MRI 的双刃剑——场强依赖效应

本文 6548 个字,12 幅图片,公式两个,3 篇参考文献。建议静读时间 23 分钟。

本文经原作者李懋老师(Viktor Lee)授权发布,转载自「懋式百科全书」微信公众号同名文章。

并不能简单地认为场强越高就越好,这是很多非磁共振专业相关人员的一个误区。

一、场强概述

磁共振(magnetic resonance imaging, MRI)设备中磁体是其核心部件及组成部分,它的主要作用是提供一个稳定的、均匀的空间磁场环境。这个空间磁场我们用静磁场 B₀ 来表示,其磁场强度大小简称场强(field strength)。

为什么静磁场用 B₀ 来表示呢?因为一般静磁场是不变的(在理想情况下,假设磁体在有效孔径中磁场均匀性是完美的),下标 0 在这里表示不变。

和静磁场 B₀ 不同的是 MRI 成像中还有一个射频场 B₁,这里射频场用下标 1 表示,因为射频场是随时变化的(其大小和方向都会发生变化)。

磁体的性能一般是用磁场强度、磁场均匀度等来描述。磁场强度简称场强是指能产生多大的磁场环境,临床目前使用最多的超导 MRI 的场强以 1.5T 和 3.0T 为主。根据场强的大小,可以把 MRI 分为低场、中场、高场及超高场。

• 场强小于 0.5T 的 MRI 叫做低场 MRI,这种磁共振一般是永磁型的。
• 场强在 0.5T 和 1.0T 的 MRI 叫做中场 MRI。
• 场强大于 1.0T 但是小于 2.0T 的 MRI 属于高场 MRI,临床中最常用的 1.5T 已经可以称为高场 MRI 了。
• 场强大于 2.0T 的是超高场 MRI,包括临床常用的 3.0T 以及目前最新的超高场 MRI 比如 5.0T 和 7.0T。

大家知道场强越高,得到的图像信噪比(Signal-to-Noise Ratio, SNR)越高。那么是不是说明场强越高,图像质量就越好,临床获益就越大,高场肯定比低场好呢?

实际上并不能简单地认为场强越高就越好,这是很多非磁共振专业相关人员的一个误区,因此本文重点说明场强的一个非常重要的效应——场强依赖效应。这个效应可以对图像或者临床获益提供增益,也可能导致伪影增加或者临床获益下降。因此它是一把双刃剑。

二、场强依赖效应

那么什么是场强依赖效应呢?

实际上就是指该效应随着 MRI 场强的升高而增加的效应,而且其效应增加和 MRI 场强大小之间呈正相关性。

这个场强依赖效应,可以是对图像或者临床获益的正效应;也可能是导致图像变差或者临床获益的负效应。因此本文分开来讨论。

三、拉莫尔方程

首先在 MRI 中,和场强直接相关的一个公式是拉莫尔进动频率方程。

根据 Lamor 公式,质子在磁场中的进动频率 f 等于质子的旋磁比乘以静磁场场强大小。也就是:

f = γ' × B₀

γ 代表旋磁比(gyro-magnetic ratio),它的值大概是 2.67 × 10⁸ rad/(s·T)。其中,rad 代表 radians 表示弧度。我们发现这个值是非常难记忆的,而且量级比较大,角频率大家也很少用。所以如果频率用线频率 f 表示,则旋磁比可以使用约化后的旋磁比写作 γ’,对于氢质子,γ’ = 42.58 MHz/T。

拉莫尔方程是一个非常简单的方程,简单到大家一眼就可以看出场强和进动频率之间是线性关系。

静磁场 B₀ 的场强越大,则在该磁场强度下质子的进动频率越大。

临床常用的 MRI 的场强目前是 1.5T 和 3.0T。

• 对于 1.5T,其质子进动频率为 42.58 MHz/T × 1.5T = 63.87 MHz。
• 对于 3.0T,其质子进动频率为 42.58 MHz/T × 3.0T = 127.74 MHz。

现在临床中超高场强的 MRI(简称 UHF,ultra-high field)也逐渐在应用,其中以 5.0T 和 7.0T 最常见。

5T 和 7T 的质子进动频率分别为 212.9 MHz 和 298.06 MHz(约等于 300 MHz)。

法国的 Neurospin 的 11.75T 的 MRI,计算一下可知其质子进动频率达到了 500 MHz。所以 Denis Le Bihan 发表的论文题目是 Human brain MRI at 500MHz。没有直接写 at 11.75T,而写 at 500 MHz。

四、进动频率及化学位移效应

进动频率和场强直接呈正相关,场强越高,质子的进动频率越大,那么进动频率会在哪些方面影响图像及成像呢?

进动频率和化学位移是有关系的,场强越高,进动频率越大,化学位移值(单位 Hz)也就越大。这带来了正效应和负效应。

正效应

① 进行 MRS 磁共振波谱的时候,场强越高,则化学位移的频率越大,不同代谢物之间的峰相距越远,越容易拉开距离,谱线分辨率越好。

这也是为什么如果要进行磁共振波谱或者科研,最好使用高场强的设备。不仅仅是因为场强高,信噪比高;还因为谱线分辨率好,看到的代谢物峰可能更多。比如,7T 肯定比 3T 的 MRS 更有可能显示更多代谢物的谱线。

② 水脂化学位移大,频率选择法脂肪抑制越容易。

大家如果早期使用过低场或者永磁型的磁共振(场强比较低,一般是 0.3~0.5T),就会发现使用这些低场 MRI 进行脂肪抑制一般采用的是 STIR(那个时候还没有 DIXON 技术)。为什么用 STIR,不用频率选择法呢?

因为水和脂肪的化学位移差异大概是 3.27 ppm,换算下来就是大概 140 Hz/T。在 1.5T 中,水和脂肪组织的化学位移差异为 210 Hz;3.0T 中,其差异为 420 Hz。而如果是低场,比如 0.3T,则其差异只有 42 Hz。这个差异是非常小的。

换句话说也就是场强越高,越容易进行频率选择,因为水和脂肪组织的化学位移频率差异更大。

负效应

进动频率越高,激发质子共振需要的射频场的能量就越大,能量越大那么要考虑的第一个因素就是 SAR(Specific Absorption Rate, SAR)值问题。

SAR 值和 MRI 场强的平方成正比,所以,同样扫描序列,3.0T 的 SAR 值是 1.5T 的 4 倍。这样的话,场强越高的 MRI 设备,越容易超 SAR。系统为了保证 MRI 不超 SAR,一般是通过延迟 TR 来达到降低单位时间能量沉积的。

由于 SAR 值的显著增加,高场强的 MRI 扫描速度可能并没有加快,这和一些非 MRI 专用的人想当然地认为 7T 扫描速度是 3T 的两倍多是相反的。因为场强高了,SAR 值增加,为了降 SAR,一般的超高场 MRI 序列的 TR 都是非常长的,扫描时间反而更慢。

化学位移效应也是一把双刃剑,场强越高,化学位移效应越明显,对成像有正面作用的是正效应,比如 MRS 和频率选择。对图像有影响的就是负效应。

我们常说的化学位移伪影就是其中一个,场强越高,水和脂肪组织之间化学位移增大,化学位移伪影也会增大。

假设相同的采集带宽,比如一个体素的采集带宽是 125 Hz。在 3.0T 中,水脂化学位移是 420 Hz,那么化学位移就是 420 Hz ÷ 125 Hz = 3.36 ≈ 3 个体素。而在 0.5T 中,水脂化学位移是 70 Hz ÷ 125 Hz = 0.56 ≈ 0.5 个体素。

进动频率增加,射频场增大,使得射频脉冲波长变短,使得电磁波无法穿透人体容易产生介电伪影。比如,3.0T 的就容易在体部产生介电伪影。而 7.0T 的,如果不采用多源射频,头颅成像也有很大的介电伪影。

五、磁敏感及磁化率效应

实际上磁敏感或者磁化率效应和化学位移效应类似,都是典型的场强依赖效应,也就是场强越大,其作用越明显。

磁敏感(Susceptibility)是物质的一种基本性质,用磁导率(magnetic permeability)来表示物质在磁场中感应的磁场强度与本身磁场强度之比,用符号 μ 来表示。真空的磁导率 μ₀ = 1,所以可以用相对磁导率 μᵣ 来定义其他介质,它的定义为磁导率与真空磁导率 μ₀ 之比,即 μᵣ = μ ÷ μ₀。

实际上为了描述一个物质的磁敏感性,使用最多的是磁化率 χ,它的定义为某种物质进入外磁场后感应的磁化强度与外磁场强度的比率。

一个物质磁敏感性越大,则对主磁场的均匀性影响越大,磁场越不均匀首先导致的效应就是质子去相位加速,信号衰减迅速,造成信号丢失;其次磁场的不均匀又会带来相位信息及频率信息的错配,产生图像的形变(distortion)及伪影。这些因素是对于成像不利的方面。

当然,图像对磁场差异敏感也可以作为突出反映磁场均匀度及敏感性的指标,把这种效应利用起来可以进行成像反映周围组织的磁敏感性,比如反映血氧水平依赖的 BOLD 效应(Blood Oxygenation Level Dependent)。

正效应

利用磁敏感及磁化率的正效应的例子有 SWI 成像及脑功能扫描的 BOLD 序列。

场强越高,就越能突出 SWI 序列及 BOLD 的对比度,提高探测能力。对于 BOLD 除了场强升高带来的磁化率效应增加,另外场强高了之后组织的 T2 值和 T2* 值的缩短也可以引起 BOLD 信号的增强,这一点需要注意。

负效应

那么负效应也很明显,场强越高,磁敏感及磁化率效应越大,相应的磁敏感及磁化率相关伪影就越大。比如引起磁场不均匀因素带来的伪影,尤其是以金属植入物带来的伪影更明显。

关于磁化率伪影程度或者形变大小和静磁场 B₀ 是呈相关性的。其相关性公式为:

磁化率伪影程度(artifact size) ∝ {(Δsusceptibility) × B₀ × TE} ÷ Bandwidth

如上面的公式,磁化率伪影程度和 B₀ 是线性正相关,和 TE 也是正相关,和采集带宽 Bandwidth 呈负相关。

如图 6 所示,可以发现对于一些非铁磁性的植入物,场强越高,其磁化率伪影越大,图像形变及失真越严重。而低场强的反而影响小,其图像质量更能满足临床。

这也是为什么临床中,如果有非铁磁性植入物又必须做 MRI 扫描的,宁愿换到场强更低的设备上去做的原因。这种情况下,高场强反而是劣势。

这个道理同样适用于 DWI 扫描,DWI 对于磁场均匀度非常敏感,磁场不均匀会导致严重的形变。因此,高场的 DWI 一个重要挑战就是如何控制形变。

六、图像信噪比

场强越高,图像的信噪比越大,这个是毋庸置疑的。

以往认为,图像的信噪比 SNR 和场强是呈线性关系的,比如同样条件的扫描参数 3.0T 的图像信噪比是 1.5T 的两倍。

但是有很多文献研究发现,场强和信噪比的关系并不是单纯的线性关系,而是更复杂的关系,因为涉及的因素很多。所以,严格意义上来说,SNR 并不是场强依赖效应之一,但是的确场强升高 SNR 也会增加。

SNR 和 B₀ 不是单纯的线性关系,而是类似于指数关系。这个结论是来自于 2016 年的一篇文献 [2],该文献通过测量志愿者在不同场强下(3T、7T、9.4T)的 SNR 数值,拟合了 SNR 和场强的关系,得到的结论。

正效应

场强越高,得到的图像信噪比越大,这样对于超高空间分辨率的扫描是获益的。只有足够的信噪比,才能做到更高分辨率的图像。大家都看到过不少,7T 做的头颅超高空间分辨率的图像,就是得益于高场强带来的信噪比。

如图 8 所示是 7T 扫描的高分辨率的头颅 0.75 mm 各向同性的图像。

负效应

需要注意:这里的负效应并不是场强升高提升了 SNR 带来的负效应。因为 SNR 高对于图像质量和临床获益肯定都是有益的。这里的负效应实际上是场强升高后其他附加效应引起的。

从这个 SNR 分布图,我们可以非常直观地发现:在场强相对不高的情况下,比如 3.0T,整个头颅的 SNR 比较均匀;而随着场强升高,整个头颅的 SNR 分布是不均匀的,比如 7T 可以发现周围的 SNR 会高一点;而在 9.4T 这种现象更明显,可以发现头颅外周的 SNR 是非常高的,而图像中心的 SNR 很低。

所以,场强升高之后,带来的挑战在于 B₀ 场和 B₁ 场均匀性。另外为了达到这么高的磁场强度,磁体的重量,制造的成本也随之而增加,这个也可以算是负效应。

七、弛豫时间

弛豫是 MRI 成像中的一个重要概念,也是不同组织在 MRI 中产生信号差异和对比度的主要因素。而弛豫虽然不完全是场强依赖的,但是和场强大小也有相关。

我们知道影响 MRI 信号的因素很多,包括组织本身固有的属性,包括 T1 值、T2 值、T2* 值及 PD(质子密度)。

在 1.0T 以上,场强越大,组织的 T1 值越大,而 T1 值的增加一般会导致组织的纵向弛豫恢复变慢,因此需要延长 TR。这一点对于整个图像信号和以 T1 加权为主的图像是不利的。

场强升高后,组织的 T2 值和 T2* 值会略微缩短,这一点对于 BOLD 是有利的。

正效应

场强升高,组织 T2 值缩短,对于 BOLD 是获益的。

负效应

场强升高,大部分组织 T1 值延长,而且随着场强越来越大,组织的 T1 值越来越长,使得序列 TR 延长,图像对比度下降。特别是对于 bSSFP 序列,其对比度是 T2/T1,场强升高其对比度下降非常明显。

八、MRI 发展的方向:超高场和中低场

目前临床最常用的 MRI 场强还是 1.5T 和 3.0T,这也是长期的实践使用后,发现最能够平衡临床获益的场强。

虽然 MRI 技术的发展和硬件的提升,MRI 逐渐向临床高场应用过渡。以前的永磁型或者低场 MRI 逐渐淘汰于临床应用。

以往也有其他创新场强的 MRI 设备的使用,比如飞利浦曾经有一款开放式的超导 MRI,HFO,其场强为 1.0T,是开放式的,适合用于磁共振引导介入。

有一段时间还曾经有过是否走 2.0T 磁共振的讨论。因为临床最常用的是 1.5T 和 3.0T。1.5T 基本上能满足临床诊断工作,但是场强还是低了一点,做神经系统或者一些科研相对来说信噪比就是劣势。而 3.0T 场强基本上不错,但是由于体部一些介电伪影和 SAR 值问题,也不是那么完美。当时就讨论过是否来一个折中,创造 2.0T 的 MRI。

由于硬件技术的发展和软件算法的创新,目前 MRI 发展可以说往两个方向走。

超高场 MRI,这里的超高场主要是指场强大于 3.0T 的,临床中以 7.0T 最为常见。而大家对于超高场的研发也没有停止脚步。曾经美国俄亥俄州立大学完成了第一个 8T 的 MRI,但是后面这个应用搁浅了。

超高场 MRI 带来的最大优势就是图像信噪比的提升,可以使得一些介观成像达到可能,为科研的创新提供了硬件支持。但是不是每个科研机构、高校或者医院都有条件使用超高场 MRI。场地的大小、安装成本、B₀ 及 B₁ 场均匀性、弛豫时间的改变、磁场依赖相关效应带来了一些挑战。

另一方面随着人工智能后处理图像技术的发展,以往低场的信噪比低的劣势被部分地弥补和克服了。人们发现,低场也有一些独特的优势。其弛豫时间,特殊部位成像(比如 MRI 的肺部成像和植入物成像)使其也有广泛的临床应用场景。

目前低场或者中低场的 MRI,除了开放式或者永磁型的,大部分是有特殊的临床应用场景,比如 Hyperfine 的便携式 MRI,可以用于床旁,但是临床应用场景比较局限。

而西门子公司最新的 MAGNETOM Free Star/Max 则是一款适用于临床的中场 MRI。其创新的场强对于一些特殊的部位比如肺部和植入物有很大的优势。而临床其他部位图像成像质量也不差。

未来的话,一些中低场 MRI 可能在临床中会重新开始占据重要的地位。

参考文献

1. Katsumi Kose. Physical and technical aspects of human magnetic resonance imaging: present status and 50 years historical review [J]. Advances in Physics, 2021 X, 6:1, 1885310.
2. Pohmann R, Speck O, Scheffler K. Signal-to-noise ratio and MR tissue parameters in human brain imaging at 3, 7, and 9.4 tesla using current receive coil arrays [J]. Magn Reson Med, 2016; 75(2): 801-9.
3. Le Bihan D, Schild T. Human brain MRI at 500 MHz, scientific perspectives and technological challenge [J]. Supercond Sci Technol, 2017.

(此内容仅为医学影像专业人士提供学术技术交流和参考,不构成任何诊断或治疗建议。)

2024.6.12 周三 于 成都

Viktor Lee 李懋