薛峰，潘桂洪，曾仁华，管海辰，董晓军

湖南医药学院，湖南怀化，418000

0 引言

近年来，影像设备快速发展，出现了大批种类繁多、功能各异的数字化设备。数字化设备成像过程中每一个设备结构的工作都由计算机控制，导致整个成像过程比较虚拟和抽象，这不利于学生对成像过程学习和对影像设备内部结构的辨别。而且部分学校的实验设备都是医院中已经淘汰的影像设备，这不利于学生尽快地适应工作需要[1-3]。针对传统教学模式存在的情况，本研究开发一套MRI虚拟数据采集与图像重建软件进行实践教学，不仅可以让抽象的知识具象化，还可以深化学生对理论知识的学习和提高学习兴趣。

1 MRI虚拟数据采集与图像重建系统

通过MRI虚拟数据采集与图像重建系统不仅可以将抽象不可视的成像过程形象化和具体化，还有助于学生更好地巩固和深化影像设备成像的相关理论。同时，还可以在虚拟仿真环境中激发学生的学习兴趣，培养学生的创新性思维，提高学生的动手能力。通过虚与实相结合的教学模式有利于增强学生对理论知识的理解，挖掘学生的创新能力和培养学生解决问题的能力，从而促进高端人才综合能力的培育。另外，将虚拟仿真技术应用于磁共振设备的实践教学，可以充分实现磁共振设备的信息化教学，推动传统教学改革和发展。

根据MR实践教学需求，将原理演示、数据采集、虚拟成像等技术引入到实验教学中，构建集理论学习、实验教学、图像处理、数据分析等4个子系统于一体的智能开放式虚拟仿真实验教学管理平台。用户在操作界面设置合适参数就可以开始采集数据，整个采集的过程都会在图形用户界面显示，当采集结束后，通过傅里叶变换就可以得到MR图像。

2 虚拟仿真实验教学平台设计方法

2.1 原理演示

由于人体内大多数氢质子的进动方向与主磁场方向平行且同向，只有少部分氢质子与主磁场平行且相反。因此，人体内组织在主磁场的作用下会产生一个宏观纵向磁化矢量，该宏观纵向磁化矢量的方向与主磁场方向一致[4]。采用一个90°脉冲激励，原先进动相位不一致的质子群会进行同相位运动，则每一个质子进动产生的横向磁化分矢量会进行相互叠加。在这种情况下，氢质子会产生一个旋转且不断衰减的横向磁化矢量。当关闭90°脉冲后，原本相位一致的质子群由于磁场的不均匀性变成失相位，横向磁化分矢量相互抵消，逐渐减弱直至消失，磁共振成像中氢质子弛豫过程见图1。

图1 磁共振成像中氢质子弛豫过程

2.2 预扫描

人体的自旋核都是杂乱无章运动，当人体置于静磁场B0中时，人体内自旋核会发生磁化，自旋核将以拉莫尔频率绕静磁场进动。该频率满足拉莫尔方程[5]：

在上式中r代表样品物质的旋磁比，B0代表静磁场的磁场强度。如果施加一个射频磁场B1让其垂直于静磁场B0方向，且该射频磁场中心的频率f与拉莫尔频率w0相等。这时自旋核就会产生能级间的共振跃迁，使自旋核发生磁共振现象。射频脉冲激励后的自旋核，其初始宏观纵向磁化矢量（M0）开始偏离主磁场所在的Z方向（纵向），并在90°射频脉冲作用下，从纵向翻转为横向，纵向磁化矢量Mz也逐渐变小直至为0。横向磁化矢量处在聚相的过程中逐渐增加至最大。当90°射频脉冲停止作用后，由于磁场的不均匀性自旋核又处在失相过程，其共振状态受到破坏。这个过程可以分解为纵向磁化矢量相互叠加后恢复和横向磁化矢量相互抵消后衰减两个分过程，即T1弛豫和T2弛豫。氢质子弛豫过程中的运动状态可以分解为三个不同的宏观磁化矢量运动，一是横向磁化矢量的逐渐减少，二是纵向磁化矢量的逐步增加，三是自旋核弛豫在Mxy平面的运动是螺旋状衰减和在Mz平面的运动逐步递增。若此时将一闭合的射频接收线圈放置在弛豫的范围内，该闭合的线圈会感生出微弱的电动势，也就是常说的磁共振信号。由于纵向磁化矢量与闭合的接收线圈平行，而横向磁化矢量与闭合的接收线圈垂直且弛豫过程中，不断切割接收线圈。因此只有横向磁化矢量才会与线圈切割产生感应电动势，射频线圈内的电动势S1为[6]：

上式中，M0s i nθ为自由感应衰减信号（FID）的初始幅值，θ为射频脉冲的激励角度，w0是拉莫尔频率，t是采样时间，T2*是考虑了磁场不均匀性对自旋核横向弛豫时间的影响。由于射频线圈接收到的FID信号中含有拉莫尔频率成分，故将FID信号与射频场的中心频率做混频处理后，通过低通滤波器，获得关于这两个频率差的FID信号[7]：

上式中，t为采样时间；A为信号幅值；T2为横向弛豫时间。从式中可以看出，经过混频处理的FID信号频率为拉莫尔频率与射频场中心频率的差值。因此，当射频场的中心频率f偏离自旋核进动频率w0时，自旋核会发生偏置共振，信号振荡频率较高和幅值递减；当射频场的中心频率f接近自旋核进动频率w0时，自旋核的运动接近共振状态，信号振荡频率较低和幅值递减；当射频场的中心频率f等于自旋核进动频率w0时，信号的振荡频率为0且幅值按指数规律衰减，自旋核发生完全共振。三种状态下的自由感应衰减信号曲线见图2。

图2 不同状态下的共振曲线

2.3 虚拟成像

磁场均匀度在磁共振设备中是评价设备性能好坏的重要指标之一。一般采用百万分之一（ppm）来衡量磁共振设备中场强的不均匀性对磁共振图像质量的影响[8-9]。主磁场均匀度越好，MR图像质量越高，反之图像质量则越差[10-11]。磁体产生场强的不均匀度在数学上定义为[12]：

式中：ppm为某一个限定的空间范围的磁场不均匀度；BO为磁体系统中主磁场中心磁感应强度（Gs）；Bmax为一定空间范围内磁体系统产生场强最大值；Bmin为一定空间范围内磁体系统产生场强最小值。由上式可见，磁场均匀度与主磁场的大小有关。若主磁场均匀性越差，那么重建的图像细节分辨率会越模糊。在本研究中采用MRI虚拟数据采集与图像重建软件，通过设置不同的ppm值观测图像细节的变化，并通过平均梯度评价图像的质量。平均梯度（AvG）是反映图像微小细节的梯度变化率，这种细节的梯度变化率越小，平均梯度越高，图像越清晰。图像平均梯度计算公式如下[12-13]：

图3 电子噪声一定时，图像质量随着磁场的不均匀性的变化及相应的参数设置界面

MR设备集采集、传输以及储存为一体。在与这个过程中容易受到外部环境和内部环境（如元器件老化、电压不稳定、信号相互干扰等）的干扰，这些都会使图像保真度变差，边界变模糊，图像的细微结构分辨率降低，不能对图像上微小病灶的辨别与分析做出正确判断，从而出现漏诊。在本研究中采用MRI虚拟数据采集与图像重建软件，通过设置不同的噪声幅值观测图像空间分辨率的变化，并通过峰值信噪比以评价图像的质量。峰值信噪比（PSNR）是区分图像质量好坏的客观评价指标。图像峰值信噪比的计算公式如下[14]：

为了反映不同噪声强度对MR图像质量的影响，本研究采用PSNR值来衡量MR图像质量。PSNR是原图像上最大像素值平方与原图像与重建后图像之间的均方误差的比值，它的单位是dB。若重建图像与原图像偏差越小，均方误差越小，PSNR值越大，这就意味着图像采集得到的信号越丰富，反映层面就越接近真实。从图4可知，当磁场均匀性一定时，电子噪声值越大，图像失真越大，清晰度越差。

图4 磁场均匀性一定时，图像质量随着电子噪声的变化

由于人体内自由水的分子式和脂肪的分子式不同，二者氢原子周围的电子云密度不同。运动的电子本身就会产生磁场，使得两种氢原子所处的磁场环境不一致[15-16]。因此，当二者同时受到射频脉冲激励后，电子运动产生的感生磁场和外加磁场共同作用导致弛豫时间不同。这就使得在不同的时间采集MR信号，在图像上脂肪组织和自由水表现出信号强度不一样。脂肪和水信号抑制的关键是选择不同的反转恢复时间。当重复时间（TR）远大于反转恢复时间，宏观纵向磁化矢量将经历一个从负Mz到正Mz的恢复过程。由于脂肪组织和水的纵向磁化矢量恢复不一样，则脂肪和水的弛豫曲线过零点的时间不同。当选择脂肪组织的纵向弛豫曲线过零点时采集信号，由于其纵向磁化矢量为零，则在MR图像上呈低信号。而水在纵向磁化矢量还有信号，在MR图像上呈高信号。这样就采集到了脂肪抑制的MR图像。当选择自由水的纵向弛豫曲线过零点时采集信号，由于其纵向磁化矢量为零，则在MR图像上呈低信号。而脂肪在纵向磁化矢量还有信号，在MR图像上呈高信号，从而得到水抑制的MR图像，见图5。所以反转恢复时间的选择是影响组织信号抑制效果的关键参数。

图5 水抑制和脂肪抑制图

3 MRI虚拟数据采集与图像重建系统分析

（1）系统涵盖的实验内容丰富。该系统涵盖了MR成像理论的重点内容，具有较强的扩展性。在实验过程中，不仅生动展示了MR成像过程，还可以通过设置不同的参数观测内/外部环境对MR图像质量的影响和模拟临床实际应用--脂肪抑制和水抑制，丰富了课堂内容，并达到了良好的教学效果。

（2）系统灵活性高，操作简便。根据教学要求，可在图像用户界面任意添加、修改系统的实验参数，图形化显示实验结果，便于操作，仿真结果与理论相吻合，加深学生对理论知识的理解。此外，操作界面简洁，设置好参数，选择相应按钮即可运行，便于上手。

（3）系统的用户界面良好，具有良好的可视性。参数设置结束后，可以将MR设备采集过程生动地显示出来，将MR设备的采集图像过程具象化，让同学们对抽象理论知识的理解更加透彻。

4 结语

MRI虚拟数据采集与图像重建系统通过解决实验时间、实验场地、教学资源受限或者冲突问题，保证了不间断教学。这一系统不仅改善了课堂教学环境，优化了当前的教学模式，提高了学生的专业技能，节约了设备耗材投入，还提高了教学效果，加深了学生对理论知识的理解，锻炼了学生的动手操作能力和设计能力，激发了学生的学习兴趣。