1　概述

       1999年美国食品和药品管理局批准3.0 T MR系统在头部成像中使用，2001年批准其在全身成像中使用，同年第一台进口3.0 T MR系统(Signa VH/i 3.0 T，GE)也通过了中国食品和药品管理局注册^[1]。随着软硬件配套的发展，去伪影技术的更新，3.0 T MRI系统在临床中的优势日益体现。相比1.5 T、3.0 T MRI系统的场强提高一倍，物理效应是单位体积内与主磁场同向的净自旋数目增多，同时自旋的共振频率提高一倍。图像上直接表现信噪比的提升，依赖于水分子和脂分子中质子的共振频率差异的成像技术亦有更出色表现。场强的提升也带来成像上的挑战，尤其对于CMR成像应用，诸如更高的射频能量累积，更严重的磁敏感性伪影等等。笔者将详细讲述由场强增加带来的物理效应，及在CMR应用上的技术优势与挑战。

2　物理基础

2.1　信噪比

       正常情况下，某一体素内大量氢核磁矩的取向随机分布，磁矩磁场相互抵消，对外不显磁性。有外加磁场时，大量氢核有的处于高能级且磁矩和外磁场方向相反，有的处于低能级且磁矩和外磁场方向一致。处于低能级的氢核比处于高能级的氢核略多，所以宏观上体素内大量氢核一起产生了与外磁场方向一致的磁场，也称净磁化或宏观磁化(M0)。当外磁场强度增加时，更多的氢核因受到外磁场的束缚而处于低能级，所以单位体素内的净磁化，即均衡态时的宏观磁化增加，从而3.0 T相比1.5 T增加了图像信噪比^[2]。主磁场强度从1.5 T增加到3.0 T时，理论上当其他因素一致时信噪比增加一倍。实际中，由场强变化引发的其他一些因素的变化均能影响生成的信号，对比度和图像质量。这些因素包括组织的纵向和横向弛豫时间、偏共振和射频磁场不均匀性效应和脉冲序列参数的调整等等。

2.2　弛豫时间

       场强从1.5 T增加到3.0 T时，大多数组织的横向弛豫时间，T2只有轻微降低，可以忽略不计。然而，对于纵向弛豫时间，T1却有较大变化，随着场强的增加而增加^[3]。钆对比剂的T1弛豫时间的场强依赖性很小。

       由于大多数组织的T1延长而钆对比剂的T1变化相对很小，所以钆对比剂注射后血管内对比剂和血管外组织的T1差异增大，增加了图像中的T1对比。延长的T1也带来更好的背景抑制。所以，对比剂增强MR血管成像在3.0T场强中更具有优势。T2^*值在3.0 T中比1.5 T中有显著降低。3.0 T下的T2^*加权图像中可见更多的磁敏感性伪影。T2^*的减低加强了很多MRI特殊技术的应用，如血氧饱和度依赖成像，应用铁对比剂成像，铁负荷的检测等等。

2.3　进动频率和化学位移

       质子的进动频率正比于磁场强度。当磁场强度由1.5 T增加到3.0 T时，质子的进动频率则由63.9 MHz增加到127.8 MHz。脂质分子和水分子中氢质子的进动频率存在差异，即化学位移。磁场强度由1.5 T增加到3.0 T时，这种化学位移也成倍增加，由210 Hz增加至420 Hz^[3]。化学位移的增加非常有利于MR波谱成像^[4]。增加的频率差异使得频谱中不同波峰间隔更远，因而能更准确地测量指定化学成分含量。信噪比的增加也转变为相比背景信号更高的谱峰。化学位移的增加也有利于频率选择脂肪抑制技术的应用。

       由于3.0 T场强下脂肪饱和准备脉冲的频率更加远离于水分子中质子共振频率，减少脂肪抑制脉冲对水信号的错误抑制。化学位移伪影，即含脂肪的像素空间位置发生移动产生图像上不同位置的信号增加或减弱，将会在3.0 T上更加显著。对于大多数心脏成像序列，这种影响基本上可以忽略。

2.4　特殊吸收率(specific absorption rate，SAR)

       MR成像中的射频脉冲激励自旋的同时也在成像目标中造成了能量沉积。能量沉积的量的大小一般用SAR来表示，即为单位质量组织中射频功率的吸收量，单位为W/kg。为了保持受检者全身和局部的温度都在可接受范围内，必须指定MR成像中SAR值的允许最高限值。偏转角的大小正比于射频磁场(B1)幅度随时间的积分。SAR值则正比于B1幅度随时间积分的平方。

       在3.0 T下，要在相同时间内获得与1.5 T下同样的偏转角则要求两倍的B1幅度。因此，对于同样的偏转角，3.0 T比1.5 T的SAR值增加了4倍。为了保证安全的SAR值，1.5 T下的脉冲序列，尤其是CMR成像中的bSSFP序列用于3.0 T必须做适当的调整。这些调整措施包括：降低偏转角，延长重复时间，偏转角调整方案的应用等等。

2.5　主磁场均匀度

       所有物质处于外磁场中均会不同程度地被磁化而获得磁性，即具有不同的磁化率。依据磁化率的不同，物质可以分为三类：顺磁性、抗磁性和铁磁性。相邻组织的磁化率不同导致了主磁场环境的局部差异，这些局部的磁场波动导致了MR信号的相位发生相对变化，即相位移动，表现为图像上局部信号明显减弱或增强，常伴有组织变形。我们把这一类伪影称为磁化率伪影。bSSFP序列的信号来自两个或三个连续TR的横向磁化的叠加，使得其更易受到磁化率伪影的影响。局部磁场不均匀的区域导致bSSFP中来自不同TR的横向磁化由于相位的相对移动而互相抵消，形成黑色的条带伪影。减少TR能减少bSSFP中的条带伪影。磁场波动的大小和主磁场强度线性相关。当磁场强度由1.5 T上升至3.0 T时，由磁化率不同而诱发的磁场波动线性增加。因而相同序列条件下，3.0 T场强的磁化率伪影更加明显。CMR中3.0 T相比1.5 T，bSSFP亮血成像时，在心肌-肺组织或心肌-膈肌的交界处左室前侧壁的条带伪影更加明显^[5]。

2.6　射频磁场均匀度

       RF脉冲的波长随频率的增加而减小。3.0 T时，RF脉冲的频率增加，有效波长接近人体器官的尺寸，射频磁场强度随空间位置而变化，不均匀度增加。射频磁场不均匀，即射频角度发射不均匀，会导致图像的灰度不对称。譬如对于90°激励脉冲，90°的RF偏转角实际上是选定的成像容积中心层面的射频角度，在离开中心层面的区域可能经历大于或小于90°的射频激励，从而导致图像信号分布的不均匀而出现伪影。CMR中，射频磁场的不均匀更加复杂多变和难以预测。

3　3.0 T CMR

3.1　电影成像

       1.5 T场强下，bSSFP是心脏功能分析中应用最多的序列。bSSFP相比SGRE，血池心肌的对比不依赖于血液流动，联合几个TR内的残余横向磁化提高了信噪比和对比噪声比，但更易受到磁场不均匀性的影响而产生伪影^[5]。在3.0 T场强下，bSSFP的条带伪影表现更为突出。增加TR能减少条带伪影。频率搜索(frequency-scout)采集可以用来确定最优的共振频率偏移量，用于bSSFP成像。额外采集对应于不同频率偏移量(如：间隔50 Hz)的一组图像，找出最合适的偏移量以使黑带伪影远离成像的感兴趣区(图1)。使用针对心脏进一步的二阶匀场(second order shimming)联合频率搜索技术能有效减低条带伪影。改进bSSFP的序列设计，如交替使用短TR和长TR的宽带设计，亦能有效避免条带伪影。

点击查看大图

图1  频率搜索(frequency-scout)采集。针对不同频率偏移量的一组图像，从中可以看到偏移量为0或25 Hz的频率对应的图像心脏区域伪影最轻，50 Hz对应图像右侧胸腔内积液的显示受伪影干扰，其他频率偏移量均有不同程度的伪影
Fig. 1  Frequency-scout acquisition 12 images from the same slice corresponding different frequency offset. There are least artifacts in the images whose frequency offset is 0 or 25 Hz. The image corresponding 50 Hz frequency offset shows the artifact interferes the appearance of the right pleural effusion. Other images have artifacts in different degrees of severity.

3.2　心肌灌注

       心肌灌注缺陷的表现和局部心肌缺血的位置和程度严格对应。场强由1.5 T上升至3.0 T时，钆对比剂心肌灌注成像有了更好的图像表现，临床价值进一步得到肯定^[6]。场强增加时，心肌灌注成像的最大受益是信噪比的提升。3.0 T下的更高的信噪比允许选择更大的空间或时间分辨率，或增大并行采集加速因子而降低采集时间。空间分辨率的提高有助于发现微小的心内膜下灌注减低和减少吉布斯伪影。由于场强增加使得大多数组织的T1延长而钆对比剂的T1变化很小，所以心肌灌注时正常心肌和存在灌注缺损的区域的T1差异增大，图像上表现为对比噪声比的增加^[7]。

3.3　活性成像

       为了在正常心肌和梗死心肌之间形成明显对比，通常在对比剂延迟增强中使用反转恢复(inversion recovery，IR)准备脉冲。CMR中广泛应用的是分段IR SGRE。然而由于准备脉冲抑制了背景和正常心肌信号，造成图像的信噪比低。为了加快采集速度而应用的平行采集方法也降低图像的信噪比。低信噪比制约着空间分辨率的增加，而高空间分辨率是发现微小瘢痕病灶的前提。由此，提高信噪比就成为延迟增强成像的重要挑战。3.0 T高场强下的并行成像克服了这一挑战^[8]。已有研究发现相比1.5 T、3.0 T下同等成像参数的对比剂延迟增强成像中，梗死区域的SNR增加至1.6倍，正常心肌和梗死心肌间的CNR增加至1.9倍^[9]。

       延迟增强成像中准备脉冲的反转时间(time of inversion，TI)用于抑制正常心肌信号，突出瘢痕组织的显示。由于正常心肌的T1值的延长，所以最佳TI相应延长。由于RF磁场的不均匀，180°准备脉冲引发的成像层面磁化的偏转角度不一致，所以3.0 T延迟增强成像中可能会发生心肌信号抑制不均匀。

3.4　心肌标记

       心肌标记图案经组织磁化的饱和而生成，T1弛豫又使磁化逐渐回归到均衡值。1.5 T场强下心肌的T1值大约为800~900 ms，近似一个心动周期的长度，所以标记图案因发生衰减而很难贯穿一个完整的心动周期。3.0 T场强下组织的T1值增加，允许标记图案持续更长时间，在整个心动周期内维持了较好的标记对比^[10](图2)。电影梯度回波采集脉冲的SNR和CNR的增加也使心肌标记成像得到改进。由此，更加有利于标记图像的后续定量分析，更好地描述心肌局部收缩舒张功能及心肌应变。

点击查看大图

图2  心肌标记。1.5 T场强(上排)和3.0 T场强(下排)心肌标记成像，从左到右依次为R峰时的舒张末期、收缩末期、下一个R峰到达前的舒张末期。1.5 T下标记图案迅速衰减，上排右图中标记图案模糊不清；3.0 T下标记图案能较清晰地贯穿整个心动周期，如下排右图
Fig. 2  Myocardium tagging imaging under 1.5 Tesla and 3.0 Tesla field strength. From left to right, it is as follows: end-diastolic, end-systolic and end-diastolic in the next R peak. The tagging pattern decays quickly under 1.5 Tesla, but it persists on the whole cardiac cycle under 3.0 Tesla.

4　结语

       本文从物理基础到临床应用，对比归纳了目前临床CMR的两大不同场强机型的特点及优劣。尽管3.0 T MRI具有信噪比高、水脂频率差别大等优势成为未来CMR的发展趋势，但1.5 T MRI相对的低廉成本、低磁化率伪影、低SAR值等实在价值，使得其在当今CMR中仍广泛应用。