體部3.0T與1.5T磁共振比較

1、體部體部3.0T3.0T磁共振成像：機(jī)遇與挑戰(zhàn)磁共振成像：機(jī)遇與挑戰(zhàn) 體部3.0T磁共振成像：機(jī)遇與挑戰(zhàn) Body MR Imaging at 3.0 T: Understanding the Opportunities and Challenges 隨著高場強(qiáng)磁共振的發(fā)展，在信噪比、對比噪聲比、空間時(shí)間分辨率以及光譜分辨率等方面都有了較大的改善和提高，但是從1.5T MR到3.0T MR的轉(zhuǎn)換也不是一帆風(fēng)順的。相對于低場強(qiáng)下的體部成像而言，3.0T體部成像改變了弛豫時(shí)間，增加和產(chǎn)生新的偽影，化學(xué)位移的影響加強(qiáng)，能量沉積明顯增加，所有這些在應(yīng)用3.0T MR時(shí)是必須要考慮到的。3.0T MR的

2、靜磁場與射頻磁場的多相性使得在線圈與硬件設(shè)計(jì)以及新序列的制訂都必須有所變化。應(yīng)用減少體部熱量沉積的技術(shù)限定了特異性吸收率（SAR值），而且3.0T MR系統(tǒng)的安裝與維護(hù)時(shí)要特別注意安全，以防傷害。這些都是3.0T MR在臨床實(shí)踐中面臨的機(jī)遇與挑戰(zhàn)。引言磁共振信號通常情況下是由少量不成對的氫原子在靜磁場方向上排列形成。排列的氫質(zhì)子的數(shù)量也就是常規(guī)的MR信號與靜磁場的強(qiáng)度呈正比關(guān)系，基于此原理使得人們不斷追求高場強(qiáng)的磁共振系統(tǒng)。最初的臨床應(yīng)用的磁共振場強(qiáng)小于0.6T。在1982年，出現(xiàn)1.5T的MR，并且作為高質(zhì)量MRI的參考標(biāo)準(zhǔn)。直到1999年，首臺3.0T的MR問世，但是在實(shí)際應(yīng)用中，由于射頻

3、線圈和序列設(shè)計(jì)方面的缺陷，最開始的幾年內(nèi)僅僅用于顱腦成像的研究。相同的參數(shù)情況下，與1.5T MR相比，在信噪比、空間與時(shí)間分辨力、對比噪聲比以及光譜分辨力方面都有明顯的改進(jìn)與提高。近些年來的研究都是針對于3.0T MR在體部的臨床實(shí)際應(yīng)用。這種改進(jìn)并非輕易實(shí)現(xiàn)。雖然從3.0T MR的一些應(yīng)用中能得到總結(jié)，但是還有許多新的與不可預(yù)測的挑戰(zhàn)。伴隨高的信噪比的獲得，磁場的不均一性也相應(yīng)增加。3.0T下較高的共振頻率將會導(dǎo)致對射頻發(fā)射與接受的干擾增加，在圖像上出現(xiàn)嚴(yán)重的信號強(qiáng)度畸變。另外，能量分布正比于靜磁場場強(qiáng)的平方，3.0T下的脈沖序列必須符合FDA批準(zhǔn)的SAR值限定之內(nèi)，不過這種新的挑戰(zhàn)可以通

4、過新的更有效率的線圈和脈沖序列設(shè)計(jì)以及慎重選擇掃描參數(shù)來加以解決。其他的技術(shù)難題是高場強(qiáng)下組織弛豫時(shí)間的改變。3.0T下組織的長T1時(shí)間必然使得回復(fù)時(shí)間（TR）即采集時(shí)間延長。這種權(quán)衡直接消弱了3.0T采集速度加快的優(yōu)勢。另外3.0T高場強(qiáng)下化學(xué)位移偽影明顯增加，T2*下降加劇了磁敏感影響。在1.5T MR中表現(xiàn)安全的植入物在3.0T高場強(qiáng)下未必安全。盡管存在挑戰(zhàn)，但3.0T MR在臨床體部影像中的優(yōu)勢已被大家所認(rèn)同。本文主要描述其優(yōu)缺點(diǎn)，部分解決缺點(diǎn)的方法以及3.0T影像的未來進(jìn)展。優(yōu)點(diǎn)SNR是描述相對于背景噪聲下的有用信號的數(shù)量的，據(jù)此產(chǎn)生MR圖像。SNR與場強(qiáng)呈線性變化。在3.0T下，靜

5、磁場內(nèi)排列的質(zhì)子數(shù)是1.5T下的2倍，由此產(chǎn)生的信號強(qiáng)度也應(yīng)該是2倍的關(guān)系（圖1），但是由于一些因素的影響，包括弛豫時(shí)間的變化、體部的總熱量等，實(shí)際的SNR的增益率為1.5T的1.7-1.8倍。在特殊檢查中，高SNR通過兩種不同的方式獲得：增加空間分辨力或者間接縮短采集時(shí)間。在高場強(qiáng)下提高空間分辨力能夠增加SNR，通過給定的FOV下增加矩陣直徑也即更小的象素與層厚來實(shí)現(xiàn)。在橫斷面上較高的空間分辨力能提高病變的檢出率（圖2）。質(zhì)量高的重組圖像也有助于病變性質(zhì)的反映（圖3）。SNR的提高與縮短采集時(shí)間之間做一個(gè)權(quán)衡，縮短時(shí)間降低呼吸造成的運(yùn)動偽影，增加患者流通量。對比噪聲比描述圖像中不同物體影像的

6、鑒別范圍。在形態(tài)學(xué)的顯示上MRI優(yōu)于CT和超聲。MRI對比劑作為外源性的，主要是影響組織本身的弛豫時(shí)間。在高場強(qiáng)下組織的T1,T2,T2*值有輕度變化，導(dǎo)致圖像對比下降（圖4）。不過，脈沖序列可以利用這些弛豫動力學(xué)的不同特點(diǎn)以減小3.0T下組織對比度的喪失。高場強(qiáng)下外源性對比劑如釓對比劑，作為順磁性物質(zhì)改變靜磁場，縮短T1從而提高圖像對比。在3.0T下T1值通常是延長的，即使是在順磁性對比劑如釓參與的情況下。然而，由于釓的T1值比軟組織的T1值短，相對于背景來說，釓增強(qiáng)的組織仍然比較明顯。對比劑的使用提高了診斷敏感性（圖5），技術(shù)的進(jìn)步也為減少釓劑劑量提供了機(jī)會。在MRS中，較高的SNR能夠提

7、高敏感性與特異性。因?yàn)閬碜悦恳淮x產(chǎn)物的信號數(shù)量增加，代謝物的峰值易于從背景中區(qū)分出來。另外，在3.0T下兩種不同的代謝物的頻率范圍也相對增寬，從而提高鑒別二者的能力?？傊琒NR提高，采集特異數(shù)據(jù)的測量時(shí)間就縮短，在活體影像中有明顯的優(yōu)勢，減少患者的運(yùn)動影響。 圖1. 圖示3.0T下信號增高的基本原理：沿主磁場方向上的質(zhì)子數(shù)目隨著場強(qiáng)的升高相應(yīng)增加。物體內(nèi)質(zhì)子數(shù)量僅占形成MR信號的一部分。 圖2. 1.5T下直腸內(nèi)線圈采集的前列腺圖像（a，c）與1年后3.0T下的對照（b，d）?；颊呋加辛夹郧傲邢僭錾?.0T下分辨力得到提高中心腺體與結(jié)節(jié)的邊緣都清晰顯示。盡管體素降低44，SNR保持較高

8、。橫斷面平掃（a，b）為快速SE序列（a：TR/TE:7000/161ms；層厚3mm；FOV：16；矩陣320192；NSA：6；b：3900/160；層厚2.2mm；FOV：14；矩陣320192，NSA：4）。橫斷面增強(qiáng)掃描（c，d）為擾相梯度回波序列（c：9/4；層厚3.2mm；FOV：16；矩陣256160，NSA：2；d：7/2；層厚3mm；FOV：14；矩陣256192，NSA：2）。 圖3. 1.5T（a，b）與3.0T（c，d）下橫斷面圖像（a，c）與冠狀重組圖像（b，d）對照，3.0T下顯示右側(cè)腎上腺腫塊邊緣比1.5T的清晰（ac箭，bd箭頭）。因?yàn)樵?.0T下高的SNR，

9、能夠減小體素大小，在保證SNR的情況下增加空間分辨力。在b圖顯示病變位于腎上腺外，使整個(gè)腎上腺向一側(cè)移位。在d圖中，清晰顯示病變源于腎上腺的中間支，將外周支向外擴(kuò)張。病變切除后病理分析為腎上腺嗜鉻細(xì)胞瘤。1.5T影像參數(shù)：4.0/1.9；矩陣256192；FOV：31cm；重組層厚4mm（a）與2mm（b）；3.0T影像參數(shù)：5.4/12.5；矩陣320224；FOV：35cm；重組層厚3mm（c）與1.5mm（d）。 圖4. 在1.5T（a）與3.0T（b）下獲得的肝脾對比在T1WI的對照。顯示b圖中肝脾對比減弱，因?yàn)楦邎鰪?qiáng)下T1增加。這種對比減弱在變換脈沖序列后將會緩解。1.5T參數(shù)180

10、/2.34；層厚7mm； 矩陣256123；翻轉(zhuǎn)角70。3.0T參數(shù)除了矩陣320192外其他相同。 圖5. 1.5T（a）與3.0T（b）獲得的3維T1加權(quán)脂肪抑制增強(qiáng)圖像，患者為肝臟局灶性結(jié)節(jié)增生（FNH）在3.0T圖像在對比噪聲比方面有明顯的提高。盡管3.0T下圖像本質(zhì)上有降低，但是與釓劑相關(guān)聯(lián)的組織的T1值縮短更加顯著，因而肝臟病變與周圍肝實(shí)質(zhì)相比顯示更加明顯，門靜脈的輪廓在3.0T中也比1.5T的容易識別。1.5T影像參數(shù)：4.3/1.98；層厚4.4mm，矩陣256154；3.0T的參數(shù)3.9/1.06；層厚3.6mm；矩陣320224。 圖6. 3.0T屏氣下MRS。（a）單次激

11、發(fā)快速自旋回波（SSFSE）圖像顯示所選MRS分析的體素置于右側(cè)腎上腺，源于腎細(xì)胞癌轉(zhuǎn)移瘤。（b）所選體素的波譜容易從背景噪聲中清晰分出代謝產(chǎn)物峰。三甲胺（TMA）或膽堿峰在3.2ppm，此征象與惡性變相關(guān)。在3.0T下高SNR與波譜高離散度很清晰的鑒別診斷和離散代謝物。另外，高SNR使得采集時(shí)間縮短，在一個(gè)呼吸屏氣期實(shí)行波譜掃描，降低呼吸運(yùn)動的影響。缺點(diǎn)在利用3.0T影像的優(yōu)勢之前，一定要先了解其缺點(diǎn)和不足。盡管這些限制性因素相互重疊和干擾，但是我們從以下幾個(gè)角度來闡述，即物理與技術(shù)、序列優(yōu)化、偽影與安全。物理與技術(shù)射頻場強(qiáng)的不均勻性此為3.0T MR在臨床應(yīng)用中最難以克服的挑戰(zhàn)，特別是在腹

12、部應(yīng)用中。隨著場強(qiáng)的增加共振頻率增加，進(jìn)而射頻波長縮短。在水與人體組織中，縮短的射頻波長近似于FOV的大小的情況下，導(dǎo)致圖像中出現(xiàn)條形波紋，也就是所稱的介電效應(yīng)。來自條形射頻波的結(jié)構(gòu)性或者破壞性的干擾將使得圖像中出現(xiàn)明亮相間的條紋。與波長相比，ROI越大，偽影越重。所以，條紋波形偽影最常出現(xiàn)在肥胖病人的腹部成像中，瘦弱的患者則相對較少發(fā)生（圖7）。 圖7. RF場強(qiáng)的不均勻性。1.5T下SSFSE冠狀面圖像（a）與24小時(shí)后3.0T圖像（b）對照顯示左側(cè)腎靜脈內(nèi)腫瘤栓子（箭），在3.0T下由于SNR的提高，顆粒較少，不過在3.0T出現(xiàn)在肝臟內(nèi)條紋波動偽影（b中*所示），特別是接近膈頂部，在1.

13、5T中則信號相對均勻（a中*所示）。參數(shù)1.5T:911/76；層厚5mm；矩陣256205；每象素帶寬488hz。3.0T參數(shù)：1168/59；層厚4.6cm；矩陣256192；每象素帶寬651Hz。 與電流干擾相關(guān)的偽影在射頻發(fā)送接收傳輸過程中產(chǎn)生于高介導(dǎo)性的組織中，如腹水。在射頻傳輸中快速變換的磁場產(chǎn)生環(huán)形電場，如果有導(dǎo)體存在，就會形成電流，此電流作用于電磁鐵，與變化的磁場極性相反，減弱射頻場的幅度，分散射頻場的能量。介質(zhì)的導(dǎo)電性越強(qiáng)，產(chǎn)生的反向電磁場強(qiáng)度越大，消弱射頻場的程度就越強(qiáng)。最初的3.0T MR檢查腹水患者時(shí)，由于腹部膨隆會出現(xiàn)條紋波形偽影，同時(shí)導(dǎo)電性強(qiáng)的腹水也會使腹部局部信號

14、缺失（圖8）。 圖8. 3.0T下由于腹水存在引起的信號缺失。 SSFSE采集的1.5T圖像（a）與3.0T圖像（b）對照，由于高場強(qiáng)下腹水存在而產(chǎn)生條紋波動和介電效應(yīng)，在b圖中產(chǎn)生不均勻的中心RF低場。激發(fā)與重聚脈沖角有效減少，隨之信號降低或消失。在本例中，患者首次檢查用3.0T，之后轉(zhuǎn)至1.5T中獲得高品質(zhì)的影像。1.5T影像參數(shù)：1157/58；層厚4mm；矩陣256256。3.0T影像參數(shù)：925/58；層厚4.6mm；矩陣256256。改善線圈設(shè)計(jì)可以補(bǔ)償一些影響。相位陣列線圈的SNR就優(yōu)于傳統(tǒng)的體線圈（圖9），前者很少產(chǎn)生介電效應(yīng)。不過，作為發(fā)射線圈的結(jié)構(gòu)，比如螺旋結(jié)構(gòu)，可以變換電

15、流模式和影響B(tài)1。多重發(fā)射線圈也有很好的改善。失諧共振線圈放置在發(fā)射線圈與受檢者之間作為介質(zhì)，改變RF發(fā)射的模式，進(jìn)而有利于B1場的切換。新的線圈，如橫向電磁的體線圈能夠降低處于3.0T高場內(nèi)的RF場的不均勻性。無論罩式或鳥巢線圈還是橫向電磁的體線圈設(shè)計(jì)都是為了有效地抑制渦流產(chǎn)生，因?yàn)闇u流對解剖形態(tài)和波譜的顯示產(chǎn)生的干擾。單純改進(jìn)線圈并不能解決所有的不均勻性的問題。因而最近出現(xiàn)了一些新的脈沖序列，包括隔熱脈沖，二維搏動脈沖還有三維適形RF脈沖，所有這些脈沖都是已經(jīng)設(shè)計(jì)出并且被證實(shí)對于體部影像有特殊用途的，當(dāng)然這些方法無論線圈類型還是影像規(guī)范都有特殊的要求 圖9. 線圈設(shè)計(jì)引起的效應(yīng)對SNR的影

16、響。體線圈（a，c）與相控陣線圈（b，d）分別在1.5T（1204/60.1；矩陣256192）（a，b）與3.0T（25224/65.0；矩陣256192）（c，d）時(shí)獲得的圖像對照。在同一場強(qiáng)內(nèi)小的表面線圈的SNR優(yōu)于體線圈。在3.0T下的體線圈獲得的圖像（c）接近于1.5T的相控陣線圈獲得的圖像，但是最好的圖像是3.0T下的相控陣線圈獲得的圖像。 能量分布 RF脈沖用來激發(fā)處于磁場中某些物質(zhì)的質(zhì)子自旋運(yùn)動，這就會使得能量從RF脈沖傳遞到受檢者而產(chǎn)生熱量。如果不加控制，產(chǎn)生的熱量就會造成生理上的傷害，包括心理功能的變化與心輸出量的改變。SAR作為評估RF脈沖造成的組織內(nèi)能量分布的指標(biāo)，同時(shí)

17、反映組織受到的熱損害的可能性。FDA提出的SAR限制為15分鐘身體的平均溫度升高不超過1或者4W/kg。 SAR與共振頻率的平方成正比，也即與場強(qiáng)的平方成正比。SAR也與翻轉(zhuǎn)角的平方、受檢者的大小、RF脈沖的工作周期成正比。在應(yīng)用SAR密集的序列如快速自旋回波（FSE）、平衡穩(wěn)態(tài)序列或磁化傳遞序列，以及在此基礎(chǔ)上的脂肪抑制序列，要特別注意SAR。在高場強(qiáng)下減低SAR通常采取以下權(quán)衡措施，如增加圖像采集時(shí)間、降低層面內(nèi)外的分辨力?；蛘呓档蚐NR，這些措施也是大家所不愿意接受的。例如，小翻轉(zhuǎn)角可以降低信號與圖像對比，不過呼吸觸發(fā)、縮短回波鏈長度、增加回波內(nèi)間隔、插入失滯時(shí)間以及延長TR都能增加采集

18、時(shí)間。新的和改良的序列設(shè)計(jì)、射頻脈沖設(shè)計(jì)、采集技術(shù)以及硬件設(shè)計(jì)都是為了在高場強(qiáng)下進(jìn)一步優(yōu)化SAR的管理而考慮。 并行圖像采集提供了一個(gè)較好的權(quán)衡方案。與連續(xù)采集不同的是，并行采集采用多個(gè)小的探測器單元的線圈，進(jìn)行同時(shí)采集MR數(shù)據(jù)。每一個(gè)探測單元包含的空間信息用來代替費(fèi)時(shí)的相位編碼步驟，因而采集時(shí)間與SAR都大大降低。不過，并行采集也有其固有的缺點(diǎn)，包括SNR的降低。這種影響有時(shí)被高場強(qiáng)情況下SNR固有的升高所平衡，這也是為了同時(shí)最大限度的發(fā)揮3.0T MR的優(yōu)勢。 單次激發(fā)并行采集通過縮小帶寬使得SNR提高。在單次激發(fā)T2加權(quán)序列例如半傅立葉快速采集并馳豫增強(qiáng)（HASTE）和單次激發(fā)快速SE中

19、，并行采集減少回波鏈中回波數(shù)量以節(jié)省時(shí)間。這些措施消除了低振幅回波造成的影像模糊，在不改變矩陣大小的情況下增加圖像的銳利度。由于采樣回波數(shù)量減少也會導(dǎo)致SNR降低，但這種降低可以通過減小接受帶寬來獲得補(bǔ)償。盡管帶寬的降低延長了回波鏈的持續(xù)時(shí)間，使得采樣時(shí)間即回波間隔增加，在非并行采集的情況下，帶寬的降低能夠補(bǔ)償SNR的損失，但以不降低圖像的銳利度為準(zhǔn)。（圖10）圖10. 圖示利用SSFSE序列的并行影像技術(shù)減少采集時(shí)間，通過綜合一個(gè)TR間隔內(nèi)的多個(gè)回波減少運(yùn)動相關(guān)偽影。(a)SSFSE未采用并行影像技術(shù)。（b-d）在a基礎(chǔ)上采用并行影像技術(shù)：間隔相位編碼步調(diào)（b中對沖箭頭向下的）和接受回波（b

20、圖中對沖箭頭向上的）以縮短回波鏈持續(xù)時(shí)間，進(jìn)而縮短采集時(shí)間，如圖c所示結(jié)果。遺失的數(shù)據(jù)之后通過多單元接收線圈的各個(gè)分立單元重新采集。與相位編碼步調(diào)減少的數(shù)量有關(guān)的SNR的降低可以通過減少帶寬來緩解。盡管帶寬的降低會導(dǎo)致回波間隔的增加，進(jìn)而影響回波鏈持續(xù)時(shí)間（d），與未采用并行采集獲得的影像相比，運(yùn)動相關(guān)偽影減少，SNR也有少量的犧牲。序列的優(yōu)化組織的內(nèi)在固有馳豫時(shí)間隨著場強(qiáng)的升高都會發(fā)生輕度的變化。在特殊情況下，場強(qiáng)從1.5T到3.0T，T1增加，T2*減小，T2輕度降低或者保持不變。T1也就是縱向馳豫時(shí)間或者自旋晶格馳豫時(shí)間，反映在給定的分子環(huán)境下質(zhì)子的特性，但是也與靜磁場有關(guān)。從1.5T增

21、加到3.0T時(shí)，軟組織的T1有所增加；這種變化導(dǎo)致在與1.5T的T1加權(quán)序列應(yīng)用同樣的的TR時(shí)，3.0T下的相對信號強(qiáng)度減弱（圖5）。在1.5T時(shí)應(yīng)用成熟的T1加權(quán)序列應(yīng)用在3.0T時(shí)必須首先優(yōu)化，增加TR，這就增加了采集時(shí)間，并不是人們所希望的。并行采集可以降低采集時(shí)間，但是必須與降低SNR之間做一個(gè)權(quán)衡。作為一個(gè)選擇，翻轉(zhuǎn)恢復(fù)或者磁化預(yù)備技術(shù)可以得到滿意的分辨力或?qū)Ρ榷?。了解組織的T1值就可以有針對性的選擇TR、翻轉(zhuǎn)角，特別是在翻轉(zhuǎn)恢復(fù)序列中，選擇適當(dāng)?shù)姆D(zhuǎn)時(shí)間可以得到組織或器官的優(yōu)秀的對比。例如，在3.0T系統(tǒng)中應(yīng)用短時(shí)翻轉(zhuǎn)恢復(fù)序列（STIR），當(dāng)翻轉(zhuǎn)時(shí)間在170ms時(shí)，脂肪抑制效果最好

22、，局灶性的肝臟占位顯示率最高。 T2，也稱為橫向或自旋-自旋馳豫時(shí)間，反映局部微觀環(huán)境的性質(zhì)。盡管主要受靜磁場影響，但T2在磁場場強(qiáng)增高時(shí)并沒有變化或者僅有輕度減低。這主要是由于T2延長但是其他在磁場增高時(shí)改變更加明顯。 T2*是有效的T2值，是組織內(nèi)在的T2與局部場強(qiáng)不均勻造成的馳豫效應(yīng)疊合形成。T2*效應(yīng)（質(zhì)子相移）在3.0T時(shí)更加明顯，使得磁敏感性比在1.5T時(shí)也更加顯著。偽影化學(xué)位移是指由于共振頻率的變化導(dǎo)致靜磁場中化學(xué)成分的不同。最常見的化學(xué)位移偽影是由于水中質(zhì)子與脂肪中的質(zhì)子共振頻率不同而存在，與主磁場強(qiáng)度呈正比。這些不同導(dǎo)致沿頻率編碼方向和層面選擇方向出現(xiàn)化學(xué)位移失調(diào)偽影，常常出

23、現(xiàn)在腎臟周圍。第一類化學(xué)位移偽影是頻率編碼梯度場低的一側(cè)出現(xiàn)低信號帶，梯度場高的一側(cè)出現(xiàn)高信號帶。對于固定的FOV、同樣的分辨力和接受帶寬，3.0T下第一類化學(xué)位移偽影是1.5T下的2倍（圖11）。這類加重的偽影在體部3.0T MR實(shí)際應(yīng)用中常規(guī)情況下并不會導(dǎo)致實(shí)質(zhì)性的問題。不過，在一些情況下必須考慮，如檢查腎被膜下血腫時(shí)。接受帶寬的改變可以降低化學(xué)位移偽影的影響（圖12），不過，遺憾的是必須犧牲一定的SNR。其他的解決方法包括飽和序列，短時(shí)翻轉(zhuǎn)恢復(fù)（STIR）序列的應(yīng)用降低脂肪信號。交換相位與頻率編碼方向或者改變頻率編碼梯度的極性可以降低偽影的出現(xiàn)(圖13)。圖11-13. （11）第一類化

24、學(xué)位移偽影。在同樣FOV、基本分辨力、接受帶寬下，對照1.5T（a）與3.0T（b）獲得的同相位梯度回波軸位圖像，3.0T下有更加明顯的偽影。這種偽影表現(xiàn)為頻率編碼梯度場高的一端為低信號帶（黑箭頭），頻率編碼梯度場低的一端為高信號帶。共振頻率的不同正比于主磁場強(qiáng)度。1.5T參數(shù)：180/4.2；帶寬15KHz；層厚7mm；矩陣256160。3.0T除了TE為2.1ms外，其余的同1.5T。（12）增加帶寬可以減少第一類化學(xué)位移偽影。對照3.0T磁場獲得的不同帶寬情況下15KHz（a）與32KHz（b）同相位梯度回波軸位圖像（180/2.1；層厚7mm；矩陣256256）的對照。B圖中偽影更少，

25、腎臟邊緣的高信號帶（白箭頭）與低信號帶（黑箭頭）以及肝臟邊緣的低信號帶（白箭）的寬度減少。（13）保持一個(gè)固定的帶寬可以避免第一類化學(xué)位移偽影。3.0T的同相位梯度回波軸位像（180/2.1；層厚7mm；矩陣256160；帶寬15KHz）顯示腎臟（箭頭）與肝臟（箭）的邊緣出現(xiàn)化學(xué)位移偽影。這類偽影位置固定，在a圖中，頻率編碼方向沿著橫斷面，化學(xué)位移偽影易于識別。在b圖中，頻率編碼方向沿著前后位，偽影位置發(fā)生變化，評價(jià)偽影就會比a圖中困難。在c圖中，圖像是采用脂肪抑制技術(shù)，頻率編碼方向同a圖中，偽影就很少被誤解。第二類化學(xué)位移偽影并不僅僅限于頻率編碼方向而是沿脂水界面的所有象素中，是基于脂水中體

26、素內(nèi)相位刪除效應(yīng)（圖14）。偽影的大小并不隨主磁場增加而增加，而是由MRI的空間分辨力所確定。在梯度回波的同相位與失相位成像中，必須調(diào)整TE參數(shù)，共振頻率在3.0T是1.5T下的2倍。在3.0T MRI中，脂肪與水的質(zhì)子在同相位中約為2.2，4.4，6.6ms，失相位中約為1.1，3.3，5.5ms。在1.5T MRI中，脂肪與水在同相位下是4.4ms，失相位下是2.0ms。總之，場強(qiáng)增加一倍，同相位與失相位的TE時(shí)間都要減半。因?yàn)樵赥E值小于2.2ms時(shí)序列交叉出現(xiàn)問題，標(biāo)準(zhǔn)的同相位與失相位值在3.0T時(shí)分別為2.2與5.5ms。增加TE會導(dǎo)致T2*出現(xiàn)相位偏移，相應(yīng)的增加磁敏感性。水與脂肪

27、的共振頻率在3.0T下明顯的不同也是有利的因素，比如在MRS中脂肪與水的峰值易于分離，脂肪抑制又快又好。 14. 第二類化學(xué)位移偽影。對照1.5T（a，b）與3.0T（c，d）分別獲得的同相位（a，c）與失相位（b，d）梯度回波圖像。在c與d中化學(xué)位移偽影明顯增加，此變化是與3.0T下TE延長有關(guān)。為了避免在很短的TE下圖像品質(zhì)下降（1.5T時(shí)，同/失相位對應(yīng)的TE值為2.2/1.1ms），在3.0T時(shí)，同/失相位對應(yīng)的TE值延長至2.3/5.8ms。在d圖中，磁敏感偽影增加（箭頭），在肝臟與脾的Gamna-Gandy體出現(xiàn)鐵質(zhì)沉著性結(jié)節(jié)。這種表現(xiàn)由于場強(qiáng)增加在d圖中比a或b圖中更明顯，由于T

28、E增加比c圖中更常見。圖圖磁敏感性磁敏感性是組織內(nèi)部的磁化與外磁場磁化的比值。一旦FOV、場強(qiáng)確定，組織的磁敏感性就會保持不變；不過磁敏感性的劇烈變化可以導(dǎo)致場強(qiáng)的失真。在體部成像中最常見的磁敏感性偽影是發(fā)生于氣體組織交界面，由于T2*相移使得信號丟失。金屬物也可以扭曲磁場周圍，在軟組織鄰近出現(xiàn)磁敏感性偽影。順磁性物質(zhì)有輕微增強(qiáng)磁化的作用，相應(yīng)增加局部磁場強(qiáng)度，進(jìn)而使局部T2*減小導(dǎo)致偽影出現(xiàn)。后者在MRI增強(qiáng)（例如MRA）的首過時(shí)出現(xiàn)或者在評價(jià)腫瘤灌注計(jì)算動脈輸入功能時(shí)出現(xiàn)。在高場強(qiáng)下，場強(qiáng)更加不均勻，T2*的相移更敏感。這種效應(yīng)一方面提高了血流或緩釋放療種子的檢測能力（圖15）； 圖15.

29、 磁敏感效應(yīng)。對照分析在1.5T（9.3/4.2；層厚3.4mm；矩陣256256）（a）與3.0T（7.1/2.1；層厚2.6mm；矩陣256256）（b）下梯度回波序列獲得的前列腺影像（不是同一患者）顯示在3.0T下緩釋放射治療的種子更加易于觀察。盡管在3.0T的同相位下TE縮短，但是T2*在高場強(qiáng)下縮短更明顯，使得敏感性增加出現(xiàn)磁敏感效應(yīng) 另一方面對于手術(shù)后或者治療后患者腹內(nèi)氣體與金屬物產(chǎn)生明顯的圖像變形（圖16）。為了降低磁敏感性偽影可以運(yùn)用均勻線圈降低局部場強(qiáng)的不均勻，和應(yīng)用快速自旋回波包括180翻轉(zhuǎn)脈沖減少T2*的相移。 圖16. 磁敏感偽影。在雙側(cè)子宮動脈栓塞后立即用1.5T（1

30、55/2.28；層厚5mm；矩陣256160；翻轉(zhuǎn)角80）做同相位梯度回波軸位像（a），6月后用3.0T（160/2.5；層厚6mm；矩陣256160；翻轉(zhuǎn)角80）（b）檢查顯示由于栓塞線圈造成的磁敏感偽影（箭頭）。在同樣相似的TE值，a圖中偽影明顯少于b圖中。3.0T FSE序列（5520/101.2；層厚4mm，矩陣338384；翻轉(zhuǎn)角90）獲得的軸位圖像（c）顯示偽影減少（箭頭），改善的原因是由于應(yīng)用多個(gè)重聚脈沖，使得T2*相移效應(yīng)緩解。安全性應(yīng)用3.0T MR時(shí)每天在臨床上都要提醒一些高場強(qiáng)下存在的安全隱患。不同的生物物理學(xué)風(fēng)險(xiǎn)來自于靜磁場、時(shí)間變換的場強(qiáng)（梯度場）和射頻場（射頻系統(tǒng)）

31、。大多數(shù)的對人體進(jìn)行磁共振成像采用的磁場強(qiáng)度都是0.2-3.0T之間的；在實(shí)驗(yàn)研究中可以達(dá)到8.0T或者更高。依照FDA最近的指導(dǎo)，臨床MR在靜磁場8.0T時(shí)對人體“沒有顯著的危險(xiǎn)”。在應(yīng)用超過8.0T的M做研究時(shí)應(yīng)該展示采用的序列協(xié)議和簽訂知情同意書。 在應(yīng)用MR時(shí)，梯度場能夠刺激神經(jīng)與肌肉，Schaefer等對該方面進(jìn)行了全面的討論。場強(qiáng)引起的對人體刺激包括刺痛感到疼痛不等，最近提及更重的是心臟刺激。近期關(guān)于梯度場引起的安全保護(hù)提供從潛在損害以至對患者的直接傷害等全面的保護(hù)。 聽覺噪聲也是梯度場導(dǎo)致的一個(gè)方面。這種噪聲源于高場靜磁場下梯度場內(nèi)電流的快速轉(zhuǎn)換。存在的問題從單純的煩躁以至于聽力

32、的永久喪失，對每個(gè)人的影響隨著個(gè)體差異而不同。為了降低噪聲造成的傷害，包括耳塞或者耳機(jī)的使用，無論場強(qiáng)高低都應(yīng)該應(yīng)用。射頻造成的身體變熱是最早被提及的。另外，一些物理方面的風(fēng)險(xiǎn)包括了體內(nèi)埋植物、體外的設(shè)備以及附屬器件、醫(yī)療搶救設(shè)備在高場強(qiáng)下也可以造成傷害。在做MR檢查前應(yīng)該詳細(xì)詢問患者并簽訂一些知情同意文件以保證患者的安全。在網(wǎng)上有一些相關(guān)的允許MR檢查時(shí)的埋植物和生物醫(yī)學(xué)設(shè)施的資料（http：/）。大多數(shù)與MR相關(guān)的事故是由于篩選方法不仔細(xì)或者進(jìn)入MR環(huán)境的入口的存在缺陷（如：進(jìn)入MR磁體間的一些個(gè)人因素或其他的潛在的危險(xiǎn)）。眾所周知的火箭現(xiàn)象的危險(xiǎn)（圖17）是由于在5高斯半徑內(nèi)磁場強(qiáng)度輕度

33、或明顯增高所致，因而建立預(yù)防傷害發(fā)生的程序和指導(dǎo)是非常必要的。建立不同的指導(dǎo)程序和推薦建議以保證篩選方法容易實(shí)施。MRI用來評價(jià)產(chǎn)科、胎盤和胎兒發(fā)育異常已經(jīng)超過20年。在此期間，一些實(shí)驗(yàn)室和臨床研究檢測懷孕期MR平掃的影響?？傮w上，這些研究發(fā)現(xiàn)沒有明確的證據(jù)證明對胎兒存在傷害。然而，大多數(shù)的研究都是在小于3.0T下進(jìn)行的，遠(yuǎn)期研究還需要進(jìn)一步佐證。圖圖17. 17. 圖示一個(gè)擔(dān)架進(jìn)入圖示一個(gè)擔(dān)架進(jìn)入3.0T3.0T磁體。如果此時(shí)有患者在做磁體。如果此時(shí)有患者在做MRMR檢查將會造成嚴(yán)重的事故。檢查將會造成嚴(yán)重的事故。高場強(qiáng)磁體的高場強(qiáng)磁體的5 5高斯線一定要大于高斯線一定要大于1.5T1.5T的。的。 遠(yuǎn)景展望 3.0T下SNR的增高與波譜分散擴(kuò)展了高場強(qiáng)下研究功能的應(yīng)用范圍，使得質(zhì)子數(shù)少的情況下成像成為可能，這在低場強(qiáng)下是不能實(shí)現(xiàn)的。例如，通過專用線圈采集磷31的頻率評價(jià)糖尿病足的肌肉萎縮情況。這種方法是定量評價(jià)肌肉萎縮，在之前僅僅是根據(jù)臨床體征和周圍神經(jīng)病變評價(jià)（圖18）。另一重要的應(yīng)用為鈉成像用來評價(jià)腎功能。鈉23