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北京大学科技成果——超高场核磁共振成像系统
项目简介
超导高场核磁共振成像系统是利用超高场超导磁体（7.0T、9.4T、11.7T）和核磁共振成像技术对小动物、生物样品、有机材料、石油岩心等样品实现高分辨率的成像，它采用零液氦消耗、超高场磁体、软件无线电控制、高灵敏射频接收等技术大幅度提高核磁共振成像效果，项目将打破国外公司垄断，具有广阔的市场前景。
应用范围
该项目可应用于生物医学、脑科学、制药、石油、食品、石化等领域。
其中DWI、DTI、fMRI等成像技术可用于人脑功能的动物模型研究；T1W、T2W、CSI等成像技术可用于癌症等疑难病动物模型研究、药物安全性及可靠性、药物动力学、给药剂量及方式等研究。
项目阶段
该项目具有完整自主知识产权，在核磁共振成像系统硬软件及其集成技术，已实现了0.5T、1.0T、3.0T、7.0T、9.0T核磁共振成像成像系统样机，具有良好的研发基础和优秀的技术及管理团队，具备实现超高场核磁共振成像系统产业化项目能力。
知识产权
已申请相关专利。
合作方式
技术转让、技术许可、技术入股。
磁共振成像设备的工作原理磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging, MRI）是一种通过利用核磁共振现象来获得人体组织图像的医学检查技术。
它可以提供高分辨率、无创伤的全身解剖图像，对病理性变化早期的发现和定量分析具有重要意义。
那么，磁共振成像设备是如何工作的呢？下面将详细介绍MRI设备的工作原理。
首先，磁共振成像设备包括主磁场系统、梯度磁场系统和射频系统。
主磁场系统是整个设备的核心，产生一个极强的定向磁场，通常为1到3特斯拉。
这个磁场可以将人体内的核磁共振信号分离出来。
在主磁场的作用下，人体内的水分子和其他核自旋（比如氢原子核）会产生一个差异很小的能级分裂。
然后，梯度磁场系统起到定位的作用，通过改变磁场的强度和方向，可以选择性地激发和感应特定区域的核磁共振信号。
接下来，利用射频系统，通过传送一系列射频脉冲激发患者体内的核自旋。
这些射频脉冲将导致核自旋从基态向激发态跃迁，并在脉冲结束后，核自旋会回到基态并释放出能量。
这些释放的能量即为核磁共振信号。
为了获得高质量的MRI图像，必须对核磁共振信号进行针对性的频率分析和空间编码。
频率分析是指将复杂的核磁共振信号转换为频率分量，以获得不同的核磁共振频率信息。
而空间编码则是指通过改变梯度磁场的强度和方向，对核磁共振信号在空间上进行编码。
最后，通过一系列计算和图像重建算法，将获得的核磁共振信号转换为高质量的图像。
这些算法包括傅里叶变换、滤波、插值和二维重建等步骤，以达到优化图像质量的目的。
综上所述，磁共振成像设备的工作原理主要包括主磁场系统、梯度磁场系统和射频系统的协同作用。
通过产生一个高强度的定向磁场、改变梯度磁场的强度和方向、利用射频脉冲激发和感应核磁共振信号，并通过频率分析和空间编码，最终获得高质量的MRI图像。
这种非侵入性的成像技术在临床上的广泛应用将进一步提高医学诊断的精确性和准确性。
磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging, MRI）是一种通过核磁共振现象来获得人体组织图像的非侵入性检查技术。
磁共振成像设备的工作原理磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）是一种常用于医学诊断的非侵入性扫描技术，它利用磁共振原理，通过对人体组织的磁性物质的成像进行分析，得出病灶位置和病理变化的信息。
下面将详细介绍MRI设备的工作原理。
MRI设备主要由主磁场系统、梯度线圈系统、射频系统和计算机系统组成。
1. 主磁场系统主磁场系统是MRI设备的核心组成部分，它由一个超导磁体构成。
这个超导磁体能产生一个稳定的高强度磁场，通常是1.5T或3T。
这个磁场可以将人体内的水和脂肪等有机分子的原子核（如氢核、氧核等）原子核自旋取向，从而为后续成像提供必要的条件。
2. 梯度线圈系统梯度线圈系统由三个互相垂直的线圈组成，即横向、纵向和轴向梯度线圈。
这些线圈的作用是产生稳定强度和变化频率的梯度磁场，用于在空间上定位图像中不同的区域。
梯度线圈系统的变化频率决定了成像的分辨率，变化强度决定了成像的对比度。
3. 射频系统射频系统由发射线圈和接收线圈组成，它的作用是产生高频电磁场和接收返回的信号。
在成像过程中，射频系统会向人体内部提供一个高频脉冲电磁场，导致人体内的原子核自旋发生能级跃迁。
原子核回到基态时，会发送出一个特定的信号，通过接收线圈接收并传回计算机系统进行处理。
4. 计算机系统计算机系统是MRI设备的控制中心，它负责控制整个设备的运行、数据采集、图像重建和存储。
在成像过程中，计算机会通过梯度线圈和射频线圈产生的信号，对人体内部的原子核进行测量和记录。
然后利用这些数据，通过复杂的数学计算和图像处理算法，生成最终的MRI图像。
具体工作流程如下：1. 开始扫描前，患者需要去除身上的金属物品，因为磁场会对金属产生吸引力和磁化。
2. 患者躺在MRI设备的扫描床上，床会进入主磁场系统中央，电脑通过脚踏开关控制床的位置。
3. 当主磁场系统通电后，会产生一个均匀的磁场。
此时，射频系统会向人体内部发送射频脉冲，使原子核自旋发生能级跃迁。
超导型磁共振成像系统Superconductor MRI1 范围本标准规定了超导型磁共振成像系统的产品分类及组成、技术要求、试验方法、标志等要求。
本标准适用于超导型磁共振成像系统（以下简称MRI ）。
2 规范性引用文件下列文件中的条款通过本标准的引用而成为本标准的条款。
凡是注日期的引用文件，其随后的修改单（不包括勘误的内容）或修改版均不适用于本标准，然而，鼓励根据本标准达成协议的各方研究是否可使用这些文件的最新版本。
凡是不注日期的引用文件，其最新版本适用于本标准。
GB/T191-2000 包装储运图示标志GB/T1.1-2000 标准化工作导则 第1部分：标准的结构和编写规则。
3 分类与型号3.1 分类3.1.1按管理分类属第Ⅲ类医疗器械 医用磁共振设备。
3.1.2按主磁场的结构划分属于超导型磁共振成像系统，按使用结构形式划分属于开放式(半开放式)磁共振成像系统。
按用途分属于通用型磁共振成像系统。
3.2 结构超导型磁共振系统由磁体系统、成像系统、病床系统、电源系统、冷却系统、控制系统六大系统组成。
4 技术参数4.1 静磁场强度(共振频率)偏差其标称值应不大于61050-⨯，超导型4.2 信噪比应大于100dB4.3 图像的几何畸变应不大于5%4.4 图像的均匀性应不小于75%YZB/川 —20064.5 磁场的均匀性应不大于61050-⨯4.6 磁场的稳定性不大于610125.0-⨯/h 。
4.7 高对比度空间分辨率应不大于2 mm4.8 层厚大于5 mm 时其误差不大于±1mm4.9 定位与层间距切片的定位偏差应不大于±3mm 。
层间距的偏差不大于±1mm 或小于20%。
两者取大值。
4.10 伪影叠影伪影的讯号应小于实际信号值的5%。
5 试验方法5.1.1 扫描条件记录应注意：脉冲序列、扫描参数、回波时间TE 、重复时间TR 、溶液的自旋-晶格驰豫时间（纵向驰豫时间）1T 、溶液的自旋-自旋驰豫时间(横向驰豫时间)2T 、翻转角、图像视场FOV 、数据采集矩阵大小、射频线圈负载特性、模型的描述、像素贷款和三维尺寸、接受线圈通道3dB 带宽等，层厚及数量、采集次数、射频功率的设置、图像处理。
5.1.2 使用常规的临床诊断扫描序列和重建程序。
5.1.3 环境温度应在22℃±4℃。
5.2 共振频率用特斯拉计置于磁场等中心位置测量5.3 信噪比 5.3.1 模型要求模型应由产生均匀信号的材料组成，其(头)体成像平面的最小尺寸为10 cm(20 cm)或规定区域的85%，两者取大值。
单层切片时，其切片方向上的厚度至少为层厚的两倍，（多层切片时，厚度至少为成像数量再加上两倍的最大层厚度），模型的截面应是封闭的，可以是圆的，也可以是方的。
模型中的填充材料的15T TR ⨯≤。
模型材料为透明的有机玻璃，填充液配方:1L 水，3.6g 氯化钠 NaCl 和1.955g 五水硫酸铜 4CuSO ·O H 255.3.2 试验方法把模型置于负载的射频接收线圈中心，TE 应在临床范围内选择。
负载后RF 线圈的参数应无变化。
在图像平面内FOV 应不大于射频线圈最大线形尺寸的110%，用自旋回波脉冲序列(第一回波)，YZB/川 —2006层厚为≤10 mm ，相邻两个扫描时间间隔(第一次扫描结束到第二次扫描开始之间的时间间隔)应不大于5 min ，期间不得对系统进行调节或校验。
在第一幅图像内的感兴趣区(ROI)确定平均像素值为1S ，计算图像1与图像2之差为图像3的ROI 的标准偏差SD(ROI 应≥75%模型图像平面)。
根据SNR=SDS 21计算得出信噪比。
5.4 图像的几何畸变 5.4.1 模型要求模型应由一系列已知尺寸的有规则排列的物体组成，如图1，模型的材料与填充溶液和5.3.1的模型相同，其厚度应大于最大切片厚度的两倍，其测量的模型尺寸至少为最大的FOV 的60%。
5.4.2 试验方法将模型置于射频接收线圈中心，TE 和TR 应在临床范围内选择，两个像素尺寸应不大于规定测量区域的最大尺寸的1%，在等中心处扫描三个正交平面，采用自旋回波脉冲序列(第一回波)层厚≤10 mm ，对于方形图像，按图1测量通过中心的bf hd gc ae ,,,的长度。
GD=aam L L L -%100⨯式中：GD ——几何畸变;m L ——图像上测量的尺寸； a L ——模型实际的尺寸。
5.5 图像的均匀性 5.5.1 模型要求YZB/川 —2006可用5.3.1的模型5.5.2 试验方法头(体)扫描模型应是封闭，其最小尺寸为10cm 或取规定区域的85 %，取两者的大值。
把模拟产生的信号置于射频接收线圈的中央，使用TR ≤5×1T 的填充材料，TE 在临床范围内选择，在图像平面内FOV 的选择应不大于RF 线圈最大线形尺寸的110%， 选用自旋回波序列（第一回波），采用典型的多次切片，层厚≤10mm （在等中心处扫面三个正交平面），在测量的ROI 应在产生容积信号图像中心且不小于图像的75%，确定不包含边缘效应的像素的最大值和最小值，其均匀性为：U=()%100)(1min max min max ⨯⎥⎦⎤⎢⎣⎡+--S S S S式中：U ——均匀性；m ax S ——像素强度的最大值；min S ——像素强度的最小值。
5.6 磁场均匀性试验方法用高频探头（精度高于710-的特斯拉计），在直径为30cm ～45cm 的球体表面上间隔均匀的精确位置上测量至少100点以上的数据（如球面垂直方向（经度）等分12层（间隔30ο）每层均分11层（纬度）等分ο15，供135个点）。
根据实测的最大值减去实测的最小值与磁体的磁场强度平均值的比值，来计算磁场球体的均匀性。
（适用于型式检验）使用定位系统把一个直径为30cm ～45cm 球体模型置于磁体中心位置，该球体在图像上产生一个频谱，并使频率的分辨率远小于预期的峰宽，测量频谱峰值的半高宽（FWHM ），用拉姆公式转换为×610-，即为模型球体内的均匀性。
（可用于临床检验）5.7 磁场稳定性试验方法超导：把高频探头（精度高于710-）置于磁体中心，测得频率为1f ，8 h 后测得另一个频率为2f ，用公式：ff f 821- 来计算，应满足要求（其中f 为平均值）。
5.8 高对比度空间分辨率 5.8.1 模型要求模型用截面为相同材料的圆或方的孔（或棒）尺寸的两倍，孔（或棒）的长度至少为最大层厚的两倍，孔（或棒）的尺寸范围可分别为2、1.5、1.25、1.00、0.75和0.50mm（方形可用Lp/cm 来表示）。
5.8.2 试验方法模型应垂直于扫描平面，并置于RF线圈中央，对模型分别沿每个轴线进行准直，在等中心位置分别进行扫描，为了保证足够的信噪比，使用多层扫描，层厚为≤10 mm，用最小的窗宽，调节窗位至目力观察的最佳状态，观察到的最小的一排全部的孔（或棒），即为其分辨率（亦可用剖面曲线来评估）。
5.9 层厚5.9.1 模型要求模型如图2 由成90ο角交叉的两个高信号的斜面组成，高信号的斜面应当尽可能的薄，并应满足d≤FWHM/5 tgα条件（d：斜面夹缝的厚度；FWHM：被测层厚；α：扫描平面与模型斜面的T。
交角），模型的厚度应大于最大层厚的两倍，TR≥315.9.2 试验方法5.9.2.1测量剖面曲线半高宽：a)成像平面与高信号斜面成45ο角，在三个正平面上扫描成像，设备在最高分辨率条件下，测量两个斜面的层厚的成像曲线的半高宽（FWHM）其值分别为a和b，层厚为ab（图3）。
b)多次切片模式至少连续依次扫描三个切片，用二倍的半高宽分离相邻的剖面曲线中心来测量成像剖面曲线的半高宽。
5.9.2.2使用一个均匀的模型，设置相位编码梯度为零，使用所选择切片相同的梯度作为读数梯度，沿着切片方向和读数梯度一起用90ο和180ο的脉冲序列，由回波引起的傅里叶变换给出一维切片剖面图（如图4），然后把读数梯度强度从频率轴线转换成实际的空间尺寸（如图5）。
5.10 定位和层间距5.10.1 模型要求用5.9.1层厚模型，该模型应具有参考点或校正用定位的外部标记。
5.10.2 试验方法沿着等中心和成像平面的中心所确定的位置进行测量，在不同位置成像时，当已知层间隔的入射面在切片位置与位移成正比关系得各个位置成像时，可根据模型图像中的定位标记和各位置图像的半高宽中心来测量层间距。
5.11 伪影5.11.1 模型要求模型应有一个产生信号的圆柱体，其直径为2cm～5cm，该圆柱体应位于模型的不对称位置，一般在FOV圆周成45 的方向的一个象限中，模型的厚度应大于层厚的两倍，模型应具有方向的标志（如图6）。
5.11.2 试验方法把模型放在磁场等中心位置，其小圆柱体置于FOV的1/4象限中，用多次切片序列的中心切片及多个切片图像来评估接受正交和相位编码的两个误差。
每个叠影映在ROI的中心部位测量信号。
通过计算来评估接收正交和相位编码的误差。
同样，把模型放在切片位置偏离等中心（如5 cm ）的地方，通过对磁场等中心相反方向等距离的切片检测图像来评估发射正交误差。
%100⨯=TGE 式中：E ——误差值；G ——叠影图像的ROI 的信号强度值； T ——实际图像的ROI 的信号强度值。
