研發高質量的射頻線圈,以提高永磁微型小動物用磁共振成像儀的成像質量。在分析各類線圈的基礎上,認為對于永磁系統中的螺線管型線圈有獨到的優越性,但直接應用不能滿足成像需要。通過理論分析螺線管射頻線圈磁場的特點,確定了進一步提高線圈磁場的均勻性、提高接收信號的靈敏度和信噪比為研究方向。借鑒了鳥籠型、馬鞍型和相控陣線圈的優勢,避開它們的不足,使用自己專利技術的合金材料設計并制作出適用于永磁微型磁共振成像儀的龍骨狀、多線圈組合型、單通道整體射頻接收線圈,并申請了專利。安裝于25 mm孔徑,主磁場強度0.5 T、1.5 T,以及50 mm孔徑,主磁場強度0.48 T的三種儀器上,進行小鼠、大鼠和荷瘤裸小鼠實驗,結果表明該射頻接收線圈完全適用于永磁型成像系統。
引用本文： 侯淑蓮, 謝寰彤, 陳偉, 王廣新, 趙強, 李石玉. 永磁微型磁共振成像儀的射頻線圈及鼠成像實驗. 生物醫學工程學雜志, 2014, 31(5): 1023-1030. doi: 10.7507/1001-5515.20140192 復制
引言
在磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)技術中，射頻(radio frequency,RF)線圈是用來激發和接收生物樣品的成像信號，是成像系統中最核心的部件之一。射頻線圈與主磁場線圈和梯度場線圈最大的不同是其產生和檢測的信號都是時變磁場，但在中、低場強的情況下，成像的空間尺寸遠小于射頻信號的波長，可以忽略它的時變性而直接采用靜態解，大大簡化了研究方法[1]。射頻線圈的經典設計方法一般是采用已有特定線圈的結構，比如最簡單的單線圈、螺線管線圈[2]、鳥籠線圈[3]、馬鞍形[4]、多個單元陣列構成的相控陣線圈[5-6]以及根據目標要求進行的基礎線圈優化與組合。要得到高質量的圖像，對于發射線圈不僅要求其能量轉換的速度要快、效率要高，更要求其射頻場保持高度的均勻一致，以保障被激發的生物樣品得到均勻一致的激發強度。對于接收線圈，最主要的是檢測的靈敏度要高，以保障足夠的信噪比(signal-noise ratio,SNR)，使其具備反映相鄰組織間微小差別的能力[1]。只有能把同一組織內和不同組織間微小差異反映為可分辨的圖像灰度差異，這樣的圖像才是有用的。但是發射線圈的高均勻性與接收線圈的高靈敏度、高信噪比很難同時滿足，把它們分開為兩組線圈,又會出現互相耦合、信噪比降低等問題，所以對射頻線圈的優化研究一直是MRI的熱點之一。在設計方法上，由于傳統的經典方法使線圈的形狀很難有所突破，用成像系統對射頻線圈的要求反推出其結構及幾何形狀稱為“逆方法”(或目標場法)[7-9]是目前較常見方法之一。隨著近十年來并行成像技術的不斷發展，對射頻線圈提出了更高的要求，基于小線圈多通道采集的相控陣線圈[6]，將每一個線圈采集到的信號進行疊加擴大了成像區域，既保留了小線圈的低噪聲、高靈敏度，又形成了各區域信號有機結合的強信號，大大提高了信噪比，為并行成像技術的發展提供了基礎，是目前市場的主打線圈。伴隨的問題是如果要消除小線圈間耦合并實現多通道采集，這將使配套電路異常復雜，大大提高了設計難度及成本，是目前優化設計的研究重點[10]。也有人提出單線圈旋轉的概念[11]，它采用并行成像技術中單個接收線圈空間敏感度編碼技術，是一個單通道線圈，這就解決了線圈陣列對應的極其復雜的去耦合等配套設施問題，降低了設計難度和成本，但同時又帶來了傅里葉變換的問題，所以目前尚在研究中。
小動物用永磁型成像儀因其低廉的價格、零運行成本，受到國內相關部門的青睞。由于其主磁場與超導型不同，線圈系統甚至比超導的更復雜，相關射頻線圈的研究更少[12]，因而進展不大。盡管我國的MRI技術總體水平落后，但對永磁體研究仍處于世界先進水平，充分利用我國資源與技術的優勢，研發具有我國知識產權的低成本、高質量的永磁體將會有廣闊的前景。目前的問題是如何盡快提高成像質量及儀器穩定性，鑒于射頻線圈是主要部件，所以我們在研發、制造小鼠用永磁微型三維磁共振成像儀[13]的基礎上對永磁型射頻線圈進行專門研究。
永磁型儀的射頻線圈有多種，其中螺線管線圈具有較高變形率、均勻性及低成本，很適合微小口徑的永磁系統。我們在研發中發現，在磁孔口徑小于20 mm的情況下，中心區域可以得到均勻度很好的磁場。特別是具有天然優勢的螺線管磁場是沿軸線方向垂直于永磁體主磁場方向。但當射頻磁場較強(15 MHz以上)和口徑較大(20 mm以上)時，均勻性減弱，電感增強，線圈損耗增加，不能直接采用，但以它為基礎吸收其它線圈組合成新型線圈則是不錯的選擇。本文介紹了在螺線管線圈基礎上吸收鳥籠線圈、相控陣線圈的優點，研發出龍骨狀、單通道多線圈組合的整體線圈。研究中，采用了發射線圈與接收線圈分開的方法，分別突出高均勻性與高靈敏度，并重點介紹了接收線圈。
1 理論分析
由于螺線管線圈與永磁主磁場形成自然垂直，因此覆蓋生物樣品比較完全，容易得到均勻的射頻場，加上幾何形狀與鼠類體型相配，有較高的填充系數，所以我們以螺線管線圈為基礎，保留其優勢彌補它的不足。設螺線管線圈長度為l，直徑為D，單位長度上的匝數為n，線圈中的電流強度為I，則由畢奧-薩伐爾定律得到Bx=μ0nI(cosβ1-cosβ2)，設線圈軸線中點為坐標原點(x=0)，該點場強為
| $B\prime x={{\mu }_{0}}nI\frac{l}{D1+{{\left( lD \right)}^{2}}},$ |
若以Bx表示單位電流在中點產生的磁感應強度，則上式有比較簡單的形式：
| ${{B}_{x}}=\frac{{{\mu }_{0}}nl}{D{{\sqrt{1+\left( \frac{l}{D} \right)}}^{2}}}$ |
1.1 射頻線圈磁場的均勻性
無論是發射線圈還是接受線圈所產生的磁場要足夠均勻才能滿足成像需要,對于螺線管線圈由式(1) 在中心處有：
| $\frac{d{{B}_{x}}}{dx}=0,\frac{{{d}^{2}}{{B}_{x}}}{d{{x}^{2}}}=0,$ |
說明在中心附近有較好的均勻性。當lD時，Bx=μ0n；當l=D時在中心處Bx=22≈0.71μ0n, 所以在螺線管內任一點場強可表示為
| ${{B}_{x}}=\lambda {{\mu }_{0}}n\text{ }(0\lambda 1),$ |
一般認為射頻線圈產生磁場的均勻性ΔBx=|B||x|＜l2-B|x=0|＜0.05 , 即可滿足均勻度要求。計算表明l越長，x軸上的均勻度越好，線圈內射頻場的均勻區域越大。
1.2 接收線圈的靈敏度與信噪比
對于接受線圈需要有足夠的靈敏度以保證在小動物信號非常微弱情況下獲得較高的信噪比[12]。分析線圈靈敏度的通常方法是將接收線圈當作發射線圈，用同樣的電流激發，線圈產生的射頻磁場越強，表明線圈的靈敏度越高。由式(1)可見在D不變的情況下增加l和n，Bx增加，即靈敏度增加，也就是在同樣生物體條件下接收到的信號強度增加。由于磁體空間所限不可能無限增加l，另一方面增加l勢必增加邊緣場延伸效應，加強了與周圍環境相互作用的機會和強度，還有增加l和n都會使線圈的電感增加，由諧振條件：
| ${{\omega }_{0}}=\frac{1}{\sqrt{LC}}=\gamma {{B}_{0}},$ |
增加了電感L就要減小諧振電容C，電路中不可避免地存在分布電容，諧振電容必須遠大于分布電容，所以不能無限制的減小諧振電容，也就是說l和n都不能很大。在這種情況下如何提高線圈靈敏度是射頻線圈設計中需要考慮的重要問題。
射頻線圈的另一個基本要素是信噪比一定要高，這需要考慮兩方面：一個是線圈的靈敏度，前面已進行了討論；另一個是噪聲，也就是說在同樣的生物環境下得到高信號和低噪聲是成像質量的保證。所以噪聲要盡量地小，不能讓噪聲湮滅信號，噪聲(noise)見下式[1]：
| $noise\propto 4KT\Delta fR$ |
信號可表示為[1]
| $\left| S \right|={{\omega }_{0}}{{M}_{0}}{{B}_{x}}{{V}_{S}},$ |
式中T為線圈溫度，K為波爾茲曼常數，Δf為實驗頻寬，R是有負載時線圈的等效電阻，VS為樣品體積。M0為樣品的磁矩，ω0=γB0，在0.5T≤B0≤4.0T時可以認為R≈Rsample，樣品貢獻給線圈的等效電阻正比于接受信號有效區域的體積[2]，若設為VC，則有R∝VC，定義η=VSVC稱為填充系數或填充因子，由式(5)和(6)經進一步的計算可得如下式子[14]，即
| $NSR\propto {{B}_{x}}{{B}_{0}}{{(或{{\omega }_{0}})}^{\frac{3}{2}}}{{Q}^{\frac{1}{2}}}\Delta {{f}^{\frac{1}{2}}}~\eta $ |
其中Q為線圈品質因數()。可見，要提高信噪比可以通過提高螺線管線圈內的Bx、主磁場強度B0；或在主磁場強度B0一定的情況下，提高線圈的品質因數Q，即可通過減小線圈的R、盡量減小Δf來實現。再有就是提高η，使線圈更靠近生物樣品，既可以提高信噪比又得到了更強的信號。需要注意的是，高信噪比并不總代表高分辨率[12]，甚至可以通過犧牲分辨率來提高信噪比，但它是提高分辨率的重要因素[1]。
2 射頻線圈的設計與研制
2.1 射頻接收線圈的設計
在理論分析的基礎上吸收其它類型線圈的優點，經結構變形與重組，克服了螺線管線圈在較高頻率、較大功率下的不足，研發出龍骨狀多線圈并聯的單通道整體線圈。該線圈用電容阻隔為4段，吸收鳥籠線圈的場均勻區較大、馬鞍形線圈的并聯可降低電感的優點，有效地減小了工作區域的電場，大大降低了損耗。但鳥籠線圈和馬鞍形線圈磁場方向均與軸線方向垂直，所以在參數選擇上需注意射頻場沿線圈的軸線方向。把一個大的螺線管線圈分割成若干個小線圈，吸收相控陣線圈的可大幅度提高線圈靈敏度的優點，采用單通道保留了單線圈的低噪聲優勢，避免了多通道采集中為消除小線圈間耦合而添置的異常復雜的配套電路，既保持了較好的性能又大大降低了制作成本。我們所涉及的是中低場系統，共振頻率為23~69 MHz，此時激發射頻的波長遠大于儀器腔體的尺寸[1]，可以直接采用穩恒磁場來討論。圖 1(a)為接收線圈簡化原理圖，圖 1(b)為它的等效電路。圖 2為射頻線圈示意圖。
圖1
射頻線圈電路圖
(a)電路圖；(b)等效電路圖
Figure1. RF coil circuit diagram(a) circuit diagram; (b) equivalent circuit diagram
由圖 1可見，諧振線圈由4個并列線圈構成，其中L2表示電感，C3表示諧振電容，每個線圈之間通過退耦電容C4相聯，避免線圈之間的耦合。通過耦合電容C5接入主干傳輸導線“1”，連接線“6”作為輸入、輸出接口與電路連接。電感L2與電容C3滿足共振頻率ω0的諧振條件，為了提高靈敏度和信噪比，需要提高線圈n，我們用較厚的(2 mm)銅管切割成銅環把匝數變為銅帶使n→∞。整個線圈被退耦電容C4分離為4段，各段間用絕緣材料阻隔，既減小了電感L又抵消了4個線圈之間的互感，截斷了線圈間的能量交換，實現線圈間的零耦合，結構示意圖如圖 2所示。并列排放的4個線圈諧振頻率和工作頻率均相同，為了減小分布電容，每段環形線圈上端開口且切割成月牙形(見圖 2)，以便建立與生物體較強的耦合并減小衰減。另外小線圈的組合能大大提高接收的靈敏度，保證負載接入后Q值不會有大的下降。為了保障接受諧振回路射頻電磁波能量全部經阻抗轉換網絡及信號傳輸線路輸入到磁共振信號接收機，我們使用了交叉線圈或稱發射線圈與接受線圈正交，雖然發射效率有所降低，但提高了成像質量，避免了過于復雜的配套電路。
圖2
射頻線圈結構示意圖
1:主干傳輸導線；2:4段線圈；3:諧振電容；4:退耦電容；5:耦合電容；6:接線，作為輸入輸出接口和電路連接
Figure2. A schematic diagram of the radio frequency coil structure1： backbone transmission wires; 2： four segments of the coil; 3: resonant capacitor; 4: decoupling capacitor; 5: coupling capacitor; 6: wiring as input-output interface with the circuit connection
2.2 線圈的材料與制作
本文涉及到的永磁磁共振成像儀分為孔徑為25 mm和50 mm兩種。用自行研制的專利銅合金[15]制作，將壁厚2 mm的合金銅管切割成6 mm高(用于25 mm口徑)和12 mm高(用于50 mm口徑)的環各4個，把每個環切割成月牙形線圈組，諧振電容采用25 PF和5 PF無磁電容，耦合電容采用10 PF無磁電容，互感退耦電容采用30 PF無磁電容。主干傳輸線采用自行研發的專利合金材料[15]制作，寬度為3 mm，厚度為1 mm，線間距為10 mm，阻抗50 Ω。連接線“6”采用5 mm、50 Ω雙層同軸屏蔽線，按原理圖安裝，安裝后置入永磁口徑中。注意調解諧振電容使諧振頻率等于工作頻率，當線圈進入主磁體孔徑后有效空間變小，使電感的磁力線向線圈外延伸受限，導致等效電感減小；生物體進入線圈后，生物體介電常數ε比空氣大很多，使線圈有效電容增大，所以調諧也是很重要的。我們采用了自動調諧電容，保證工作頻率與諧振頻率的一致性。諧振頻率為0.5 T、23 MHz 和1.5 T、69 MHz。為了安裝方便和減小寄生耦合，退耦電容安裝在各個線圈的下部，互感電容安裝在主干傳輸線的上方。諧振回路由4個并聯電容的諧振回路構成，傳輸線的特征阻抗為50 Ω，單純的串聯或并聯電路不容易匹配及實現有效的吸收功率，而串、并聯組合比較容易把諧振電路的阻抗折合為50 Ω，實現諧振回路與系統的阻抗匹配。
3 水模與動物成像
3.1 射頻線圈、成像儀及樣本
3.1.1 射頻線圈、成像儀及模擬樣本
自行研發射頻線圈兩種，口徑分別為25 mm和50 mm，分別裝入自行研發的HZ-3DNMR25(0.5 T,1.5 T)和HZ-3DNMR50(0.48 T)成像儀樣機內。圓柱形水膜用有機玻璃制作，分別為直徑22 mm、高30 mm和直徑48 mm、高60 mm，內裝0.3%CuSO4水溶液。
3.1.2 生物樣本
上海實驗動物中心提供的健康雄性昆明小鼠12只，6周齡，體重28~30 g；荷瘤裸小鼠2只，體重21~22 g，9周齡，腫瘤品系為LoVD大腸癌，皮下原位傳代，發生部位為腋下，腫瘤生長時間為4周。上海實驗動物中心提供大白鼠(wistar)6只,體重149~150 g，5周齡。麻醉采用氨基甲酸乙酯經腹部注入，注射量：1 g/kg，5 min后行成像掃描。
3.2 成像方法
掃描采用三維模式、用自旋回波脈沖序列(spin echo，SE)對所有鼠分別進行橫斷面或冠狀面成像。FOV：25 mm×25 mm、50 mm×50 mm；掃描數據矩陣：128×128×32、256×256×36；圖像矩陣：1 304×695、1 040×1 040。
3.3 結果
在螺線管型射頻線圈的基礎上，吸收其它形式線圈的優點，克服缺點并成功研發出適用于永磁型MRI的龍骨狀多線圈組合型單通道整體射頻接收線圈，申請了專利[16]。制作的兩種口徑的線圈分別安裝于自主研發的三臺永磁微型三維磁共振成像儀樣機上，三種儀器的主磁場[17]、梯度線圈[18]用自己的專利技術制作，在主磁場和梯度線圈調試的足夠理想情況下，先進行水膜成像實驗，同時對射頻線圈作進一步的調試，然后進行小鼠、大鼠及荷瘤裸小鼠成像實驗。
4 討論
4.1 關于射頻線圈
前面已經提到高信噪比并不總代表高的分辨率。研發實踐表明再高的信噪比也不能保證圖像是有用的，成像是為了診斷，是為了區別患病組織與正常組織，如果不能使兩種組織間產生足夠差別的信號來區分它們，這個成像就是無意義的，所以應在靈敏度足夠高的前提下實現更高的信噪比，即首要任務是提高靈敏度。以往的研究只要提高靈敏度，一般就涉及提高線圈的Q值，從而轉向Q值研究。研發實踐表明，更重要的是提高檢測樣品和線圈的耦合，使線圈最高Q值的最佳耦合空間落在檢測樣品區內，因最高Q值線圈的最佳耦合空間極有可能不在檢測樣品區域而使靈敏度下降。生物體置入主磁場使線圈系統等效電容增大，等效電感減小，總體諧振頻率下降，Q值下降，加上導線的衰減和樣品對信號的吸收，破壞了線圈的耦合。線圈導線過長或電阻率過高是無載荷衰減的主要原因，接收的信號通過線圈返回樣品而被吸收是有載荷衰減的原因，都會使靈敏度大大下降。由Q值的原始定義(存儲能量的最大值與每周期消耗的能量的比值)和計算公式可知，一方面Q值會下降，另一方面最佳Q值會脫離樣品空間。經研制專利高導電合金，減少導線長度，用高導電合金銅帶代替單砸繞制，采用環形、中空的月牙結構，提高填充系數，注意頻率調整等，使最佳Q值耦合于成像空間，加強了耦合，減小了衰減，提高了靈敏度。
由多個小線圈構成整體線圈實現多線圈接收也大大提高了靈敏度。單線圈接收在有負載情況下接受面積小，通過線圈反射到生物樣品的機會提高，產生嚴重衰減，Q值下降。將多個線圈組合到一起接收到的信號互相重疊加強，反射機會減小，有效地減少了Q值的下降。在我們的研發中還改善了接收磁場的均勻性。
本研究力爭把噪聲控制在最小，得到最好的信噪比。對于單線圈，噪聲主要是電子熱噪聲；對于多線圈采集，除了自身的熱噪聲外還有從相鄰線圈耦合過來的噪聲。線圈之間的耦合干擾大大增加了噪聲強度，為了降低干擾保持單線圈的信噪比，提高成像速度，需要應用多通道采集，這要配置系列的去耦工程，使多通道相控陣線圈因多路放大器及檢測電路而異常復雜，大大提高了制作成本，不適合永磁微型小動物型儀器。在沒有成功經驗可以借鑒的情況下，本研究保留了多線圈的優點，但仍采用單通道采集。通過加互感退耦電容和絕緣層把4個線圈隔離，使它們之間沒有能量交換，阻斷了線圈間的耦合。加上采用4個線圈并聯，用高導電銅帶代替一般銅線以降低電感線圈電阻，每個線圈做成中空月牙形減小分布電容，以及增加線圈的長度增強射頻磁場的強度和均勻性等措施，使信噪比接近單線圈，達到48 dB這一較高水平，而配套電路簡單多了。
4.2 主磁場0.48 T、孔徑50 mm儀器成像
4.2.1 水膜成像
將射頻線圈裝入自行研發的50 mm孔徑成像儀，進行水膜成像實驗，同時對射頻線圈作進一步的調試。把裝有3% CuSO4水溶液、內置相同直徑六角塑料螺母的塑料管放入磁場中，x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，成像參數為：數據矩陣512×36×512，圖像矩陣512×512，重復時間TR=120 ms，TE=14 ms，得到水膜圖像如圖 3(a)所示，可知線圈成功安裝，效果良好。
圖3
水膜圖像
(a) 50 mm孔徑、0.48 T；(b)25 mm孔徑、 0.5 T；(c)25 mm孔徑、1.5 T
Figure3. Water film image(a) 50 mm aperture,0.48 T; (b) 25mm aperture,0.5 T; (c) 25 mm aperture,1.5 T
4.2.2 大鼠成像
梯度場15.03 mT/m，帶寬WB=33 kHz，采用自旋回波序列，TR=200 ms，TE=25 ms。冠狀面掃描頭部圖像如圖 4(a)、(b)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣36×256×256，圖像矩陣1 304×695。橫斷面掃描頭部圖像如圖 4(c)、(d)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 304×695。成像鼠側臥于成像空間內。
圖4
50 mm口徑儀器圖像
(a)、(b)大鼠冠狀面頭部圖像；(c)、(d)大鼠頭部橫斷面圖像；(a′)、(b′)小鼠頭部冠狀面圖像；(c′)、(d′)小鼠頭部橫斷面圖像
Figure4. Images from instrument with 50 mm diameter(a)，(b) coronal plane images of rat’s head; (c)，(d) cross-section images of rat’s head; (a′)，(b′) coronal plane images of mouse’s head; (c′)，(d′) cross-section images of mouse’s head
4.2.3 小鼠成像
梯度場、帶寬、采用脈沖序列與大鼠成像相同。這里TR=100 ms，TE=15 ms。冠狀面掃描頭部圖像如圖 4(a′)、(b′)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣32×256×256，圖像矩陣512×512。橫斷面掃描頭部圖像如圖 4(c′)、(d′)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣128×32×128，圖像矩陣512×512。
4.2.4 荷瘤裸小鼠成像
梯度場、帶寬、脈沖序列與大鼠同，橫斷面掃描圖像如圖 5左上圖所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣128×36×128，圖像矩陣1 304×695，TR=200 ms,TE=25 ms。 冠狀面掃描圖像如圖 5左下圖所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣32×128×128，圖像矩陣1 304×695，TR=120 ms,TE=15 ms。 圖 5右上、右下圖為對實驗鼠行安樂死后解剖的腫瘤外觀與部位圖，與MRI圖像能夠很好地對應且腫瘤信號明顯高于周圍健康組織。
圖5
50 mm口徑儀器所得荷瘤裸小鼠圖像
左上為橫斷面胸部橫斷面圖像；右上為對應的腫瘤解剖圖；左下為冠狀面胸腹部圖像；右下為對應的腫瘤解剖圖
Figure5. Image of nude mice bearing tumors from instrument with 50 mm caliberupper left: chest cross-sectional image; upper right: the corresponding tumor anatomy； lower left: coronal images of the chest and abdomen; lower right: the corresponding tumor anatomy
由以上結果可知，大鼠、小鼠、荷瘤裸小鼠的圖像信噪比基本相同，但大鼠圖像的分辨率遠高于小鼠和荷瘤裸小鼠圖像，因小鼠在主磁場整體線圈的情況下，填充系數小，衰減大，因此要提高分辨率最好使用接近鼠體的表面線圈，這也與前面的理論分析相符合。
4.3 主磁場1.5 T、0.5 T，孔徑25 mm儀器成像
4.3.1 水膜成像
將射頻線圈分別裝入自行研發的25 mm孔徑1.5 T和0.5 T成像儀，進行水膜成像實驗的同時對射頻線圈作進一步的調試，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 024×1 024，重復時間TR=120 ms，TE=14 ms得到0.5 T水膜圖像如圖 3(b)所示，1.5 T水膜圖像如圖 3(c)所示。
4.3.2 主磁場1.5 T小鼠成像
梯度場100 mT/m，帶寬WB=50 MHz，采用自旋回波序列TR=200 ms,TE=15 ms。橫斷面面掃描，x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 024×1 024，選取頭、胸部圖像如圖 6(a1)~(a4)所示。
圖6
25 mm口徑儀器小鼠橫斷面圖像
(a1)~(a4)主磁場1.5 T；(b1)~(b4)主磁場0.5 T
Figure6. Cross-sectional images of mice from instrument with 25 mm caliber(a1)-(a4) the main magnetic field of 1.5 T; (b1)-(b4) the main magnetic field of 0.5 T
4.3.3 主磁場0.5 T小鼠成像
小鼠頭部橫斷面掃描圖像如圖 6(b1)~(b4)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 024×1 024。 采用SE脈沖序列，序列重復時間TR=120 ms，TE=14 ms，選取的是在不同時間做的大致同一層面小鼠頭部圖像。
由圖 6可見，無論是信噪比還是分辨率，1.5 T時得到的圖像都遠高于0.5 T時得到的圖像。對0.5 T場強的成像，我們曾在不同時間做過多次小鼠實驗，選取小鼠大致同一斷面圖像進行觀察，試圖在0.5 T情況下得到更好的圖像，結果分辨率和信噪比情況基本一致，怎么也達不到1.5 T的水平。說明在射頻線圈、梯度線圈一定的情況下，提高主磁場強度是提高成像質量的最佳選擇，當然對于永磁系統也是最大的挑戰。
射頻線圈雖然是核心部件之一，但也只是成像諸多因素中很重要的一個方面。MRI與X-CT成像方式最大的不同，是圖像不僅與組織密度有關，而且與弛豫時間等諸多因素有關，比如T1加權圖像的灰度差異主要決定于生物組織的不同T1。要使不同組織間或同一組織正常與病變區域有最好的對比度顯示，只有好的射頻線圈是不夠的，要根據縱向弛豫時間的差異產生可以觀察到的對比度才能形成高質量的圖像，其他加權像也如此。要提高某一個組織與其它組織的對比度可通過施加不同的脈沖序列實現，這就涉及到射頻脈沖的類型、幅度、寬度、施加的時刻、持續的時間。另外，與梯度場的線性和施加的方向、施加的時刻、施加的順序、持續的時間等關系也很大。再就是信號的采集，是直接采集FID信號還是采集回波，是梯度回波還是自旋回波，在哪一時刻采集，用什么方式采集，要采集反映生物組織哪一方面特征的信息，如何加快采集速度提高信噪比等，因此出現了各種各樣的參數，各種各樣的脈沖序列，使得MRI原理看起來異常復雜，但它有著自身的規律性。由于篇幅所限，本文只涉及了射頻線圈對圖像的影響，論述了研發和實驗狀況，表明研發的射頻線圈完全適用于永磁型成像系統。
引言
在磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)技術中，射頻(radio frequency,RF)線圈是用來激發和接收生物樣品的成像信號，是成像系統中最核心的部件之一。射頻線圈與主磁場線圈和梯度場線圈最大的不同是其產生和檢測的信號都是時變磁場，但在中、低場強的情況下，成像的空間尺寸遠小于射頻信號的波長，可以忽略它的時變性而直接采用靜態解，大大簡化了研究方法[1]。射頻線圈的經典設計方法一般是采用已有特定線圈的結構，比如最簡單的單線圈、螺線管線圈[2]、鳥籠線圈[3]、馬鞍形[4]、多個單元陣列構成的相控陣線圈[5-6]以及根據目標要求進行的基礎線圈優化與組合。要得到高質量的圖像，對于發射線圈不僅要求其能量轉換的速度要快、效率要高，更要求其射頻場保持高度的均勻一致，以保障被激發的生物樣品得到均勻一致的激發強度。對于接收線圈，最主要的是檢測的靈敏度要高，以保障足夠的信噪比(signal-noise ratio,SNR)，使其具備反映相鄰組織間微小差別的能力[1]。只有能把同一組織內和不同組織間微小差異反映為可分辨的圖像灰度差異，這樣的圖像才是有用的。但是發射線圈的高均勻性與接收線圈的高靈敏度、高信噪比很難同時滿足，把它們分開為兩組線圈,又會出現互相耦合、信噪比降低等問題，所以對射頻線圈的優化研究一直是MRI的熱點之一。在設計方法上，由于傳統的經典方法使線圈的形狀很難有所突破，用成像系統對射頻線圈的要求反推出其結構及幾何形狀稱為“逆方法”(或目標場法)[7-9]是目前較常見方法之一。隨著近十年來并行成像技術的不斷發展，對射頻線圈提出了更高的要求，基于小線圈多通道采集的相控陣線圈[6]，將每一個線圈采集到的信號進行疊加擴大了成像區域，既保留了小線圈的低噪聲、高靈敏度，又形成了各區域信號有機結合的強信號，大大提高了信噪比，為并行成像技術的發展提供了基礎，是目前市場的主打線圈。伴隨的問題是如果要消除小線圈間耦合并實現多通道采集，這將使配套電路異常復雜，大大提高了設計難度及成本，是目前優化設計的研究重點[10]。也有人提出單線圈旋轉的概念[11]，它采用并行成像技術中單個接收線圈空間敏感度編碼技術，是一個單通道線圈，這就解決了線圈陣列對應的極其復雜的去耦合等配套設施問題，降低了設計難度和成本，但同時又帶來了傅里葉變換的問題，所以目前尚在研究中。
小動物用永磁型成像儀因其低廉的價格、零運行成本，受到國內相關部門的青睞。由于其主磁場與超導型不同，線圈系統甚至比超導的更復雜，相關射頻線圈的研究更少[12]，因而進展不大。盡管我國的MRI技術總體水平落后，但對永磁體研究仍處于世界先進水平，充分利用我國資源與技術的優勢，研發具有我國知識產權的低成本、高質量的永磁體將會有廣闊的前景。目前的問題是如何盡快提高成像質量及儀器穩定性，鑒于射頻線圈是主要部件，所以我們在研發、制造小鼠用永磁微型三維磁共振成像儀[13]的基礎上對永磁型射頻線圈進行專門研究。
永磁型儀的射頻線圈有多種，其中螺線管線圈具有較高變形率、均勻性及低成本，很適合微小口徑的永磁系統。我們在研發中發現，在磁孔口徑小于20 mm的情況下，中心區域可以得到均勻度很好的磁場。特別是具有天然優勢的螺線管磁場是沿軸線方向垂直于永磁體主磁場方向。但當射頻磁場較強(15 MHz以上)和口徑較大(20 mm以上)時，均勻性減弱，電感增強，線圈損耗增加，不能直接采用，但以它為基礎吸收其它線圈組合成新型線圈則是不錯的選擇。本文介紹了在螺線管線圈基礎上吸收鳥籠線圈、相控陣線圈的優點，研發出龍骨狀、單通道多線圈組合的整體線圈。研究中，采用了發射線圈與接收線圈分開的方法，分別突出高均勻性與高靈敏度，并重點介紹了接收線圈。
1 理論分析
由于螺線管線圈與永磁主磁場形成自然垂直，因此覆蓋生物樣品比較完全，容易得到均勻的射頻場，加上幾何形狀與鼠類體型相配，有較高的填充系數，所以我們以螺線管線圈為基礎，保留其優勢彌補它的不足。設螺線管線圈長度為l，直徑為D，單位長度上的匝數為n，線圈中的電流強度為I，則由畢奧-薩伐爾定律得到Bx=μ0nI(cosβ1-cosβ2)，設線圈軸線中點為坐標原點(x=0)，該點場強為
| $B\prime x={{\mu }_{0}}nI\frac{l}{D1+{{\left( lD \right)}^{2}}},$ |
若以Bx表示單位電流在中點產生的磁感應強度，則上式有比較簡單的形式：
| ${{B}_{x}}=\frac{{{\mu }_{0}}nl}{D{{\sqrt{1+\left( \frac{l}{D} \right)}}^{2}}}$ |
1.1 射頻線圈磁場的均勻性
無論是發射線圈還是接受線圈所產生的磁場要足夠均勻才能滿足成像需要,對于螺線管線圈由式(1) 在中心處有：
| $\frac{d{{B}_{x}}}{dx}=0,\frac{{{d}^{2}}{{B}_{x}}}{d{{x}^{2}}}=0,$ |
說明在中心附近有較好的均勻性。當lD時，Bx=μ0n；當l=D時在中心處Bx=22≈0.71μ0n, 所以在螺線管內任一點場強可表示為
| ${{B}_{x}}=\lambda {{\mu }_{0}}n\text{ }(0\lambda 1),$ |
一般認為射頻線圈產生磁場的均勻性ΔBx=|B||x|＜l2-B|x=0|＜0.05 , 即可滿足均勻度要求。計算表明l越長，x軸上的均勻度越好，線圈內射頻場的均勻區域越大。
1.2 接收線圈的靈敏度與信噪比
對于接受線圈需要有足夠的靈敏度以保證在小動物信號非常微弱情況下獲得較高的信噪比[12]。分析線圈靈敏度的通常方法是將接收線圈當作發射線圈，用同樣的電流激發，線圈產生的射頻磁場越強，表明線圈的靈敏度越高。由式(1)可見在D不變的情況下增加l和n，Bx增加，即靈敏度增加，也就是在同樣生物體條件下接收到的信號強度增加。由于磁體空間所限不可能無限增加l，另一方面增加l勢必增加邊緣場延伸效應，加強了與周圍環境相互作用的機會和強度，還有增加l和n都會使線圈的電感增加，由諧振條件：
| ${{\omega }_{0}}=\frac{1}{\sqrt{LC}}=\gamma {{B}_{0}},$ |
增加了電感L就要減小諧振電容C，電路中不可避免地存在分布電容，諧振電容必須遠大于分布電容，所以不能無限制的減小諧振電容，也就是說l和n都不能很大。在這種情況下如何提高線圈靈敏度是射頻線圈設計中需要考慮的重要問題。
射頻線圈的另一個基本要素是信噪比一定要高，這需要考慮兩方面：一個是線圈的靈敏度，前面已進行了討論；另一個是噪聲，也就是說在同樣的生物環境下得到高信號和低噪聲是成像質量的保證。所以噪聲要盡量地小，不能讓噪聲湮滅信號，噪聲(noise)見下式[1]：
| $noise\propto 4KT\Delta fR$ |
信號可表示為[1]
| $\left| S \right|={{\omega }_{0}}{{M}_{0}}{{B}_{x}}{{V}_{S}},$ |
式中T為線圈溫度，K為波爾茲曼常數，Δf為實驗頻寬，R是有負載時線圈的等效電阻，VS為樣品體積。M0為樣品的磁矩，ω0=γB0，在0.5T≤B0≤4.0T時可以認為R≈Rsample，樣品貢獻給線圈的等效電阻正比于接受信號有效區域的體積[2]，若設為VC，則有R∝VC，定義η=VSVC稱為填充系數或填充因子，由式(5)和(6)經進一步的計算可得如下式子[14]，即
| $NSR\propto {{B}_{x}}{{B}_{0}}{{(或{{\omega }_{0}})}^{\frac{3}{2}}}{{Q}^{\frac{1}{2}}}\Delta {{f}^{\frac{1}{2}}}~\eta $ |
其中Q為線圈品質因數()。可見，要提高信噪比可以通過提高螺線管線圈內的Bx、主磁場強度B0；或在主磁場強度B0一定的情況下，提高線圈的品質因數Q，即可通過減小線圈的R、盡量減小Δf來實現。再有就是提高η，使線圈更靠近生物樣品，既可以提高信噪比又得到了更強的信號。需要注意的是，高信噪比并不總代表高分辨率[12]，甚至可以通過犧牲分辨率來提高信噪比，但它是提高分辨率的重要因素[1]。
2 射頻線圈的設計與研制
2.1 射頻接收線圈的設計
在理論分析的基礎上吸收其它類型線圈的優點，經結構變形與重組，克服了螺線管線圈在較高頻率、較大功率下的不足，研發出龍骨狀多線圈并聯的單通道整體線圈。該線圈用電容阻隔為4段，吸收鳥籠線圈的場均勻區較大、馬鞍形線圈的并聯可降低電感的優點，有效地減小了工作區域的電場，大大降低了損耗。但鳥籠線圈和馬鞍形線圈磁場方向均與軸線方向垂直，所以在參數選擇上需注意射頻場沿線圈的軸線方向。把一個大的螺線管線圈分割成若干個小線圈，吸收相控陣線圈的可大幅度提高線圈靈敏度的優點，采用單通道保留了單線圈的低噪聲優勢，避免了多通道采集中為消除小線圈間耦合而添置的異常復雜的配套電路，既保持了較好的性能又大大降低了制作成本。我們所涉及的是中低場系統，共振頻率為23~69 MHz，此時激發射頻的波長遠大于儀器腔體的尺寸[1]，可以直接采用穩恒磁場來討論。圖 1(a)為接收線圈簡化原理圖，圖 1(b)為它的等效電路。圖 2為射頻線圈示意圖。
圖1
射頻線圈電路圖
(a)電路圖；(b)等效電路圖
Figure1. RF coil circuit diagram(a) circuit diagram; (b) equivalent circuit diagram
由圖 1可見，諧振線圈由4個并列線圈構成，其中L2表示電感，C3表示諧振電容，每個線圈之間通過退耦電容C4相聯，避免線圈之間的耦合。通過耦合電容C5接入主干傳輸導線“1”，連接線“6”作為輸入、輸出接口與電路連接。電感L2與電容C3滿足共振頻率ω0的諧振條件，為了提高靈敏度和信噪比，需要提高線圈n，我們用較厚的(2 mm)銅管切割成銅環把匝數變為銅帶使n→∞。整個線圈被退耦電容C4分離為4段，各段間用絕緣材料阻隔，既減小了電感L又抵消了4個線圈之間的互感，截斷了線圈間的能量交換，實現線圈間的零耦合，結構示意圖如圖 2所示。并列排放的4個線圈諧振頻率和工作頻率均相同，為了減小分布電容，每段環形線圈上端開口且切割成月牙形(見圖 2)，以便建立與生物體較強的耦合并減小衰減。另外小線圈的組合能大大提高接收的靈敏度，保證負載接入后Q值不會有大的下降。為了保障接受諧振回路射頻電磁波能量全部經阻抗轉換網絡及信號傳輸線路輸入到磁共振信號接收機，我們使用了交叉線圈或稱發射線圈與接受線圈正交，雖然發射效率有所降低，但提高了成像質量，避免了過于復雜的配套電路。
圖2
射頻線圈結構示意圖
1:主干傳輸導線；2:4段線圈；3:諧振電容；4:退耦電容；5:耦合電容；6:接線，作為輸入輸出接口和電路連接
Figure2. A schematic diagram of the radio frequency coil structure1： backbone transmission wires; 2： four segments of the coil; 3: resonant capacitor; 4: decoupling capacitor; 5: coupling capacitor; 6: wiring as input-output interface with the circuit connection
2.2 線圈的材料與制作
本文涉及到的永磁磁共振成像儀分為孔徑為25 mm和50 mm兩種。用自行研制的專利銅合金[15]制作，將壁厚2 mm的合金銅管切割成6 mm高(用于25 mm口徑)和12 mm高(用于50 mm口徑)的環各4個，把每個環切割成月牙形線圈組，諧振電容采用25 PF和5 PF無磁電容，耦合電容采用10 PF無磁電容，互感退耦電容采用30 PF無磁電容。主干傳輸線采用自行研發的專利合金材料[15]制作，寬度為3 mm，厚度為1 mm，線間距為10 mm，阻抗50 Ω。連接線“6”采用5 mm、50 Ω雙層同軸屏蔽線，按原理圖安裝，安裝后置入永磁口徑中。注意調解諧振電容使諧振頻率等于工作頻率，當線圈進入主磁體孔徑后有效空間變小，使電感的磁力線向線圈外延伸受限，導致等效電感減小；生物體進入線圈后，生物體介電常數ε比空氣大很多，使線圈有效電容增大，所以調諧也是很重要的。我們采用了自動調諧電容，保證工作頻率與諧振頻率的一致性。諧振頻率為0.5 T、23 MHz 和1.5 T、69 MHz。為了安裝方便和減小寄生耦合，退耦電容安裝在各個線圈的下部，互感電容安裝在主干傳輸線的上方。諧振回路由4個并聯電容的諧振回路構成，傳輸線的特征阻抗為50 Ω，單純的串聯或并聯電路不容易匹配及實現有效的吸收功率，而串、并聯組合比較容易把諧振電路的阻抗折合為50 Ω，實現諧振回路與系統的阻抗匹配。
3 水模與動物成像
3.1 射頻線圈、成像儀及樣本
3.1.1 射頻線圈、成像儀及模擬樣本
自行研發射頻線圈兩種，口徑分別為25 mm和50 mm，分別裝入自行研發的HZ-3DNMR25(0.5 T,1.5 T)和HZ-3DNMR50(0.48 T)成像儀樣機內。圓柱形水膜用有機玻璃制作，分別為直徑22 mm、高30 mm和直徑48 mm、高60 mm，內裝0.3%CuSO4水溶液。
3.1.2 生物樣本
上海實驗動物中心提供的健康雄性昆明小鼠12只，6周齡，體重28~30 g；荷瘤裸小鼠2只，體重21~22 g，9周齡，腫瘤品系為LoVD大腸癌，皮下原位傳代，發生部位為腋下，腫瘤生長時間為4周。上海實驗動物中心提供大白鼠(wistar)6只,體重149~150 g，5周齡。麻醉采用氨基甲酸乙酯經腹部注入，注射量：1 g/kg，5 min后行成像掃描。
3.2 成像方法
掃描采用三維模式、用自旋回波脈沖序列(spin echo，SE)對所有鼠分別進行橫斷面或冠狀面成像。FOV：25 mm×25 mm、50 mm×50 mm；掃描數據矩陣：128×128×32、256×256×36；圖像矩陣：1 304×695、1 040×1 040。
3.3 結果
在螺線管型射頻線圈的基礎上，吸收其它形式線圈的優點，克服缺點并成功研發出適用于永磁型MRI的龍骨狀多線圈組合型單通道整體射頻接收線圈，申請了專利[16]。制作的兩種口徑的線圈分別安裝于自主研發的三臺永磁微型三維磁共振成像儀樣機上，三種儀器的主磁場[17]、梯度線圈[18]用自己的專利技術制作，在主磁場和梯度線圈調試的足夠理想情況下，先進行水膜成像實驗，同時對射頻線圈作進一步的調試，然后進行小鼠、大鼠及荷瘤裸小鼠成像實驗。
4 討論
4.1 關于射頻線圈
前面已經提到高信噪比并不總代表高的分辨率。研發實踐表明再高的信噪比也不能保證圖像是有用的，成像是為了診斷，是為了區別患病組織與正常組織，如果不能使兩種組織間產生足夠差別的信號來區分它們，這個成像就是無意義的，所以應在靈敏度足夠高的前提下實現更高的信噪比，即首要任務是提高靈敏度。以往的研究只要提高靈敏度，一般就涉及提高線圈的Q值，從而轉向Q值研究。研發實踐表明，更重要的是提高檢測樣品和線圈的耦合，使線圈最高Q值的最佳耦合空間落在檢測樣品區內，因最高Q值線圈的最佳耦合空間極有可能不在檢測樣品區域而使靈敏度下降。生物體置入主磁場使線圈系統等效電容增大，等效電感減小，總體諧振頻率下降，Q值下降，加上導線的衰減和樣品對信號的吸收，破壞了線圈的耦合。線圈導線過長或電阻率過高是無載荷衰減的主要原因，接收的信號通過線圈返回樣品而被吸收是有載荷衰減的原因，都會使靈敏度大大下降。由Q值的原始定義(存儲能量的最大值與每周期消耗的能量的比值)和計算公式可知，一方面Q值會下降，另一方面最佳Q值會脫離樣品空間。經研制專利高導電合金，減少導線長度，用高導電合金銅帶代替單砸繞制，采用環形、中空的月牙結構，提高填充系數，注意頻率調整等，使最佳Q值耦合于成像空間，加強了耦合，減小了衰減，提高了靈敏度。
由多個小線圈構成整體線圈實現多線圈接收也大大提高了靈敏度。單線圈接收在有負載情況下接受面積小，通過線圈反射到生物樣品的機會提高，產生嚴重衰減，Q值下降。將多個線圈組合到一起接收到的信號互相重疊加強，反射機會減小，有效地減少了Q值的下降。在我們的研發中還改善了接收磁場的均勻性。
本研究力爭把噪聲控制在最小，得到最好的信噪比。對于單線圈，噪聲主要是電子熱噪聲；對于多線圈采集，除了自身的熱噪聲外還有從相鄰線圈耦合過來的噪聲。線圈之間的耦合干擾大大增加了噪聲強度，為了降低干擾保持單線圈的信噪比，提高成像速度，需要應用多通道采集，這要配置系列的去耦工程，使多通道相控陣線圈因多路放大器及檢測電路而異常復雜，大大提高了制作成本，不適合永磁微型小動物型儀器。在沒有成功經驗可以借鑒的情況下，本研究保留了多線圈的優點，但仍采用單通道采集。通過加互感退耦電容和絕緣層把4個線圈隔離，使它們之間沒有能量交換，阻斷了線圈間的耦合。加上采用4個線圈并聯，用高導電銅帶代替一般銅線以降低電感線圈電阻，每個線圈做成中空月牙形減小分布電容，以及增加線圈的長度增強射頻磁場的強度和均勻性等措施，使信噪比接近單線圈，達到48 dB這一較高水平，而配套電路簡單多了。
4.2 主磁場0.48 T、孔徑50 mm儀器成像
4.2.1 水膜成像
將射頻線圈裝入自行研發的50 mm孔徑成像儀，進行水膜成像實驗，同時對射頻線圈作進一步的調試。把裝有3% CuSO4水溶液、內置相同直徑六角塑料螺母的塑料管放入磁場中，x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，成像參數為：數據矩陣512×36×512，圖像矩陣512×512，重復時間TR=120 ms，TE=14 ms，得到水膜圖像如圖 3(a)所示，可知線圈成功安裝，效果良好。
圖3
水膜圖像
(a) 50 mm孔徑、0.48 T；(b)25 mm孔徑、 0.5 T；(c)25 mm孔徑、1.5 T
Figure3. Water film image(a) 50 mm aperture,0.48 T; (b) 25mm aperture,0.5 T; (c) 25 mm aperture,1.5 T
4.2.2 大鼠成像
梯度場15.03 mT/m，帶寬WB=33 kHz，采用自旋回波序列，TR=200 ms，TE=25 ms。冠狀面掃描頭部圖像如圖 4(a)、(b)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣36×256×256，圖像矩陣1 304×695。橫斷面掃描頭部圖像如圖 4(c)、(d)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 304×695。成像鼠側臥于成像空間內。
圖4
50 mm口徑儀器圖像
(a)、(b)大鼠冠狀面頭部圖像；(c)、(d)大鼠頭部橫斷面圖像；(a′)、(b′)小鼠頭部冠狀面圖像；(c′)、(d′)小鼠頭部橫斷面圖像
Figure4. Images from instrument with 50 mm diameter(a)，(b) coronal plane images of rat’s head; (c)，(d) cross-section images of rat’s head; (a′)，(b′) coronal plane images of mouse’s head; (c′)，(d′) cross-section images of mouse’s head
4.2.3 小鼠成像
梯度場、帶寬、采用脈沖序列與大鼠成像相同。這里TR=100 ms，TE=15 ms。冠狀面掃描頭部圖像如圖 4(a′)、(b′)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣32×256×256，圖像矩陣512×512。橫斷面掃描頭部圖像如圖 4(c′)、(d′)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣128×32×128，圖像矩陣512×512。
4.2.4 荷瘤裸小鼠成像
梯度場、帶寬、脈沖序列與大鼠同，橫斷面掃描圖像如圖 5左上圖所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣128×36×128，圖像矩陣1 304×695，TR=200 ms,TE=25 ms。 冠狀面掃描圖像如圖 5左下圖所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣32×128×128，圖像矩陣1 304×695，TR=120 ms,TE=15 ms。 圖 5右上、右下圖為對實驗鼠行安樂死后解剖的腫瘤外觀與部位圖，與MRI圖像能夠很好地對應且腫瘤信號明顯高于周圍健康組織。
圖5
50 mm口徑儀器所得荷瘤裸小鼠圖像
左上為橫斷面胸部橫斷面圖像；右上為對應的腫瘤解剖圖；左下為冠狀面胸腹部圖像；右下為對應的腫瘤解剖圖
Figure5. Image of nude mice bearing tumors from instrument with 50 mm caliberupper left: chest cross-sectional image; upper right: the corresponding tumor anatomy； lower left: coronal images of the chest and abdomen; lower right: the corresponding tumor anatomy
由以上結果可知，大鼠、小鼠、荷瘤裸小鼠的圖像信噪比基本相同，但大鼠圖像的分辨率遠高于小鼠和荷瘤裸小鼠圖像，因小鼠在主磁場整體線圈的情況下，填充系數小，衰減大，因此要提高分辨率最好使用接近鼠體的表面線圈，這也與前面的理論分析相符合。
4.3 主磁場1.5 T、0.5 T，孔徑25 mm儀器成像
4.3.1 水膜成像
將射頻線圈分別裝入自行研發的25 mm孔徑1.5 T和0.5 T成像儀，進行水膜成像實驗的同時對射頻線圈作進一步的調試，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 024×1 024，重復時間TR=120 ms，TE=14 ms得到0.5 T水膜圖像如圖 3(b)所示，1.5 T水膜圖像如圖 3(c)所示。
4.3.2 主磁場1.5 T小鼠成像
梯度場100 mT/m，帶寬WB=50 MHz，采用自旋回波序列TR=200 ms,TE=15 ms。橫斷面面掃描，x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 024×1 024，選取頭、胸部圖像如圖 6(a1)~(a4)所示。
圖6
25 mm口徑儀器小鼠橫斷面圖像
(a1)~(a4)主磁場1.5 T；(b1)~(b4)主磁場0.5 T
Figure6. Cross-sectional images of mice from instrument with 25 mm caliber(a1)-(a4) the main magnetic field of 1.5 T; (b1)-(b4) the main magnetic field of 0.5 T
4.3.3 主磁場0.5 T小鼠成像
小鼠頭部橫斷面掃描圖像如圖 6(b1)~(b4)所示：x、y方向相位編碼，z方向頻率編碼，數據矩陣256×36×256，圖像矩陣1 024×1 024。 采用SE脈沖序列，序列重復時間TR=120 ms，TE=14 ms，選取的是在不同時間做的大致同一層面小鼠頭部圖像。
由圖 6可見，無論是信噪比還是分辨率，1.5 T時得到的圖像都遠高于0.5 T時得到的圖像。對0.5 T場強的成像，我們曾在不同時間做過多次小鼠實驗，選取小鼠大致同一斷面圖像進行觀察，試圖在0.5 T情況下得到更好的圖像，結果分辨率和信噪比情況基本一致，怎么也達不到1.5 T的水平。說明在射頻線圈、梯度線圈一定的情況下，提高主磁場強度是提高成像質量的最佳選擇，當然對于永磁系統也是最大的挑戰。
射頻線圈雖然是核心部件之一，但也只是成像諸多因素中很重要的一個方面。MRI與X-CT成像方式最大的不同，是圖像不僅與組織密度有關，而且與弛豫時間等諸多因素有關，比如T1加權圖像的灰度差異主要決定于生物組織的不同T1。要使不同組織間或同一組織正常與病變區域有最好的對比度顯示，只有好的射頻線圈是不夠的，要根據縱向弛豫時間的差異產生可以觀察到的對比度才能形成高質量的圖像，其他加權像也如此。要提高某一個組織與其它組織的對比度可通過施加不同的脈沖序列實現，這就涉及到射頻脈沖的類型、幅度、寬度、施加的時刻、持續的時間。另外，與梯度場的線性和施加的方向、施加的時刻、施加的順序、持續的時間等關系也很大。再就是信號的采集，是直接采集FID信號還是采集回波，是梯度回波還是自旋回波，在哪一時刻采集，用什么方式采集，要采集反映生物組織哪一方面特征的信息，如何加快采集速度提高信噪比等，因此出現了各種各樣的參數，各種各樣的脈沖序列，使得MRI原理看起來異常復雜，但它有著自身的規律性。由于篇幅所限，本文只涉及了射頻線圈對圖像的影響，論述了研發和實驗狀況，表明研發的射頻線圈完全適用于永磁型成像系統。
