1.2～1.5T永磁小动物用磁共振成像仪的研制和小鼠成像

王广新　谢寰彤　侯淑莲　陈　伟　赵　强　李石玉

华北理工大学理学院,②基础医学院　河北唐山　063000;①上海寰彤科教设备有限公司



1.2～1.5T永磁小动物用磁共振成像仪的研制和小鼠成像

王广新谢寰彤①侯淑莲②陈伟赵强李石玉②

华北理工大学理学院,②基础医学院河北唐山063000;①上海寰彤科教设备有限公司

[摘要]①目的研制具有独立自主知识产权的高性价比、高磁场的小动物用永磁型磁共振成像仪及实施小鼠成像。②方法通过改进主磁体、梯度线圈和射频线圈的设计方案、制造方式及发明的MRI专用合金，讨论这些方案的改进和新的MRI专用合金对小动物永磁型磁共振成像仪成像质量的影响。③结果成功研制了主磁场强度为1.2～1.5T的小动物永磁型磁共振成像仪系列，并完成了不同方向的小鼠扫描成像。④结论利用自主研发的1.2T和1.5T的小动物用永磁磁共振成像仪对4周龄的雄性鼠实施了横断面和冠状面扫描成像，获得了清晰的鼠局部和全身图像，且其组织结构清晰可见。同时与用超导人体磁共振机获得的小鼠图像进行了对比，显示研制小动物用永磁磁共振成像仪的重要意义。

[关键词]永磁磁共振成像仪主磁体梯度线圈射频线圈三维成像T1加权像

Development of 1.2～1.5T permanent magnetic resonance imaging device for mouse imaging

WANGGuangxin,XIEHuantong,HOUShulian,etal

(CollegeofScience,NorthChinaUniversityofScienceandTechnology,Tangshan063000,China)

[ABSTRACT]ObjectiveIt is to design the cost-effective small animal specific permanent magnet type magnetic resonance imager (MRI) with independent intellectual property rights and implement the mice imaging.MethodsThe new methods including the improvement of the main magnet, the designation of the gradient and RF coils,and the invention of magnetic resonance imaging (MRI) special alloy which were proposed for analysis of imaging quality on mice.ResultsSmall animal specific permanent magnet type three-dimensional magnetic resonance imager with 1.2～1.5T were developed successfully,and implement the mouse imaging experiments in different direction.ConclusionThe T1-weighted cross-sectional and coronal MR images of mice with the age of 4 weeks were obtained using self-developed small animal MRI instruments.Internal organs of these mice may be clearly observed.The important significance of designing the small animal specific permanent magnet type MRI is also demonstrated by comparing the images obtained by small animal specific permanent magnet type three-dimensional magnetic resonance imager with that obtained by using superconductor magnetic resonance imager for clinical diagnosis.

[KEYWORDS]Permanent MRI.Permanent magnet.Gradient coil.RF coil.Three dimensional imaging.T1 weighted image

磁共振成像能够提供其他影像设备无法比拟的无损伤高质量断层图像，使医学研究进入了一个新的时代。但是，人类的疾病是复杂的，许多实验不可能也不应该在患者身上进行。一般是把小动物按特定设计模拟出人体相似情况，制作各种模型用于病理、生理、毒理、药理甚至心理的实验研究，在动物模型上成功后再在人体上验证[1,2]。近年来，分子基因学家正千方百计以动物模拟人类疾病，制药行业为了研制新药和剂型，需要大量转基因或基因缺失的小鼠，做可靠的活体监测。传统的监测方法是宰杀后作组织形态学检查，这就与转基因鼠价格昂贵和不容易获得产生了极大的矛盾。MRI技术以其无创性和可重复性，既节约了成本又得到了极好的效果。直接把人类使用的MRI仪器用于鼠，不仅费用高昂，成像质量也难以保障。国外早已生产出小动物专用超导型MRI仪，配置鼠类专用线圈，场强已发展到7.0T[3,4]。但价格都在百万美元以上，且有较高的运行成本，此类MRI仪通常用于科研，不可能如医疗设备般有较高的回报，很快收回成本。永磁型机虽然技术也比较复杂，但造价低廉，又不需要运行成本，在很长一段时间内，还将是欠发达国家和地区的主流产品。目前我国研究永磁微型磁共振成像原理的单位很多，但研发制造的不多，具有自己独立知识产权的制造更少。因此小动物用微型永磁磁共振成像仪的研制对教学的改进以及科研水平的提升均具有重要的现实意义。

1材料与方法

以N50型高能积磁钢为材料，结合自主研发的梯度线圈[5]、射频线圈[6]以及计算机软件[7]，研发了主磁场强度为1.2～1.5T磁共振成像仪系列，并完成了小鼠成像实验。1.5T永磁磁共振成像仪的主磁体结构原理见图1。

图1　永磁磁共成像仪的主磁体结构原理图

1.1主磁体主磁体系统是MRI设备中的主要组成部分，直接影响图像的质量，是整个成像系统性能的关键指标。由于经典的磁路定理不适用于设计间隙比较大的永磁机构，因此本研究选用N50型高能积磁钢钕铁硼永磁材料，通过数值分析，根据永磁材料钕铁硼退磁曲线上的工作点、自主独立产权的专利技术及多年的制作经验，在最小的体积下获得了最强的磁场。实际加工中先制作长条形小块磁钢，并设计小块磁钢形状和拼接方式，然后拼接构成整体磁场，反复试制，使主磁场强度达到1.5T，从而完成主磁体的设计。MRI理论要求主磁场必须非常均匀，因此需要进行匀场。Wenston[8]首先提出了有源匀场技术的匀场方式。Dorri等[9]详细介绍了超导型磁体无源垫补的方法。随着MRI技术的发展，关于永磁磁共振成像仪的无源匀场技术在不断的研究和提高之中[10〗。本研究采用有源匀场和无源匀场相结合的方法。有源匀场通过施加x、y、z、R2、x2-y2、R3、R2z、y3、xyz等匀场线圈实现，无源匀场是通过高精度的计算与高精度的逐点测量配以亚纳米级的手动精细加工技术来实现。为了提高测量的精准度，本研究研发了逐点测量模具，并进行了逐点测量与调试。主磁体采用烧结的NdFeB永磁材料，它的磁性能高，打包温度稳定性差，并且受环境温度的影响极大。一方面是因为永磁体的几何参数会随着温度的变化而变化，另一方面磁场的均匀度和磁场强度也会随着温度的变化而变化，使成像不能进行。通过借鉴电子仪器的“自锁”控制技术，设计温度变化场强浮动的自锁电路，克服了永磁体温度稳定性差的缺点，提高了磁场的稳定性。基于上述特征我们研发了磁间隙≤70mm，匀场空间≤60mm直径球，球形空间内均匀度 ，重量≤1200 kg主磁体的制作技术。

1.2梯度线圈和梯度场匀场线圈由x、y、z、R2、x2-y2等20组线圈组成，其中x、y、z三个方向的线圈同时作为梯度线圈使用。无源匀场后的磁场不均匀性表现为存在着一定的梯度，当梯度线圈的磁场正好抵消掉磁体本身某个方向的梯度时就是匀场线圈。所以在调整共振频率时需要把梯度线圈归零，利用磁场最均匀时各点共振频率最一致时共振幅度最大、共振信号最好的现象，研发了计算机调整软件，并通过接口按钮实现匀场调试。磁场的时间稳定度用每小时拉莫尔频率漂移赫兹数测量，本研究的仪器时间稳定度不超过100Hz/h。近十几年研究梯度线圈设计的很多[10,11]，本研究改变了传统的平面结构为波浪形曲面结构，设计了曲面自屏蔽梯度线圈，实现了低涡流、高效、高线性度[5]。

1.3射频线圈射频线圈可用于产生和接收信号，要得到高质量的图像，作为发射线圈不仅能量转换的速度要快、效率高，而且射频场也达到高度均匀，以保障被激发的生物样品得到均匀一致的强度。作为接收线圈最主要的是检测灵敏度要高，以保障足够的信噪比，具备合适的反映相邻组织间微小差别的能力[12]。但是发射线圈的高均匀性与接收线圈的高灵敏度、高信噪比很难同时满足。通过毕奥萨伐尔定律可知，磁场强度反比于距离的平方，线圈离样品越近强度越大，作为发射线圈均匀性越差，而作为接收线圈灵敏度就高。把它们分开为二组线圈又出现互相耦合信噪比降低等问题，所以对射频线圈的优化研究一直是MRI热点之一[13,14]，特别是线圈的形状一直被认为是影响线圈质量最重要的因素[14]。本研究吸取了鞍形线圈能提供与主磁场方向垂直的高均匀射频场的优点，又吸取了螺线管线圈作为接收线圈灵敏度高、场均匀的优势。理论上发射与采集为两组线圈，节省了宝贵的主磁场空间，实践中两组线圈并为一组，通过电路控制电流方向，实现发射与接收信号正交，避免它们之间的藕合干扰。

为了确保发射场的均匀性，采用加权修正的方法，具体做法是用水模作图像，用自己研制的三维核磁共振一体化集成软件计算机软件求出亮度分布函数，在实际的成像中除以该函数。同时把一个射频线圈分成4组线圈并联(见图2和图3)，降低电阻，减少损耗，增加磁场均匀性和线圈的灵敏度。本研究发射线圈固定于主磁体腔内，能产生硬脉冲和软脉冲，频率调节范围为0至70MHz，调节精度步长为0.01Hz，同时采用DDS技术，因此其稳定度高达10-8。

注：1.主干传输线圈；2. 四组线圈；3.谐振电容；4.退耦电容；5.耦合电容；6.与电路连接的输入与输出接口

图2射频线圈结构原理图

注：1. 退耦电容；2.耦合电容；3. 同轴电缆；4. 耦合电容；5. 谐振电容；6. 四组线圈

图3射频线圈电容连接方式

1.4仪器的研制将自行研制的主磁体、梯度线圈、射频线圈等组装成MRI仪。MRI仪是异常复杂的装置，不仅要有高质量的磁场系统，还要有高质量的软件系统，软件包括计算机控制系统，准确发布控制、接受、存储的各项指令以及可编程脉冲序列发生器、脉冲序列控制、图像数据采集控制、数据的处理系统，信号的可视化系统等。同时还研发了三维核磁共振一体化集成软件[7]，以及其他配套装置如：成功设计了前置放大、功率放大、收发开关等电路。我们研发的两种永磁型磁共振成像仪的参数如下:①主磁场强度1.5T，匀场体积35mm直径球，磁极间隙42mm，质量400kg。SE序列T1加权，TR=200ms，TE=15ms，FOV=35mm×35mm。②主磁场强度1.2T，磁极间隙70mm，质量1200kg，匀场体积60mm直径球，SE序列T1加权，TR=100ms，TE=15ms，FOV=50mm×60mm。

1.5水模制作与仿真成像梯度线圈研发中，为确定永磁场梯度场的线性度，通过计算机仿真和水模成像反复调整得到合适的梯度场。圆柱形水膜用有机玻璃制作，直径22mm、高30mm和直径48mm、高60mm，内装0.3%水溶液。射频线圈研发中，得到足够均匀的射频场水模图像后，进行了加权修正。利用计算机软件除以此时视场的亮度分布，确保图像的质量。水模最后图像见图4。

注：a:非线性度为0.3%；b:非线性度为5%；c:非线性度为10%；d:1.2T,48mm孔径射频线圈水膜图像

图4梯度场不同线性度的T1加权轴向水膜图像的比较

1.6小鼠扫描成像选用上海实验动物中心4周龄的健康雄性昆明小白鼠12只，体质量在17～20g。麻醉采用氨基甲酸乙酯经腹部注入，注射量为1g/kg ，5min后进行成像扫描。作为对照组，另选昆明小鼠2只(其中一只备用)体质量均为20克，腹部注射10%水合氯醛，3min后在人体用超导型1.5T MRI机上作冠状面和矢状面扫描。所有小鼠进行横断面和冠状面扫描。两种扫描方式均采用x、y方向相位编码，z方向频率编码。横断面扫描，数据矩阵512×36×256，图像矩阵1204×1204；冠状面扫描数据矩阵32×512×256，图像矩阵512×512。扫描采取3维模式、射频脉冲为sinc形式，用自旋回波序列(SE)，完成T1加权图像。

2结果

本研究采用三维成像技术，为实现连续采集，片层间应紧密衔接，避免层间信号泄漏的问题。为了一次激发整个块层，RF脉宽50kHz，能大大缩短脉冲持续时间。减小TE，从而减少弛豫的信号损失，得到较高的信噪比,以便在中场(1.2～1.5T)的情况下得到较好的图像。由自主研发的小动物用磁共振成像仪对小鼠扫描成像实验可知：不同的小鼠，不同的试验时间得到的图像基本一致，说明仪器具有可重复性，性能比较稳定。每次试验均得到128层图像，随机选取8层。 胸腹部图像，横断面扫描，选层厚度为0.3mm，随机选取图像见图5(1.5T，35mm)。全身图像，冠状面扫描(1.2T，60mm)，选层厚度为0.4mm，随机选取冠状面全身图像见图6。

图51.5T、35mm孔径的永磁磁共振仪器小鼠横断面T1加权图像。

图61.2T、60mm孔径的永磁磁共振仪器小鼠冠状面T1加权图像。

图5给出了轴向(横断面)T1加权鼠图像，从胸部到腹部选取了8幅，胃、大肠、肌肉、空肠、盲肠、心脏、椎骨和脊髓。虽然他们不是那么清晰的高场图像但都可以很好地观察到。图6显示了8幅冠状T1加权图像均为从头部到尾部比较清晰的图像。此外，它可以明确区分解剖结构，包括肌肉、脑、耳、肾、肝、胃、空肠、盲肠等内脏组织。图像下面的数字是选取图像的序号。

图7左图为人体超导机获得的图像；右图为自主研发的永磁磁共振仪获得图像。

图8与超导型人体机层间跃变的比较，右图为本机第40层和41层，左图为人体机第4层和第5层。

采用超导型1.5T机，扫描数据矩阵256×256，TI=750.0ms，TR=2118.8ms，TE=10.7ms，选用医院人体磁共振机最小腕部线圈，选3mm厚的薄层，得到T1加权图像，见图7左图。图7右图是本研究1.5T仪器图像：SE序列，TR=180ms，TE=60ms。由于体位不同，人体机内小鼠平卧；而本研究中小鼠倒挂于磁场内，重力作用使得同是矢状面有不同的宽度，只能采取大致相当的层面与位置进行比较。本研究对鼠(头部)切层在60层左右，图8给出了两种机器不同层厚相邻层间跃变情况，右图为本研究第40层和第41层，层厚为0.4mm，左图为人体机第四层和第五层，层为3mm。由图7、8可见人体机有非常好的信噪比和对比度，但不能分辨微小细节。可见用于人体的仪器不做特殊的配置不能直接用于小鼠成像。对于小鼠来说腕部线圈太大，同时由于线圈比较昂贵(几十万元人民币)，一般医院不配置小动物专用线圈。实验中由于小鼠3mm的选层太厚，加上2D成像层间隔的存在，层间跃变太快不便于细节的研究，因此三维成像可很好的解决这个问题。

3讨论

本研究在以往微型磁共振成像教学仪的基础上，对磁场系统进行了研发改进。磁场系统是MRI中最主要的部件，特别是主磁场的强度和均匀度。对永磁型磁共振仪，提高主磁场强度的核心在于合金的方式和手段，经改进主磁场强度可达1.2～1.5T。随着主磁场强度的提高，对于相同的磁场均匀度指标，磁场偏差的绝对值大大增强，所以无源匀场更细致。有源匀场中施加匀场线圈达20组，实现了3阶匀场，在孔径60mm情况下仍能达到0.8ppm，使图像质量有了很大提高。

总之，磁场1.2～1.5T，匀场直径25～60mm永磁型MRI的研制获得了成功，由图5、6可见无论头部或腹部的像都能较清楚的分辨小鼠的组织器官，但在接近起始层或终了层的层面，噪声较大，没有组织结构。这是由于我们的匀场空间是一个直径为35或60mm的球形空间不是柱形空间，另外，射频线圈的SNR随着线圈的增大而减小，螺线型线圈中间位置性能最佳，SNR最高。由于是三维成像，可通过调整鼠在主磁场的位置使感兴趣区位于最佳。但还存在着一些不足，首先目前比较成熟的序列只有T1加权，活体的T2加权像还不够稳定，而在疾病性质分析上用得较多的是T2加权，将加快研究的步伐，开发更多的成像序列。第二改进鼠的固定装置，统一鼠的体态，使图像更具可比较性。总之，人体磁共振仪不便于直接用于小鼠成像，且费用高昂一般研究课题承担不起。购买国外的小动物用超导MRI机，一般科研单位大专院校由于经费问题也是不现实的，这就突出了研制永磁小动物用MRI的意义。

参考文献

[1]Adrianus J,Bakermans,Desiree Abdurrachim,et al.Small animal cardiovascular MR imaging and spectroscopy[J].Progress in Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy,2015,88-89:1-47

[2]D.S.Marinier,O.Beuf,C.Billotey, et al. The ANIMAGE project: a multimodal imaging platform for small animal research[J].Nuclear Instruments and Methods in Physics Research,2004,527(2):117-123

[3]Y. Lvovsky, E. W. Stautner, T. Zhang. Novel technologies and configurations of superconducting magnets for MRI, Superconductor Science and Technology[J].2013,26(1):093001-093072

[4]C. K. Kang, M. K. Woo, S. M. Hong,et al.Intracranial microvascular imaging at 7 T MRI with transceiver RF coils, Magnetic Resonance Imaging[J].2014,32(1):1133-1138

[5]谢寰彤.实用新型专利:磁共振成像用的自屏蔽梯度线圈，专利号CN 202189140 U, 2012-04-11

[6]谢寰彤.实用新型专利: 一种用于磁共振成像的射频线圈装置，专利号CN 202189138 U, 2012-04-11

[7]谢寰彤.寰彤三维核磁共振一体化集成软件.中华人民共和国国家版权局计算机软件著作权登记证书.登记号：2012SRO03945, 2012-01-18

[8]W. Anderson.Electrical Current Shimming for correcting Magnetic Fields[J].The Review of Scientific Instruments[J].1961,32(3):241-250

[9]B.Dorri,M.E.Vermilyea.Passive Shimming of MR Magnets:Algorithm Hardware and Results[J].IEEE Trans.on Applied Superconductivity,1993,3(1):641-643

[10]L.M Liu,H.Sanchez-Lopez,M.Poole,et al.Simulation and analysis of the interactions between split gradient coils and a split magnet cryostat in an MRI-PET system[J].Journal of Magnetic Resonance, 2012,222(1):8-15

[11]B. Fisher, J. Dillon, N. Carpenter,et al,Design of a biplanar gradient coil using genetic algorithm. Magnetic Resonance Imaging[J].1997,25(1):369-376

[12]周寿增，董清飞.超强永磁体-稀土铁系永磁材料[M].北京:冶金工业出版社，2004

[13]V.V. Kuzmin, C.P. Bidinosti, M.E. Hayden,et al.An improved shielded RF transmit coil for low-frequency NMR and MRI[J].Journal of Magnetic Resonance[J].2015,256(1):70-76

[14]T.W.Peter,K.F.Larry, C. Stuart, et al. An inverse method for designing loaded RF coils in MRI[J].Meas.Sci. Technol. 2006, 17(9):2506-2518

(岳静玲编辑)

敬告

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【作者简介】王广新(1980-)，男，硕士。研究方向：理论物理。

【基金项目】河北省科技厅科技计划项目(编号：08202133D，13202001D)。

[中图分类号]R 312

[文献标识码]A

[文章编号]2095-2694(2016)01-003-5