光纖磁共振成像技術的發展

金瑋，李斌

上海交通大學附屬第六人民醫院醫學裝備處，上海市，200030

在我國醫療事業高速發展的今天，磁共振成像以高于CT數倍的軟組織分辨能力，直接顯示任意角度切面圖像和無電離輻射的優點使其成為醫院影像診斷最為重要的手段之一。在磁共振成像系統幾十年的發展過程當中，新技術層出不窮。磁體方面從最初的永磁型磁共振發展到如今最普遍的超導型磁共振，提高了場強和磁場均勻度；梯度系統由單梯度發展到雙梯度，克服了外周神經刺激問題；射頻系統從開始的兩通道發展到到現在主流的16通道甚至32通道，出現了雙源和四源發射技術，與并行成像技術相結合，在大大縮短了掃描時間的同時又提高了信噪比，這些磁共振子系統的不斷改良帶來了更快的掃描速度和更優秀的圖像質量。

如今，在常規磁共振一味增加射頻通道數和提高場強時卻遇到了保真度下降和噪聲增加的瓶頸，光纖磁共振的誕生不僅在很大程度上解決了上述問題，而且還改變了磁共振發展的方向。從此磁共振系統不再是純粹射頻通道的堆加或是梯度參數的改進，而是從系統材質上進行改良以獲得更好的成像效果。

1 新光纖磁共振的硬件技術

1.1 射頻系統的創新

新一代磁共振系統的最大特點就是在射頻接收通路中先進行模數轉換，從而傳輸的信號是數字而不是模擬，但是人體內的質子共振信號被特定線圈采集后，傳輸到射頻信號接收板這一步驟中，模擬信號具體在什么位置被轉化為數字信號，現今幾家主流廠商在處理這一問題時采取了兩種不同的方式。

1.1.1 線圈內置模數轉換

線圈采集到的模擬信號在傳輸時由于各種原因會有損失，那么模擬信號越快轉化為數字信號，則損失越少。信號是由線圈所采集，最快的轉化就是在線圈采集到信號之后。Philips公司最新的Ingenia提出了dStream影像鏈這一概念，其一大特點就是在表面線圈內置模數轉換器，在信號被采集到線圈內時就進行模數轉換。這種射頻線圈內的直接數字化，使單根光纖可以傳輸任意多通道線圈的數字信號，于是射頻通道數取決于線圈通道而非磁共振射頻接收系統，解放了磁共振系統本身。這也就意味著無需升級磁共振系統本身射頻通道，就可以連接任意多通道的線圈，為未來臨床應用的拓展提供了無限的接收平臺。這樣的升級方式無疑可以大大降低現有設備的升級成本，使得目前許多8通道和16通道的機型可以配備更多通道的線圈，全面提高圖像質量。

1.1.2 磁體內置射頻系統

射頻信號在磁體間和設備間傳輸的距離相當長，這不但造成了信號衰減，更增加了信號擾動磁場的可能，更有甚者，有些醫院由于場地條件限制，機房布局不合理，造成更長距離的信號傳輸。相比較Philips Ingenia設備的線圈內置模數轉換器，Siemens公司提出了磁體內置射頻的概念，即將射頻發射和接收組件全部置于Skyra磁體內，這樣一來接收射頻信號所需距離和時間都大大縮短，經過模數轉換后再傳輸回設備間的圖像重建器。其好處就是整個射頻回路與梯度控制環路耦合，形成實時反饋環路來控制射頻信號的發射接收，達到提升射頻場的時間穩定性，最終提升成像質量。

1.2 傳輸介質的更替

從人體接收的模擬信號在轉化為數字信號之后通過光纖進行傳輸。

傳統的磁共振射頻系統接收信號的過程如圖1所示，表面線圈接收來自人體的模擬信號后經由前端接口電路和濾波板傳輸到設備間再進行模數轉換，然后交由重建器處理數字信號轉變為圖像。

圖1 傳統磁共振射頻系統接收信號過程Fig.1 The traditional MRI RF system received signal process

前端接口電路位于磁體間離磁體很近，濾波板位于磁體間與設備間的墻上，而進行模數轉換的RX板在設備間，可以看到整個過程中，系統從接收信號開始到最后形成圖像經過了很長一段信號傳輸過程，常規情況下磁共振的模擬信號在銅軸電纜中傳輸，模擬信號噪聲大且干擾嚴重，同時在漫長的傳輸過程中無可避免地有一部分模擬信號損失，根據信噪比的定義同等情況下噪聲增大必然造成圖像質量下降。

對于光線磁共振來講，由于傳輸介質是光纖，整個傳輸過程大大加快，同時傳輸的是數字信號，不會出現傳統模擬信號損失的情況，這就相當于抑制了噪聲從而保證圖像的信噪比。一些醫院因為場地原因，設備機房的位置布局往往不太合理，造成長距離傳輸信號損失，把傳輸介質更換為光纖可以將長距離傳輸信號的劣勢降到最低。

1.3 梯度系統的統一

在磁共振全身成像中，梯度場的幅度與掃描FOV的關系可以表示為FOV=1/γ Gt，其中γ是拉莫頻率，G是梯度場，當FOV很小時施加的梯度場必須很大，由此磁共振梯度一直在追求更高的幅度值和更快的切換時間。然而，高性能的梯度帶來了外周神經刺激問題，于是為了解決這一問題雙梯度應運而生[1-4]。市場上較早的Philips公司的Achieva系列和GE公司的HDx系列都是采用了雙梯度放大器帶動雙梯度線圈的運行模式。

隨著梯度系統的不斷發展，雙梯度系統的弊端開始顯現。梯度渦流補償在雙梯度模式下很難達到最優，雙梯度互相之間的耦合調試困難，生產維修成本高等[5]。同時，由于并行成像技術發展成熟縮短了掃描時間，多源射頻發射技術很好地解決了均勻性問題，于是各個廠家的最新磁共振產品，如Ingenia、Skyra、MR360等，都摒棄了雙梯度系統轉而采用單一梯度驅動。最新的磁共振其三軸梯度峰值最高可以分別達到45 mT/m，切換率可以達到200 m/T/s，梯度的爬升時間僅為225 ms，切換的時間相當短，這對于臨床在持續掃描超快TE快速MRA或是EPI成像時至關重要。

2 新光纖磁共振的軟件技術

2.1 偽影抑制技術

傳統的磁共振在EPI成像以及基于EPI的DWI掃描過程中會遇到化學偽影問題，這是由于在超導環境下水和油的共振頻率有差異導致了圖像上兩者空間位置出現分離。在進行EPI序列和GRE序列掃描時，這種差異不會明顯體現出來，但是在DWI序列掃描時系統編碼方向的采樣帶寬很低，因此DWI序列掃描時化學位移偽影非常明顯[6]。GE公司的MR360磁共振依靠SPSP射頻脈沖與高幅度高切換率的梯度相結合給出了一種遏制此類偽影的方法。SPSP脈沖在掃描時避開掃描層中的脂肪信號而只激發掃描層中的水信號，這樣不但抑制了化學位移偽影，而且不必像傳統磁共振那樣因為采用壓脂序列IR和SPAIR而帶來低信噪比。SPSP脈沖離不開高性能的梯度系統，沒有了梯度系統的快速切換，SPSP射頻脈沖的施加時間將顯著延長，由此帶來的后果就是TE增加，信噪比下降。

除了化學位移偽影，磁敏感偽影和GHOST也是傳統磁共振擴散技術現在面臨的兩大難題。光纖磁共振通過提高信噪比，采用高性能梯度在最大程度上減少了這兩種偽影，擴散B值和單層采集時間都可以達到高清標準，在臨床上利用光纖磁共振的這一優勢可以通過定量分析擴散系數判定病變性質，對諸如腫瘤治療監控等提供合格的平臺。

2.2 多核頻譜技術

單體素波譜成像和多維化學位移成像是當下波譜分析最常用的技術。單體素波譜可以顯示頭部腫瘤，退行性病變和代謝類疾病異常等，包含了SE和STEAM技術。高端的三維化學位移技術可以掃描三維波譜數據來產生代謝產物的圖像[7]，繼而優化感興趣區域進行三維化學位移成像，其頻譜數據可以用頻譜圖和彩色代謝圖表示出來，與常規解剖圖像疊加后清晰地顯示代謝類病變異常。在最新的多核頻譜技術中，包括3He、7Li、13C、17O、19F、23Na、31P和129Xe都可以成為激發對象，配合發射-接收線圈實現單共振和雙共振。更進一步，基于氫質子的核overhauser效應科研的開展也成為了可能。

2.3 全身MRA成像技術

受到磁共振線圈等硬件上的制約，全身血管成像一直是當前磁共振難以攻克的難題。結合西門子最新的TIM 4G線圈和全身成像軟件，磁共振終于可以做到從頭到腳一站式掃描。

TIM全身成像軟件提供了全身MRA及形態學檢查協議，結合高性能的梯度以及IPAT加速技術，進行全掃描容積的高分辨率高對比度采集。另外，Skyra還提供了TIRM快速反轉恢復序列支持對身體內腫瘤轉移分布的評價，在不需要更換線圈的操作下解決了全身MRA成像難題。

2.4 圖像融合技術

CT、MR、PET等在影像診斷中各具優勢，將這些設備的圖像融合在一起有助于提高診斷的準確性。光纖磁共振在圖像融合方面以磁共振設備為中心平臺，與PET、CT、XA等圖像進行alpha混合、MIP數據融合等，藉此呈現各方向上解剖圖中的關鍵點。

3 小結

磁共振成像技術發展到今天，單一地提升射頻和梯度性能無法解決磁共振本身存在的一些缺陷，新一代磁共振設備通過改變信號傳輸材料和重新設計射頻系統結構來更大地發揮磁共振成像的優勢，同時改進原先存在的不足，使得原本臨床和科研中遇到的瓶頸被一一突破。硬件技術的發展是為了更好地服務軟件，軟件技術的發展離不開硬件，相信將來會出現場強7 T的磁共振應用于臨床，會出現16通道甚至32通道射頻發射系統，但是更重要的是會有更多磁共振系統本質上的革新和再造。光纖磁共振引領了這一趨勢，Ingenia和Skyra等機型的逐步普及將為醫學影像事業帶來更多發展的空間。

[1] Harvey PR,Katznelson E.The modular gradient coil：an holistic approach to power efficient and high performance whole-body MR without peripheral nerve stimulation[J].MAGMA,1999(9):152-155.

[2]Harvey PR,Katznelson E.Modular Gradient Coil：A new concept in high-performance whole-body gradient coil design[J].Magn Reson Med,1999.2:561-570.

[3]Harvey PR,Mansfield P.Avoiding peripheral nerve stimulation：gradient waveform criteria for optimal resolution in echo-planar imaging[J].Magn Reson Med,1994,32(2):236-241.

[4] Harvey PR.The modular(twin)gradient coil-high resolution,high contrast,diffusion weighted EPI at 1.0 Tesla[J].Magn Reson Mater Phy,1999,8(1):43-47.

[5]何文勝.磁共振影響系統雙梯度技術的發展和現狀[J],中國醫療設備,2010,25(11):51-54.

[6]GE醫療,OpTix MR引領1.5T進入光纖時代[J].中國醫院院長,2011,20:77.

[7]霍珊珊,沈智威,陳耀文,等,多體素1H磁共振頻譜絕對定量腦內代謝物的方法[J].國際生物醫學工程雜志,2011,34(3):174-178.