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?，F(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，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。只有當(dāng)I >0 時(shí)，才產(chǎn)生共振信號。
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。m為正的能級稱為低能級；m為負(fù)的能級稱為高能級。相鄰能級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，在磁場作用下分裂成了2I 1 個(gè)能量級，稱為塞曼能級，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)能級能量差時(shí)，處于低能級的自旋核會(huì)躍遷到高能級處，就稱這個(gè)現(xiàn)象為核磁共振現(xiàn)象。躍遷到高能級的原子核，會(huì)同時(shí)向低能級弛豫，這一過程對外釋放能量，這些能量信號能夠被外部裝置接收，磁共振成像所采集的信號就是這種信號，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，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)生塞曼能級分裂，處在高能級和低能級的原子核數(shù)基本相等。在外部射頻場的照射作用下，自旋核可以發(fā)生能級躍遷，對于每一個(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，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，低能級的粒子數(shù)目多于高能級。若粒子在滿足共振條件的射頻電磁場作用下，則處于低能級的粒子吸收射頻場能量而躍遷到高能級；處于高能級的粒子又可把能量交給晶格而回到低能級來。如果樣品的弛豫時(shí)間不太長，足以建立新的平衡，保持低能級粒子數(shù)多于高能級的，便可觀察到持續(xù)的核磁共振信號。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?？紤]到射頻場比探測的信號強(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或發(fā)射信號。在第一次觀察到核感應(yīng)信號的成功實(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，但由于其信號信噪比很低，當(dāng)前的MRI設(shè)備很難實(shí)現(xiàn)對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)對于超高場磁體系統(tǒng)的磁場調(diào)整是必不可少的，它是對在磁體溫孔內(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，由于采用非對稱設(shè)計(jì)，PNS得到有效的減小。
圖11 9.4 T非對稱內(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]，而對于11.7 T 的設(shè)備，最大的噪聲接近140 dB，必須對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 的梯度電流通常可以達(dá)到700 A以上，對于一個(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)對受試者造成危害。
圖14 是一個(gè)SAR值對大腦溫度升高的一個(gè)仿真結(jié)果[14]，對于平均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?，F(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。