磁共振成像儀原理及故障排除探討

楊 軍 肖海燕 何賢國 曾憲華

1 磁共振成像儀的原理

磁共振成像是利用原子核在磁場內共振所產生的信號經重建后成像的技術。核磁共振(nuclear magnetic resonance，NMR)是核物理現象。早在1946年Block與Purcell就報道了這種現象并應用于波譜學。Lauterbur1973年發表了MR成像技術，使核磁共振不僅用于物理學和化學，同時也應用于臨床醫學領域。近年來，核磁共振成像技術發展十分迅速，已日臻成熟完善。診斷檢查范圍覆蓋了全身各個器官，并在世界范圍內推廣應用。為了準確反映其成像基礎，避免與核素成像混淆，現改稱為磁共振成象(MRI)。參與MRI的因素較多，信息量大而且不同于現有各種醫學影像學成像，在診斷疾病中有很大優越性和應用潛力。

1.1 MRI技術的基本原理

地球自轉產生磁場，原子核總是不停地按照一定的頻率繞著自身的軸發生自旋，含單數質子的原子核帶正電，其自旋產生的磁場稱為核磁。因而將磁共振成像也稱為核磁共振成像。不是所有的原子核都會產生核磁，地磁、磁鐵、核磁示意圖(見圖1)。當原子核中質子數為偶數，中子數為偶數時，原子核將不會產生核磁；當原子核中質子數為奇數，中子數為奇數或者為偶數時，原子核就會產生核磁。

通常采用氫原子作為人體磁共振成像的元素，是因為1H占人體原子的比例較大，而且1H的磁化率很高。人體元素、摩爾濃度和人體磁化率如圖2所示。人體內每毫升水中含氫質子數為3×1022個。

圖2 人體元素、摩爾濃度和人體磁化率

正常情況下，人體內氫質子處于雜亂無章的排列狀態，質子自旋軸的排列無一定規律，如圖3(a)所示。盡管每個氫質子自旋都會產生一個小磁場，但它們處于隨機無序的排列狀態，磁化矢量相互抵消，人體并不表現出宏觀的磁化矢量。當人體置于一個強的外磁場中，人體中氫質子的自旋軸將按照外磁場方向重新排列，它們僅在平行或反平行于外磁場兩個方向上排列，如圖3(b)所示。

圖3 無強磁場和有強磁場下氫質子在人體中自旋示意圖

人體處在強的勻強磁場中，將會產生宏觀的磁化現象，如圖4所示。

圖4 人體處在強的勻強磁場中產生宏觀磁化示意圖

人體中每個體素內的氫質子將處于兩種能量狀態，處于低能級的質子數比處于高能級的質子數稍微多一點點，在主磁場作用下氫質子所處的能級狀態如圖5所示。在溫度為300 K時，主磁場為0.2 T，低能級質子比高能級質子多1.3 PPM(PPM為百萬分之一)；主磁場為0.5 T，低能級質子比高能級質子多4.1 PPM；主磁場1.0 T，低能級質子比高能級質子多7.0 PPM；主磁場1.5 T，低能級質子比高能級質子多9.6 PPM。在主磁場中質子自旋產生的核磁與主磁場相互作用產生進動，進動使每個質子的核磁存在方向穩定的縱向磁化分矢量和旋轉的橫向磁化分矢量。

圖5 在主磁場下氫質子所處的能級狀態

圖6 質子進動示意圖

由于質子運動相位不同，只有宏觀的縱向磁化矢量產生，沒有宏觀的橫向磁化矢量產生。質子在主磁場中發生進動如圖6所示。質子進動角頻率(ω)、主磁場磁感應強度(B)和磁旋比(γ)的關系為∶ω=γB。式中ω也稱為Larmor頻率。進入主磁場后人體被磁化了，人體不同的組織由于氫質子含量不同，因此產生的宏觀磁化矢量也不相同。磁共振儀不能檢測出縱向磁化矢量。但能檢測到旋轉的橫向磁化矢量。要產生宏觀的橫向磁化矢量，必須要給低能的氫質子能量，氫質子獲得能量后進入高能狀態，產生磁共振。磁共振現象是通過射頻線圈發射無線電波(射頻脈沖)激發人體氫質子來產生的，這種射頻脈沖的頻率必須與氫質子進動的頻率相同，才會使低能的質子獲能進入高能狀態。射頻脈沖激發后的效應使得宏觀磁化矢量發生偏轉，射頻脈沖的強度和持續時間決定射頻脈沖發射后的效應，如圖7所示。例如射頻線圈發射90o角射頻脈沖后，低能的超出部分的氫質子有一半獲得能量進入高能狀態，高能質子數與低能質子數相等，縱向磁化矢量相互抵消為0。質子運動處于同相位，它們的微觀橫向磁化矢量相加，產生宏觀的橫向磁化矢量。如圖8所示，90o角射頻脈沖激發使質子發生共振，產生最大的旋轉橫向磁化矢量，這種橫向磁化矢量切割接收線圈，將產生MR信號。氫質子含量高的組織縱向磁化矢量大，經90o角射頻脈沖激發后偏轉使得橫向磁場大，MR信號大。因此MR圖像可以區分質子密度不同的兩種組織。這樣檢測到得僅僅是不同組織氫質子的含量的差別，對于臨床診斷永遠不夠。因此，在90o角射頻脈沖激發關閉后一定時間才進行MR信號的采集。90o角射頻脈沖關閉后，在主磁場的作用下，宏觀橫向磁化矢量由最大逐漸變為0，宏觀縱向磁化矢量由0逐漸恢復到射頻激發前的平衡狀態。這一過程稱為核磁弛豫(relaxation process)，如圖9所示。核磁弛豫可以分為兩個部分，即橫向弛豫和縱向弛豫。恢復到原來平衡狀態所需的時間則稱之為弛豫時間(relaxation time)，有兩種弛豫時間，一種是自旋-晶格(spin-lattice relaxation time)弛豫時間，又稱縱向弛豫時間(longitudinal relaxation time)，反映自旋核把吸收的能傳給周圍晶格所需要的時間，也是90o角射頻脈沖使縱向磁化轉到橫向磁化之后再恢復到縱向磁化激發前狀態所需時間，稱為T1；另一種是自旋-自旋(spin-spin relaxation time)弛豫時間，又稱橫向弛豫時間(transverse relaxation time)，反映橫向磁化衰減、喪失的過程，也是橫向磁化所維持的時間，稱為T2。T2衰減是由共振質子之間相互磁化作用所引起，與T1不同，它引起相位的變化。T1和T2的定義如圖10(a)和(b)所示。

圖7 不同能量的射頻脈沖使宏觀磁化矢量產生不同的偏轉

圖8 90 o角射頻脈沖作用前后磁化矢量的狀態

圖9 90 o角射頻脈沖激發前、后縱向磁化矢量的變化狀態

圖10 T1和T2的定義

當宏觀縱向磁化矢量從零恢復到平衡前的63%所需要的時間稱為T1時間；當宏觀橫向磁化矢量由最大衰減到其最大的37%所經歷的時間稱為T2。組織的T1和T2值各有不同，縱向磁化恢復快，T1短，為高信號；恢復慢，T1長，為低信號。橫向磁化消失快，T2短，為低信號；消失慢，T2長，為高信號。人體不同器官的正常組織與病理組織的T1是相對固定的，而且它們之間有一定的差別，T2也是如此。不同組織的T1和T2見表1和表2。

表1 不同組織和主磁體磁感應強度的T1(ms)值

這種組織間弛豫時間上的差別，是MRI的成像基礎。有如CT成像一樣，組織間吸收系數(CT值)的差別是CT成像基礎的道理。但MRI不像CT只有一個參數吸收系數，而是有T1、T2和自旋核密度(P)等幾個參數，其中T1與 T2尤為重要。因此，組織密度、縱向弛豫速度(T1)和橫向弛豫速度(T2)是磁共振成像儀顯示人體解剖結構和病變的基礎。獲得選定層面中各種組織的T1/T2值，就可獲得該層面中包括各種組織影像的圖像。

表2 不同組織的T2(ms)值

超導型磁體內有三套線圈∶磁體線圈、梯度線圈和射頻(RF)線圈(具有發射和接收能)。磁體線圈提供均勻的高磁場。梯度磁場Gz指自上而下場強不同的梯度磁場，Gx指自右至左的梯度磁場，Gy指自后至前的梯度磁場，在z、x、y軸上放置與Bo垂直電流方向相反的環形線圈而產生。在主磁場中再附加一個具有梯度的磁場，質子旋進頻率因磁場強度的不同而不同，MRI空間定位靠的是梯度磁場附加梯度磁場后，不同層面將處于不同的磁場強度，單一頻率的RF激發特定層面，達到選層的目的。RF脈沖的頻率范圍稱為射頻信號帶寬，RF脈沖持續時間越短信號頻帶越寬，脈沖持續時間越長帶寬越窄。斷層面厚度與帶寬成正比增加梯度磁場的強度可減薄層的厚度。頻率和相位編碼目的是確定質子信號的位置，不同的質子群的共振頻率和相位各不相同，判定質子的位置進行空間定位。MRI的成像方法也與CT相似。有如把檢查層面分成Nx，Ny，Nz……一定數量的小體積，即體素，用接收器收集信息，數字化后輸入計算機處理，獲得每個體素的T1/T2值，進行空間編碼。用轉換器將每個T值轉為模擬灰度，而重建圖像。

1.2 磁共振儀的分類

(1)根據磁場產生方式分類

(2)根據磁體外可以分為開放式磁體、封閉式磁體和特殊外形磁體。

(3)根據主磁場的場強分類MRI圖像信噪比與主磁場場強成正比①低場∶＜0.5 T；②中場∶0.5 T～1.0T；③高場∶1.0 T～2.0 T(1.0 T、1.5 T、2.0 T)；④超高場強∶＞2.0 T(3.0 T、4.7 T、7 T).

1.3 磁共振儀的組成

磁共振儀由以下5部分組成∶①主磁體；②梯度線圈；③脈沖線圈；④計算機系統；⑤其他輔助設備。

MRI的成像系統包括MR信號產生、數據采集和處理以及圖像顯示兩部分。MR信號是來自大孔徑、具有三維空間編碼的MR波譜儀，而數據處理及圖像顯示部分，則與CT掃描裝置相似。MRI設備包括磁體、梯度線圈、供電部分、射頻發射器及MR信號接收器，這些部分負責MR信號產生、探測與編碼；模擬轉換器、計算機、磁盤與磁帶機等，則負責數據處理、圖像重建、顯示與存儲。磁體有常導型、超導型和永磁型三種，直接關系到磁場強度、均勻度和穩定性，并影響MRI的圖像質量。因此非常重要。磁體類型代表MRI設備的類型。常導型的線圈用銅、鋁線繞成，磁場強度最高可達0.15～0.3 T，超導型的線圈用鈮-鈦合金線繞成，磁場強度為0.35～2.0 T，用液氦及液氮冷卻；永磁型的磁體由用磁性物質制成的磁磚組成，體質量較重而磁場強度偏低，最高為0.3 T。梯度線圈修改主磁場產生梯度磁場，其磁場強度雖只有主磁場的數百分之一。但梯度磁場為人體MR信號提供了空間定位的三維編碼，梯度場由X、Y、Z三個梯度磁場線圈組成，并有驅動器以便在掃描過程中快速改變磁場的方向與強度，迅速完成三維編碼。射頻發射器和MR信號接收器為射頻系統，射頻發射器可產生臨床檢查目的不同的脈沖序列，以激發人體內氫原子核產生MR信號。射頻發射器及射頻線圈象“短波發射臺”及“發射天線”，向人體發射脈沖，人體內氫原子核相當于“收音機”接收脈沖。脈沖停止發射后，人體氫原子核則變為短波發射臺，而MR信號接受器則成為“收音機”接收MR信號。脈沖序列發射完全在計算機控制之下。MRI設備中的數據采集、處理和圖像顯示，除圖像重建由Fourier變換代替反投影外其他與CT設備相似。

2 西門子磁共振成像儀故障排除探討

2.1 故障現象一

掃描頭部和腰部掃描時，偶爾出現圖像信噪比非常差，有時候一個序列單數層圖像好，偶數層不好.

故障分析與檢修∶ 做RFPA test tools見表3。

表3 RFPA功率測試(直接耦合)

DICO偏差比較大，做Tune up中的TX tuning和RF characteristic，連續做數次發現，RFPA最大輸出電壓一直在620～650 V之間來回變化，RFPA不穩定，更換RFPA則ok。

2.2 故障現象二

圖像Head_neck和head的t1_fl_2d_tra，t2_fl_2d_ tra序列偽影嚴重， 更改相位編碼方向后，偽影跟隨著變化如圖11、圖12、圖13所示∶

圖11 t1_fl_2d_tra相位編碼方向:A-P

圖12 t2_fl2d_tra相位編碼方向:A-P

圖13 t2_fl2d_tra相位編碼方向:R-L

經檢測頭部其余常規序列都正常(如t2_tse_tra和t1_se_tra以及fl3d)，只有t2_tim_cor_dark_fluid和腰椎的t2_tse_sag序列有輕微偽影，腰椎圖像勉強可看而頸部圖像則很差。

2.2.1 維修過程

(1)從圖像上來看，可以判定是梯度偽影，由于上次出現過同樣問題更換過GPA后正常了，所以先查GPA，發現Y軸GPA對地電阻不正確，在10 k～幾M之間變化，更換Y軸梯度功放后，問題還沒有解決!

(2)做spike check，ok。(3)做stability check，Calc_Artifacts，均為not ok。(4)查線，拆開外殼，把梯度線圈上的接頭全部拔出，用絕緣膠布處理，處理接頭，重新擰緊，故障依舊。

(5)繼續查線，磁體側面的接頭，傳導板上所有的梯度線接頭處全部重新處理，故障依舊。

(6)查看loadmatch，用示波器查看fl2d掃描時的梯度波形，均沒有發現異常。

(7)做test tools中的grad.linearity， 發現Z軸not ok，如圖14所示。而正常情況下的波形應該如圖15所示。

圖14 Z軸異常波形

(8)進一步排查問題。交換X Z軸G P A，做linearity check，還是在Z軸，說明GPA是好的；在設備室傳導板上交換XZ的接線頭，還是Z軸有問題，說明Z的線圈部分是沒有問題的；在機柜頂端交換XZ的接線，還是在Z軸上，說明線也沒有問題；在磁體間交換XZ的接線端，仍然是Z軸有問題；交換XZ小信號驅動單元(光纖和驅動線)，還是Z軸；說明后級驅動以及負載都沒有問題， GSSU來的梯度波形信號有問題，問題應該是出在前級信號輸入，難道是GSSU？或者GCTX？亦或是序列參數？重裝軟件.Tune up.故障依然；訂GSSU和GCTX.；更換GSSU，故障一樣.更換GCTX后，問題解決! tune up.QA.掃描患者一切正常。

圖15 Z軸正常波形

2.2.2 故障分析

梯度線圈出現問題的可能性極小，這樣，問題就出現在梯度放大器。梯度放大器由X軸、Y軸、Z軸3軸組成。根據磁共振的坐標系，(水平場磁共振)水平右左(RL)是Y軸，上下(AP)是X軸，水平沿磁體長軸(FH)是Z軸。冠狀位正常說明YOZ平面內定位是正常的，則橫斷位(XOY平面)RL方向正常而AP方向變短、矢狀位(XOZ平面)FH方向正常AP方向變短存在異常，由此推斷X 軸梯度出了問題，進而驗證冠狀位圖像正常，而冠狀位的這一面的空間定位是錯的。再次分析，在矢狀位和橫斷位上的距離變短，而不是變長，由此推斷是X軸梯度電流變小。

2.2.3 排除方法

打開X軸梯度，發現T5-NT X軸梯度上有2塊板，1塊是PROCESSOR，塊是POWER CONVERTER。除此以外還有3塊電源塊，但是排除電源塊故障，因為它們的指示燈正常，若電源塊損壞，則不能掃描。仔細用放大器觀察PROCESSOR 板和POWER CONVERTER板，都沒有發現2塊板有任何問題，因為后者是整流塊、大電流，所以判斷為POWER CONVERTER損壞，又因為磁共振的X軸、Y軸、Z軸三者相同，所以用替換法將X軸和Y軸的POWERCONVERTER 板互換，掃描發現前后(AP)方向正常，而左右(RL)方向變形變短，說明X軸正常，Y軸存在問題，由此斷定POWER CONVERTER板損壞，更換后故障排除。

3 結語

磁共振成像儀是一個由多學科構成的十分復雜的系統，對于磁共振成像儀操作者和醫院工程技術人員的理論知識和實踐能力要求很高，因此磁共振成像儀操作者和醫院工程技術人員只有努力學習磁共振理論知識，勤于動手、動腦，多實踐和多操作磁共振成像儀，才能熟練掌握磁共振成像儀的各種性能特點，充分發揮磁共振成像儀的各種功能，迅速解決儀器使用過程中出現的各種問題。

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