磁共振 (MRI) 低场系统的技术发展及临床应用

1、磁共振 (MRI 低场系统的技术发展及临床应用 (上 刘克成 等本文作者刘克成先生, 西门子迈迪特 (深圳 磁共振有限公司副总裁 ; 徐健先生, 翁 得河先生,研发部研发工程师 ; 何超明先生,研发部研发工程师。 2004年 3月 2日收到。关键词:MRI 低场系统 高性能配置 高场应用低场化导言长期以来,磁共振低场系统由于受到信噪比的限制一直被认为只能用于常规 的临床检查。随着技术的发展,许多高场的功能被逐级地移植到低场系统上,使 得低场系统的临床应用得到很大的拓展。本文就低场系统的技术发展及临床应用 趋势做一简单的概要。一 医用磁共振低场系统的特点1. T1与场强一般来说,低场系统是指主磁

2、场场强低于 0.5T 的系统。虽然当场强下降时, 信噪比也随之下降。 但是, 由于人体组织的 T 1值却是随着场强的降低而相应地减 少。 T 1与场强之间的关系可用下列公式来近似:T 1 B 0n n=1/21/3(与组织有关 在三种场强条件下的 T 1值如下表所示:从表中可以看出,对于绝大多数的组织,当场强从 1.5T 降低到 0.35T 时, 其 T1值将缩短将近一半。因而,为获取同样对比度的图像,在偏转角相同的条 件下,在低场系统上重复时间 TR 可以选择得比较小。这就是说,在给定的扫描 时间里,低场系统允许有更多的平均。从 Ernst 方程:Ernst =arccos(e1T T R

3、可以得出 : 当偏转角 不变时,重复时间 T R 为 T 1的函数:T R =-ln(cos( ×T 1以脑脊液为例。在 1.5T 和 0.35T 的不同场强条件下,脑脊液的 T 1值相差一 倍。在偏转角相同的情况下,纵向弛豫恢复快慢差异是很明显的,如图 1所示。 从图中可以看出,在保持图像对比度相同的条件下,在 0.35T 的系统上,由于脑 脊液的 T1值只是在 1.5T 系统上的一半, 所以重复时间可以相应地从 3000ms 缩 短到 1500ms 。假定在二维成像时,相位编码步数为 N Y =256,在 1.5T 系统上,重复时间如 果是 T R = 3000ms,平均次数为

4、N AVG =1,那么所需要的扫描时间为:T scan (1.5T=TR ×N Y ×N Avg=3000×256×1=768000ms而在 0.35T 的系统上,由于重复时间可以相应地缩短到约 1500ms ,所以在 相同的扫描时间内,可以允许平均次数为 2,其计算如下:T scan (0.35T=TR ×N Y ×N Avg=1500×256×2=768000ms增加扫描平均次数所带来的一大好处是能减小由于各类运动所引起的伪影。 从理论上,当场强由 1.5T 下降到 0.35T 时,图像的信噪比会下降 4.3倍

5、 (1.5/0.35。 但是考虑到在相同的扫描时间内, 在 0.35T 的系统上可以允许平均次 数为 2。因此,在 0.35T 上所采集图像的真正信噪比损失应该为:3. 41414. 15. 135. 02×=× 由此可以看出,图像的信噪比随场强下降并不完全是线性的关系。当然,在 临床应用中,有多种组织并存,实际情况要比单一组织的情形复杂得多。在下面 的讨论中还会提到, 在低场系统上由于绝对化学位移的减小, 可以用低带宽采样, 从而也在一定程度上补偿了信噪比的损失。2. 化学位移及磁化效应化学位移与场强成正比。水与脂肪的化学位移约为 3.5ppm ,在不同的场强 上,位移的

6、频率也不同,如下表所示 :正因如此, 在低场系统上允许使用较低带宽采样, 而不会产生较明显的化学位移。 低带宽采样的直接好处是改善图像的信噪比。如上表所示,在保持化学位移不大 于一个象素的条件下,即每个象素的采样频率不小于相应场强下的化学位移频率 (如图 2所示 , 与 1.5T 的系统相比, 0.35T 可获得信噪比增益为 2.12倍, 相反在 3.0T 上信噪比则下降 0.71倍。位移 =BWperpixelf ppm 05. 3×3. 磁化效应与 T 2*与化学位移一样,磁化效应也是与场强成正比。如下列公式所示。 B=B 0+(2-1B 021T =化学位移 +磁化效应 =B

7、T +21 对相同的两种组织来说,当磁场强度下降时,磁化效应也随之成正比下降。 如对于肺部成像,在 1.5T 场强下, T 2*约为 1.4ms; 而在 0.35T 场强下, T 2*约为 15ms 。因而,在低场系统上可以进行较高质量的肺部成像,如图 3所示。4. 特定吸收率 SAR单位射频吸收率或特别吸收率 (SAR=Specific Absorption Rate是用来衡量 人体对射频脉冲的能量吸收时变磁场的能量主要以热能的形式在生物体内沉积, 这是主要的生物效应机制。 SAR 定义为每公斤体重生物组织内所吸收的射频能量 (W,它是对组织中电磁能量吸收值或射频功率沉积值的度量,由于射频电

8、磁场 是非均匀的,身体的被检部位可能经受更强的射频辐射。因此 SAR 有局部和全 身之说。单位射频吸收率的估算公式如下: SAR=重量 人体质量 射频吸收功率 D r W 2202kg 它与中心频率 w 02或场强 (w0=B 0 的平方成正比,对于调幅型 (AM射频脉冲 来说它也与射频脉冲的偏转角 2的平方成正比 (90°或是 180° ,同时它还于射频 脉冲的占空比 D 成正比。 而射频脉冲的占空比则又是重复时间 TR 的函数。 此外, 它还与线圈效率、成像组织容积、组织类型 (电特性 、解剖结构等其他因素有关。从公式及图 4中可以看出,在其他条件相同的情况下,当场强降

9、低时, SAR 则以平方关系急剧下降。因而与高场系统 ( 1.5T 相比, SAR 在低场系统上对临 床应用的限制很小。这就使得在低场系统上许多序列的应用及扫描参数的选择具 有更大的范围和灵活性。 如 TrueFisp 及较短重复时间并带有恢复脉冲的三维快速 自旋回波序列。图 5显示了当使用 TrueFisp 时, SAR 与偏转角之间的关系。从 中可以清楚地看出,在 1.5T 系统上,随着偏转角的增加, SAR 很快超过了规定 的安全标准。相反,在 0.35T 系统上,即便偏转角达到 90°, SAR 也远远低于 安全标准。 应当注意到, 偏转角的大小会直接到影响到图像的信噪比和对

10、比度 (图6 。此外, 因不受 SAR 的限制在低场系统上还可以使用一些高场系统上所局限 的特殊技术。如多片层并行激发,其激发的片层数可以是 2、 4、 8,即 2的幂次 数。这种技术除了要求射频系统能提供多带宽激励之外,更要求射频功放的功率能达到单层激发的 2、 4、 8倍。多片层并行激发技术既可以用于二维也可以用于 三维采集。与传统的相位编码三维采集相比,它可以利用哈得码变换 (Hadama Transform ,在保持信噪比的条件下,能提高采集效率 (不需要过采样 并避免在 片层数较少的情况下的吉不斯 (Gibbs效应。另一个特殊应用是自旋锁定技术 (Spin-Lock。这种技术的要点是

11、当自旋磁矩 被激发到 x-y 平面后,立即施加一个调频射频脉冲 (Adiabatic RF pulse,将自旋 磁矩锁定在某一个轴, 如 y-轴, 与此同时自旋磁矩将以 T 2的速率减小。 控制此调 频射频脉冲的施加时间,就可以控制图像的加权,因为数据的采集是在调频射频 脉冲之后。5. 射频场均匀性,全数字化及线圈的效率场强低意味着中心频率的降低,也就是说射频脉冲的波长要较扫描物体的尺 寸长得多,因而谐振腔效应几乎可以不考虑。另一方面,随着中心频率的降低, 人体的阻抗也相应地降低,射频线圈的负载效应亦下降。综上所述,在低场系统 上,射频脉冲对于被扫描物体近乎是透明的,即射频电磁场在人体内部接近

12、于均 匀或者说射频脉冲对于人体的通透性很好 (RF Penetra-tion。中心频率的降低的另一个好处是使得射频系统的全数字化成为可能,即接收 信号在混频以前就可以数字化,可以免去许多模拟信号的处理过程,从而能大幅 度提高数据处理能力,在最大限度上降低噪声水平。这样一来,系统整机的成本 也得以降低。就当前所要求的模数转换精度和模数转换器的技术水平而言,当中 心频率为 42.75兆赫 (42.75MHz,即相当于 1.0T 场强 射频系统的全数字化是很 困难的。低场系统的一大特点是主磁场在垂直方向上。基于这一特点,从原理上所有 的射频线圈都可以做成螺旋管类形状。从理论上,与高场上用的非螺旋管类

13、线圈 相比,这类线圈的发射和接收效率大约要高 1.4倍。6. 磁体技术及场强与二十年前相比,磁体制造技术已有了长足进展。最早的低场系统,其场强 从 0.064T 到 0.3T 不等,采用的磁体技术有永磁,常导及超导。其中早期用得比 较多的是常导磁体, 场强范围从 0.064T , 0.1T 到 0.23T 。 常导磁体虽然有重量轻, 可任意退磁,运输方便等优点,但在技术上由于需要解决散热及保持线圈电阻稳 定,场强不可能做到很高,在运行中,它对电网的稳定性要求极高。当要求场强 高于 0.3T 的系统来说,常导磁体几乎无能为力。超导磁体固然可以在低场系统 中应用,早期一般是用在 0.3T0.35T

14、系统上。但从技术上它与传统的圆柱型 (用 于高场系统 还有一定的差别, 并且从性价比和运作成本上它没有优势, 所以它也 在近十年前停止了生产。自 1983年新型磁性材料发明以来,几乎所有的低场系统都趋向于用永磁材 料来实现,而早期在低场上所用的常导磁体和超导磁体都先后退出了市场。永磁 体的最大优点是运行成本极低,且不受电网的影响,因而在市场上受到欢迎。目 前, 对于 0.4T 以下的低场系统, 都可以用永磁材料来实现。 永磁体从早期的 0.15T 场强,正逐渐提高到目前 0.35T 的水平。如图 7所示,如果从场景的大小 (FOV, 匀场球的大小 (DSV,磁体的开放度 (Openess,即上

15、下磁极极板间可供病人扫描 的净空间距 ,梯度性能,磁体重量及机械振动等几项技术指标来综合考虑,场强 为 0.35T 的永磁体近乎是最佳的。尽管个别厂商甚至推出了 0.4T 的永磁体,但 应当指出,在不考虑或牺牲上述技术指标的前提下,如减小磁体的开放度和场景 大小等两项指标,永磁体的场强的确可以做得更高。从理论上来说,在保持其他 所有条件不变的情况下,则场强 (B与磁体开放度 (d的高次项成反比:B n d1 2(与磁体设计、材料等有关 因此当磁体的开放度减到很小时,永磁体的场强甚至可以达到 1.0T 以上。 但这样追求单一指标的系统就失去实际临床应用的意义。从理论上,场强过低,不仅使信噪比损失

16、过大,还会使麦克斯韦尔 (Max-well Term 效应急剧增大,影响图像的质量。由于马克斯韦尔项所引起的相位误差是 反比与主磁场强度, B 0,如下公式所示:error (Maxwell 02B G其中 G 为梯度场强度。在保持其他条件不变的情况下,主磁场强度越低,则 相位误差越大。如图 8所示, 当场强由 0.2T 增加到 0.35T , 麦克斯韦尔项将减小 43%,而信噪比却增加 75%,意味着可以减少 3次平均 (1.752= 3.0625。低场磁体发展的另一特点是开放式,它的优点不仅仅是消除病人的幽闭感, 更主要的是可以允许各种介入式应用。这两个特点是高场系统所不易做到的。开 放式

17、的另一大优点是可以将人体的任何部位置于磁体中心成像,特别是各种部位 的关节成像 (如图 9所示 。而在高场系统的情况下,关节成像往往是偏离中心, 磁场的均匀性受到一定的局限。因此,即便是低场系统的匀场区域通常要小于高 场系统,它也仍能保证图像的质量,甚至要比不配备高阶匀场的高场系统更好。7. 其他场强降低所带来的另一个好处是会直接导致序列运行时由于梯度线圈机械振 动所引起的噪音降低。按洛伦兹力的定义 : ×=B I d I f r r r 其中 B r B 0。随着主磁场场强 B0的降低,洛伦兹力也相应地下降。所以, 在梯度性能相等的情况下,即最大梯度强度和最大梯度切换率相同的条件下,与 高场系统相比,由于梯度高速切换所引起的噪音在低场