【作 者】金瑋，李斌

上海交通大學(xué)附屬第六人民醫(yī)院 醫(yī)學(xué)裝備處，上海，200030

1 射頻回路介紹

在磁共振成像過程中，為了使人體內(nèi)的自旋核發(fā)生共振，必須在原有磁場B0的垂直方向加入射頻脈沖。射頻脈沖是一種射頻磁場，也是交變磁場，通常用B1表示。磁共振射頻信號最初是由譜儀（Spectrometer）其中的一塊電路控制板發(fā)出。此信號是小信號，在經(jīng)過了射頻放大器放大到所需要的功率，經(jīng)過一系列的信號處理后送入發(fā)射線圈（通常是正交體線圈Quadrature Body Coil）發(fā)射。人體內(nèi)的氫質(zhì)子經(jīng)射頻信號激發(fā)后在弛豫過程中發(fā)出磁共振信號（回波），由各類體表線圈接收并經(jīng)過放大器放大，再經(jīng)過頻率、相位處理和檢波、濾波等后，由重建器重建圖像，最后傳輸?shù)街鳈C工作臺。

對于接收回波信號的各類線圈來說，只有在線圈的固有頻率和人體內(nèi)氫質(zhì)子的共振頻率相同時，才能達到最大的接收效率，因此在成像前必須采用調(diào)諧的方法來進行控制。射頻回路中除了射頻信號的發(fā)射與接收，還有射頻信號的調(diào)諧控制這一路。調(diào)諧信號同樣由譜儀其中的另一塊電路控制板發(fā)出，通過調(diào)諧線圈(Tune coil)來控制體線圈與表面接收線圈的諧振(Tune)與去諧(Detune)。通常在發(fā)射射頻信號時，體線圈處于諧振狀態(tài)，而接收線圈處于去諧狀態(tài)；在接收回波信號時，接收線圈處于諧振狀態(tài)，而體線圈處于去諧狀態(tài)，實際上達到了一個去耦的作用。這樣，既可以增加信號的接收效率，也可以在體線圈發(fā)射功率很大時有效地保護各類接收線圈。

2 射頻系統(tǒng)的主要參數(shù)

2.1 射頻放大器最大發(fā)射功率

譜儀發(fā)射的射頻小信號傳輸?shù)缴漕l放大器后，射頻放大器將小信號放大到所需要的值，作為激勵信號激發(fā)人體內(nèi)的質(zhì)子用來成像。射頻放大器的最大發(fā)射功率決定了系統(tǒng)放大射頻小信號的能力，這是一個上限值。實際上在進行磁共振成像時，射頻的能量根據(jù)病人的體重以及掃描序列的參數(shù)設(shè)定等是可變的。舉例來說，病人的體重越重，組織內(nèi)需要激勵的氫質(zhì)子就越多，所需要達到的射頻功率也就越大[1-3]，如果射頻功率過小，那么所選擇掃描層面的氫質(zhì)子無法被完全激勵，對于成像質(zhì)量會有很大影響。因此，對于射頻放大器而言，信號的放大能力是非常重要的，這直接關(guān)系到成像的質(zhì)量。

如今各家醫(yī)院購置的磁共振設(shè)備基本是場強為1.5 T和場強為3.0 T這兩種。相比較1.5 T和3.0T的磁共振設(shè)備，由于共振頻率和射頻吸收隨著主磁場場強的增加而增加，因此射頻激發(fā)脈沖的最大功率也必須相應(yīng)地增加。也就是說，高場強的磁共振設(shè)備需要更高的射頻輸出能量。綜觀現(xiàn)在一些場強為3.0T的主流磁共振設(shè)備，如GE公司的HDx3.0和西門子公司的Verio3.0，這兩款型號的機器其射頻放大器體線圈的最大功率均為35 Kw；而對于1.5 T磁共振，如飛利浦公司的Achieva1.5T Pulsar和西門子公司的Essenza兩款機型，其體線圈射頻發(fā)射最大功率均為 15 Kw。

然而，對于3.0T磁共振設(shè)備而言，僅僅關(guān)注射頻能量的放大能力是不夠的。射頻能量被人體內(nèi)的氫質(zhì)子吸收后，部分成為回波信號被表面線圈所接受，還有部分被人體局部吸收，以熱量形式釋放出來，導(dǎo)致體溫升高。因此，在高場磁共振中掃描中引入了射頻能量吸收率(SAR)這一防護概念[4]，表示人體單位體重在單位時間內(nèi)所吸收的射頻能量，SAR值超過系統(tǒng)設(shè)定閾值時，MR會自動停止掃描，保護病人免于射頻灼傷。經(jīng)研究表明，SAR值與病人的體重、射頻能量、主磁場場強和掃描序列的TR等因素有關(guān)[5]，在追求射頻能量放大的同時，射頻防護也是相當(dāng)重要的。

射頻放大器最大發(fā)射功率越大，在需要增加射頻能量時所能選擇的范圍就越廣，某些序列的成像質(zhì)量相對越好，但是采購的成本會增加。

2.2 射頻發(fā)射通道數(shù)

如上所述，射頻小信號源從譜儀的射頻發(fā)射電路傳輸?shù)缴漕l放大器放大，由于目前的磁共振設(shè)備都是一個射頻放大器對應(yīng)唯一的一路射頻信號源，因此射頻發(fā)射通道數(shù)目前一般可以理解為射頻放大器的個數(shù)。在CT領(lǐng)域，西門子公司數(shù)年前推出了雙源CT。類似地，在磁共振領(lǐng)域，飛利浦公司率先推出了TX型號的磁共振設(shè)備。該機型與原來的Achieva Xseries機型最大的區(qū)別就在于譜儀采用了兩個相互獨立的射頻發(fā)射控制電路，對應(yīng)兩個射頻放大器，兩路射頻信號經(jīng)不同的射頻放大器后傳輸?shù)襟w線圈發(fā)射。另外，東芝公司的Titan系列采用了4源并行射頻發(fā)射技術(shù)，且已投入應(yīng)用。

射頻發(fā)射通道數(shù)的提高，主要可以解決兩個制約傳統(tǒng)MR成像發(fā)展的問題，一個是抗電陰影，另一個就是上面提到過的SAR。造成抗電陰影最大的原因就是射頻場B1的不均勻性，由B1場的不均勻性導(dǎo)致了激勵時翻轉(zhuǎn)角的偏離和圖像的陰影[6]。射頻源由單源變?yōu)殡p源或四源，射頻發(fā)射通道數(shù)由單通道變?yōu)?通道甚至4通道，這樣做的好處是可以進行射頻勻場。因為每個發(fā)射源對應(yīng)獨立的射頻放大器，可靈活地控制每個發(fā)射源的幅度、相位和波形等參數(shù)，多個發(fā)射源對應(yīng)的發(fā)射線圈單元即可合成均勻的發(fā)射場B1，從而解決B1不均勻性帶來的抗電陰影。同時，在B1勻場后，SAR的分布均勻性也得到了提高，局部高SAR熱點消失。局部SAR又是約束FSE等序列回波鏈的因素，回波鏈的增加可以加快掃描速度。可以說，射頻源的增加，即射頻通發(fā)射通道數(shù)的增加對于MR成像發(fā)展有著極大的促進作用。

射頻發(fā)射通道數(shù)越多，通過勻場可以得到質(zhì)量更高的圖像，也可以解決被高SAR值和抗電陰影限制的掃描速度問題。但是，這樣的射頻系統(tǒng)會變得更加復(fù)雜，發(fā)生故障的可能性增加。

2.3 射頻接收通道數(shù)

在射頻子系統(tǒng)中，最能直觀體現(xiàn)整機檔次的參數(shù)是射頻接收通道數(shù)，又稱射頻同時并行終端接收通道數(shù)。

在射頻回路的接收端，當(dāng)表面線圈接收到回波信號后，經(jīng)過前置處理傳送到譜儀，再經(jīng)過后置處理送入重建計算機重建。在此過程中，信號是多路同時傳輸?shù)?，每一路都包含了反映人體檢查部位的不同信號。對于診斷醫(yī)師來說，射頻接收通道越多，傳遞的人體信號就越多，對于臨床診斷就越有利。對于操作技師來說，更多的射頻接收通道數(shù)意味著更靈活的序列參數(shù)設(shè)置和更清晰的圖像質(zhì)量，以及更快的掃描速度。

射頻接收通道與線圈的配置密切相關(guān)，低通道的系統(tǒng)無法配置高通道的線圈，各類線圈只有跟系統(tǒng)射頻通道數(shù)相匹配才能使用。因此，醫(yī)院在采購設(shè)備時，射頻接收通道數(shù)不僅直接決定了該設(shè)備的檔次，也決定了所配線圈的檔次和可使用線圈的數(shù)量，最終也就決定了采購成本。目前市場上對磁共振設(shè)備的需求主要以8通道和16(西門子為18)通道居多，也有部分達到高配置32通道。需要說明的是，根據(jù)用戶的不同需求，射頻接收通道是可以進行升級的，8通道可以升級到16通道，16通道也可以升級到32通道。當(dāng)然，相對應(yīng)的線圈配置也會升高。以我院正在使用的西門子Verio3.0T為例，該機型具備8通道和18通道兩種配置，而我院在09年采購的是18通道機型，在將來可以升級為32通道。

射頻接收通道數(shù)越多，成像速度越快，配合更高通道的線圈成像質(zhì)量也越好，但是相應(yīng)的采購成本會上升。

2.4 加速因子

加速因子是磁共振并行成像技術(shù)中的一個概念。在介紹加速因子的同時，也簡略介紹對磁共振成像有革命性影響的并行采集技術(shù)。

成像速度一直是臨床應(yīng)用中人們關(guān)注的問題。并行成像技術(shù)在信號采集過程中沿相位編碼方向隔行采集，每個線圈單元在保持K空間不便的前提下減少相位編碼數(shù)，采樣位置間距增加，因此掃描野（FOV）減小，從而產(chǎn)生一系列具有卷褶偽影的圖像。此能利用先前掃描得到的校正圖像，用數(shù)學(xué)重建方法即可去掉偽影[7]。描述K空間采樣數(shù)目減少的量定義為加速因子，加速因子越大，減少的編碼數(shù)越大，理論上信號采集的速度就越快。

常用的并行成像技術(shù)有SENSE，mSENSE和GRAPPA等。在SENSE成像中，像素ρ處的SNR可表示為：式中的R即為加速因子。該式反映了提高加速因子所帶來的一個副作用：在其它變量一定的情況下R越大，像素ρ的信噪比就越小。

因此，在臨床應(yīng)用中，雖然血管造影、心臟成像以及動態(tài)對比劑胸部成像等檢查都特別需要用到并行成像技術(shù)，但是加速因子的設(shè)置一般不會太大，通常設(shè)為4，8或者16，以此來平衡圖像信噪比和掃描速度。

幾款3.0T機型中，GE的HDx加速因子為4，相對較小，而西門子的Verio和飛利浦的Achieva系列加速因子都能達到16，16也是目前幾乎所有線圈的最大通道數(shù)(一般加速因子不超過線圈的通道數(shù))。隨著并行成像技術(shù)的繼續(xù)發(fā)展，加速因子可以增加到32甚至更高。

加速因子越大，某些序列的掃描速度就越快，但是圖像的信噪比會下降。

3 射頻線圈

表面線圈也是射頻系統(tǒng)中的一部分，但卻是極其重要的一部分。在臨床應(yīng)用中，為了更好地配合病人檢查不同的部位，每一套磁共振設(shè)備都配有許多不同的線圈，常用的線圈有頭顱線圈、頭頸聯(lián)合線圈、全脊柱線圈、心臟線圈、乳腺線圈、腹部線圈和關(guān)節(jié)線圈等。外觀上每個線圈的形狀大小都不同，線圈內(nèi)部的電路也不同，根據(jù)掃描部位采用相對應(yīng)的線圈來達到最佳成像效果。

由于不同的醫(yī)院對于診斷的需求不同，因此線圈在整機采購中屬于選件。一般地講，設(shè)備廠商會將一些最基本的線圈包含在整機報價內(nèi)，比如正交頭線圈、并行相控陣頭顱線圈、并行相控陣全脊柱線圈和并行相控陣體線圈等(對于GE和飛利浦而言)。而乳腺線圈、頭頸聯(lián)合線圈和關(guān)節(jié)線圈等，根據(jù)臨床診斷需要設(shè)備廠商另外報價，由用戶選配。

在購置線圈時，我們所關(guān)心的兩個參數(shù)是線圈的通道數(shù)(channel)和線圈的單元數(shù)(element)，兩者相互聯(lián)系。線圈的通道數(shù)和單元數(shù)是固定的，除非以更換整個線圈的方式來升級，否則不可在原線圈上直接升級。在近幾次采購過程中，線圈的單元數(shù)也作為評價線圈優(yōu)劣的一個標(biāo)準(zhǔn)。線圈通過單元來接收信號，線圈的單元數(shù)指的是一個線圈上最多能接收回波信號的基本單元數(shù)量。盡管各家廠商的線圈設(shè)計不同，但是一般來說，線圈的單元數(shù)越多越好。而線圈的通道可以理解為接收線圈與之后的射頻通路之間的對接，線圈的通道數(shù)與系統(tǒng)的射頻接收通道數(shù)應(yīng)該相匹配。上文已經(jīng)提到，線圈的通道數(shù)可以小于等于射頻接收通道數(shù)，但不能大于射頻接收通道數(shù)。

以下通過舉例來詳細分析線圈通道數(shù)和線圈單元數(shù)。對于3.0T的并行相控陣頭顱線圈，Philips Achieva配備的該線圈為8通道8單元，GE的HDx配備的該線圈也為8通道8單元，此兩種線圈均為一單元對應(yīng)一通道。Achieva3.0T的最低射頻接收通道數(shù)為16，可以與8通道的頭顱線圈匹配；HDx的最低射頻通道數(shù)為8，在升級為16通道后也可以使用8通道的頭顱線圈。西門子由于采用了TIM技術(shù)，頭顱線圈配置為8通道（特定模式下為12通道）12單元，根據(jù)掃描模式不同分為CP模式、Dual模式和Triple模式，CP模式下基本沒有應(yīng)用到并行成像技術(shù)。12個采集單元以三個單元為一組一共四組傳遞信號，這就等同于一個虛擬的4“大單元”線圈。換言之，在這種模式下頭顱線圈的8個通道并不是每個通道都有信號傳遞，圖像的信噪比相對較差，掃描部位的周邊成像效果比中心成像效果較差。在Dual模式下，12個采集單元不規(guī)則成組，最終虛擬為一個8“大單元”線圈傳遞信號通過所有的8個通道，優(yōu)化了成像質(zhì)量。在Triple模式下，12個采集單元不再互相組合，而是一個單元對應(yīng)一個通道，圖像質(zhì)量更佳。

4 結(jié)語

在醫(yī)療設(shè)備市場日趨成熟的今天，各家設(shè)備廠商都在研發(fā)新的技術(shù)來提高磁共振設(shè)備的性能，更好地滿足臨床診斷的需求。在射頻領(lǐng)域，射頻放大器的最大功率值越來越大，射頻發(fā)射通道數(shù)和接收通道數(shù)越來越多，加速因子數(shù)也會越來越大。然而，上述提到的一些射頻系統(tǒng)的重要參數(shù)的增大有利也有弊。但是不管怎么樣，未來磁共振射頻子系統(tǒng)必然朝著不斷優(yōu)化射頻鏈(包括線圈)的方向發(fā)展。作為用戶，我們在采購磁共振設(shè)備之前必須對不同廠商不同型號設(shè)備的特點有更多的了解，知道評價設(shè)備參數(shù)項的具體含義，做更多的比較，從而根據(jù)自身的需求選擇性價比最高的產(chǎn)品。

[1] Wiart J. Hadjem A, Wong MF, et a1. Analysis of RF exposure in the head tissues of children and adults[J]. Phys Med Biol, 2008,53(13): 3681-3695.

[2] Muranaka H, Horiguchi T, Usui S. et a1. Dependence of RF heatting on SAR and implant position in'a 1.5T MR system[J].Magn ResonMed Sci, 2007, 6(4): 199-209．

[3] Boss A, Graf H. Berger A，Lauer UA, et a1. Tissue warming and regulatory responses induced by radio frequency energy deposition on a whole-body 3-Tesla magnetic resonance imager[J]. J Magn Reson Imaging. 2007, 26(5): 1334-1339.

[4] 張奇, 劉曼芳, 黃煌鏡. 磁共振射頻能量吸收率的概念、計算方法與實際運用[J]. 中國醫(yī)學(xué)影像技術(shù), 2000, 16(3): 239-240.

[5] 鄭君惠, 梁長虹, 羅維. 高場磁共振射頻能量吸收率SAR的研究[J]. 中國醫(yī)學(xué)影像技術(shù), 2008, 24(9): 1469-1471.

[6] 胡從云. 多源磁共振技術(shù)-21世紀(jì)高場磁共振的發(fā)展方向[J]. 醫(yī)療衛(wèi)生裝備, 2010, 31(6): 131-132.

[7] 于曰俊, 張國華. 磁共振并行采集技術(shù)的臨床應(yīng)用[J]. 中國中西醫(yī)結(jié)合影像學(xué)雜志, 2007, 5(5): 366-368.

[8] 王龍辰, 朱高杰, 李斌.磁共振并行成像射頻線圈的優(yōu)化設(shè)計進展[J]. 中國醫(yī)療器械雜志, 2010, 34(6): 434-435.