摘要 20世紀(jì)70年代磁共振成像技術(shù)的發(fā)明為生物醫(yī)學(xué)成像開辟了一個(gè)極富生命力的領(lǐng)域。隨著技術(shù)的進(jìn)步和生命科學(xué)研究的深入,磁共振成像技術(shù)正向超高場發(fā)展。文章將在介紹磁共振成像技術(shù)發(fā)展的歷史后,結(jié)合作者的認(rèn)識(shí),簡要介紹超高磁共振成像技術(shù)的發(fā)展現(xiàn)狀和關(guān)鍵技術(shù)方面的進(jìn)展。
關(guān)鍵詞 磁共振成像,超高場,超導(dǎo)磁體,梯度
自古以來,人類出于對(duì)自身的認(rèn)識(shí),受疾病的困擾等原因,總是力圖探究人體自身的結(jié)構(gòu)和內(nèi)在的信息。由于條件的限制,那時(shí)只能通過外部手段試圖間接地獲取人體內(nèi)部的信息,因而創(chuàng)造出傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)中的種種手段,比如中醫(yī)的望、聞、問、切等方法。現(xiàn)代科技的發(fā)展,使得人們可以通過一些物理的方法獲取人體內(nèi)部的圖像,從而能夠更精確地診斷疾病,更深入地認(rèn)識(shí)人體自身。比如常用的X光、CT、超聲、磁共振等成像方法,不僅可以獲得人體的內(nèi)部構(gòu)造圖像,還可以獲取生命活動(dòng)過程的影像。
1895 年德國物理學(xué)家威廉·倫琴發(fā)現(xiàn)X 射線,開創(chuàng)了醫(yī)學(xué)影像的先河。1978 年,一位名叫G. N. Hounsfield 的工程師公布了計(jì)算機(jī)斷層攝影的結(jié)果。這是繼X射線發(fā)現(xiàn)后,放射醫(yī)學(xué)領(lǐng)域里最重要的突破,也是20 世紀(jì)科學(xué)技術(shù)的重大成就之一。Hounsfield 與Cormack 由于在放射醫(yī)學(xué)中的劃時(shí)代貢獻(xiàn)而獲得了1979 年諾貝爾生理與醫(yī)學(xué)獎(jiǎng)。超聲成像設(shè)備的發(fā)展得益于在“二戰(zhàn)”中雷達(dá)與聲納技術(shù)的發(fā)展。20 世紀(jì)50 年代,簡單的A型超聲診斷儀開始用于臨床。到了70 年代,能提供斷面動(dòng)態(tài)的B型儀器問世。80 年代初問世的超聲彩色血流圖是目前臨床上使用的高檔超聲診斷儀。1945 年美國學(xué)者發(fā)現(xiàn)了核磁共振現(xiàn)象。70 年代后期人體磁共振成像獲得成功。2003 年,諾貝爾生理或醫(yī)學(xué)獎(jiǎng)授予了對(duì)磁共振成像研究作出杰出貢獻(xiàn)的美國科學(xué)家Paul C. Lauterbur 和英國科學(xué)家Peter Mansfied。
磁共振成像(magnetic resonance imaging,簡稱MRI)通過檢測人體發(fā)射出的微弱電磁波,計(jì)算出人體內(nèi)部結(jié)構(gòu),其設(shè)備通常具有如圖1 所示的外觀。
圖1 目前常用的兩類醫(yī)用磁共振成像裝置
磁共振成像的基本原理來自于1946 年美國學(xué)者Bloch 和Purcell 的發(fā)現(xiàn)。在外磁場的作用下,利用人體自身發(fā)出的磁共振信號(hào),獲得人體內(nèi)部的磁共振斷層圖像。
自然界中的任何物質(zhì)都是由分子或原子組成的,如水分子H—O—H,是由2 個(gè)氫原子與1個(gè)氧原子組成。氫原子核中只有1 個(gè)質(zhì)子,有著沿自身軸旋轉(zhuǎn)的固有本性,質(zhì)子距原子核中心有一定距離。因此質(zhì)子自旋就相當(dāng)于正電荷在環(huán)形線圈中流動(dòng),在其周圍會(huì)形成一個(gè)小磁場。從經(jīng)典物理上看,所有含奇數(shù)質(zhì)子的原子核均在其自旋過程中產(chǎn)生自旋磁動(dòng)量,也稱核磁矩,它具有方向性和力的效應(yīng)。核磁矩的大小是原子核的固有特性,它決定磁共振信號(hào)的敏感性。氫的原子核最簡單,只有單一的質(zhì)子,故具有最強(qiáng)的磁矩,最易受外來磁場的影響,并且氫質(zhì)子在人體內(nèi)分布最廣,含量最高,因此傳統(tǒng)的磁共振成像絕大多數(shù)都選用1H為靶原子核。人體內(nèi)的每一個(gè)氫質(zhì)子可被視作為一個(gè)小磁體(圖2)。
圖2 氫原子核的自旋產(chǎn)生磁場
從微觀量子力學(xué)上看,原子核的自旋是微觀粒子繞著軸高速旋轉(zhuǎn)(如地球自轉(zhuǎn)),其自旋的原因是存在自旋角動(dòng)量(固有角動(dòng)量和軌道角動(dòng)量的矢量和),自旋情況由核的自旋量子數(shù)I 來表征:
I=0,ρ=0,沒有自旋,不能產(chǎn)生自旋角動(dòng)量,不會(huì)產(chǎn)生共振信號(hào)。只有當(dāng)I >0 時(shí),才產(chǎn)生共振信號(hào)。
當(dāng)I≠0 時(shí)原子核具有自旋角動(dòng)量,同時(shí)電子繞著原子核運(yùn)動(dòng),等效于環(huán)電流,因此原子核周圍出現(xiàn)磁場,原子核等效為磁棒。設(shè)原子核的磁矩為μN(yùn),其方向垂直于環(huán)電流方向,與自旋角動(dòng)量重合,其大小為:
其中,γN是核的旋磁比,與原子核運(yùn)動(dòng)無關(guān),h為普朗克常量。
無外磁場時(shí),自旋核的取向是任意的,其產(chǎn)生的磁場也是任意的,宏觀上物質(zhì)沒有磁性;當(dāng)處于外磁場時(shí),自旋核的角動(dòng)量受到外磁場力矩作用而成一定規(guī)律排列。在直角坐標(biāo)系中,取z軸方向與磁場B0同向。那么,原子核的自旋角動(dòng)量在z 軸上的投影Pz的計(jì)算公式如下:
其中m為原子核的磁量子數(shù),共有2I 1 個(gè)可取的值,對(duì)應(yīng)于核自旋在空間的2I 1個(gè)可取向。
外磁場除了影響自旋角動(dòng)量外,還影響核磁矩μ。核磁矩在z 軸上的投影計(jì)算公式如下:
其中m為原子核的磁量子數(shù)。此外,磁場對(duì)磁矩的作用會(huì)使磁矩具有一定的附加能量。核磁矩的附加能量計(jì)算公式如下:
從上面幾個(gè)公式可知,核磁矩在磁場中的能量也是量子化的,稱為能級(jí)。m為正的能級(jí)稱為低能級(jí);m為負(fù)的能級(jí)稱為高能級(jí)。相鄰能級(jí)之間的能量差是一個(gè)常數(shù):
其大小與外磁場強(qiáng)度B0有關(guān)。
無外磁場時(shí)的一個(gè)能量級(jí),在磁場作用下分裂成了2I 1 個(gè)能量級(jí),稱為塞曼能級(jí),這種分裂稱為塞曼分裂。磁共振頻率和原子核本身特性和外磁場強(qiáng)度有關(guān)。
磁共振現(xiàn)象從微觀量子力學(xué)解釋,是指在一定條件下塞曼能級(jí)之間的共振吸收躍遷現(xiàn)象,當(dāng)處于外磁場作用下的自旋核接受拉莫頻率電磁波輻射,自旋核吸收的能量恰好等于兩個(gè)能級(jí)能量差時(shí),處于低能級(jí)的自旋核會(huì)躍遷到高能級(jí)處,就稱這個(gè)現(xiàn)象為核磁共振現(xiàn)象。躍遷到高能級(jí)的原子核,會(huì)同時(shí)向低能級(jí)弛豫,這一過程對(duì)外釋放能量,這些能量信號(hào)能夠被外部裝置接收,磁共振成像所采集的信號(hào)就是這種信號(hào),因此,從本質(zhì)上講,磁共振成像采集的是成像體自身發(fā)出的電磁信號(hào),相比其他電磁成像的物理原理,這是一個(gè)具有顯著特色的物理方法。
在靜磁場中,自旋核發(fā)生塞曼能級(jí)分裂,處在高能級(jí)和低能級(jí)的原子核數(shù)基本相等。在外部射頻場的照射作用下,自旋核可以發(fā)生能級(jí)躍遷,對(duì)于每一個(gè)自旋核來說,由下而上和由上而下的躍遷概率相同,但由于低能級(jí)上的核數(shù)較多,總的來說仍出現(xiàn)凈吸收現(xiàn)象。人體內(nèi)包含大量的氫質(zhì)子,在沒有外磁場作用時(shí),這些小磁體磁矩的方向是雜亂無章的,若此時(shí)將人體置于一個(gè)強(qiáng)大磁場中,這些小磁體的磁矩必須按磁場磁力線的方向重新排列。此時(shí)的磁矩有兩種取向:大部分順磁力線排列,它們的位能低,狀態(tài)穩(wěn);小部分逆磁力線排列,其位能高。兩者的差稱為剩余自旋,由剩余自旋產(chǎn)生的磁化矢量稱為凈磁化矢量,亦稱為平衡態(tài)宏觀磁場化矢量M0。在絕對(duì)溫度不變的情況下,兩種方向質(zhì)子的比例取決于外加磁場強(qiáng)度,磁場越高M(jìn)0越大,圖像的信噪比越高。
在MR的坐標(biāo)系中,主磁場方向一般稱為Z軸或稱縱軸,垂直于主磁場方向的平面為XY平面或稱水平面,平衡態(tài)宏觀磁化矢量為M,每個(gè)氫質(zhì)子除了自旋以外,其自旋軸還將繞著外磁場的方向(Z軸)旋轉(zhuǎn),稱其為進(jìn)動(dòng),其旋轉(zhuǎn)頻率稱為拉莫爾(Larmor)頻率γ,B為主磁場強(qiáng)度。
自從核磁共振現(xiàn)象被發(fā)現(xiàn)后,隨著電子技術(shù)特別是計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展,磁共振成像方法被提出。從1978 年到1982 年,一些有實(shí)力、有遠(yuǎn)見的醫(yī)療器械公司注意到了MRI的巨大潛力,相繼開始了MRI的商品化工作,他們投入了大量的資金,從各個(gè)大學(xué)網(wǎng)羅了一批專家,競相試制。20世紀(jì)80 年代初有幾家公司的MRI樣機(jī)試制成功,并開始了臨床試用。1983—1984 年美國儀器與藥物管理局(FDA)批準(zhǔn)了4 家公司生產(chǎn)的MRI 機(jī)器上市,這標(biāo)志著核磁共振成像技術(shù)的基本成熟和MRI商品階段的開始。1989 年國產(chǎn)0.15 T臨床磁共振成像設(shè)備由中國科學(xué)院電工研究所、聲學(xué)研究所等聯(lián)合科健公司開發(fā)成功。
談到磁共振成像的發(fā)展,不得不從Bloch 和Purcell 說起。珀塞爾(Purcell)1912 年8 月30 日出生于美國依利諾斯州的泰勒威里(Taylorville),1929 年進(jìn)入普渡大學(xué),1933 年從電機(jī)工程系畢業(yè),后來興趣轉(zhuǎn)向物理。1938 年珀塞爾在哈佛大學(xué)取得博士學(xué)位。1940 年,他到麻省理工學(xué)院輻射實(shí)驗(yàn)室工作,探索新頻帶和發(fā)展新微波技術(shù)。在靜磁場中核磁矩的能量處于量子化能級(jí),即能量決定于核回旋比和磁量子數(shù)。在熱平衡狀態(tài)下,粒子按玻爾茲曼定律分布,低能級(jí)的粒子數(shù)目多于高能級(jí)。若粒子在滿足共振條件的射頻電磁場作用下,則處于低能級(jí)的粒子吸收射頻場能量而躍遷到高能級(jí);處于高能級(jí)的粒子又可把能量交給晶格而回到低能級(jí)來。如果樣品的弛豫時(shí)間不太長,足以建立新的平衡,保持低能級(jí)粒子數(shù)多于高能級(jí)的,便可觀察到持續(xù)的核磁共振信號(hào)。珀塞爾把這樣的實(shí)驗(yàn)稱為“核磁共振吸收”。
1945 年12 月24 日,帕塞爾、托雷和龐德聯(lián)名寫給《物理評(píng)論》編輯部題為“固體中核磁矩共振吸收”的一封信中,首次報(bào)告了在凝聚態(tài)物質(zhì)中觀察到的核磁共振現(xiàn)象。被觀測的物質(zhì)是置于強(qiáng)度為0.71 T磁場中的大約500 g 石蠟,線圈調(diào)諧到30 MHz,對(duì)磁場的掃描功率保持在10—11 W,在29.8 MHz 處記錄到線寬為40000 Hz 的核磁共振吸收譜線。
布洛赫(Bloch)1905 年10 月23 日出生于瑞士的蘇黎世,進(jìn)入蘇黎世的聯(lián)邦工業(yè)大學(xué),后來到德國萊比錫大學(xué)繼續(xù)研究,并于1928 年獲得博士學(xué)位。1934 年到斯坦福大學(xué)任教。布洛赫通過射頻接收的一般方法來檢測核磁矩的重新取向,他確信在1 cm3的水中,質(zhì)子在幾千高斯的磁場中共振時(shí),將會(huì)在圍繞的線圈上感應(yīng)出超過接收機(jī)噪聲的射頻電壓,信噪比不小于3。1945 年秋,在一個(gè)磁鐵兩極之間,有兩個(gè)軸線相互垂直的線圈,一個(gè)是發(fā)射線圈,另一個(gè)是接收線圈,兩線圈的軸線均與主磁場垂直。布洛赫認(rèn)為,核磁共振的基本事實(shí)在于核磁矩取向的改變。當(dāng)核磁矩在射頻場作用下轉(zhuǎn)向時(shí),宏觀磁化矢量隨之改變。按照電磁感應(yīng)定律,這時(shí)在接收線圈上便產(chǎn)生一感應(yīng)電動(dòng)勢。考慮到射頻場比探測的信號(hào)強(qiáng)得多,所以發(fā)射線圈和接收線圈之間的耦合必須相當(dāng)微弱,因此把它們安排成互相垂直的位置。在共振條件下,射頻場使核磁矩轉(zhuǎn)向,并弱耦合到接收線圈作為載波。發(fā)射線圈的端部還安裝兩塊半圓形導(dǎo)電片,以調(diào)節(jié)漏感的幅值和相位,從而可檢測到吸收信號(hào)或發(fā)射信號(hào)。在第一次觀察到核感應(yīng)信號(hào)的成功實(shí)驗(yàn)中,射頻頻率為7.76 MHz,相應(yīng)的磁場強(qiáng)度為0.1826 T。
在此基礎(chǔ)上,Bloch 和Purcell 開發(fā)了測量固態(tài)物質(zhì)核磁共振的儀器。
Raymond Damadian (State University of New York)用他的NMR設(shè)備,驗(yàn)證了同一組織的不同狀態(tài),或者不同組織的T1弛豫時(shí)間的差別,這是磁共振成像的生物特性基礎(chǔ)。1973 年P(guān)aul Lauterbur(State University of New York,圖3)描述了采用梯度磁場技術(shù)進(jìn)行的磁共振成像,通過反投影方法獲得二維圖像[1]。
圖3 Paul Lauterbur 教授和世界上第一幅MRI圖像:4.2 mm直徑的試管中裝滿蒸餾水
1977 年7 月8 日,Peter Mansfield 和Andrew A. Maudsley 獲得了手指的斷層圖像,這是世界上第一幅人體圖像(圖4(a))。Peter Mansfield 還獲得了第一幅腹部圖像( 圖4(b))。1977 年Raymond Damadian完成了首臺(tái)磁共振成像儀的建造。
圖4 (a)世界上第一幅人體磁共振圖(Peter Mansfield)。他的學(xué)生Andrew Maudsley的手指頭;(b)腹部圖像
1974年4月,Richard Ernst注意到Lauterbur 在Raleigh (North Carolina)一次會(huì)議上的報(bào)告,他認(rèn)為采用脈沖梯度磁場可以取代Lauterbur的back-projection 成像方法。Richard Ernst 采用脈沖梯度磁場的方法,通過引入相位和頻率編碼,采用傅里葉變換的方法進(jìn)行二維磁共振成像(圖5),該方法隨后成為磁共振成像的標(biāo)準(zhǔn)方法。
圖5 Richard Ernst和早期的頭部磁共振傅里葉成像
1978 年Raymond Damadian 建立了FONAR公司,在1980 年制造了首臺(tái)商業(yè)MRI 掃描儀。1982 年Robert N. Muller 獲得第一幅磁化轉(zhuǎn)移磁共振圖像。1984 年FONAR公司獲得首個(gè)磁共振成像設(shè)備FDA許可證。1986年Jürgen Hennig 等人發(fā)明了RARE(rapid acquisition with relaxation enhancement)成像方法,Axel Haase 等開發(fā)了FLASH(fast low angle shot)序列。1982 年Lauterbur 實(shí)驗(yàn)室實(shí)現(xiàn)了三維磁共振成像,并在10 年后獲得商業(yè)應(yīng)用。1977 年Mansfield 發(fā)展了Echo-planar imaging(EPI),并且與Ian Pykett一起獲取了第一幅EPI 圖像。1965 年Edward O. Stejska 和John E. Tanner(the University of Wisconsin)對(duì)擴(kuò)散成像做了早期的研究。擴(kuò)散成像(Diffusion magnetic resonance imaging)用于探測水分子的擴(kuò)散運(yùn)動(dòng),目前已經(jīng)廣泛用于MR神經(jīng)系統(tǒng)成像,20世紀(jì)90年代實(shí)現(xiàn)了腦功能成像。
在磁共振成像裝備的發(fā)展方面,以磁場強(qiáng)度為代表,從早期的永磁0.3 T開始,出現(xiàn)過各種磁場強(qiáng)度的MRI 設(shè)備,比如永磁的0.2 T、0.3 T、0.5 T 等,超導(dǎo)的0.5 T、1 T、1.5 T、2 T、3 T、4.7 T、7 T、8 T、9.4 T、10.5 T、11.75 T 等,經(jīng)過多年的發(fā)展,超導(dǎo)MRI的磁場強(qiáng)度逐步固定下來,臨床設(shè)備的磁場強(qiáng)度有1.5 T、3 T和7 T,這種標(biāo)準(zhǔn)化的發(fā)展方便了磁體和射頻供應(yīng)商的產(chǎn)品開發(fā),這兩個(gè)技術(shù)的發(fā)展也極大地促進(jìn)了MRI的技術(shù)提高。但是,從磁共振成像的歷史看,一個(gè)明顯的特征是成像原理和方法的發(fā)展遠(yuǎn)遠(yuǎn)領(lǐng)先于硬件技術(shù)的發(fā)展。比如EPI 方法早在20 世紀(jì)70 年代就由Mansfield 提出,但是實(shí)際上得到大規(guī)模的應(yīng)用是在90 年代以后,主要的限制是磁共振成像各種硬件技術(shù)的限制。磁共振成像裝備在發(fā)展上需要解決眾多技術(shù)性的問題。比如,早期的磁共振成像裝置均沒有渦流屏蔽設(shè)計(jì),導(dǎo)致梯度在磁體上產(chǎn)生較大的渦流,對(duì)一些成像方法有嚴(yán)重的干擾,一些永磁MRI 甚至無法有效運(yùn)行快速自旋回波序列?,F(xiàn)在的MRI 裝置早已普遍采用主動(dòng)屏蔽的梯度技術(shù),使得磁體的動(dòng)態(tài)穩(wěn)定性得到極大的提高。由于磁體的設(shè)計(jì)和工藝水平的提高,磁場在成像區(qū)內(nèi)的均勻性達(dá)到非常高的水準(zhǔn)(比如0.1 ppm),使得EPI 等序列可以順利運(yùn)行。
磁共振成像經(jīng)過幾十年的發(fā)展,現(xiàn)在已經(jīng)廣泛用于醫(yī)學(xué)臨床和科學(xué)研究,其發(fā)展也遠(yuǎn)超當(dāng)初的水平,磁場強(qiáng)度已經(jīng)從開始的幾千高斯發(fā)展到目前的十萬高斯甚至更高,其應(yīng)用也早已超出了臨床的范圍,已經(jīng)成為生命科學(xué)研究的重要工具。
迄今為止,所有人類成像的MRI系統(tǒng)的分辨率最高為200 μm,而且設(shè)計(jì)都以氫質(zhì)子的磁共振信號(hào)為出發(fā)點(diǎn)。由于腦科學(xué)研究的深入,需要更高分辨率的MRI系統(tǒng),使得人類成像的分辨率提高到50—100 μm的水平,并且可進(jìn)行比如代謝水平等的功能性成像。另一方面,23Na 等攜帶豐富代謝信息的非質(zhì)子核素也可以提供磁共振信號(hào),但由于其信號(hào)信噪比很低,當(dāng)前的MRI設(shè)備很難實(shí)現(xiàn)對(duì)這類核素的磁共振成像。
根據(jù)磁共振物理學(xué)原理,圖像信噪比和頻譜分辨力隨著磁場強(qiáng)度的增強(qiáng)而增強(qiáng)。想要提高磁共振成像的成像性能,需要進(jìn)一步提高M(jìn)RI系統(tǒng)的磁場強(qiáng)度以及提高M(jìn)RI系統(tǒng)的梯度性能,以達(dá)到理想的信噪比,從而滿足超高分辨率成像的需要。越高的場強(qiáng)就會(huì)激發(fā)越多的自旋原子核參與成像,從而具有更高的靈敏度、分辨率、信噪比、對(duì)比度和影像清晰度。
超高場MRI的極高信噪比增益,可以實(shí)現(xiàn)高靈敏的X核成像。根據(jù)核磁共振原理,除了傳統(tǒng)的1H核外,大量的自旋原子核(X 核)也可以進(jìn)行磁共振成像,而其中一些是生命新陳代謝過程中至關(guān)重要的元素或其同位素,如23Na、13 C、19F、31P等。但是,在生命體中和1H相比,X核豐度有限;因此也只有在極高磁場的磁共振下,更多的X核被激發(fā)并參與成像,才能夠獲得高靈敏度和足夠的信噪比,使得高質(zhì)量X核成像成為現(xiàn)實(shí)。例如,60%的腦能量用于細(xì)胞膜的鈉鉀轉(zhuǎn)運(yùn),維持細(xì)胞內(nèi)環(huán)境的穩(wěn)定亦具有重要意義,因此極高場磁共振的Na成像可以對(duì)于腦的細(xì)胞密度和細(xì)胞膜代謝高靈敏度分析實(shí)現(xiàn)突破。
因此,磁共振成像技術(shù)目前的發(fā)展趨勢,是朝著更高磁場強(qiáng)度發(fā)展,以期獲得更高分辨率的圖像,并實(shí)現(xiàn)多核成像。圖6 顯示了磁場強(qiáng)度的高低對(duì)圖像分辨率的影像,(a)為7 T 磁場下的圖像,(b)為0.35 T磁場下的圖像,二者的圖像分辨率可見一斑。
圖6 T2 加權(quán)成像(a)7 T 下的成像,分辨率約0.3 mm;(b)0.35 T下的成像,分辨率約1 mm
由于超高場(7 T以上)磁共振成像得天獨(dú)厚的優(yōu)勢和廣泛應(yīng)用前景,西方各國學(xué)術(shù)界、產(chǎn)業(yè)界和政府機(jī)構(gòu)均高度重視,成為當(dāng)前磁共振成像領(lǐng)域的競爭的焦點(diǎn)。7 T 人體磁共振成像系統(tǒng)正在迅猛發(fā)展,西門子已推出7 T 臨床產(chǎn)品,目前全球裝機(jī)量正在迅猛增長。更為先進(jìn)的研究型9.4 T人體磁共振成像系統(tǒng),目前全球已建和在建的也超過了4 臺(tái)。另外,國內(nèi)自行建造的9.4 T人類磁共振成像裝置也進(jìn)入了總體調(diào)試階段,它的建成不僅是國內(nèi)磁場強(qiáng)度最高的超高場磁共振成像裝置,在亞洲也是首屈一指。
目前國際上在建最高場強(qiáng)人體磁共振成像系統(tǒng)是正在法國研制的、耗資達(dá)2億多歐元的11.75 T系統(tǒng),已經(jīng)完成了超導(dǎo)磁體的建造工作,正在進(jìn)行調(diào)試,這預(yù)示著更高磁場強(qiáng)度的極高場(Extremely High Field,EHF)系統(tǒng)的研制呼之欲出。
2017 年,西門子公司將目前用于臨床的最高磁場強(qiáng)度的7 T 磁共振成像設(shè)備推向臨床,相應(yīng)地,國際電工學(xué)會(huì)將人體磁場安全限制也放寬到了8 T。
目前已經(jīng)建成的人類成像的最高磁場強(qiáng)度的裝置是位于明尼蘇達(dá)大學(xué)的10.5 T,由西門子公司為其建造(圖7)。
圖7 MAGNETOM 10.5 T(2008 年開始建造,2018 年3 月1 月進(jìn)行人體掃描) (a)磁體;(b)射頻線圈;(c)人體圖像
該裝置的性能參數(shù)為:磁體重量110噸,被動(dòng)屏蔽,室溫孔徑88 cm,磁體長度4.1 m,磁體寬度3.2 m,磁場均勻性<0.07 ppm/25 cm DSV,運(yùn)行溫度3 K,導(dǎo)線長度433 km(NbTi 線)。該裝置2018 年3 月正式報(bào)告進(jìn)行了人體掃描實(shí)驗(yàn)[2]。
除了人體成像的超高場磁共振成像裝置外,用于動(dòng)物臨床前應(yīng)用的裝置在磁場強(qiáng)度上遠(yuǎn)遠(yuǎn)走在了前面,10 年前就出現(xiàn)了16.4 T/26 cm動(dòng)物成像MRI 機(jī),德國的Bruker公司在幾年前也推出了更高磁場的動(dòng)物成像機(jī)—— 21 T/11 cm動(dòng)物成像MRI機(jī)(圖8)。
圖8 (a)21 T MRI磁體;(b)大鼠的腦部高分辨率成像(分辨率26 μm)
超高場MRI裝置的核心是超導(dǎo)磁體系統(tǒng)。傳統(tǒng)的MRI超導(dǎo)磁體中的線圈采用NbTi 合金導(dǎo)線繞制[3],在7 T以下的設(shè)備上,NbTi 導(dǎo)線有上佳的表現(xiàn)。到了9.4 T 以上,在設(shè)計(jì)上則需要專門的策略,其臨界電流密度在9.4 T的磁場背景下接近了極限(圖9(a))[4]。對(duì)于11.7 T 的MRI磁體,有采用進(jìn)一步降低導(dǎo)線溫度的方案,使NbTi 導(dǎo)線依然能夠正常運(yùn)行(圖9(b))。更高的磁場則需要采用Nb3Sn材料。
圖9 (a)臨界電流密度與磁場強(qiáng)度的關(guān)系(NdTi、Nb3Sn、HTS);(b)法國能源署11.75 T人體成像MRI磁體
法國CEA的11.75T人體磁共振成像裝置參數(shù)為:磁體溫度1.8 K,磁場強(qiáng)度11.75 T, 磁場均勻度0.5 ppm/22 cm DSV,90 cm 室溫孔徑,主動(dòng)屏蔽。
超導(dǎo)磁體系統(tǒng)的磁場均勻性是核心指標(biāo)之一,為達(dá)到所需要的均勻性指標(biāo),磁體在設(shè)計(jì)建造時(shí),需要幾個(gè)階段的設(shè)計(jì)與工藝制造:(1)設(shè)計(jì)一個(gè)繞組陣列,補(bǔ)償磁場的軸向變化,并且采用多個(gè)補(bǔ)償線圈,達(dá)到設(shè)計(jì)的磁場均勻性。同時(shí),磁體通常配置多組的勻場線圈,用于勵(lì)磁后的磁場調(diào)節(jié);(2)磁體建造完成后,對(duì)實(shí)際的磁場形態(tài)測量; (3) 通過勻場,補(bǔ)償實(shí)際磁場的不均勻性。
磁場的均勻性是超導(dǎo)磁體線圈設(shè)計(jì)的非常重要的方面, 然而,力的設(shè)計(jì)始終是一個(gè)嚴(yán)酷的問題。任何磁體線圈的設(shè)計(jì),如果力和應(yīng)力超過某些限制,超導(dǎo)線圈將不可逆轉(zhuǎn)的損壞。另一個(gè)重要的設(shè)計(jì)準(zhǔn)則是電流密度的最大值,它將影響超導(dǎo)磁體的磁場穩(wěn)定性和使用穩(wěn)定性。
勻場是超導(dǎo)磁體的磁場精細(xì)調(diào)整的一個(gè)過程,任何MRI 超導(dǎo)磁體建造完成時(shí),其初始的磁場均勻度都達(dá)不到使用要求,這個(gè)主要是磁體建造時(shí)的誤差帶來的。通常,超高場MRI磁體均需要超導(dǎo)勻場線圈,在超導(dǎo)磁體建造時(shí),即將多組的超導(dǎo)勻場線圈繞制在主線圈的外側(cè),調(diào)試時(shí)分別通過改變每組線圈的電流調(diào)節(jié)磁場均勻性,完成后將線圈閉環(huán)。
被動(dòng)勻場常常在超導(dǎo)磁體的勻場中被采用[5]。被動(dòng)勻場時(shí)通過在磁體內(nèi)壁或者梯度線圈內(nèi)部設(shè)置的若干個(gè)抽屜中放置導(dǎo)磁的材料實(shí)現(xiàn)的,該材料被飽和極化后,其磁場引起超導(dǎo)線圈所產(chǎn)生的磁場的變化,通過在適當(dāng)位置放置適當(dāng)?shù)膶?dǎo)磁材料,可以補(bǔ)償磁場的不均勻,并且具有很高的效率。圖10(a)為CAS的9.4 T MRI系統(tǒng)所使用的梯度線圈,在其中設(shè)置有36個(gè)抽屜,可進(jìn)行高階的勻場。
圖10 (a)制作完成的9.4 T梯度線圈;(b)繞制中的勻場線圈
在超高場MRI中,采用被動(dòng)勻場可能會(huì)帶來其他的問題,比如溫度引起的磁場漂移和均勻性的變化,因此,需要仔細(xì)選擇勻場材料,并且盡量減少勻場材料的使用。
室溫勻場(RT shim)對(duì)于超高場磁體系統(tǒng)的磁場調(diào)整是必不可少的,它是對(duì)在磁體溫孔內(nèi)設(shè)置的若干組銅線圈施加電流,其產(chǎn)生的磁場補(bǔ)償磁體磁場的不均勻性。一般地,室溫勻場由多組線圈構(gòu)成,比如CAS的9.4 T 系統(tǒng)就采用了14 組室溫勻場線圈(圖10(b)),其參數(shù)如表1所示。
表1 CAS 9.4 T勻場線圈參數(shù)
超高場MRI 的梯度系統(tǒng)面臨一些新的問題。梯度系統(tǒng)的性能主要由2 項(xiàng)指標(biāo)來表征:磁場梯度的最大強(qiáng)度(Gmax)和切換率。目前,商用的梯度Gmax 一般可以達(dá)到60 mT/m, 最大切換率200 T/m/s。對(duì)于梯度線圈的設(shè)計(jì)一般還是采用逆向方法進(jìn)行[6,7],并通過正向的優(yōu)化得到最終的線圈結(jié)構(gòu)[8,9]。圖11為CAS 9.4 T系統(tǒng)所采用的一種梯度線圈,其最大梯度強(qiáng)度Gmax 可達(dá)到80 mT/m,切換率達(dá)到400 T/m/s,由于采用非對(duì)稱設(shè)計(jì),PNS得到有效的減小。
圖11 9.4 T非對(duì)稱內(nèi)插梯度線圈
在超高場MRI中,梯度系統(tǒng)的運(yùn)行噪聲將高于普通的設(shè)備,其噪聲的主要來源是梯度線圈內(nèi)施加脈沖電流后,繞組在主磁場下洛倫茲力的作用產(chǎn)生的。1.5 T的設(shè)備最大的噪聲可達(dá)到120 dB[10],而對(duì)于11.7 T 的設(shè)備,最大的噪聲接近140 dB,必須對(duì)受試者加以聽力保護(hù)。雖然有些靜音的措施,比如采用隔音材料[11],甚至修改序列和梯度脈沖的波形等,但是對(duì)于專門的成像掃描,噪聲依然是一個(gè)嚴(yán)重的問題。
梯度線圈的振動(dòng)對(duì)于超高場MRI也是需要注意的問題。繞組的受力與電流和磁場均成正比(式8)。
超高場MRI 的梯度電流通??梢赃_(dá)到700 A以上,對(duì)于一個(gè)繞組長度幾百米的線圈,繞組承受的總的電磁力可超過200 噸,這些力均作用在線圈的結(jié)構(gòu)上。由于超高場MRI的磁體通常都比較長,在梯度線圈放置的空間內(nèi)其磁場基本上為一個(gè)均勻的磁場,梯度線圈都是對(duì)稱結(jié)構(gòu),因此總的力與力矩都是平衡的。但是線圈的振動(dòng)是不可避免,特別是在接近線圈的共振頻率時(shí),小的電流即可引起線圈的振動(dòng)(圖12)[12],因此梯度線圈需要有堅(jiān)實(shí)的骨架支撐,線圈總重量可超過2噸[13]。
圖12 梯度線圈的振動(dòng)模擬計(jì)算
超高場MRI的射頻場設(shè)計(jì)也是一個(gè)較為困難的問題。由于射頻頻率超過了300 MHz,介電常數(shù)引起的問題非常突出。圖13 是一個(gè)在7 T 下的成像結(jié)果,可以看到在圖像內(nèi)部的信號(hào)非常不均勻,由于射頻波長的極度縮短,組織的介電常數(shù)對(duì)射頻場的分布有極大的影響,這也是目前超高場MRI 需要解決的重要問題之一。目前的9.4 T以上的MRI設(shè)備還難以獲得人體體部掃描的良好圖像,其主要應(yīng)用還是做頭部的掃描。
圖13 超高場下的射頻場不均勻性
SAR值升高是射頻場另一個(gè)問題,隨著射頻頻率的提高,組織對(duì)射頻能量的吸收急劇上升,可導(dǎo)致組織局部的溫度升高。SAR值的計(jì)算可由式9表示。
σ為組織電導(dǎo)率,ρ為組織密度。對(duì)于SAR值各國和國際組織均有嚴(yán)格的限制,因?yàn)檫^量的射頻能量的吸收可能會(huì)對(duì)受試者造成危害。
圖14 是一個(gè)SAR值對(duì)大腦溫度升高的一個(gè)仿真結(jié)果[14],對(duì)于平均SAR=3 W/kg的頭部掃描,7 T(右側(cè))下的溫度升高顯著高于3 T(左側(cè))。因此在超高M(jìn)RI中均需要配置一個(gè)可靠的SAR值監(jiān)控裝置。
圖14 局部SAR值的仿真結(jié)果
為了形成一個(gè)較為均勻的射頻場,超高場MRI一般都采用多通道的激勵(lì)線圈,通過調(diào)整每個(gè)線圈的相位,實(shí)現(xiàn)均勻的激發(fā)。
國內(nèi)在高場磁共振成像設(shè)備開發(fā)方面較晚,1.5 T 臨床MRI 產(chǎn)品大約在2009 年前后才完成產(chǎn)品開發(fā),目前國內(nèi)開發(fā)的最高磁場強(qiáng)度的臨床MRI 產(chǎn)品是3 T,在國家科技計(jì)劃的支持下,有企業(yè)正在開發(fā)3.2 T 和5 T 的臨床MRI 產(chǎn)品。因此,國內(nèi)目前在超高場MRI的成果主要體現(xiàn)在應(yīng)用方面,為科研的需要,國內(nèi)各研究機(jī)構(gòu)采購了大量的超高場磁共振成像設(shè)備,這其中又分為兩類:一類是用于動(dòng)植物成像的設(shè)備,磁場強(qiáng)度普遍較高,主要有7 T、9.4 T和11.75 T三種磁場強(qiáng)度;另一類是人類成像設(shè)備,目前只有7 T 人類全身磁共振成像裝置。
對(duì)于超高場MRI技術(shù)和設(shè)備的研發(fā),國內(nèi)一些機(jī)構(gòu)在做嘗試。筆者所在團(tuán)隊(duì)與國內(nèi)相關(guān)研究機(jī)構(gòu)和企業(yè)協(xié)作,曾經(jīng)在2016 年開發(fā)了國內(nèi)首臺(tái)自主研發(fā)的7 T 磁共振動(dòng)植物成像系統(tǒng),采用自行研制的7 T 超導(dǎo)磁體、梯度線圈、譜儀控制臺(tái)等核心部件,成功完成系統(tǒng)的建造和測試,所獲得的測試圖像分辨率達(dá)到150 μm(圖15)。
圖15 (a)7 T/210 MRI 原型系統(tǒng);(b)梯度線圈(600 mT/m/300 A);(c)測試圖像(FLASH序列,分辨率150 μm)
目前正在中國科學(xué)院生物物理研究所調(diào)試的9.4 T人類全身磁共振成像裝置,是采用自主研發(fā)的核心部件研制的國內(nèi)最高水平的磁共振成像裝置,現(xiàn)已完成了系統(tǒng)的整合,并獲取了模體的圖像,近期將完成系統(tǒng)調(diào)試(圖16)。該裝置的性能參數(shù)為:磁體運(yùn)行溫度4.2 K,80 cm 室溫孔徑,磁場均勻度0.05 ppm/22 cm,被動(dòng)屏蔽。
圖16 9.4 T人類全身磁共振成像裝置(CAS)
隨著應(yīng)用需求的提高,超高場MRI有向更高磁場強(qiáng)度發(fā)展的趨勢,2016 年開始,國內(nèi)外學(xué)術(shù)界陸續(xù)提出了建造14 T甚至20 T人類成像裝置的可能性。從技術(shù)上看,因?yàn)樾】讖降膭?dòng)物成像裝置已經(jīng)做到了21 T,因此采用混合磁體方案是有可能達(dá)到14 T 以上中等孔徑的極高磁場強(qiáng)度的,實(shí)現(xiàn)人類的腦部成像。這種MRI裝置的出現(xiàn),可將人類探索生命過程的影像技術(shù)提升到亞微米時(shí)代,并且由于X核成像的實(shí)現(xiàn),能夠獲得前所未有的生命活動(dòng)的信息。
磁共振成像技術(shù)是人類了不起的一項(xiàng)技術(shù)發(fā)明,不僅為人們提供了一種安全有效的臨床醫(yī)學(xué)診斷工具,而且為人類認(rèn)識(shí)自己開辟了一種可視化的研究途徑。作為一種強(qiáng)有力的研究方法,超高場磁共振成像將向更高的磁場強(qiáng)度發(fā)展,從而獲得更為精細(xì)的圖像。現(xiàn)有的磁共振動(dòng)物成像的磁場強(qiáng)度為21 T,但是目前可穩(wěn)態(tài)運(yùn)行磁體的最高磁場強(qiáng)度已經(jīng)超過27 T,這就為更強(qiáng)大的磁共振成像裝置的建設(shè)提供的基礎(chǔ),未來可能出現(xiàn)磁場強(qiáng)度超過25 T,甚至達(dá)到30 T的極高場磁共振成像裝置,這就可以為科學(xué)研究提供一種活體觀察細(xì)胞尺度生命活動(dòng)的顯微成像方法,通過4D電影成像,動(dòng)態(tài)觀察研究生命活動(dòng)過程,正是應(yīng)用的需求和技術(shù)的進(jìn)步推動(dòng)超高場磁共振成像的發(fā)展。