作者：楊文暉 (中國(guó)科學(xué)院電工研究所)

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(kāi)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(chǎng)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(jiǎn)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(chǎng)，超導(dǎo)磁體,，梯度

自古以來(lái),，人類(lèi)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(guò)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(wèn),、切等方法?，F(xiàn)代科技的發(fā)展，使得人們可以通過(guò)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(guò)程的影像。

1895 年德國(guó)物理學(xué)家威廉·倫琴發(fā)現(xiàn)X 射線(xiàn),，開(kāi)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(xiàn)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(jiǎn)單的A型超聲診斷儀開(kāi)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(wèn)世,。80 年代初問(wèn)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(guó)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(guó)科學(xué)家Paul C. Lauterbur 和英國(guó)科學(xué)家Peter Mansfied。

磁共振成像(magnetic resonance imaging,，簡(jiǎn)稱(chēng)MRI)通過(guò)檢測(cè)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(guān)。

圖1 目前常用的兩類(lèi)醫(yī)用磁共振成像裝置

磁共振成像的基本原理來(lái)自于1946 年美國(guó)學(xué)者Bloch 和Purcell 的發(fā)現(xiàn),。在外磁場(chǎng)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(xiàn)圈中流動(dòng),，在其周?chē)鷷?huì)形成一個(gè)小磁場(chǎng)。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(guò)程中產(chǎn)生自旋磁動(dòng)量,，也稱(chēng)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(jiǎn)單,，只有單一的質(zhì)子,，故具有最強(qiáng)的磁矩，最易受外來(lái)磁場(chǎng)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(chǎng)

從微觀(guān)量子力學(xué)上看,，原子核的自旋是微觀(guān)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(lái)表征：

I=0,，ρ=0,，沒(méi)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?chē)霈F(xiàn)磁場(chǎng),，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，γ_N是核的旋磁比,，與原子核運(yùn)動(dòng)無(wú)關(guān),，h為普朗克常量。

無(wú)外磁場(chǎng)時(shí),，自旋核的取向是任意的,，其產(chǎn)生的磁場(chǎng)也是任意的，宏觀(guān)上物質(zhì)沒(méi)有磁性,；當(dāng)處于外磁場(chǎng)時(shí),，自旋核的角動(dòng)量受到外磁場(chǎng)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(chǎng)B₀同向,。那么，原子核的自旋角動(dòng)量在z 軸上的投影P_z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(chǎng)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(chǎng)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(chǎng)中的能量也是量子化的,，稱(chēng)為能級(jí),。m為正的能級(jí)稱(chēng)為低能級(jí)；m為負(fù)的能級(jí)稱(chēng)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(chǎng)強(qiáng)度B₀有關(guān),。

無(wú)外磁場(chǎng)時(shí)的一個(gè)能量級(jí)，在磁場(chǎng)作用下分裂成了2I 1 個(gè)能量級(jí),，稱(chēng)為塞曼能級(jí),，這種分裂稱(chēng)為塞曼分裂。磁共振頻率和原子核本身特性和外磁場(chǎng)強(qiáng)度有關(guān),。

磁共振現(xiàn)象從微觀(guān)量子力學(xué)解釋?zhuān)侵冈谝欢l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(chǎng)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(chēng)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(guò)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(chǎng)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(chǎng)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(lái)說(shuō)，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(lái)說(shuō)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(méi)有外磁場(chǎng)作用時(shí),，這些小磁體磁矩的方向是雜亂無(wú)章的，若此時(shí)將人體置于一個(gè)強(qiáng)大磁場(chǎng)中,，這些小磁體的磁矩必須按磁場(chǎng)磁力線(xiàn)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(xiàn)排列，它們的位能低,，狀態(tài)穩(wěn)；小部分逆磁力線(xiàn)排列,，其位能高,。兩者的差稱(chēng)為剩余自旋，由剩余自旋產(chǎn)生的磁化矢量稱(chēng)為凈磁化矢量,，亦稱(chēng)為平衡態(tài)宏觀(guān)磁場(chǎng)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(chǎng)強(qiáng)度,，磁場(chǎng)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(chǎng)方向一般稱(chēng)為Z軸或稱(chēng)縱軸,，垂直于主磁場(chǎng)方向的平面為XY平面或稱(chēng)水平面,，平衡態(tài)宏觀(guān)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(chǎng)的方向(Z軸)旋轉(zhuǎn),，稱(chēng)其為進(jìn)動(dòng)，其旋轉(zhuǎn)頻率稱(chēng)為拉莫爾(Larmor)頻率γ,，B為主磁場(chǎng)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(jiàn)的醫(yī)療器械公司注意到了MRI的巨大潛力,，相繼開(kāi)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(zhuān)家,，競(jìng)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(kāi)始了臨床試用,。1983—1984 年美國(guó)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(kāi)始,。1989 年國(guó)產(chǎn)0.15 T臨床磁共振成像設(shè)備由中國(guó)科學(xué)院電工研究所,、聲學(xué)研究所等聯(lián)合科健公司開(kāi)發(fā)成功。

談到磁共振成像的發(fā)展,，不得不從Bloch 和Purcell 說(shuō)起,。珀塞爾(Purcell)1912 年8 月30 日出生于美國(guó)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(lái)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(chǎng)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(mǎn)足共振條件的射頻電磁場(chǎng)作用下，則處于低能級(jí)的粒子吸收射頻場(chǎng)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(lái),。如果樣品的弛豫時(shí)間不太長(zhǎng)，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(guān)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(chēng)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(xiě)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(guān)察到的核磁共振現(xiàn)象,。被觀(guān)測(cè)的物質(zhì)是置于強(qiáng)度為0.71 T磁場(chǎng)中的大約500 g 石蠟，線(xiàn)圈調(diào)諧到30 MHz,，對(duì)磁場(chǎng)的掃描功率保持在10—11 W,，在29.8 MHz 處記錄到線(xiàn)寬為40000 Hz 的核磁共振吸收譜線(xiàn)。

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(lái)到德國(guó)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(guò)射頻接收的一般方法來(lái)檢測(cè)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(chǎng)中共振時(shí),，將會(huì)在圍繞的線(xiàn)圈上感應(yīng)出超過(guò)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(xiàn)相互垂直的線(xiàn)圈,，一個(gè)是發(fā)射線(xiàn)圈,，另一個(gè)是接收線(xiàn)圈，兩線(xiàn)圈的軸線(xiàn)均與主磁場(chǎng)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(chǎng)作用下轉(zhuǎn)向時(shí),，宏觀(guān)磁化矢量隨之改變。按照電磁感應(yīng)定律,，這時(shí)在接收線(xiàn)圈上便產(chǎn)生一感應(yīng)電動(dòng)勢(shì),?？紤]到射頻場(chǎng)比探測(cè)的信號(hào)強(qiáng)得多，所以發(fā)射線(xiàn)圈和接收線(xiàn)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(chǎng)使核磁矩轉(zhuǎn)向,，并弱耦合到接收線(xiàn)圈作為載波,。發(fā)射線(xiàn)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(cè)到吸收信號(hào)或發(fā)射信號(hào),。在第一次觀(guān)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(chǎng)強(qiáng)度為0.1826 T,。

在此基礎(chǔ)上，Bloch 和Purcell 開(kāi)發(fā)了測(cè)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(chǎng)技術(shù)進(jìn)行的磁共振成像,，通過(guò)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(mǎn)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(chǎng)可以取代Lauterbur的back-projection 成像方法。Richard Ernst 采用脈沖梯度磁場(chǎng)的方法,，通過(guò)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(kāi)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(cè)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(chǎng)強(qiáng)度為代表,，從早期的永磁0.3 T開(kāi)始,，出現(xiàn)過(guò)各種磁場(chǎng)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(guò)多年的發(fā)展，超導(dǎo)MRI的磁場(chǎng)強(qiáng)度逐步固定下來(lái),，臨床設(shè)備的磁場(chǎng)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(kāi)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(wèn)題,。比如，早期的磁共振成像裝置均沒(méi)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(wú)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(chǎng)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(guò)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(chǎng)強(qiáng)度已經(jīng)從開(kāi)始的幾千高斯發(fā)展到目前的十萬(wàn)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(lèi)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(lèi)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(lèi)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(chǎng)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(chǎng)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(mǎn)足超高分辨率成像的需要。越高的場(chǎng)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(chǎng)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(guò)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(chǎng)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(chǎng)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(shì)，是朝著更高磁場(chǎng)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(chǎng)強(qiáng)度的高低對(duì)圖像分辨率的影像,，(a)為7 T 磁場(chǎng)下的圖像,，(b)為0.35 T磁場(chǎng)下的圖像，二者的圖像分辨率可見(jiàn)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(chǎng)(7 T以上)磁共振成像得天獨(dú)厚的優(yōu)勢(shì)和廣泛應(yīng)用前景,，西方各國(guó)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(jìng)爭(zhēng)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(mén)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(zhǎng),。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(guò)了4 臺(tái)。另外,，國(guó)內(nèi)自行建造的9.4 T人類(lèi)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(guó)內(nèi)磁場(chǎng)強(qiáng)度最高的超高場(chǎng)磁共振成像裝置，在亞洲也是首屈一指,。

目前國(guó)際上在建最高場(chǎng)強(qiáng)人體磁共振成像系統(tǒng)是正在法國(guó)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(chǎng)強(qiáng)度的極高場(chǎng)(Extremely High Field,，EHF)系統(tǒng)的研制呼之欲出,。

2017 年，西門(mén)子公司將目前用于臨床的最高磁場(chǎng)強(qiáng)度的7 T 磁共振成像設(shè)備推向臨床,，相應(yīng)地,，國(guó)際電工學(xué)會(huì)將人體磁場(chǎng)安全限制也放寬到了8 T。

目前已經(jīng)建成的人類(lèi)成像的最高磁場(chǎng)強(qiáng)度的裝置是位于明尼蘇達(dá)大學(xué)的10.5 T,，由西門(mén)子公司為其建造(圖7),。

圖7 MAGNETOM 10.5 T(2008 年開(kāi)始建造，2018 年3 月1 月進(jìn)行人體掃描) (a)磁體,；(b)射頻線(xiàn)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(zhǎng)度4.1 m，磁體寬度3.2 m,，磁場(chǎng)均勻性<0.07 ppm/25 cm DSV,，運(yùn)行溫度3 K，導(dǎo)線(xiàn)長(zhǎng)度433 km(NbTi 線(xiàn)),。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(chǎng)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(chǎng)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(guó)的Bruker公司在幾年前也推出了更高磁場(chǎng)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(chǎng)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(xiàn)圈采用NbTi 合金導(dǎo)線(xiàn)繞制^[3]，在7 T以下的設(shè)備上，NbTi 導(dǎo)線(xiàn)有上佳的表現(xiàn),。到了9.4 T 以上,，在設(shè)計(jì)上則需要專(zhuān)門(mén)的策略，其臨界電流密度在9.4 T的磁場(chǎng)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(xiàn)溫度的方案，使NbTi 導(dǎo)線(xiàn)依然能夠正常運(yùn)行(圖9(b)),。更高的磁場(chǎng)則需要采用Nb₃Sn材料,。

圖9 (a)臨界電流密度與磁場(chǎng)強(qiáng)度的關(guān)系(NdTi、Nb₃Sn,、HTS),；(b)法國(guó)能源署11.75 T人體成像MRI磁體

法國(guó)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(chǎng)強(qiáng)度11.75 T,， 磁場(chǎng)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(chǎng)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(chǎng)的軸向變化，并且采用多個(gè)補(bǔ)償線(xiàn)圈,，達(dá)到設(shè)計(jì)的磁場(chǎng)均勻性,。同時(shí)，磁體通常配置多組的勻場(chǎng)線(xiàn)圈,，用于勵(lì)磁后的磁場(chǎng)調(diào)節(jié),；(2)磁體建造完成后，對(duì)實(shí)際的磁場(chǎng)形態(tài)測(cè)量,； (3) 通過(guò)勻場(chǎng),，補(bǔ)償實(shí)際磁場(chǎng)的不均勻性。

磁場(chǎng)的均勻性是超導(dǎo)磁體線(xiàn)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(wèn)題。任何磁體線(xiàn)圈的設(shè)計(jì),，如果力和應(yīng)力超過(guò)某些限制,，超導(dǎo)線(xiàn)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(chǎng)穩(wěn)定性和使用穩(wěn)定性,。

勻場(chǎng)是超導(dǎo)磁體的磁場(chǎng)精細(xì)調(diào)整的一個(gè)過(guò)程，任何MRI 超導(dǎo)磁體建造完成時(shí)，其初始的磁場(chǎng)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(lái)的,。通常，超高場(chǎng)MRI磁體均需要超導(dǎo)勻場(chǎng)線(xiàn)圈,，在超導(dǎo)磁體建造時(shí),，即將多組的超導(dǎo)勻場(chǎng)線(xiàn)圈繞制在主線(xiàn)圈的外側(cè)，調(diào)試時(shí)分別通過(guò)改變每組線(xiàn)圈的電流調(diào)節(jié)磁場(chǎng)均勻性,，完成后將線(xiàn)圈閉環(huán),。

被動(dòng)勻場(chǎng)常常在超導(dǎo)磁體的勻場(chǎng)中被采用^[5]。被動(dòng)勻場(chǎng)時(shí)通過(guò)在磁體內(nèi)壁或者梯度線(xiàn)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(chǎng)引起超導(dǎo)線(xiàn)圈所產(chǎn)生的磁場(chǎng)的變化，通過(guò)在適當(dāng)位置放置適當(dāng)?shù)膶?dǎo)磁材料,，可以補(bǔ)償磁場(chǎng)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(xiàn)圈,，在其中設(shè)置有36個(gè)抽屜，可進(jìn)行高階的勻場(chǎng),。

圖10 (a)制作完成的9.4 T梯度線(xiàn)圈,；(b)繞制中的勻場(chǎng)線(xiàn)圈

在超高場(chǎng)MRI中，采用被動(dòng)勻場(chǎng)可能會(huì)帶來(lái)其他的問(wèn)題,，比如溫度引起的磁場(chǎng)漂移和均勻性的變化,，因此，需要仔細(xì)選擇勻場(chǎng)材料,，并且盡量減少勻場(chǎng)材料的使用,。

室溫勻場(chǎng)(RT shim)對(duì)于超高場(chǎng)磁體系統(tǒng)的磁場(chǎng)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(xiàn)圈施加電流,，其產(chǎn)生的磁場(chǎng)補(bǔ)償磁體磁場(chǎng)的不均勻性,。一般地，室溫勻場(chǎng)由多組線(xiàn)圈構(gòu)成,，比如CAS的9.4 T 系統(tǒng)就采用了14 組室溫勻場(chǎng)線(xiàn)圈(圖10(b)),，其參數(shù)如表1所示。

表1 CAS 9.4 T勻場(chǎng)線(xiàn)圈參數(shù)

超高場(chǎng)MRI 的梯度系統(tǒng)面臨一些新的問(wèn)題,。梯度系統(tǒng)的性能主要由2 項(xiàng)指標(biāo)來(lái)表征：磁場(chǎng)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(xiàn)圈的設(shè)計(jì)一般還是采用逆向方法進(jìn)行[6，7]，并通過(guò)正向的優(yōu)化得到最終的線(xiàn)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(xiàn)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(chēng)設(shè)計(jì)，PNS得到有效的減小,。

圖11 9.4 T非對(duì)稱(chēng)內(nèi)插梯度線(xiàn)圈

在超高場(chǎng)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(lái)源是梯度線(xiàn)圈內(nèi)施加脈沖電流后,，繞組在主磁場(chǎng)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(tīng)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(zhuān)門(mén)的成像掃描,，噪聲依然是一個(gè)嚴(yán)重的問(wèn)題,。

梯度線(xiàn)圈的振動(dòng)對(duì)于超高場(chǎng)MRI也是需要注意的問(wèn)題。繞組的受力與電流和磁場(chǎng)均成正比(式8),。

超高場(chǎng)MRI 的梯度電流通?？梢赃_(dá)到700 A以上，對(duì)于一個(gè)繞組長(zhǎng)度幾百米的線(xiàn)圈,，繞組承受的總的電磁力可超過(guò)200 噸,，這些力均作用在線(xiàn)圈的結(jié)構(gòu)上。由于超高場(chǎng)MRI的磁體通常都比較長(zhǎng),，在梯度線(xiàn)圈放置的空間內(nèi)其磁場(chǎng)基本上為一個(gè)均勻的磁場(chǎng),，梯度線(xiàn)圈都是對(duì)稱(chēng)結(jié)構(gòu)，因此總的力與力矩都是平衡的,。但是線(xiàn)圈的振動(dòng)是不可避免,，特別是在接近線(xiàn)圈的共振頻率時(shí)，小的電流即可引起線(xiàn)圈的振動(dòng)(圖12)^[12],，因此梯度線(xiàn)圈需要有堅(jiān)實(shí)的骨架支撐,，線(xiàn)圈總重量可超過(guò)2噸^[13]。

圖12 梯度線(xiàn)圈的振動(dòng)模擬計(jì)算

超高場(chǎng)MRI的射頻場(chǎng)設(shè)計(jì)也是一個(gè)較為困難的問(wèn)題,。由于射頻頻率超過(guò)了300 MHz,，介電常數(shù)引起的問(wèn)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(zhǎng)的極度縮短,，組織的介電常數(shù)對(duì)射頻場(chǎng)的分布有極大的影響，這也是目前超高場(chǎng)MRI 需要解決的重要問(wèn)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(chǎng)下的射頻場(chǎng)不均勻性

SAR值升高是射頻場(chǎng)另一個(gè)問(wèn)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(guó)和國(guó)際組織均有嚴(yán)格的限制,，因?yàn)檫^(guò)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(chǎng),，超高場(chǎng)MRI一般都采用多通道的激勵(lì)線(xiàn)圈，通過(guò)調(diào)整每個(gè)線(xiàn)圈的相位,，實(shí)現(xiàn)均勻的激發(fā),。

國(guó)內(nèi)在高場(chǎng)磁共振成像設(shè)備開(kāi)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(kāi)發(fā),，目前國(guó)內(nèi)開(kāi)發(fā)的最高磁場(chǎng)強(qiáng)度的臨床MRI 產(chǎn)品是3 T，在國(guó)家科技計(jì)劃的支持下,，有企業(yè)正在開(kāi)發(fā)3.2 T 和5 T 的臨床MRI 產(chǎn)品,。因此，國(guó)內(nèi)目前在超高場(chǎng)MRI的成果主要體現(xiàn)在應(yīng)用方面,，為科研的需要,，國(guó)內(nèi)各研究機(jī)構(gòu)采購(gòu)了大量的超高場(chǎng)磁共振成像設(shè)備，這其中又分為兩類(lèi)：一類(lèi)是用于動(dòng)植物成像的設(shè)備,，磁場(chǎng)強(qiáng)度普遍較高,，主要有7 T、9.4 T和11.75 T三種磁場(chǎng)強(qiáng)度,；另一類(lèi)是人類(lèi)成像設(shè)備,，目前只有7 T 人類(lèi)全身磁共振成像裝置,。

對(duì)于超高場(chǎng)MRI技術(shù)和設(shè)備的研發(fā)，國(guó)內(nèi)一些機(jī)構(gòu)在做嘗試,。筆者所在團(tuán)隊(duì)與國(guó)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(kāi)發(fā)了國(guó)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(xiàn)圈,、譜儀控制臺(tái)等核心部件，成功完成系統(tǒng)的建造和測(cè)試,，所獲得的測(cè)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(xiàn)圈(600 mT/m/300 A),；(c)測(cè)試圖像(FLASH序列,，分辨率150 μm)

目前正在中國(guó)科學(xué)院生物物理研究所調(diào)試的9.4 T人類(lèi)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(guó)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(chǎng)均勻度0.05 ppm/22 cm,，被動(dòng)屏蔽,。

圖16 9.4 T人類(lèi)全身磁共振成像裝置(CAS)

隨著應(yīng)用需求的提高，超高場(chǎng)MRI有向更高磁場(chǎng)強(qiáng)度發(fā)展的趨勢(shì),，2016 年開(kāi)始,，國(guó)內(nèi)外學(xué)術(shù)界陸續(xù)提出了建造14 T甚至20 T人類(lèi)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(chǎng)強(qiáng)度的，實(shí)現(xiàn)人類(lèi)的腦部成像,。這種MRI裝置的出現(xiàn),，可將人類(lèi)探索生命過(guò)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(lèi)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(lèi)認(rèn)識(shí)自己開(kāi)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(chǎng)磁共振成像將向更高的磁場(chǎng)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(chǎng)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(chǎng)強(qiáng)度已經(jīng)超過(guò)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(lái)可能出現(xiàn)磁場(chǎng)強(qiáng)度超過(guò)25 T,，甚至達(dá)到30 T的極高場(chǎng)磁共振成像裝置，這就可以為科學(xué)研究提供一種活體觀(guān)察細(xì)胞尺度生命活動(dòng)的顯微成像方法,，通過(guò)4D電影成像,，動(dòng)態(tài)觀(guān)察研究生命活動(dòng)過(guò)程，正是應(yīng)用的需求和技術(shù)的進(jìn)步推動(dòng)超高場(chǎng)磁共振成像的發(fā)展,。