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GX、GV 和ΔB0(x
发布时间:2019-04-10 作者:admin 浏览:

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  内容提要:本文主要介绍了MRI动态平衡技术原理以及该技术在应用中的前景,同时以XBOMDT系统的成像效果例证了动态平衡技术的显著效果。

  从Bloch[1] 和Purcell[2] 在1946 年发明核磁共振方法到1973 年Lauterbur[3] 发布核磁共振第一幅图像历经了27 年,这期间主要是用核磁共振谱对物质结构进行研究。核磁共振成像(MRI)与核磁共振谱的主要区别在于成像时需施加空间定位编的三维动态梯度磁场,如图1。其成像的过程主要分为如下几步[4],第一步:磁体磁极化核自旋;第二步:射频(RF)激发被极化的核自旋;第三步:三维梯度场对核自旋空间编码;第四步:核磁共振信号数字采集;第五步:信号处理、图像重建。这花了27 年的一步给核磁共振带来了更广泛的应用,同时也使核磁共振技术更加复杂化和动态化。在随后的研究中,磁体技术、梯度技术和射频技术成为核磁共振成像重点发展的核心物理技术。而动态平衡技术则很好的解决了磁体技术以及梯度技术中的梯度涡流以及剩磁问题。

  磁共振成像系统的部件可分为:系统物理部件、系统电子部件和系统软件部件三类。系统物理部件是实现磁共振成像的物理基础。它包括:磁体系统、匀场系统、梯度磁场系统和射频发射及接收系统。

  磁共振成像的过程是一个再现MRI 物理的过程,物理部件决定了成像系统特性及成像质量,其中成像磁场的均匀性及成像空间的准确表达是关键,这个组合特性是由磁体与梯度磁场线圈在成像动态状况下决定的。由表1 可看出,在成像过程中,变化的空间梯度磁场与磁体相互作用产生的梯度涡流和剩磁破坏了磁场的均匀性和梯度磁场的准确性,这个问题对快速成像尤为严重。EPI 是典型的快速成像方法,由Mansfield[5][6]于1977 年提出,EPI 成像( 序列如图3 所示) 不但需要高的磁场静态均匀性,同时快速变化的高强度采样梯度Gy 也需要近乎完美的梯度磁场动态准确性,EPI 的真正临床实现是在九十年代初Advanced NMR 制作出高性能自屏蔽无涡流梯度线圈后。Mansfield 也因他的EPI 发明和对自屏蔽梯度线 年诺贝尔医学奖。

  通常MRI 成像系统分为高场系统和低场系统。表2 为高场系统与低场系统的磁体对比及磁体与梯度线圈的动态组合对比。

  由表2 可见,高场系统的静态磁体均匀性高于低场系统10 倍,在动态状态下低场系统的涡流比高场系统大10 倍,而剩磁更是低场系统的一项特殊问题。除了磁场强度的差异,这些问题是影响低场系统图像质量的关键,并限制了众多临床应用的开发。

  低场系统核心物理部件结构关系如图3 所示。梯度线圈产生的变化磁场在极板和永磁材料中诱生了涡流和剩磁。在传统的低场系统中,涡流的减少分两步[4] :一是极板使用导磁局部绝缘材料,二是对梯度波形预失真以抵消诱生的涡流;磁体及梯度磁场磁路的仔细选择也有助于减小涡流。但这些方法只能有限度地减小涡流,而且随着磁体强度的增高极板材料近于饱和,涡流将会更严重。剩磁的处理则依赖于在极板中选择软磁材料,效果有限;再则,涡流和剩磁过程对极板和磁性材料进行了不均匀加热,进一步破坏了成像磁场的均匀性。这些问题相伴着永磁MRI 系统二十多年,而稀宝博为(XBOMDT)在低场MRI系统中创先引用成像过程动态平衡技术,使问题得到彻底解决。

  MRI 成像过程实际上是成像物质中的核自旋(核磁矩)被射频激发后在动态梯度磁场作用下于磁体主磁场中进动结果的求合,这是一个完美的物理过程,如公式(1)所示(以二维成像为例)。公式(1)中S(GV,TX) 为采集到的MRI 信号(图1 中第四步),GX、GV 和ΔB0(x,y) 为动态梯度磁场,ΔB0(x,y) 为动态情况下磁体磁场不均匀分布,x 和y 为被成像物质中的核自旋坐标,ρ(x,y) 为被成像物质在 (x, y) 点的核自旋密度。GX、GV 和ΔB0(x,y) 直接影响图像质量,一个MRI 系统的优

  劣首先由它的核心物理部件决定。传统低场MRI系统的核心物理部件在动态成像过程中产生涡流和剩磁使梯度GX、GV 和GZ 失去了准确性,并使永磁体已较差的静态场均匀性ΔB0(x,y,z) 变得更差。

  稀宝博为的动态平衡技术包括两部分:(1)动态平衡自屏蔽梯度技术,确保GX、GV 和GZ 的动态准确性和磁体的ΔB0(x,y,z) 不受干扰;(2)动态平衡主动匀场技术,使磁体的ΔB0(x,y,z) 达到高场超导磁体磁场的水准。

  (1) 动态平衡自屏蔽梯度技术由高场的EPI成像自屏蔽梯度技术发展而来,但与高场圆柱形梯度线圈相比,低场开放平板线圈对称度少、效率因子低、空间有限、设计难、制作难。此梯度线圈由主梯度线圈和屏蔽线圈两部分组成,线圈的磁场参数、电学参数以及主线圈与屏蔽线圈的平衡关系由稀宝博为专有的“优化限制目标场法”计算而得,以保证在成像梯度大幅度快速变化的情况下屏蔽线圈能动态的平衡消除进入极板的梯度磁场。图4 显示,相对于无屏蔽传统梯度线圈,动态屏蔽线圈产生的进入磁体极板的磁场强度要小一个数量级,并且呈空间振荡状,区域平均结果为零。

  (2) 动态平衡主动匀场技术主要由高阶正交匀场线圈和实时主动匀场技术组成。XBOMDT的 Elixbo PM335 系统应用了三阶十路匀场,使成像磁场的均匀性达到超导磁体性能。

  表3 为XBOMDT 的Elixbo PM335 开放永磁MRI 系统的核心物理指标与超导高场系统的对比,可看出磁场的均匀性、涡流、剩磁等指标均达到了超导系统的指标。

  (1) 更好地完善常规临床应用,减小图像失真、提高图像信噪比和对比度噪声比(可达50%,视具体成像序列而定)、减短成像时间,提高图像的整体质量。如图5 所示,利用动态平衡技术,快速自旋回波成像达到了自旋回波像的质量。

  (2) 高场临床应用引向低场。由于核心物理部件的参数达到了高场指标,目前只能在高场实现、对系统要求高的临床应用,例如使用Steady State Free Precession(SSFP)[7] 技术的成像、EPI技术的弥散成像等,可被顺利引入永磁MRI 系统。图6、图7 分别为Elixbo PM335 的SSFP 水模图像和单激发EPI 弥散图像。图6 中共有四幅图像,图a、b 和c 为分别在读出向、相位向和选片向施加了恒定匀场梯度,以模拟主磁场非均匀性造成的对图像的影响。剩磁可理解为按所施加梯度场变化的动态磁场不均匀性,涡流则为与所施加梯度场相关的随时间变化的动态磁场不均匀性,它们将造成更严重的SSFP 图像失真。EPI 的轻易实现以及图6d 所示的完美SSFP 图像质量显示了动态平衡技术可为永磁MRI 系统开辟一片新的临床应用天地。

  (3) 结合低场成像及成像物质特点,例如低场T2 短、SAR 小等,开发新的临床应用并重新定义低场应用。将高、低场的长处结合,利用低场系统可实现优于高场的临床应用,如关节成像、带金属植入物成像、介入式辅助治疗等。

  (4) 传统永磁磁体技术中,磁体极板中的防涡流材料随磁场强度增高而饱和会使涡流大幅度增大,场强高于0.35T 时这个问题已显得很严重,这亦是限制永磁MRI 系统场强增高的一个重要原因,因而永磁MRI 系统产品长期徘徊在0.35T场强。动态平衡技术彻底解决了这个问题,使XBOMDT 的0.45T 系统Elixbo PM545(图8)快速诞生。0.45T 系统的实现除了磁体的磁能、磁路、匀场等优化创新外,动态平衡技术的应用亦是系统实现关键,它为磁体的设计解决了众多的限制,开放了设计和优化的自由度。动态平衡技术不但为进一步提高永磁MRI 系统场强奠定了基础,同时也将永磁系统图像质量推向极致。

  由于核磁共振技术的复杂性,核磁共振设备非常昂贵。一般来讲,高场系统以图像质量及成像速度见长,低场系统则以开放、系统成本低、使用费用低取优。由于采用动态平衡技术,永磁系统逐渐突破了其图像质量及成像速度的部分局限性,不仅可满足常规临床应用需求,而且可实现众多高级临床应用。MRI 的临床应用正逐步从临床诊断扩展到介入治疗,从开放性的角度讲,永磁系统在磁共振导航介入治疗应用方面有着无可比拟的优越性。

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