1、體部體部3.0T3.0T磁共振成像：機遇與挑戰磁共振成像：機遇與挑戰 體部3.0T磁共振成像：機遇與挑戰 Body MR Imaging at 3.0 T: Understanding the Opportunities and Challenges 隨著高場強磁共振的發展，在信噪比、對比噪聲比、空間時間分辨率以及光譜分辨率等方面都有了較大的改善和提高，但是從1.5T MR到3.0T MR的轉換也不是一帆風順的。相對于低場強下的體部成像而言，3.0T體部成像改變了弛豫時間，增加和產生新的偽影，化學位移的影響加強，能量沉積明顯增加，所有這些在應用3.0T MR時是必須要考慮到的。3.0T MR的

2、靜磁場與射頻磁場的多相性使得在線圈與硬件設計以及新序列的制訂都必須有所變化。應用減少體部熱量沉積的技術限定了特異性吸收率（SAR值），而且3.0T MR系統的安裝與維護時要特別注意安全，以防傷害。這些都是3.0T MR在臨床實踐中面臨的機遇與挑戰。引言磁共振信號通常情況下是由少量不成對的氫原子在靜磁場方向上排列形成。排列的氫質子的數量也就是常規的MR信號與靜磁場的強度呈正比關系，基于此原理使得人們不斷追求高場強的磁共振系統。最初的臨床應用的磁共振場強小于0.6T。在1982年，出現1.5T的MR，并且作為高質量MRI的參考標準。直到1999年，首臺3.0T的MR問世，但是在實際應用中，由于射頻

3、線圈和序列設計方面的缺陷，最開始的幾年內僅僅用于顱腦成像的研究。相同的參數情況下，與1.5T MR相比，在信噪比、空間與時間分辨力、對比噪聲比以及光譜分辨力方面都有明顯的改進與提高。近些年來的研究都是針對于3.0T MR在體部的臨床實際應用。這種改進并非輕易實現。雖然從3.0T MR的一些應用中能得到總結，但是還有許多新的與不可預測的挑戰。伴隨高的信噪比的獲得，磁場的不均一性也相應增加。3.0T下較高的共振頻率將會導致對射頻發射與接受的干擾增加，在圖像上出現嚴重的信號強度畸變。另外，能量分布正比于靜磁場場強的平方，3.0T下的脈沖序列必須符合FDA批準的SAR值限定之內，不過這種新的挑戰可以通

4、過新的更有效率的線圈和脈沖序列設計以及慎重選擇掃描參數來加以解決。其他的技術難題是高場強下組織弛豫時間的改變。3.0T下組織的長T1時間必然使得回復時間（TR）即采集時間延長。這種權衡直接消弱了3.0T采集速度加快的優勢。另外3.0T高場強下化學位移偽影明顯增加，T2*下降加劇了磁敏感影響。在1.5T MR中表現安全的植入物在3.0T高場強下未必安全。盡管存在挑戰，但3.0T MR在臨床體部影像中的優勢已被大家所認同。本文主要描述其優缺點，部分解決缺點的方法以及3.0T影像的未來進展。優點SNR是描述相對于背景噪聲下的有用信號的數量的，據此產生MR圖像。SNR與場強呈線性變化。在3.0T下，靜

5、磁場內排列的質子數是1.5T下的2倍，由此產生的信號強度也應該是2倍的關系（圖1），但是由于一些因素的影響，包括弛豫時間的變化、體部的總熱量等，實際的SNR的增益率為1.5T的1.7-1.8倍。在特殊檢查中，高SNR通過兩種不同的方式獲得：增加空間分辨力或者間接縮短采集時間。在高場強下提高空間分辨力能夠增加SNR，通過給定的FOV下增加矩陣直徑也即更小的象素與層厚來實現。在橫斷面上較高的空間分辨力能提高病變的檢出率（圖2）。質量高的重組圖像也有助于病變性質的反映（圖3）。SNR的提高與縮短采集時間之間做一個權衡，縮短時間降低呼吸造成的運動偽影，增加患者流通量。對比噪聲比描述圖像中不同物體影像的

6、鑒別范圍。在形態學的顯示上MRI優于CT和超聲。MRI對比劑作為外源性的，主要是影響組織本身的弛豫時間。在高場強下組織的T1,T2,T2*值有輕度變化，導致圖像對比下降（圖4）。不過，脈沖序列可以利用這些弛豫動力學的不同特點以減小3.0T下組織對比度的喪失。高場強下外源性對比劑如釓對比劑，作為順磁性物質改變靜磁場，縮短T1從而提高圖像對比。在3.0T下T1值通常是延長的，即使是在順磁性對比劑如釓參與的情況下。然而，由于釓的T1值比軟組織的T1值短，相對于背景來說，釓增強的組織仍然比較明顯。對比劑的使用提高了診斷敏感性（圖5），技術的進步也為減少釓劑劑量提供了機會。在MRS中，較高的SNR能夠提

7、高敏感性與特異性。因為來自每一代謝產物的信號數量增加，代謝物的峰值易于從背景中區分出來。另外，在3.0T下兩種不同的代謝物的頻率范圍也相對增寬，從而提高鑒別二者的能力。總之，SNR提高，采集特異數據的測量時間就縮短，在活體影像中有明顯的優勢，減少患者的運動影響。 圖1. 圖示3.0T下信號增高的基本原理：沿主磁場方向上的質子數目隨著場強的升高相應增加。物體內質子數量僅占形成MR信號的一部分。 圖2. 1.5T下直腸內線圈采集的前列腺圖像（a，c）與1年后3.0T下的對照（b，d）。患者患有良性前列腺增生，在3.0T下分辨力得到提高中心腺體與結節的邊緣都清晰顯示。盡管體素降低44，SNR保持較高

8、。橫斷面平掃（a，b）為快速SE序列（a：TR/TE:7000/161ms；層厚3mm；FOV：16；矩陣320192；NSA：6；b：3900/160；層厚2.2mm；FOV：14；矩陣320192，NSA：4）。橫斷面增強掃描（c，d）為擾相梯度回波序列（c：9/4；層厚3.2mm；FOV：16；矩陣256160，NSA：2；d：7/2；層厚3mm；FOV：14；矩陣256192，NSA：2）。 圖3. 1.5T（a，b）與3.0T（c，d）下橫斷面圖像（a，c）與冠狀重組圖像（b，d）對照，3.0T下顯示右側腎上腺腫塊邊緣比1.5T的清晰（ac箭，bd箭頭）。因為在3.0T下高的SNR，

9、能夠減小體素大小，在保證SNR的情況下增加空間分辨力。在b圖顯示病變位于腎上腺外，使整個腎上腺向一側移位。在d圖中，清晰顯示病變源于腎上腺的中間支，將外周支向外擴張。病變切除后病理分析為腎上腺嗜鉻細胞瘤。1.5T影像參數：4.0/1.9；矩陣256192；FOV：31cm；重組層厚4mm（a）與2mm（b）；3.0T影像參數：5.4/12.5；矩陣320224；FOV：35cm；重組層厚3mm（c）與1.5mm（d）。 圖4. 在1.5T（a）與3.0T（b）下獲得的肝脾對比在T1WI的對照。顯示b圖中肝脾對比減弱，因為高場強下T1增加。這種對比減弱在變換脈沖序列后將會緩解。1.5T參數180

10、/2.34；層厚7mm； 矩陣256123；翻轉角70。3.0T參數除了矩陣320192外其他相同。 圖5. 1.5T（a）與3.0T（b）獲得的3維T1加權脂肪抑制增強圖像，患者為肝臟局灶性結節增生（FNH）在3.0T圖像在對比噪聲比方面有明顯的提高。盡管3.0T下圖像本質上有降低，但是與釓劑相關聯的組織的T1值縮短更加顯著，因而肝臟病變與周圍肝實質相比顯示更加明顯，門靜脈的輪廓在3.0T中也比1.5T的容易識別。1.5T影像參數：4.3/1.98；層厚4.4mm，矩陣256154；3.0T的參數3.9/1.06；層厚3.6mm；矩陣320224。 圖6. 3.0T屏氣下MRS。（a）單次激

11、發快速自旋回波（SSFSE）圖像顯示所選MRS分析的體素置于右側腎上腺，源于腎細胞癌轉移瘤。（b）所選體素的波譜容易從背景噪聲中清晰分出代謝產物峰。三甲胺（TMA）或膽堿峰在3.2ppm，此征象與惡性變相關。在3.0T下高SNR與波譜高離散度很清晰的鑒別診斷和離散代謝物。另外，高SNR使得采集時間縮短，在一個呼吸屏氣期實行波譜掃描，降低呼吸運動的影響。缺點在利用3.0T影像的優勢之前，一定要先了解其缺點和不足。盡管這些限制性因素相互重疊和干擾，但是我們從以下幾個角度來闡述，即物理與技術、序列優化、偽影與安全。物理與技術射頻場強的不均勻性此為3.0T MR在臨床應用中最難以克服的挑戰，特別是在腹

12、部應用中。隨著場強的增加共振頻率增加，進而射頻波長縮短。在水與人體組織中，縮短的射頻波長近似于FOV的大小的情況下，導致圖像中出現條形波紋，也就是所稱的介電效應。來自條形射頻波的結構性或者破壞性的干擾將使得圖像中出現明亮相間的條紋。與波長相比，ROI越大，偽影越重。所以，條紋波形偽影最常出現在肥胖病人的腹部成像中，瘦弱的患者則相對較少發生（圖7）。 圖7. RF場強的不均勻性。1.5T下SSFSE冠狀面圖像（a）與24小時后3.0T圖像（b）對照顯示左側腎靜脈內腫瘤栓子（箭），在3.0T下由于SNR的提高，顆粒較少，不過在3.0T出現在肝臟內條紋波動偽影（b中*所示），特別是接近膈頂部，在1.

13、5T中則信號相對均勻（a中*所示）。參數1.5T:911/76；層厚5mm；矩陣256205；每象素帶寬488hz。3.0T參數：1168/59；層厚4.6cm；矩陣256192；每象素帶寬651Hz。 與電流干擾相關的偽影在射頻發送接收傳輸過程中產生于高介導性的組織中，如腹水。在射頻傳輸中快速變換的磁場產生環形電場，如果有導體存在，就會形成電流，此電流作用于電磁鐵，與變化的磁場極性相反，減弱射頻場的幅度，分散射頻場的能量。介質的導電性越強，產生的反向電磁場強度越大，消弱射頻場的程度就越強。最初的3.0T MR檢查腹水患者時，由于腹部膨隆會出現條紋波形偽影，同時導電性強的腹水也會使腹部局部信號

14、缺失（圖8）。 圖8. 3.0T下由于腹水存在引起的信號缺失。 SSFSE采集的1.5T圖像（a）與3.0T圖像（b）對照，由于高場強下腹水存在而產生條紋波動和介電效應，在b圖中產生不均勻的中心RF低場。激發與重聚脈沖角有效減少，隨之信號降低或消失。在本例中，患者首次檢查用3.0T，之后轉至1.5T中獲得高品質的影像。1.5T影像參數：1157/58；層厚4mm；矩陣256256。3.0T影像參數：925/58；層厚4.6mm；矩陣256256。改善線圈設計可以補償一些影響。相位陣列線圈的SNR就優于傳統的體線圈（圖9），前者很少產生介電效應。不過，作為發射線圈的結構，比如螺旋結構，可以變換電

15、流模式和影響B1。多重發射線圈也有很好的改善。失諧共振線圈放置在發射線圈與受檢者之間作為介質，改變RF發射的模式，進而有利于B1場的切換。新的線圈，如橫向電磁的體線圈能夠降低處于3.0T高場內的RF場的不均勻性。無論罩式或鳥巢線圈還是橫向電磁的體線圈設計都是為了有效地抑制渦流產生，因為渦流對解剖形態和波譜的顯示產生的干擾。單純改進線圈并不能解決所有的不均勻性的問題。因而最近出現了一些新的脈沖序列，包括隔熱脈沖，二維搏動脈沖還有三維適形RF脈沖，所有這些脈沖都是已經設計出并且被證實對于體部影像有特殊用途的，當然這些方法無論線圈類型還是影像規范都有特殊的要求 圖9. 線圈設計引起的效應對SNR的影

16、響。體線圈（a，c）與相控陣線圈（b，d）分別在1.5T（1204/60.1；矩陣256192）（a，b）與3.0T（25224/65.0；矩陣256192）（c，d）時獲得的圖像對照。在同一場強內小的表面線圈的SNR優于體線圈。在3.0T下的體線圈獲得的圖像（c）接近于1.5T的相控陣線圈獲得的圖像，但是最好的圖像是3.0T下的相控陣線圈獲得的圖像。 能量分布 RF脈沖用來激發處于磁場中某些物質的質子自旋運動，這就會使得能量從RF脈沖傳遞到受檢者而產生熱量。如果不加控制，產生的熱量就會造成生理上的傷害，包括心理功能的變化與心輸出量的改變。SAR作為評估RF脈沖造成的組織內能量分布的指標，同時

17、反映組織受到的熱損害的可能性。FDA提出的SAR限制為15分鐘身體的平均溫度升高不超過1或者4W/kg。 SAR與共振頻率的平方成正比，也即與場強的平方成正比。SAR也與翻轉角的平方、受檢者的大小、RF脈沖的工作周期成正比。在應用SAR密集的序列如快速自旋回波（FSE）、平衡穩態序列或磁化傳遞序列，以及在此基礎上的脂肪抑制序列，要特別注意SAR。在高場強下減低SAR通常采取以下權衡措施，如增加圖像采集時間、降低層面內外的分辨力。或者降低SNR，這些措施也是大家所不愿意接受的。例如，小翻轉角可以降低信號與圖像對比，不過呼吸觸發、縮短回波鏈長度、增加回波內間隔、插入失滯時間以及延長TR都能增加采集

18、時間。新的和改良的序列設計、射頻脈沖設計、采集技術以及硬件設計都是為了在高場強下進一步優化SAR的管理而考慮。 并行圖像采集提供了一個較好的權衡方案。與連續采集不同的是，并行采集采用多個小的探測器單元的線圈，進行同時采集MR數據。每一個探測單元包含的空間信息用來代替費時的相位編碼步驟，因而采集時間與SAR都大大降低。不過，并行采集也有其固有的缺點，包括SNR的降低。這種影響有時被高場強情況下SNR固有的升高所平衡，這也是為了同時最大限度的發揮3.0T MR的優勢。 單次激發并行采集通過縮小帶寬使得SNR提高。在單次激發T2加權序列例如半傅立葉快速采集并馳豫增強（HASTE）和單次激發快速SE中

19、，并行采集減少回波鏈中回波數量以節省時間。這些措施消除了低振幅回波造成的影像模糊，在不改變矩陣大小的情況下增加圖像的銳利度。由于采樣回波數量減少也會導致SNR降低，但這種降低可以通過減小接受帶寬來獲得補償。盡管帶寬的降低延長了回波鏈的持續時間，使得采樣時間即回波間隔增加，在非并行采集的情況下，帶寬的降低能夠補償SNR的損失，但以不降低圖像的銳利度為準。（圖10）圖10. 圖示利用SSFSE序列的并行影像技術減少采集時間，通過綜合一個TR間隔內的多個回波減少運動相關偽影。(a)SSFSE未采用并行影像技術。（b-d）在a基礎上采用并行影像技術：間隔相位編碼步調（b中對沖箭頭向下的）和接受回波（b

20、圖中對沖箭頭向上的）以縮短回波鏈持續時間，進而縮短采集時間，如圖c所示結果。遺失的數據之后通過多單元接收線圈的各個分立單元重新采集。與相位編碼步調減少的數量有關的SNR的降低可以通過減少帶寬來緩解。盡管帶寬的降低會導致回波間隔的增加，進而影響回波鏈持續時間（d），與未采用并行采集獲得的影像相比，運動相關偽影減少，SNR也有少量的犧牲。序列的優化組織的內在固有馳豫時間隨著場強的升高都會發生輕度的變化。在特殊情況下，場強從1.5T到3.0T，T1增加，T2*減小，T2輕度降低或者保持不變。T1也就是縱向馳豫時間或者自旋晶格馳豫時間，反映在給定的分子環境下質子的特性，但是也與靜磁場有關。從1.5T增

21、加到3.0T時，軟組織的T1有所增加；這種變化導致在與1.5T的T1加權序列應用同樣的的TR時，3.0T下的相對信號強度減弱（圖5）。在1.5T時應用成熟的T1加權序列應用在3.0T時必須首先優化，增加TR，這就增加了采集時間，并不是人們所希望的。并行采集可以降低采集時間，但是必須與降低SNR之間做一個權衡。作為一個選擇，翻轉恢復或者磁化預備技術可以得到滿意的分辨力或對比度。了解組織的T1值就可以有針對性的選擇TR、翻轉角，特別是在翻轉恢復序列中，選擇適當的翻轉時間可以得到組織或器官的優秀的對比。例如，在3.0T系統中應用短時翻轉恢復序列（STIR），當翻轉時間在170ms時，脂肪抑制效果最好

22、，局灶性的肝臟占位顯示率最高。 T2，也稱為橫向或自旋-自旋馳豫時間，反映局部微觀環境的性質。盡管主要受靜磁場影響，但T2在磁場場強增高時并沒有變化或者僅有輕度減低。這主要是由于T2延長但是其他在磁場增高時改變更加明顯。 T2*是有效的T2值，是組織內在的T2與局部場強不均勻造成的馳豫效應疊合形成。T2*效應（質子相移）在3.0T時更加明顯，使得磁敏感性比在1.5T時也更加顯著。偽影化學位移是指由于共振頻率的變化導致靜磁場中化學成分的不同。最常見的化學位移偽影是由于水中質子與脂肪中的質子共振頻率不同而存在，與主磁場強度呈正比。這些不同導致沿頻率編碼方向和層面選擇方向出現化學位移失調偽影，常常出

23、現在腎臟周圍。第一類化學位移偽影是頻率編碼梯度場低的一側出現低信號帶，梯度場高的一側出現高信號帶。對于固定的FOV、同樣的分辨力和接受帶寬，3.0T下第一類化學位移偽影是1.5T下的2倍（圖11）。這類加重的偽影在體部3.0T MR實際應用中常規情況下并不會導致實質性的問題。不過，在一些情況下必須考慮，如檢查腎被膜下血腫時。接受帶寬的改變可以降低化學位移偽影的影響（圖12），不過，遺憾的是必須犧牲一定的SNR。其他的解決方法包括飽和序列，短時翻轉恢復（STIR）序列的應用降低脂肪信號。交換相位與頻率編碼方向或者改變頻率編碼梯度的極性可以降低偽影的出現(圖13)。圖11-13. （11）第一類化

24、學位移偽影。在同樣FOV、基本分辨力、接受帶寬下，對照1.5T（a）與3.0T（b）獲得的同相位梯度回波軸位圖像，3.0T下有更加明顯的偽影。這種偽影表現為頻率編碼梯度場高的一端為低信號帶（黑箭頭），頻率編碼梯度場低的一端為高信號帶。共振頻率的不同正比于主磁場強度。1.5T參數：180/4.2；帶寬15KHz；層厚7mm；矩陣256160。3.0T除了TE為2.1ms外，其余的同1.5T。（12）增加帶寬可以減少第一類化學位移偽影。對照3.0T磁場獲得的不同帶寬情況下15KHz（a）與32KHz（b）同相位梯度回波軸位圖像（180/2.1；層厚7mm；矩陣256256）的對照。B圖中偽影更少，

25、腎臟邊緣的高信號帶（白箭頭）與低信號帶（黑箭頭）以及肝臟邊緣的低信號帶（白箭）的寬度減少。（13）保持一個固定的帶寬可以避免第一類化學位移偽影。3.0T的同相位梯度回波軸位像（180/2.1；層厚7mm；矩陣256160；帶寬15KHz）顯示腎臟（箭頭）與肝臟（箭）的邊緣出現化學位移偽影。這類偽影位置固定，在a圖中，頻率編碼方向沿著橫斷面，化學位移偽影易于識別。在b圖中，頻率編碼方向沿著前后位，偽影位置發生變化，評價偽影就會比a圖中困難。在c圖中，圖像是采用脂肪抑制技術，頻率編碼方向同a圖中，偽影就很少被誤解。第二類化學位移偽影并不僅僅限于頻率編碼方向而是沿脂水界面的所有象素中，是基于脂水中體

26、素內相位刪除效應（圖14）。偽影的大小并不隨主磁場增加而增加，而是由MRI的空間分辨力所確定。在梯度回波的同相位與失相位成像中，必須調整TE參數，共振頻率在3.0T是1.5T下的2倍。在3.0T MRI中，脂肪與水的質子在同相位中約為2.2，4.4，6.6ms，失相位中約為1.1，3.3，5.5ms。在1.5T MRI中，脂肪與水在同相位下是4.4ms，失相位下是2.0ms。總之，場強增加一倍，同相位與失相位的TE時間都要減半。因為在TE值小于2.2ms時序列交叉出現問題，標準的同相位與失相位值在3.0T時分別為2.2與5.5ms。增加TE會導致T2*出現相位偏移，相應的增加磁敏感性。水與脂肪

27、的共振頻率在3.0T下明顯的不同也是有利的因素，比如在MRS中脂肪與水的峰值易于分離，脂肪抑制又快又好。 14. 第二類化學位移偽影。對照1.5T（a，b）與3.0T（c，d）分別獲得的同相位（a，c）與失相位（b，d）梯度回波圖像。在c與d中化學位移偽影明顯增加，此變化是與3.0T下TE延長有關。為了避免在很短的TE下圖像品質下降（1.5T時，同/失相位對應的TE值為2.2/1.1ms），在3.0T時，同/失相位對應的TE值延長至2.3/5.8ms。在d圖中，磁敏感偽影增加（箭頭），在肝臟與脾的Gamna-Gandy體出現鐵質沉著性結節。這種表現由于場強增加在d圖中比a或b圖中更明顯，由于T

28、E增加比c圖中更常見。圖圖磁敏感性磁敏感性是組織內部的磁化與外磁場磁化的比值。一旦FOV、場強確定，組織的磁敏感性就會保持不變；不過磁敏感性的劇烈變化可以導致場強的失真。在體部成像中最常見的磁敏感性偽影是發生于氣體組織交界面，由于T2*相移使得信號丟失。金屬物也可以扭曲磁場周圍，在軟組織鄰近出現磁敏感性偽影。順磁性物質有輕微增強磁化的作用，相應增加局部磁場強度，進而使局部T2*減小導致偽影出現。后者在MRI增強（例如MRA）的首過時出現或者在評價腫瘤灌注計算動脈輸入功能時出現。在高場強下，場強更加不均勻，T2*的相移更敏感。這種效應一方面提高了血流或緩釋放療種子的檢測能力（圖15）； 圖15.

29、 磁敏感效應。對照分析在1.5T（9.3/4.2；層厚3.4mm；矩陣256256）（a）與3.0T（7.1/2.1；層厚2.6mm；矩陣256256）（b）下梯度回波序列獲得的前列腺影像（不是同一患者）顯示在3.0T下緩釋放射治療的種子更加易于觀察。盡管在3.0T的同相位下TE縮短，但是T2*在高場強下縮短更明顯，使得敏感性增加出現磁敏感效應 另一方面對于手術后或者治療后患者腹內氣體與金屬物產生明顯的圖像變形（圖16）。為了降低磁敏感性偽影可以運用均勻線圈降低局部場強的不均勻，和應用快速自旋回波包括180翻轉脈沖減少T2*的相移。 圖16. 磁敏感偽影。在雙側子宮動脈栓塞后立即用1.5T（1

30、55/2.28；層厚5mm；矩陣256160；翻轉角80）做同相位梯度回波軸位像（a），6月后用3.0T（160/2.5；層厚6mm；矩陣256160；翻轉角80）（b）檢查顯示由于栓塞線圈造成的磁敏感偽影（箭頭）。在同樣相似的TE值，a圖中偽影明顯少于b圖中。3.0T FSE序列（5520/101.2；層厚4mm，矩陣338384；翻轉角90）獲得的軸位圖像（c）顯示偽影減少（箭頭），改善的原因是由于應用多個重聚脈沖，使得T2*相移效應緩解。安全性應用3.0T MR時每天在臨床上都要提醒一些高場強下存在的安全隱患。不同的生物物理學風險來自于靜磁場、時間變換的場強（梯度場）和射頻場（射頻系統）

31、。大多數的對人體進行磁共振成像采用的磁場強度都是0.2-3.0T之間的；在實驗研究中可以達到8.0T或者更高。依照FDA最近的指導，臨床MR在靜磁場8.0T時對人體“沒有顯著的危險”。在應用超過8.0T的M做研究時應該展示采用的序列協議和簽訂知情同意書。 在應用MR時，梯度場能夠刺激神經與肌肉，Schaefer等對該方面進行了全面的討論。場強引起的對人體刺激包括刺痛感到疼痛不等，最近提及更重的是心臟刺激。近期關于梯度場引起的安全保護提供從潛在損害以至對患者的直接傷害等全面的保護。 聽覺噪聲也是梯度場導致的一個方面。這種噪聲源于高場靜磁場下梯度場內電流的快速轉換。存在的問題從單純的煩躁以至于聽力

32、的永久喪失，對每個人的影響隨著個體差異而不同。為了降低噪聲造成的傷害，包括耳塞或者耳機的使用，無論場強高低都應該應用。射頻造成的身體變熱是最早被提及的。另外，一些物理方面的風險包括了體內埋植物、體外的設備以及附屬器件、醫療搶救設備在高場強下也可以造成傷害。在做MR檢查前應該詳細詢問患者并簽訂一些知情同意文件以保證患者的安全。在網上有一些相關的允許MR檢查時的埋植物和生物醫學設施的資料（http：/）。大多數與MR相關的事故是由于篩選方法不仔細或者進入MR環境的入口的存在缺陷（如：進入MR磁體間的一些個人因素或其他的潛在的危險）。眾所周知的火箭現象的危險（圖17）是由于在5高斯半徑內磁場強度輕度

33、或明顯增高所致，因而建立預防傷害發生的程序和指導是非常必要的。建立不同的指導程序和推薦建議以保證篩選方法容易實施。MRI用來評價產科、胎盤和胎兒發育異常已經超過20年。在此期間，一些實驗室和臨床研究檢測懷孕期MR平掃的影響。總體上，這些研究發現沒有明確的證據證明對胎兒存在傷害。然而，大多數的研究都是在小于3.0T下進行的，遠期研究還需要進一步佐證。圖圖17. 17. 圖示一個擔架進入圖示一個擔架進入3.0T3.0T磁體。如果此時有患者在做磁體。如果此時有患者在做MRMR檢查將會造成嚴重的事故。檢查將會造成嚴重的事故。高場強磁體的高場強磁體的5 5高斯線一定要大于高斯線一定要大于1.5T1.5T的。的。 遠景展望 3.0T下SNR的增高與波譜分散擴展了高場強下研究功能的應用范圍，使得質子數少的情況下成像成為可能，這在低場強下是不能實現的。例如，通過專用線圈采集磷31的頻率評價糖尿病足的肌肉萎縮情況。這種方法是定量評價肌肉萎縮，在之前僅僅是根據臨床體征和周圍神經病變評價（圖18）。另一重要的應用為鈉成像用來評價腎功能。鈉23