度越低。磁场的稳定性是衡量磁场强度随着时 间而漂移程度的指标，在成像序列周期内磁场强度的漂移对重复测量的回波信号的相位产生 影响，引起图像失真、信噪比下降。磁场的稳定性

22、与磁体的类型和设计的质量密切相关。磁场均匀度标准的规定与所取测量空间的大小和形状有关，一般采用与磁体中心同心的、直 径一定的球体空间做为测量范围。通常磁场均匀度的表示方法是在测量空间一定的情况下， 磁场强度在该给定空间的变化范围（ppm值），即以主磁场强度的百万分之一（ppm）作为 一个偏差单位来定量表示的，通常将这个偏差单位称为ppm，这称为绝对值表示法。例如整 个扫描检查孔径圆柱体范围内的磁场均匀度为5ppm ；而与磁体中心同心的、直径为40cm 和50cm的球体空间内的磁场均匀度分别是1ppm和2ppm；还可表示为：被测标本区每立方 厘米的立方体空间内磁场均匀度为0.01ppm。无论何种

23、标准，在所取测量球大小相同的前提 下， ppm 值越小表明磁场均匀度越好。以1.5TMRI设备为例，一个偏差单位（1ppm）所代表的磁场强度的漂移波动为1.5x10-6To 也就是说，在1.5T的系统中，1ppm的磁场均匀度意味着：该主磁场在1.5T磁场强度的本 底基础上存在1.5X10-6T （0.0015mT）的漂移波动。显然，在不同场强的MRI设备中，每个 偏差单位或ppm所代表的磁场强度的变化是不同的，从这个角度讲，低场系统对于磁场的 均匀度要求可以低一些（见表3-1） 。有了这样的规定之后，人们就能够用均匀度标准对不 同场强的系统，或同一场强的不同系统方便地进行比较，以便客观评价磁体

24、的性能。表3-1. 0.35T、1.5T和3.0TMRI设备磁场均匀度典型数值磁场均匀 度0.35T永磁1.5T超导3.0T超导测量空间10cm DSV0.28ppm0.004ppm0.03ppm20cm DSV0.6ppm0.02ppm0.05ppm30cm DSV1.1ppm0.06ppm0.15ppm40cm DSV1.80ppm0.27ppm0.35ppm45cm DSVNA0.81ppm1.00ppm48cm DSVNA1.65ppmNA在实际测量磁场均匀度之前首先需要精确定出磁体中心，然后在一定半径的空间球体上布置 场强测量仪（高斯计）探头，并逐点（24平面法、 12 平面法）测量

25、其磁场强度，最后处理 数据、计算整个容积内的磁场均匀度。磁场均匀度是会伴随周围环境变化的。即使一个磁体在出厂前已达到了某一标准（工厂保证 值），但是安装后由于磁（自）屏蔽、射频屏蔽（门窗）、波导板（管）、磁体间和支持物 中的钢结构、装修装饰材料、照明灯具、通风管道、消防管道、紧急排风扇、楼上楼下楼旁 的移动设备（甚至汽车、电梯）等环境因素的影响，其均匀度会改变。因此，均匀度是否达 到磁共振成像要求，应以最后验收时的实际测量结果为标准。磁共振生产厂家安装工程师在 工厂或医院现场所做的被动匀场和超导匀场线圈主动匀场工作是提高磁场均匀度的关键措 施。MRI设备为了在扫描过程中对所采集的信号进行空间定

26、位，在主磁场B0基础上还需叠加连 续递增变化的梯度磁场AB。可想而知，在单个体素上叠加的这个选层面梯度场金必须大 于主磁场B0所产生的磁场偏差、或漂移波动，否则将会改变、甚至湮没上述的空间定位信 号，产生伪影，降低成像质量。主磁场B0所产生的磁场的偏差和漂移波动越大，表示该磁场的均匀度越差，图像质量也会 越低，更会直接关系到压脂序列（人体中水和脂肪的共振频率仅相差200Hz）、磁共振波谱 （MRS）检查的成功与否。因此，磁场均匀度是衡量MRI设备性能高低的关键指标之一。3.2.2.3 磁场稳定性 受 MRI 设备磁体附近散布的铁磁性物质、磁体间环境温度和湿度、超导匀场线圈电流漂移、 主磁场超导

27、线圈电流漂移、进入磁体检查孔径的人体以及人体携带的体内植入物、体外携带 物（例如曲别针、硬币、钢笔、钉子）等客观因素的影响，磁场的均匀性和/或磁场强度值 会发生变化，这就是磁场漂移。磁场稳定性就是定量评价、衡量这种漂移变化的技术指标。 稳定性下降，意味着单位时间内磁场的变化率增高，如果在一次磁共振扫描检查时间段内， 磁场强度值和/或磁场均匀性发生了漂移，就会影响到图像质量。磁场的稳定性分为时间稳定性和热稳定性两种。时间稳定性指的是磁体所建立的静磁场B0 随时间而变化的程度。磁场强度值还会随温度变化而漂移，其漂移的程度是用热稳定性来表 述的。永磁体和常导磁体的热稳定性比较差，因而对环境温度的恒定

28、能力要求很高。超导磁 体的时间稳定性和热稳定性则表现优异。磁场的漂移通常以1h或数小时作为限度。一般说来，磁场的短期（12h）漂移不能大于 5ppm，而长期（以8h为周期）漂移量须小于10ppm。主磁场超导线圈电流或超导匀场线圈 电流波动时，会直接导致磁场的时间稳定性变差。3.2.2.4 磁体有效孔径 磁体的孔径大小限制着被检查者的体型尺寸大小，延伸到磁体外部的磁场的范围亦与孔径大 小及磁场强度有关。在磁场的延伸范围内，电子仪器对磁场均匀度及其本身的磁场产生破坏 作用，为限制磁场向外部延伸及外部磁场的影响，需要采用各种屏蔽措施。磁体有效孔径是指梯度线圈、匀场线圈、射频体线圈、衬垫、内护板、隔音

29、腔、和外壳等部 件均在磁体检查孔道内安装完毕后，所剩余柱形空间的有效内径。因此，实际的磁体孔径即 磁体的净孔径要大得多。例如，牛津公司UNISTAT磁体本身的净孔径为1050mm,但装入 匀场线圈后成为920mm,安装梯度线圈后其内径进一步减小为750mm。对于全身MRI设备，磁体的有效孔径以足够容纳受检者人体为宜。一般来说其有效孔径尺 寸必须至少达到60cm。有效孔径过小容易使被检者产生压抑感，诱发受检者潜在的“幽闭恐 惧症”。有效孔径大些可使受检者感到舒适、轻松，同时也能满足肥胖者的检查需要。然而， 增加磁体的孔径在一定程度上比提高磁场强度更难，因为孔径的增大势必导致磁场均匀性的 破坏和失

30、衡，而校正这种失衡的技术难度很大，因此大孔径（一般指内径净空尺寸大于70cm） MRI 设备是当前研发的热点之一。3.2.2.5 边缘场空间范围 磁体产生的静磁场向空间各个方向散布，发散到磁体周围的空间中，称为边缘场。它的强弱 与空间位置有关，随着空间点与磁体距离的增大，边缘场的场强逐渐降低。边缘场是以磁体 原点为中心向周围空间发散的，因而具有对称性，边缘场会对候诊的受检者、工作人员、路 过附近的人员、分布在磁体周围空间的电子设备造成可能的伤害和损坏。边缘场的空间分布 通常以磁体边缘场的等高斯线在空间分布的三视图（俯视图、前视图、侧视图），即等高斯 线图来表示。等高斯线图是由一簇接近于椭圆的同

31、心闭环曲线表示的边缘场分布图（图3-3）。 图中每一椭圆上的点都有相同的磁场强度值（一般用高斯表示），故称为等高斯线。由于不 同场强磁体的杂散磁场强弱不同，对应的等高斯线也就不同。其中以5高斯（0.5mT） “安 全线”的空间分布最为重要，在磁场强度一定的前提下， 5高斯线边缘场空间范围越小，说 明磁体的自屏蔽系统性能更好，该磁体的环境安全性能也更好。通常的安全原则是：5高斯 线空间范围以内禁止无关人员进入；5 高斯线空间范围尽可能局限在磁体间内。因此需要采 取措施抑制、屏蔽磁体的边缘场，缩小边缘场的空间范围，保证周围环境的安全。对磁体进行自屏蔽的方法有两种。一种是无源屏蔽法，即给磁体披上非常

32、厚的软铁，但是磁 体的重量会急剧增加。另一种是现在常用的有源屏蔽法，使用一组或者几组有源线圈，仔细 计算和测量边缘场的分布后，设计成与边缘场大小相等、方向相反的电磁场分布，从而抵消 和反射磁体引起的向外发散的磁力线，以此达到缩小边缘场空间范围的目的。除此之外，对 磁体间也可以采用特种硅钢材料包绕覆盖的磁屏蔽法，将边缘场空间范围强制压缩在磁屏蔽 空间之内。除了上述五项性能指标外，致冷剂（液氦）的挥发率（升/小时）、磁体低温容器（杜瓦） 的容积（升）、液氦的补充周期（年）、磁体长度（厘米）和磁体重量（吨）等同样是衡量 超导型磁体的重要技术指标。3.2.3 MRI 设备磁体类型MRI设备的类型繁多。

33、按照使用用途分类有动物MRI专用设备、药物分析MRI专用设备、 矿物和工业探伤MRI专用设备、以及医用人体MRI设备等。本书讨论的范围仅限于应用于 人体磁共振成像的MRI设备。按照磁体类型分类有永磁型MRI设备、常导型MRI设备、 超导型MRI设备以及混合型MRI设备。按照磁体产生静磁场的磁场强度大小分类可分为低 场（0.1T0.5T） MRI设备、中场（0.6TIT） MRI设备、高场（1.5T2T） MRI设备、 以及超高场（3T及以上）MRI设备。3.2.3.1 永磁型磁体永磁型磁体（permanent magnet）是最早应用于MRI全身成像系统的磁体，由具有铁磁性的 永磁材料构成，可

34、用于永磁体的磁性材料主要有铝镍钴、铁氧体和稀土钴三种类型。我国有 丰富的稀土元素，也能大量生产高性能的稀土永磁材料（如钕铁硼）。这些材料都是生产永 磁磁体的优质原料资源。永磁型磁体磁场强度衰减极慢，几乎永久不变，且运行维护简单，无水电消耗，磁力线闭合， 磁体漏磁少，磁力线方向与人体长轴垂直。射频线圈制作简便，线圈效率高。但是，磁场强 度较低，目前永磁型磁体最大场强已能达到0.5T，但是磁体庞大、笨重，同时其磁场均匀 度受环境温度影响大，磁场稳定性较差。其周围环境发生变化（例如地铁线路、变电设施、 供电电缆、过往机动车辆等）就会导致磁场均匀度被破坏，使图像质量下降，甚至造成图像 伪影。永磁体一般

35、由多块永磁材料堆积或拼接而成，磁铁块的排布既要满足构成一定成像空间的要 求，又要使其磁场均匀性尽可能高。另外，磁体的两个极面须用导磁材料连接起来，以提供 磁力线的返回通路，从而减少磁体周围的杂散磁场，缩小边缘场的空间范围。图 3-4 是永磁型磁体及其磁路示意图。图中的两个磁极分别位于磁体上、下两端，使磁场方 向与两个极面相垂直。对于全身成像MRI设备来讲，这意味着受检者体轴将与磁场方向相 垂直。这就是所谓的横向磁场。两极面间距离（d）就是磁体孔径。d越小磁场越强，而d 太小又不能容纳人体。在d 一定前提下，提高静磁场B0磁场强度的唯一办法就是增加磁性 材料的用量，但这样做又要受磁体重量的限制。

36、因此，设计者必须在磁场强度、扫描检查孔 径、和磁体重量三者之间进行平衡、折中。0.35T永磁型磁共振磁体的重量一般在14吨左 右，0.4T在20吨左右。永磁体的磁场强度一般不超过0.5T。除磁场强度较低外，永磁型磁体的磁场均匀性通常也受到一定限制，与超导磁体MRI设备 相比较，磁场均匀性指标参数要低很多。其原因一是拼接成完整磁体的每块永磁材料的性能 不可能完全一致；二是受磁极平面加工精度的限制；三是磁极本身的边缘效应（磁极轴线与 边缘磁场的不均匀性）。此外，永磁型磁体的温度系数较大即它对温度变化非常敏感，这使 其磁场稳定性变差。因此，需要恒温恒湿空调系统将磁体间内的温度或磁体本身的温度变化 严

37、格控制在1C之内。永磁型MRI设备虽然有上述缺点，但是其优异的开放性能、低造价、低运行成本、整机故 障率低、磁场发散少、对周围环境影响小、检查舒适等特点，使得永磁MRI设备不仅在中 国，在全世界也得到认可和广泛应用。此外，日益兴起的磁共振介入诊断和治疗，以及磁共 振导引的介入手术，正在为永磁开放型MRI设备开拓新的用武之地。3.2.3.2常导型（阻抗型）磁体由丹麦物理学家奥斯特（Hans Christian Oersted，17771851）于1820年发现的电流磁效应可 知，载流导线周围存在磁场，其磁场强度与导体中的电流强度、导线形状和磁介质性质有关。 常导型磁体（conventional

38、magnet）正是根据这一原理，由电流通过导线产生磁场，即用线 圈导线中的恒定电流来产生MRI设备中的静磁场B,其磁力线与受检人体长轴平行。因此，常导型磁体实际上是某种类型的空芯电磁铁，其线圈通常用铜线绕成。由于铜有一定 的电阻率，故又有人将由这种线圈制成的磁体称为阻抗型磁体（resistive magnet）。此型磁 体大致可分为三种：空心磁体、铁心磁体和电磁永磁混合型磁体。为了产生较高的磁场强度和足够的中空（有效检查孔径）直径，往往数个线圈并用，例如常 见的四线圈常导磁体（图3-5）。该磁体由两对大小不同的线圈组成，其中内侧的大线圈对、 外侧的小线圈对，四个线圈排布在一个球形空间上。图中的

39、箭头代表磁场方向。常导型磁体优点是结构简单、重量较轻、制造安装容易，造价低廉，可随时建立或卸掉静磁 场。但其磁场均匀性和稳定性较差，受室温影响大，开机后耗电量大（典型值8 OkW）并使 磁体产生较多热量，必须使用大量的循环水冷却维持其运行，故运行费用较高，且其磁场强 度亦较低（典型值0. 23T），另外，线圈供电电源的波动将会直接影响磁场的稳定，因而 高质量的大功率恒流电源是常导型MRI设备整机系统的关键部件，目前仅有少数厂家还在 生产常导型MRI设备。在我国电力资源丰富的地区，如产煤区的火力发电厂较多，配置常 导型MRI设备比较适用。新研制的铁芯（混合）阻抗磁体具有永久磁体和阻抗磁体的特征,

40、 综合了它们的优点。3.2.3.3 超导型磁体在普通的导体中，大部分通过导体的电流由于电阻的原因变为热能，因而被“消耗”掉了，而 由超导材料制成的超导体最重要的特点是在特定条件下电流通过时其电阻为零。有一些类型 的金属（特别是钛、钒、铬、铁、镍），当将其置于接近绝对零度（零下273.2 摄氏度，标 为0K）的超低温时，其电阻为零，即处于超导工作状态，这些具有超导性的物质可称其为 超导体。以超导体为线圈材料制造的磁体称为超导型磁体。超导型磁体（super conducting magnet）是由电流通过超导体导线产生磁场，与常导型磁体 的主要差别在于其导线由超导材料制成并将其置于液氦之中。超导体

41、线圈的工作温度在绝对温标4.2K的液氦中获得的超低温环境，达到绝对零度（-273C），此时线圈处于超导状态， 没有电阻。当超导线圈在8K温度下其电阻即等于零，液氦的沸点为77K。超导磁体配有一 个励磁电源，励磁电流从励磁电源发出通过超导磁体线圈循环流动，当电流上升到使磁场建 立起预定的场强时，超导磁体开关闭合，励磁电源断开，电流在闭合的超导线圈内几乎无衰 减地循环流动，产生稳定、均匀、高场强的磁场。3.2.3.4混合型磁体混合型磁体（hybrid magnet）是利用上述两种或两种以上的磁体技术构造而成的磁体。常见 的是永磁型和常导型两种磁体的组合。在永磁型磁体的两个磁极上绕以铜质线圈（绕线方

42、向 应使其产生的磁场与固有的永磁场方向一致并叠加）便得到混合型磁体。当线圈中通过激励电流时，它所产生的感应磁场便会与原磁场相叠加、融合，使其倍增。极 片的两端仍以铁磁材料相连，以提供磁力线的返回通路，减少杂散磁场。无论哪一类型磁体，其共同点都是要产生尽可能强的、均匀的静磁场。而它们的区别主要体 现在各自的场强大小、磁场方向、磁场均匀性、整机功率和生产造价等方面。表3-2人体成像MRI设备常用磁体性能比较表磁体类型最大场强（T）磁场方向杂散磁场强 磁场均匀性 整机功率 造价 度永磁型0.4横向（垂直）常导型0.2轴向（水平）混合型0.6横向（垂直）超导型9.4（可更高）轴向（水平）低中低便宜中低

43、高适中低中中便宜高高高曰土昂贵MR 成像技术篇基础篇（5）第3章磁共振成像系统的构成3.2.4 MRI 超导型磁体性能及其相关性3.2.4.1 绝对零度和超导电性1908年荷兰实验物理学家昂内斯成功地液化了地球上最后一种“永久气体”氦气，并且获得了接近绝对零度（零下273摄氏度，标为0K）的低温：4.25K1.15K （相当于零下摄氏 度）。这样低的温度为超导现象的发现提供了有力保证。经过多次实验，1911 年昂内斯发 现：汞的电阻在4.2K左右的低温度时急剧下降，以致完全消失（即零电阻）。1913年他在 一篇论文中首次以“超导电性”一词来表达这一现象。由于“对低温下物质性质的研究，并使 氦气

44、液化”方面的成就，昂内斯获1913年诺贝尔物理学奖。3.2.4.2超导体的基本性质及其性能指标具有超导性的物质就是超导体。完全导电性物理学上把物质进入超导状态后电阻为零的性质称为完全导电性。完全导电性是对直流而言 的，在交流情况下，超导体不再具有超导电性，它将出现能量损耗。完全抗磁性给处于超导态的某物体外加一磁场，磁感线将无法穿透该物体，即保持超导体内的磁通为零， 称为完全抗磁性，又称为迈斯纳效应。超导体的性能指标临界温度（Tc）:超导体从呈现一定电阻的正常态转变为电阻为零的超导态时所处的温度， 称为临界温度（Tc），又称转变温度。临界温度是物质的本征参量。物质不同，其Tc值也 不同。一般金属

45、的Tc极低。如水银的Tc为4.2K，锡的Tc仅3.7K。临界磁场（He）:当外加磁场达到一定数值时，超导体的超导性即被破坏，物质从超导态 转变为正常态，这一磁场值即称为临界磁场。由此可见，超导体只有在临界温度和临界磁场 下才具有完全抗磁性和完全导电性。临界电流（Ic）：在一定的温度和磁场下，当超导金属中的电流达到某一数值后超导性会 遭到破坏，这一数值就是临界电流。超导物理中还把每平方厘米截面上可通过的最大电流值 叫做临界电流密度，用Ic表示。超导材料的应用具有低临界转变温度（TcV30K），在液氦温度条件下工作的超导材料，称为低温超导材料 （low temperature supercondu

46、cting material）。超导材料大致可分为纯金属，合金和化合物三 类。目前，已发现近30种元素的单质， 8000多种化合物和合金具有超导性能。低温超导材 料由于Tc低，必须在液氦温度下使用，运转费用昂贵。由于具有实用价值的低温超导金属NbTi （铌钛）合金优良的超导电性和加工性能，其Tc为9.3K，其使用已占低温超导合金的95%左右。NbTi合金可用多芯复合加工法加工成以铜（或铝）为基体的多芯复合NbTi/Cu （铌-钛与铜）超导线材（其Tc为4.2K,即-268.80C）, 可用于制造MRI设备的超导磁体。3.2.4.3 超导磁体的构成超导磁体主要由超导螺线管线圈（简称超导线圈）、高

47、真空超低温杜瓦容器、以及附属部件 构成。超导线圈 同常导型磁体一样，超导磁体也由线圈中的电流产生磁场。超导磁体采用超导材料螺线管线 圈、以及匀场线圈设计可达到MRI设备对静磁场的磁场强度和均匀性的高标准要求，因此 通常0.5T以上磁场强度的医用人体MRI设备均采用超导磁体。超导螺线管内轴线上的磁感强度是匀强的；在磁介质一定的前提下，其场强仅与线圈的匝数 和流经线圈的电流强度有关。因此，改变超导磁体螺线管线圈的匝数或电流均可使其所产生 磁场的磁场强度发生变化。为了固定超导线圈绕组的线匝，并防止其滑动，要用低温特性优良的环氧树脂浇灌、固 定、封装绕好的超导线圈绕组，环氧树脂封装超导线圈绕组的强度需

48、要确保其能够抵抗并承 受励磁过程中线圈整体受到的径向和轴向的挤压力，而不发生位移。超导螺线管线圈绕组前后两个端点处，场强将减小为其最大值即线圈中心磁场强度值的 50%。因此需要进行场强校正，即在线圈绕组前后两端适当增加匝数（图3-6和图 3-7）以 补偿两端的磁场强度，确保螺线管内部轴线方向上、尽可能长的范围内（例如53CM）的纵 向磁场的磁场强度能够做到处处相等。超导线圈正常工作后，就获得了稳定的主磁场（B0）， 它是质子发生磁共振的基本条件。杜瓦容器超导线圈须浸泡在高真空、全密封、超低温、液氦杜瓦容器中方能工作，其磁体制造工艺比 较复杂，定期补充液氦也给用户带来一定的消耗成本。附属部件为确

49、保杜瓦容器和超导线圈安全稳定地运行，设置有致冷剂（液氮和液氦）液面计、超导开 关、励磁和退磁电路、失超控制和安全保护电路等附属部件。3.2.4.4 超导环境的建立超导线圈的材料铌-钛与铜的多芯复合超导线材的Tc为4.2K （-268.80C）,因此必须将其浸泡 在液氦里才能保证其以超导体方式正常工作。MRI磁体超导环境的建立需要经历下述三个 步骤：抽真空 环形真空绝热层是超导磁体的重要保冷屏障，其保冷性能主要决定于它的真空度。由分子泵 和机械泵组成的真空泵组，能使超导磁体内的真空度达到10-610-7mbar,以保证超导磁体的 真空绝热性能。磁体预冷 磁体预冷是指用致冷剂将杜瓦容器（磁体）内的

50、温度分别降至其工作温度的过程。磁体预冷 过程分为两个阶段，需要消耗大量的液氮和部分液氦。第一阶段将价格相对便宜的液氮直接 导入磁体内部预冷至77K（-196C）。液氮预冷完成后，第二阶段再改用价格相对昂贵的液 氦，将其不间断地导入磁体内部，用液氦气化产生的压力将磁体内部的液氮全部“吹走”、“吹” 干净，同时将磁体内部温度从77K进一步预冷到液氦的沸点温度4.2K（-268.8C，与室温相 差近 300C）。灌满液氦 磁体预冷到 4.2K 后，液氦气化减弱，液氦开始驻留在磁体内部，直至将磁体灌满，一般可 罐充到满容量的95%左右，剩余空间属于液气两相的平衡面和氦气的空间。在4.2K这一临 界温度

51、下，超导线圈将实现从正常态至超导态的转变，超导环境从而建立起来。3.2.4.5 励磁励磁又叫充磁，是指超导磁体系统在磁体励磁电源的控制下逐渐给超导线圈施加电流，从而 建立预定静磁场的过程。励磁一旦成功，超导磁体就将在不消耗能量的情况下，提供强大的、 高度稳定的匀强磁场。典型的超导励磁电源为10V，4000A，要求优质的电流稳定度。励磁 电流沿着一对铜制电流输送排从励磁电源系统被送往位于磁体上方的超导线圈颈管联接处 为超导线圈“充电”、充磁。3.2.4.6 失超失超所谓失超，即超导体变为导体，温度急剧升高，液氦大量挥发，磁场强度迅速下降，不过， 现代磁体设计相应的防范监控系统，以使运行中失超的可

52、能性降低。在励磁或工作过程中，一旦超导体因某种原因突然失去超导特性而进入正常态，即失超。引 起失超的因素很多：磁体结构和线圈组份、超导材料性能不稳定、磁体超低温环境被破坏、 以及人为因素等。常见的失超有如下五类情况：第一类：励磁时充磁电流超过额定值或者充磁电流增加速度过快均会导致超导线圈整体受到 径向和轴向的电磁挤压力使得浸渍于线圈绕组之间的环氧树脂局部开裂，此变形能的释放会 转化为热能，从而引发失超。第二类：灌注液氦速度过快以及输液管尚未完全冷却到4.2K温度时就将其插入磁体输液孔 内，会引起杜瓦容器内液氦沸腾，迅速气化并喷发而出，导致超导环境遭到破坏，从而引发 失超。第三类：磁体杜瓦容器中

53、的液氦液面降到一定限度（各厂家规定的液氦低限容量不等，一般 极限经验值是满容量的30%）时，如果仍未按规定及时补充，则会导致失超。第四类：磁体的真空隔温层真空环境破坏后，发生失超是肯定无疑的。第五类：误操作紧急失超开关造成“意外”失超。失超与和去磁 失超和磁体去磁是两个完全不同的概念。去磁只是通过磁体特殊设计的超导线开关电路慢慢 泄去其储存的巨大能量（一个1.5T的磁体在励磁后所储存的磁场能量高达5MJ），使线圈 电流逐渐减小为零，但线圈仍然浸泡在磁体杜瓦容器的液氦中，因此仍处于超导态。去磁一 般是需要将MRI设备移机、拆除、或遇紧急情况时所主动做的工作。失超则是被动的，并 且后果很严重，失超

54、后不仅磁场消失，而且线圈失去超导性，会将电磁能量转换为热能。失 超开始点总要经受最高温升，此局部温升既可能破坏磁体超导螺线管线圈绕组的绝缘，又可 能熔化超导体，并且引起液氦急剧气化，严重时甚至引发接口爆裂、磁体“爆炸”而破坏整个 磁体，并威胁磁体间中人员和财产的安全。3.2.4.7 失超的预防保护措施 失超后的线圈不可能从磁体中取出更换，只能重建其超导环境、励磁后继续使用，但是因为 失超过后的线圈已经遭到某种程度的破坏，其再次发生失超的可能性增加，甚至形成“习惯 性”失超的恶果，因此建立失超的预防和保护系统是十分重要的，首先通过传感器、探测器 实时监控磁体的状态，同时建立励磁时的失超保护、以及

55、超导建立并运行后的失超保护等防 范措施。磁体监控和保护措施磁体监控装置实时监控测量磁体线圈温度、应力、液氦液位、真空度、流量、杜瓦容器压力 等参数值的变化。在磁体杜瓦容器里，安装液位计和加热器，用于测量和控制液氦液位高度， 铂钴合金温度计用于检测液氦温度；碳玻璃纤维温度计用于检测从液氮至室温段的温度。 将应变片安装在超导线圈的径向和轴向支撑杆上，用于监测线圈的偏移和受力情况；超导线 圈上下各安装一个失超探测器。为了诊断失超部位及研究其传播速度，还需要引出若干电压 抽头引线，实时监测超导螺线管线圈绕组各个节段的失超电压。在杜瓦容器的真空抽口附近 还要安装检验渗漏的氦传感器，以及真空计、压力表等。

56、失超管（quench tube）失超管是超导磁体不可缺少的一部分。它汇集了磁体的所有气体挥发管口，从磁体上端直通 磁体间建筑外大气中。平时，失超管的作用就是排除废气。一旦失超，磁体杜瓦容器中近 2000升液氦挥发的全部氦气（每升液氦可气化为1.25m3氦气）将从失超管喷出。如果失超 管设计尺寸不足、铺设路径不合理、不通畅、甚至堵塞，磁体因内部压力快速增高而被损坏 的可能性将增大。氧监测器和应急排风机氦气的比重小于空气，而氮气又重于空气，所以补充致冷剂或失超后上述两种气体的泄漏有 可能充满磁体间的所有空间，使人窒息。因此，要求在磁体间安装氧监测装置和应急排风机。 并且应急排风机的开关可由氧监测装

57、置自动控制，当磁体间氧含量低于设定浓度值时，应急 排风机将自动打开，当发生磁体失超或氦气泄漏时，可保障仍然滞留在磁体间内人员的安全。紧急失超开关紧急失超开关又称为磁体急停单元（Emergency Run-Down Unit，ERDU）,是人工强制主动 失超的控制开关，装于磁体间内靠近门口的墙上，其作用是在紧急和危险情况下迅速使静磁 场削减为零。该开关仅用于地震、火灾和危及受检者生命等突发事件时使用。出于安全考虑， 可在失超按钮上加装隔离罩。需要严格控制进出磁体间的人员对该开关的非正常操作。除须具备上述失超保护电路和措施之外，每位MRI技师和工程师还必须每日例行如下工作：第一：观察和记录液氦水平

58、和磁体压力，液面下降到一定数值（例如60%）时要立即 通知液氦供应商前来灌装。第二：例行磁体各对外管口的常规检查。磁体上方各排气管路应 保持畅通，以免容器内压力升高而导致失超。各输液口应密封完好，发现结冰要立即处理。 通向室外的失超管应有防尘措施，并定期清理，防止堵塞。失超后需要重新抽真空、液氮预冷、灌注液氦、励磁等过程重建超导环境，其直接经济损 失约5070万元人民币。超导型磁体的出现，既满足磁共振成像对高磁场强度的追求和需要，显著提升磁共振成像的 质量，又使磁场在均匀性和稳定性等方面的性能得以改善。超导磁体的优点：磁场强度高（动 物成像可高达17.6T,临床成像常用的一般为0.15T3.0

59、T,人体成像目前可高达9.4T）,超导磁体的磁场稳定（磁场强度漂移小于O.lppm/h），磁场均匀度高，几乎不受环境温度 的波动影响，超导线圈不持续消耗电能，容易获得高分辨率、高信噪比、高质量的MR影 像，能进行磁共振波谱分析及功能性磁共振成像等一些研究项目。当然超导磁体也有一些缺 点：如维持运行费用较高，需要持续消耗一定量的液氦（近年来，随着冷头技术的不断进步 超导磁体液氦消耗水平呈不断下降趋势）；磁体的构造和工艺复杂，整机价格昂贵；对操作 者和管理者技术水平的要求很高；特殊情况下当线圈温度超过8K时可能发生失超的危险。3.2.5磁屏蔽3.2.5.1 概述MRI 设备产生强大磁场，明显影响周

60、围环境。磁屏蔽可防止磁场影响附近的电子设备，如CT 机、 X 光机、影像增强器、监示器、心电图仪、脑电图仪等，并可防止影响到扫描室外 携带心脏起搏器的病人。另外，较大金属物品如汽车、钢瓶等从附近经过，会影响磁场的均 匀性，磁屏蔽可防止这种影响。通常磁屏蔽采用足够厚度的铁组成，铁像海绵样吸收磁力线， 目前磁体均采用自屏蔽方式，简化了机房的磁屏蔽要求，磁场屏蔽效果的评价标准一般使用 5高斯（Gs），即0.5MT磁力线的分布范围来表示。磁屏蔽不仅可防止外部铁磁性物质对磁体内部磁场均匀性的影响，还能大大削减磁体外部杂 散磁场的空间分布范围。磁屏蔽是最有效的磁场隔离措施,首先需要采取磁体自屏蔽措施将 磁

61、体产生的边缘杂散磁场缩减到尽可能小的空间区域内；其次可以通过增加磁体间的面积和 高度，将其自然、被动地包容在磁体间内；此外也可以采用磁屏蔽的方法将其完全彻底、主 动地屏蔽于磁体间内。3.2.5.2 磁屏蔽的分类有源屏蔽有源屏蔽由一个磁屏蔽线圈或线圈系统组成。与产生静磁场的工作线圈（内线圈）相比，磁 屏蔽线圈可称为外线圈。这种磁体的内线圈中通以正向电流，以产生所需的工作磁场；外线 圈中则通以反向电流，以产生反向的磁场来抵消工作磁场的杂散磁场，从而达到屏蔽的目的。 如果线圈排列合理或电流控制准确，屏蔽线圈所产生的磁场就有可能抵消杂散磁场。有源屏 蔽可应用于磁体的主动屏蔽。无源屏蔽 无源屏蔽使用的是

62、铁磁性屏蔽体，即一种铁磁性材料（类似硅钢片）罩壳，它因不使用电流 源而得名。根据屏蔽范围的不同，无源屏蔽又分为下述三种。房屋屏蔽：即在磁体间的四周墙壁、地基和天花板等六面体中镶入48mm厚的磁屏蔽专 用特制硅钢板，构成封闭的磁屏蔽间。用材数量多，费用高。定向屏蔽：若杂散磁场的分布仅在某个方向超出了规定的限度（如5 高斯磁力线空间分布 范围超出了磁体间），可只在对应方向的墙壁中安装磁屏蔽，形成针对边缘杂散磁场的定向 屏蔽。既达到屏蔽效果，又节省费用。铁轭屏蔽：是指直接在磁体外面周围安装铁轭（导磁材料），作磁力线磁通的返回路径的 屏蔽方法，也称为自屏蔽。自屏蔽可以有板式、圆柱式、立柱式及圆顶罩式等

63、多种结构形式。 各种结构的设计都应以主磁场的均匀度不受影响或少受影响为目的。用这种方法能得到非常 理想的屏蔽效果，再加定向屏蔽，那么无论磁体间面积多小，都可使主磁场的5 高斯磁力线 完全限制在磁体间所处楼层高度之内以及磁体间内。自屏蔽的缺点是其屏蔽体重量多达数十 吨。随着超导技术和磁共振技术的不断发展，目前投入临床使用的人体成像MR设备的场强已 达到3.0T,甚至超高场强7T, 9.4T,但是由于广泛采用磁体自屏蔽、定向屏蔽、直至房屋 屏蔽的设计，磁共振磁体所产生的强磁场空间分布范围已得到极大缩减。3.2.6匀场及匀场线圈MRI 设备安装励磁结束后,获得的磁场叫基础磁场,也就是说未经任何匀场处

64、理的,此时 磁场的匀场度较差，为进步补偿磁场的非均匀性，需要进行匀场（himming）。匀场分被动 （无源）和主动（有源）两种。磁场均匀性是影响磁共振成像质量的重要技术指标之一。 MRI 设备依靠匀场技术提高磁场均匀性。3.2.6.1 匀场的概念受磁体设计、制造工艺、以及原材料物理性质之间的差异等多方面因素的影响和限制，任何 磁体出厂后都不可能使整个有效孔径内的磁场完全同一。此外，磁体的安装环境对磁场也有 影响，如磁体间的屏蔽物、磁体附近固定或可移动的铁磁性物体以及金属等。因此，磁体安 装就位后还要在现场对磁场进行物理调整，称为匀场（shim）。常用的匀场方法有被动匀场 和主动匀场。3.2.6.2被动匀场被动匀场（passive shiming）是指在磁体孔洞内壁上贴补一定形状和尺寸、专用小铁片（又 称为匀场片），用以提高磁场均匀性的方法。这种方法在匀场过程中使用的是无源器件，因 而也称为无源匀场。被动匀场作为一种匀场初步手段一直被广泛采用，一般由设备安装工程 师进行被动匀场的调整。匀场片材质规格匀场所用的小铁片一般用磁化率很高的软磁材料压制。匀场片的几何尺寸分为1/1、1/2、1/4、1/10 和 1/20 等规格。被动匀场原理匀场用的匀场片本来没有磁性，一旦将它贴补到磁体内壁，就