自1984年磁共振成像(MRI)作为商业可用的诊断工具以来，定义图像质量的所有特征，如分辨率、信噪比(SNR)，速度都取得了显著的改善。最初，采集一幅矩阵为128× 128像素的自旋回波图像需要几分钟，技术发展至今使用基于SE的技术进行肌肉骨骼和神经研究的标准矩阵是512x512，成像时间相似。此外，回波平面成像(EPI)技术的引入使早期MRI扫描仪在大约100毫秒内获得128x128图像成为可能，这种分辨率和速度的提高只能通过最近几代MRI扫描仪的梯度硬件的改进来实现。在1984年，当爬升时间为1 ~ 2 ms时，梯度的典型值在1 ~ 2 mT/m范围内。在过去的十年里，梯度场强和爬升时间在数量级上发生了巨大变化，目前的梯度技术允许应用梯度场强高达80 mT/m(适用于全身应用)，爬升时间下降到100µs。如果使用专用梯度线圈，如头插入梯度线圈，甚至更高的梯度场强和更短的爬升时间也是可行的。
梯度(G)定义为磁场的变化量(ΔB)除以距离的变化量(Δs)，只要空间中两点之间的磁场大小或方向不同，就存在梯度。例如，主磁场两端的磁场分别为1.000T和1.002 T，两点位置相距1米，则梯度G=（1.002-1.000）/1=2mT/m，梯度磁场的另外一个重要指标是切换率，切换率=梯度场强/爬升时间。
如右上图所示，几乎所有的MR系统都使用三组梯度线圈:x、y和z梯度。每个线圈组由一个独立的功率放大器驱动，并创建一个梯度场，其z分量分别沿x、y和z方向线性变化。z-梯度的设计通常基于圆形(Maxwell)线圈，而横向(x-和y-)梯度通常具有鞍形(Golay)线圈配置。需要注意的是，x和y梯度并不会使主(Bo)场横向倾斜或剪切。x和y梯度只提供Bo场的z方向增强，如左上图所示，当x梯度打开时，Z分量会沿着x方向线性变化，y和z方向同理。应用梯度场会导致质子的频率随梯度方向的位置而变化。这种频率的变化可以用于空间编码。如果梯度是在层面选择和信号读出期间释放，可以选择垂直于梯度方向的切片。例如，如果以这种方式打开z梯度，则在仰卧患者中创建一个横向切片。倾斜切片可以通过同时打开两个或多个梯度来获得，这就是MR可以任意角度2D成像的原因。
在MRI成像过程中，可实现的分辨率δx与梯度时间积分GR t dt成反比，如下图所示，对于特定MR序列，在不牺牲分辨率的前提下，缩短检查时间只能增加梯度振幅（G），同时必须减少爬升时间。这就很好的解释了梯度性能越强，扫描时间越快的内在原因。
下图揭示了常用临床序列的选择，a是带有流动补偿的常规GRE RO梯度脉冲波形，b使用更快的梯度可以缩短流动补偿梯度，而回波时间TE可以保持不变，同时可以使用更低的读出带宽，提高了信噪比。C同样使用了更快的梯度，此时te时间可以缩短，降低扫描时间，如果选择和a保持同样的扫描时间，就可以采集更多的数据，实现更高的空间分辨率，d为选择尽可能短的TE，与图a-c所示的病例相比，可以更快地扫描，但是，较高的读出带宽将导致图像信噪比下降。因此，根据速度或分辨率，可以选择上述合适的方案来获取数据。例如动态心脏成像(涉及运动)将受益于使用图d方案的序列，而对于形态学成像(不涉及运动)，例如神经成像，可以使用图b或c所示的序列，因为在与传统序列(图a)的成像时间相似的情况下，可以具有更高的分辨率。
虽然看起来梯度为临床序列带来很多好处，但是快速切换的高梯度场强也会产生一些副作用，这些副作用的主要来源是电磁场及其作用力与人体生理的相互作用。一方面，梯度的快速转换可以在人体中引入电场，引起肌肉和神经的刺激。另一方面，快速切换的高梯度场会产生噪声，这需要注意，以避免病人因噪声而感到不适。
根据法拉第感应定律和麦克斯韦定律，时变磁通量dB/dt在导电环境中产生电场E。对于半径为r的导电环，通过磁通变化dB/dt的简单情况，计算了感应电场为：，如左下图所示，峰值dB/dt(以及E)值出现在斜坡上升和斜坡下降阶段。因此，PNS通常出现在使用快速梯度切换的脉冲序列中，如回波平面（EPI）、TSE或SSFP技术中。根据右下图所示，最大的梯度场可能出现在FOV之外，因为只有最线性的中心段用于成像。最强的诱发电场通常位于患者较浅的部分，存在许多周围神经运行。E场也集中在不同电导率的组织(如骨、脂肪和肌肉)并列或金属植入物附近。
随着最近MRI梯度线圈硬件性能的改进、周围神经刺激(PNS) 已经成为这些系统充分利用快速成像的重要限制。当症状轻微时，PNS可被感知为刺痛感或叩击感，通常会让患者感到惊讶，但没有真正的不适或身体危险。随着刺激强度的增加，运动神经去极化产生进行性加重导致疼痛的肌肉痉挛/收缩。有文献在动物模型模拟PNS中发现，心脏浦肯野纤维兴奋可以在非常高的暴露水平下发生心律失常(远远超过人类在当前一代MR扫描仪中所经历的)。下图揭示了外周神经和刺激强度以及刺激时间的关系，rheobase代表激发所需的最小刺激，而chronaxie则是在两倍rheobase值下应用去极化刺激所需的时间。基于文献对人体志愿者的研究，使用具有不同爬升时间(tstim)的梯形梯度扫描全身圆柱形磁体，周围神经刺激chronaxie约为0.36ms，对应的rheobase约为2.2 V/m或20 T/s(分别用E和dB/dt单位表示)，我们可以看到这个数值相对于3TMR来说，也是远远超过了临床梯度水平。
较大的轴突比较小的轴突更容易去极化，就像那些有解剖旋转和扭结(电流密度可能集中的地方)的轴突一样。心肌收缩所需的模拟水平至少是PNS的10-100倍。因此，受试者意外暴露在非常高水平的dB/dt，在达到危及心脏的水平之前，肯定会经历警告性周围神经刺激。国际电工委员会在其标准(IEC60601-2- 23:15 2015)中建立了可接受的水平，以保护患者和受试者免受PNS和心脏刺激。IEC采用指数模型(而不是双曲线模型)来计算心脏限值，得出普遍公认的保守阈值(例如，对于1毫秒的刺激，约为PNS限值的2.5倍)。
随着快速磁共振成像技术的引入，噪声变得越来越大，过大的噪声可以对患者和工作人员造成不适或伤害。因此，由监管机构设定的最大噪声限制必须适用于MRI。噪声是由所谓的洛伦兹力引起的。如左下图所示，洛伦兹力作用于带有电流的导线，I暴露于磁通量当中，当电流流向观察者时（用“圆点”表示）力F指向上方。当电流指向远离观察者(用x和-I表示)时，力F指向向下。而对于z梯度线圈，两种情况同时出现。正电流(在正z位置产生通量的提拉)在右侧扩大线圈结构并在左侧收缩它。当电流极性改变时，收缩和膨胀分别发生改变。这会导致梯度孔内空气的压缩和低气压循环从而产生振动，并产生噪声。右下图为产生了称为本征模式的复杂振荡模式。
当通过导线的电流暴露在磁通量时，一个垂直于电流的力就产生了。数学上可以用向量乘积表示：F~ I × B，F是作用在导线上的力，I是通过导线的电流，B是导线的磁通量。所有的量都可以用向量来描述。洛伦兹力与MRI扫描仪的磁场成正比。在MR扫描仪中，主磁通量B和通过梯度线圈的电流产生线圈结构的变形。这种效应会引起类似于扬声器的振动，从而产生噪音。当以最大电流和最小爬升时间脉冲通过线圈时，噪声的振幅最大。当三个梯度轴同时产生脉冲时，将产生最高的噪声水平。一般来说，梯度线圈有几种振动模式，所谓的本征模式取决于它们的几何尺寸和材料特性，如重量和刚度。临床扫描仪现在从0.2特斯拉到3特斯拉，而人体研究扫描仪现在达到超高场(UHF)强度7特斯拉和9.4特斯拉，由于洛伦兹力对梯度线圈结构提出了巨大的挑战。
参考文献：
Davids M, Guérin B, vom Endt A, et al. Predictionof peripheral nerve stimulation thresholds of MRI gradient coils using coupledelectromagnetic and neurodynamic simulations. Magnetic Reson Med 2019;81:686-701.
Glover PM. Interaction of MRI field gradients withthe human body. Phys Med Biol 2009; 54:R99-R115
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