馮慶宇

第六講 核磁共振成像裝置（MRI）質(zhì)量控制與實(shí)施保證

馮慶宇

編者按：MRI與CT在成像原理上有著根本性的區(qū)別，因此評價(jià)MRI圖像質(zhì)量的一些基本參數(shù)，如高對比分辨力、圖像均勻性等反映的意義也發(fā)生了根本性的變化。本文主要介紹MRI成像的影像特點(diǎn)以及質(zhì)量控制與實(shí)施保證的基本理論和方法。

磁共振質(zhì)量保證（Quality Assurance，QA）和質(zhì)量控制（Quality Control，QC）指在磁共振設(shè)備的選購、安裝、調(diào)試和運(yùn)行的過程中，嚴(yán)格按照要求進(jìn)行規(guī)范化作業(yè)，使設(shè)備的各項(xiàng)指標(biāo)和參數(shù)符合規(guī)定標(biāo)準(zhǔn)的技術(shù)要求，并處于安全、準(zhǔn)確、有效的工作狀態(tài)，以最優(yōu)化地發(fā)揮設(shè)備的各種性能，為診斷疾病提供優(yōu)質(zhì)圖像的系統(tǒng)措施。

1 核磁共振成像系統(tǒng)的圖像質(zhì)量特點(diǎn)

核磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）圖像質(zhì)量特點(diǎn)主要有信噪比、對比度、空間分辨力和偽影等，它們受到成像時(shí)間、層厚、矩陣、視野和組織本身的信號(hào)特征影響[1-2]。

1.1 空間分辨力

MRI影像的空間分辨力指在一定對比度下，影像所能分辨的相鄰物體的最小距離。MRI的空間分辨力與視野、掃描矩陣和掃描層厚度相關(guān)。

1.1.1 采集體素與空間分辨力

MRI通過不同組織的不同馳豫時(shí)間T1和T2來識(shí)別組織差異，并且通過在主磁場上疊加三個(gè)彼此正交的梯度場來區(qū)分源于不同成像體素中的MRI信號(hào)，即在每個(gè)坐標(biāo)軸方向都增加一個(gè)梯度磁場，這三個(gè)梯度場分別用于實(shí)現(xiàn)選層、頻率編碼和相位編碼功能，通過這些功能采集到具有空間特性的頻域信號(hào)，然后經(jīng)過二維傅立葉變換后重建出MRI圖像。

MRI圖像的成像層面可以任意選取，其中包括層面的方向、位置和厚度，這主要通過磁場梯度脈沖和射頻脈沖結(jié)合起來實(shí)現(xiàn)。首先在Z軸方向施加線性梯度磁場Gz，使不同Z值坐標(biāo)的X-Y平面上的氫原子有不同的進(jìn)動(dòng)頻率；接下來施加一定頻率的與進(jìn)動(dòng)頻率相吻合的射頻脈沖對目標(biāo)層產(chǎn)生核磁共振，即選層；然后分別在Y軸方向和X軸方向施加Gx和Gy梯度場，從而在一個(gè)三維空間中將各體素的空間位置識(shí)別出來；最后通過傅立葉變換，將組織釋放的時(shí)域信號(hào)變換成頻域信號(hào)進(jìn)行處理與重建。

薄層和小體素既提高了空間分辨力，又減小了部分容積效應(yīng)，但是信噪比會(huì)相應(yīng)下降，并會(huì)影響圖像分辨力，在這種情況下可以采用增加激勵(lì)次數(shù)等措施來獲得滿意的診斷圖像。

1.1.2 磁場均勻性與空間分辨力

磁場均勻性指在特定容積(通常為球形空間)限度內(nèi)磁場的同一性，即穿過單位面積的磁力線是否相同。由于組織空間位置識(shí)別需要在原有靜磁場的基礎(chǔ)上疊加梯度場，而靜磁場是不可能完全均勻的，因此對目標(biāo)物體的空間體素的識(shí)別會(huì)有一定的誤差，進(jìn)而影響空間分辨力，降低圖像質(zhì)量。

1.2 信號(hào)與對比度

影像對比度是兩種組織間信號(hào)差別的反映。圖像信號(hào)的影響因素主要有TR、TE、T1、T2、翻轉(zhuǎn)角，以及組織本身特性、造影劑的應(yīng)用和成像序列參數(shù)等。

1.2.1 時(shí)間參數(shù)與信號(hào)

時(shí)間參數(shù)對信號(hào)有著非常重要的影響，合理設(shè)定掃描的TR與TE值可以最大限度地將組織的特性顯示出來。短TR短TE為T1加權(quán)像，當(dāng)TR與T1的值比較接近時(shí)，則可獲得一定權(quán)重的T1加權(quán)像；長TR長TE為T2加權(quán)像，當(dāng)加大TR時(shí)間時(shí)，縱向磁化矢量恢復(fù)會(huì)加大，檢測到的信號(hào)增強(qiáng)，圖像的對比度升高。TE值對圖像的T2加權(quán)影響很大，增大TE值可降低信號(hào)的強(qiáng)度。長TR短TE為質(zhì)子密度加權(quán)像，如果TE最短，質(zhì)子密度的權(quán)重隨著TR的延長而加重；如果TR最長，質(zhì)子密度的權(quán)重則隨著TE的變短而加重。

1.2.2 翻轉(zhuǎn)角與信號(hào)

快速成像與梯度回波序列，需要設(shè)定翻轉(zhuǎn)角并與TR匹配，以保證該翻轉(zhuǎn)角的恢復(fù)時(shí)間不大于TR時(shí)間，使信號(hào)不發(fā)生衰減，并且可以縮短掃描時(shí)間。

射頻脈沖激發(fā)后，翻轉(zhuǎn)角的大小與激發(fā)后的橫向磁化矢量相關(guān)。翻轉(zhuǎn)角越大，縱向磁化的恢復(fù)就越慢。梯度回波中，小翻轉(zhuǎn)角射頻激發(fā)主要產(chǎn)生T2加權(quán)效應(yīng)；大翻轉(zhuǎn)角將使更多的短T1組織進(jìn)行弛豫，產(chǎn)生T1加權(quán)效應(yīng)。

1.2.3 磁場與信號(hào)

組織的T1值具有場強(qiáng)依賴性，隨所在的磁場強(qiáng)度而變化。如果場強(qiáng)發(fā)生變化，TR、TE和翻轉(zhuǎn)角等參數(shù)也要進(jìn)行相應(yīng)的調(diào)整以增強(qiáng)組織間對比度。組織的T2受外磁場的不均勻性影響，磁場越不均勻，進(jìn)動(dòng)的質(zhì)子群越容易出現(xiàn)失相。

1.3 信噪比（SNR）

信噪比是圖像的信號(hào)強(qiáng)度與圖像噪聲強(qiáng)度的比值，不僅受磁場強(qiáng)度、體素大小、重復(fù)時(shí)間、回波時(shí)間、反轉(zhuǎn)時(shí)間、信號(hào)采集次數(shù)等的影響，也受到層厚、層間隔、視野大小、矩陣等的影響。

1.3.1 體素與信噪比

體素的空間位置由三個(gè)彼此正交的梯度磁場來識(shí)別，因此體素的大小及形狀是由掃描矩陣、視野（FOV）、層厚、層間距等參數(shù)決定。體素越小，空間分辨力越高，信噪比越低；層厚越厚，質(zhì)子數(shù)量增多，產(chǎn)生的信號(hào)越強(qiáng)，信噪比越高。但層厚變厚時(shí)，易產(chǎn)生容積效應(yīng)，可使某些組織結(jié)構(gòu)被重疊的組織所掩蓋；而層厚越薄，空間分辨率越高，信噪比越低，可采用增加激勵(lì)次數(shù)來提高信噪比。

1.3.2 時(shí)間參數(shù)與信噪比

TR與TE時(shí)間的設(shè)定對組織信號(hào)特征有很大的影響，主要用于控制圖像對比度，同時(shí)也影響信噪比。TR越長，質(zhì)子可以進(jìn)行充分弛豫，下次激勵(lì)時(shí)在橫向就會(huì)有更多的信號(hào)輸出，可提高信噪比；TE越長，信號(hào)收集前的等待時(shí)間就越長，進(jìn)動(dòng)相位的質(zhì)子發(fā)散增多，回波幅度減小，信噪比降低。

1.3.3 信號(hào)采集次數(shù)（NSA）與信噪比

信號(hào)是固定存在的，并具有一定規(guī)律性；噪聲是隨機(jī)產(chǎn)生的，無規(guī)律。在進(jìn)行多次激勵(lì)和多次采樣時(shí)，重復(fù)采集的信號(hào)之間具有相干性，疊加會(huì)使信號(hào)強(qiáng)度線性增加，而噪聲或無規(guī)則運(yùn)動(dòng)在產(chǎn)生偽影疊加后，雖然噪聲通過疊加增加，但仍舊比信號(hào)的上升幅度小，結(jié)果信噪比上升。另外，圖像疊加平均時(shí)，噪聲也可能因?yàn)閿?shù)學(xué)平均而降低，這樣更能夠有效的提高信噪比。

1.3.4 射頻線圈與信噪比

射頻線圈的選擇和使用對信噪比的影響很大。相控陣線圈包含了多個(gè)子線圈單元，可以在同一時(shí)間從多個(gè)方向接收主磁場的射頻脈沖，同時(shí)有多個(gè)數(shù)據(jù)采集通道與之匹配，因此可以降低薄層或高分辨率掃描時(shí)的噪聲，信噪比高。

信號(hào)受噪聲干擾的程度與線圈包含的組織容積相關(guān)，因此應(yīng)盡量將射頻線圈貼近被檢組織表面。掃描時(shí)，線圈距離目標(biāo)組織越遠(yuǎn)，接受的信號(hào)強(qiáng)度越小，信噪比越低；線圈所包括的組織內(nèi)容越多，接受的噪聲越多，信噪比越低。

射頻接收頻帶帶寬也會(huì)影響信噪比。射頻接收頻帶寬時(shí)，不同頻率的信號(hào)會(huì)發(fā)生疊加而增加噪聲，信噪比降低；射頻接收頻帶窄時(shí)，信噪比提高。信噪比還受到場強(qiáng)的影響，場強(qiáng)越強(qiáng)，質(zhì)子的共振頻率越高，圖像的信噪比越高。

1.4 偽影

MRI偽影是成像過程中產(chǎn)生的并不存在的錯(cuò)誤信號(hào)，被記錄在影像資料上而導(dǎo)致圖像質(zhì)量下降或真實(shí)性受干擾。

1.4.1 磁場相關(guān)偽影

MRI成像過程中，磁場的改變可以產(chǎn)生偽影。磁場的改變可能源于設(shè)備本身，也可能源于外界的干擾。

（1）磁場偽影

成像過程中，靜磁場不均勻或梯度磁場的非線性都會(huì)使MR信號(hào)的定位出現(xiàn)錯(cuò)誤，造成圖像出現(xiàn)不規(guī)則變形或者信號(hào)的非正常改變。

梯度磁場是MR空間定位的基礎(chǔ)，一般包括Gs(選層梯度)、Gx(頻率編碼梯度)、Gy(相位編碼梯度)。梯度磁場的非線性主要有兩點(diǎn)原因：① 梯度線圈所產(chǎn)生的附加磁場總存在一定程度的非線性；② 當(dāng)梯度線圈所產(chǎn)生的附加磁場進(jìn)行快速切換時(shí)，會(huì)在周圍的金屬結(jié)構(gòu)中發(fā)生感應(yīng)形成渦旋電流，進(jìn)而產(chǎn)生磁場并影響梯度磁場的線性變化。經(jīng)過梯度系統(tǒng)線性測試、梯度切換率測試和梯度系統(tǒng)相位穩(wěn)定性測試后，主要從兩方面來解決梯度磁場非線性：①進(jìn)行渦流補(bǔ)償，以便減少渦旋電流產(chǎn)生的磁場影響；② 進(jìn)行梯度線圈校正，以便提高梯度線圈所產(chǎn)生的梯度磁場的線性程度。

（2）磁 敏 感 性 偽 影 (Magnetic Susceptibility Artifact，MSA)

磁敏感性偽影主要由于主磁場均勻性受各種因素干擾(如磁性物質(zhì))，導(dǎo)致空間信息編碼失真，表現(xiàn)為信號(hào)扭曲、丟失、變形。依據(jù)產(chǎn)生原因的不同，其主要可分為兩大類：金屬偽影和人體自身磁敏感性差異偽影。

① 金屬偽影

金屬偽影指因金屬異物造成受檢區(qū)磁化率的改變而產(chǎn)生的圖像扭曲或圖像混亂。依據(jù)磁化率的不同可將物質(zhì)分為逆磁性（Bi、Cu、Ag等）、順磁性（Na、Al、Ti，以及正常生物組織等）和鐵磁性（Fe、Co等）。逆磁性和順磁性物質(zhì)原子核外有單個(gè)不成對電子，對磁場的干擾??；鐵磁性物質(zhì)原子核外排列有大量不成對電子，對主磁場均勻性破壞大。

鐵磁性金屬偽影表現(xiàn)為物體周圍大片組織無信號(hào)，附近組織器官的信號(hào)嚴(yán)重畸變和錯(cuò)位。偽影產(chǎn)生的原因在于此類金屬物體局部產(chǎn)生強(qiáng)磁場，造成主磁場局部不均勻和自旋質(zhì)子失相位，而自旋質(zhì)子的頻率和相位異常又進(jìn)一步造成空間定位錯(cuò)誤，引起圖像局部解剖結(jié)構(gòu)變化，并且沿著頻率編碼方向擴(kuò)散，造成相鄰組織的圖像發(fā)生畸變。

順磁性和逆磁性金屬對周圍磁場的影響較鐵磁性金屬弱得多。非鐵磁性金屬在梯度磁場作用下，因內(nèi)部產(chǎn)生感應(yīng)電流而產(chǎn)生局部磁場，導(dǎo)致信號(hào)空間錯(cuò)位和損失。其偽影表現(xiàn)為圓形低信號(hào)或無信號(hào)區(qū)，邊緣呈高信號(hào)環(huán)帶，相應(yīng)區(qū)域影像消失、模糊，組織和結(jié)構(gòu)變形，但周圍組織邊緣仍可分辨。

② 組織界面差異偽影

成像過程中，相鄰組織具有不同磁化率，在交界處形成局部磁場的不均勻，造成不同組織的旋進(jìn)頻率不同，這使橫向弛豫中的自旋失相位加快，出現(xiàn)MR信號(hào)較低或缺失的情況。

磁敏感性偽影多出現(xiàn)在空氣與軟組織、骨骼與軟組織、液體與軟組織的交界面處。為減輕磁敏感性偽影，可以減小體素容積，降低體素內(nèi)的磁化率差異；也可以縮短回波時(shí)間，減小去相位的影響；還可以采用SE脈沖序列消除磁場不均勻性的影響等方法。

1.4.2 射頻脈沖偽影

射頻脈沖偽影可源于外界射頻干擾或射頻屏蔽，也可源于設(shè)備本身的原因。

（1）射頻噪聲

外界發(fā)射裝置發(fā)射的射頻信號(hào)的頻率如果與掃描線圈的射頻頻率帶寬相同，會(huì)對掃描圖像產(chǎn)生干擾，表現(xiàn)為圖像背景上沿相位編碼方向上線狀或帶狀高信號(hào)(射頻干擾)。

磁場周圍環(huán)境因素也會(huì)產(chǎn)生射頻干擾偽影，如水管、地線、建筑物的鋼筋等會(huì)受供電系統(tǒng)影響而產(chǎn)生潛在震蕩電流，并會(huì)對MRI成像產(chǎn)生干擾。

（2）射頻脈沖余波干擾偽影

射頻脈沖的頻譜不可能是理想中的矩形，必然會(huì)產(chǎn)生余波，因此當(dāng)射頻脈沖對所選層面進(jìn)行激勵(lì)時(shí)，相鄰層面內(nèi)的自旋核也會(huì)受到激勵(lì)，使兩個(gè)層面間的信號(hào)發(fā)生干擾。

（3）中心點(diǎn)狀偽影

中心點(diǎn)狀偽影是中心呈白或黑信號(hào)的區(qū)域，一般發(fā)生在圖像實(shí)際中心。產(chǎn)生原因是由于相位編碼過程中接收器端的恒定直流偏置，這種偏置使K空間所有信號(hào)均被抬高。K空間內(nèi)，越靠近K空間中心部，空間頻率越低，這種干擾會(huì)在圖像的中央出現(xiàn)異常高信號(hào)，可以通過調(diào)試射頻接受線圈來消除中心點(diǎn)偽影。

（4）射頻強(qiáng)度的空間不均勻偽影

射頻線圈的幾何形狀與射頻衰減差異可以造成射頻脈沖強(qiáng)度空間分布的不均勻，這樣使層面內(nèi)不同區(qū)域磁化矢量的翻轉(zhuǎn)角存在差異，圖像信號(hào)也隨之產(chǎn)生變化。這就要求在成像過程中，調(diào)整射頻線圈的幾何形狀及射頻衰減裝置，盡量使成像容積所受激勵(lì)的射頻脈沖翻轉(zhuǎn)角相同。

1.4.3 人體相關(guān)偽影

成像過程中，人體本身的空間或位置變化，以及結(jié)構(gòu)特點(diǎn)和病變本身特點(diǎn)也會(huì)產(chǎn)生偽影。

（1）運(yùn)動(dòng)偽影

在射頻激勵(lì)到數(shù)據(jù)采集之間和兩次脈沖激勵(lì)之間，人體在成像平面內(nèi)可能會(huì)發(fā)生平移和旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)。平移會(huì)造成K空間數(shù)據(jù)的相位改變，旋轉(zhuǎn)會(huì)將K空間數(shù)據(jù)重新分配到一個(gè)傾斜網(wǎng)格中，并且旋轉(zhuǎn)重心與掃描視野中心的差異還會(huì)導(dǎo)致相位誤差。

運(yùn)動(dòng)偽影在頻率編碼方向上出現(xiàn)得不明顯, 這是由于頻率編碼方向的采樣時(shí)間短于一般生理性運(yùn)動(dòng)時(shí)間和自主性運(yùn)動(dòng)時(shí)間。相位編碼方向，平移或旋轉(zhuǎn)會(huì)導(dǎo)致梯度磁場方向的相位積聚，這樣MR信號(hào)在圖像中的位置和它在相位編碼時(shí)所處的位置不一致，形成錯(cuò)誤定位所致的連續(xù)模糊偽影。

運(yùn)動(dòng)偽影的處理可以在成像前與成像后進(jìn)行。成像后運(yùn)動(dòng)偽影的處理主要通過一些數(shù)學(xué)算法來完成。成像前運(yùn)動(dòng)偽影處理可以通過物理方法或鎮(zhèn)靜劑限制病人的移動(dòng)，并采用GRE或EPI等快速成像技術(shù)，通過提高采集次數(shù)的信號(hào)平均法，以及門控采集技術(shù)、流動(dòng)補(bǔ)償技術(shù)和預(yù)飽和技術(shù)等方法。

（2）化學(xué)位移偽影

化學(xué)位移偽影最常見發(fā)生在水和脂肪的交界處,如視神經(jīng)、腎臟、膀胱周圍、椎間盤和椎骨交界處。這是由于水和脂肪內(nèi)氫原子周圍化學(xué)環(huán)境不同，組織內(nèi)氫原子進(jìn)動(dòng)頻率存在差異，同一體素中水和脂肪信號(hào)就可能會(huì)出現(xiàn)在不同的體素中,產(chǎn)生不一致的化學(xué)位移，導(dǎo)致圖像失真。其表現(xiàn)為脂肪與水交界處出現(xiàn)高強(qiáng)度信號(hào)，水與脂肪交界處出現(xiàn)低強(qiáng)度信號(hào)，圖像呈現(xiàn)黑色和白色條狀或月芽狀偽影，可以在器官的一側(cè)形成白色亮帶,另一側(cè)形成黑色暗帶。

（3）容積效應(yīng)偽影

當(dāng)選擇的掃描層面較厚或病變較小并騎跨于掃描層面之間時(shí)，病變本身的信號(hào)會(huì)受到周圍高(低)信號(hào)的影響而發(fā)生改變，稱為容積效應(yīng)偽影。該偽影可以通過選用薄層掃描或改變選層位置或縮小視野，進(jìn)而提高空間分辨率來遏制，但空間分辨率的提高將增加采集時(shí)間，并且縮小視野可能產(chǎn)生環(huán)繞偽影。

1.4.4 數(shù)據(jù)處理偽影

（1）卷褶偽影（wrap偽影）

卷褶偽影可發(fā)生在頻率編碼方向和相位編碼方向，指視野以外的解剖結(jié)構(gòu)翻轉(zhuǎn)過來，和視野內(nèi)的結(jié)構(gòu)重疊在一起而形成的圖像偽影。

頻率編碼方向，梯度磁場在視野內(nèi)有最大頻率（Fmax）和最小頻率（Fmin），即Nyquist頻率。計(jì)算機(jī)只能識(shí)別帶寬內(nèi)的頻率，如果MRI信號(hào)頻率超出范圍，則會(huì)發(fā)生高頻當(dāng)成低頻和低頻當(dāng)成高頻，經(jīng)傅立葉轉(zhuǎn)換就出現(xiàn)頻率混亂疊加，形成偽影。例如，如果視野內(nèi)最大頻率為60kHz，中心為0，那么最大頻率是+30kHz，最小頻率是-30kHz，當(dāng)視野外的組織頻率為+34kHz時(shí)，計(jì)算機(jī)感知的頻率是實(shí)際頻率減去2倍的Nyquist頻率，即34kHz-2×30kHz=-26kHz，這樣計(jì)算機(jī)感知的頻率是-26kHz，而非+34kHz，并錯(cuò)誤地出現(xiàn)在比低頻高4kHz的位置。

相位編碼方向，視野以外的組織也會(huì)受到射頻的激勵(lì)和梯度磁場的作用而產(chǎn)生MR信號(hào)。當(dāng)相位移動(dòng)超出相位周期，視野外組織的MR信號(hào)相位值會(huì)和視野內(nèi)信號(hào)的相位值相同，使視野外組織的信號(hào)疊加在視野內(nèi)相位編碼方向上的相應(yīng)位置，出現(xiàn)卷褶偽影。

為消除或減少混淆偽影，可采用：① 表面線圈覆蓋設(shè)定的視野范圍，避免線圈接收視野外組織的MR信號(hào)；②增加視野，使其包括身體所有部分，混淆也就不會(huì)發(fā)生，但需加大梯度磁場，將最大和最小頻率在更寬的梯度距離上分布，并且需加大矩陣來保持空間分辨率，也就增加了掃描時(shí)間；③ 采用預(yù)飽和技術(shù)，即先利用預(yù)飽和脈沖使視野外的組織飽和，這樣線圈就接收不到視野外組織的信號(hào)，混淆偽影就被減少甚至消除。

（2）環(huán)形偽影（Gibbs偽影）

環(huán)形偽影一般出現(xiàn)在兩種信號(hào)強(qiáng)度明顯不同的物質(zhì)交界處，如顱骨與腦實(shí)質(zhì)之間。MRI成像中, 為了縮短成像時(shí)間而減少收集的掃描數(shù)據(jù)量會(huì)造成取樣不足，這樣在應(yīng)用傅立葉變換進(jìn)行圖像重建時(shí)，可能產(chǎn)生的表現(xiàn)為圖像界面出現(xiàn)明暗相間的平行于MR信號(hào)的強(qiáng)度忽然變化區(qū)域的細(xì)線條紋，偽影自邊界向兩側(cè)蔓延，幅度與信號(hào)強(qiáng)度逐漸減弱，直至消失。

（3）信號(hào)外溢偽影

信號(hào)外溢偽影在圖像上表現(xiàn)為組織信號(hào)強(qiáng)度減弱或不變，但背景噪聲信號(hào)明顯增加。這是因?yàn)楫?dāng)信號(hào)采集時(shí)，如果K空間采集信號(hào)幅度超過數(shù)模轉(zhuǎn)換器的接受范圍，采集的組織信號(hào)就不能被完全轉(zhuǎn)換為圖像，而散布于背景噪聲中間。

2 核磁共振成像（MRI）系統(tǒng)質(zhì)量控制檢測與實(shí)施保證

MRI質(zhì)量控制是指通過對設(shè)備的性能檢測和維護(hù)，對圖像的形成過程進(jìn)行檢測和校正，以保證診斷圖像質(zhì)量的綜合技術(shù)。質(zhì)量保證既包含管理層面意義，也包含技術(shù)層面意義，保證了成像過程采用最合理的方案產(chǎn)生能滿足質(zhì)量要求的優(yōu)質(zhì)圖像，同時(shí)降低了成像過程中患者的風(fēng)險(xiǎn)和設(shè)備的運(yùn)行成本。

MRI系統(tǒng)檢測項(xiàng)目主要包括信噪比（SNR）、圖像的均勻性、空間線性、空間分辨力、層厚、縱橫比、磁場均勻性等[3-6]。

2.1 信噪比（SNR）

信噪比是圖像信號(hào)強(qiáng)度與噪聲強(qiáng)度的比值。信號(hào)為某一感興趣區(qū)中像素信號(hào)強(qiáng)度的平均值減去背景區(qū)域像素信號(hào)強(qiáng)度的平均值；噪聲為同一感興趣區(qū)內(nèi)像素信號(hào)強(qiáng)度的標(biāo)準(zhǔn)偏差。

信噪比的測量體模可以選用均勻水模，也可以選用一種充滿硫酸銅溶液的有機(jī)玻璃圓柱體，同時(shí)該體模還可用于檢測均勻性和對比噪聲比。

對充滿均勻液體的體模進(jìn)行掃描,選取100 個(gè)像素點(diǎn)為測量感興趣區(qū)，位置在圖像的中心。對于一次成像的信噪比，應(yīng)按下式計(jì)算：SNR=M/SD。式中，M為感興趣區(qū)內(nèi)信號(hào)強(qiáng)度值減去周圍背景的信號(hào)強(qiáng)度值；SD為感興趣區(qū)內(nèi)信號(hào)強(qiáng)度的標(biāo)準(zhǔn)偏差。

2.2 圖像均勻性

圖像均勻性指當(dāng)被成像物體具有均勻的MRI特性時(shí)，MRI成像系統(tǒng)在掃描整個(gè)體積過程中產(chǎn)生一個(gè)常量信號(hào)響應(yīng)的能力。圖像均勻性描述了MRI系統(tǒng)對體模內(nèi)同一物質(zhì)區(qū)域的再現(xiàn)能力。影響均勻性的因素主要有靜磁場、射頻線圈與射頻場，以及渦流效應(yīng)、梯度脈沖、穿透效應(yīng)等。

測量時(shí)，對充滿均勻液體的體模進(jìn)行掃描,在感興趣區(qū)里選取九個(gè)測量區(qū),分別為感興趣區(qū)邊緣0°、45°、90°、135°、180°、225°、270°、315°、360°,測量區(qū)為 100 個(gè)像素素點(diǎn),確定每個(gè)測量區(qū)的信號(hào)強(qiáng)度值。選取上述9個(gè)測量區(qū)的信號(hào)強(qiáng)度最大值和最小值,按下式計(jì)算差值和中值和圖像的均勻性:

UΣ(圖象的均勻性)=（1-Δ/S')×100%=[1-（Smax-Smin）/（Smax+Smin）]×100%；Δ(信號(hào)強(qiáng)度最大值和最小值的差值) =Smax-Smin/2；S'(信號(hào)強(qiáng)度最大值和最小值的中值)=Smax+Smin/2

2.3 空間線性

空間線性又稱為幾何畸變，指物體圖像的幾何形狀或位置的改變，體現(xiàn)了MRI系統(tǒng)重現(xiàn)物體幾何盡寸的能力。幾何變形可以視為顯示的點(diǎn)偏離，即原來的位置或圖像中，點(diǎn)與點(diǎn)之間比例尺發(fā)生不恰當(dāng)?shù)淖兓?。影響線性度的因素主要是梯度磁場和靜磁場，檢測時(shí)需要體模中有一系列已知距離的定標(biāo)點(diǎn)。

測量方法：有效視野(FOV)不小于25cm ,測量體?？v、橫、斜圖像的尺寸；根據(jù)測量結(jié)果，計(jì)算空間線性，L=|Do-D|/Do×100%；Do為實(shí)際尺寸，單位為mm；D為測量尺寸，單位為mm。

2.4 空間分辨力

空間分辨力反映MRI系統(tǒng)在高對比度下對微小物體的分辨能力。高的空間分辨力容易檢測出微小的物體，檢測方法即可以通過體模上的微小物體或線條，也可以利用調(diào)制傳輸函數(shù)計(jì)算空間分辨力等。

一般采用256×256 采集矩陣，有效視野（FOV）不小于20cm，測量體模中含有高對比分辨力組件。調(diào)節(jié)合適的窗寬床位，分辨出可以清晰觀察到的最小物體圖像。

2.5 層厚

層厚定義為斷層分布曲線的半高全寬值（FWHM）。全部寬度的十分之一（FWTM）是斷層分布曲線形狀的另一個(gè)描述。斷層分布曲線的定義為當(dāng)點(diǎn)源在重建平面中移動(dòng)時(shí)，核磁共振成像系統(tǒng)對垂直穿透成像層的直線上的點(diǎn)源的響應(yīng)。

層厚的檢測模型可用呈45°角的傾斜板和楔形體模。楔形體模是由兩塊獨(dú)立的楔形板交叉排列構(gòu)成。楔形法首先對MRI圖像的信號(hào)強(qiáng)度按順序進(jìn)行差分，再求出半值寬度FWHM，最后用FWHM乘以tgα得出層厚(α為楔形頂角)。

傾斜板法可通過將窗寬調(diào)至最小，再調(diào)節(jié)窗位為傾斜板信號(hào)強(qiáng)度與背景信號(hào)強(qiáng)度之和的一半，測量圖像中傾斜板尺寸來求得。

2.6 縱橫比

縱橫比即成像體模為矩形時(shí)，影像上縱向與橫向長度的比值。如果成像體模為圓柱形，則影像直徑間的最大比值為縱橫比。

測量時(shí)，有效視野(FOV) 不小于25cm，窗寬調(diào)至最小，窗位調(diào)至最佳，測量體模中掃描的圓截面縱向和橫向的示值。

根據(jù)測量結(jié)果，計(jì)算縱橫比：H=Lz/Lh×100 %。式中，H 為縱橫比,單位為 %；Lz為縱向示值，單位為mm；Lh為橫向示值，單位為mm。

2.7 磁場均勻性

核磁共振成像中，如果主磁場不均勻，在頻率編碼方向或相位編碼方向附加一個(gè)線性的梯度場后，疊加后的磁場將發(fā)生變化，這樣各個(gè)切面上組織的共振頻率也發(fā)生變化，就很難通過頻率來確定或區(qū)分不同位置的組織，產(chǎn)生圖像模糊或變形。

磁場均勻性同主磁場在某一指定體積上場強(qiáng)的均勻度有關(guān)。一般規(guī)定，磁場均勻度用給定球體DSV（Diameter of Spherical Volume）內(nèi)的頻率偏移（單位取 Hz 或 ppm）來表示。磁場非均勻度可使影像產(chǎn)生畸變，反過來又影響影像均勻性。

3 結(jié)束語

核磁共振成像技術(shù)的原理非常復(fù)雜，很多因素均對影像質(zhì)量有很大的影響，這就要求更嚴(yán)格的執(zhí)行影像質(zhì)量控制的相關(guān)規(guī)定。核磁共振QA/QC是有計(jì)劃的系統(tǒng)行為，最終目的在于獲得充分滿足診斷要求的優(yōu)質(zhì)圖像，同時(shí)又要使風(fēng)險(xiǎn)和成本降到最低。

致謝

感謝中國疾控中心劉瀾濤博士、北京同仁醫(yī)院牛延濤博士和天津武警醫(yī)院袁飛博士對本文的幫助。

[1]高元桂,蔡幼銓,蔡祖龍等.磷共振診斷學(xué)[M].第1版.北京:人民軍醫(yī)出版杜,1993.

[2]Creasy JL,Partain CL,Price RR.Quality of clinical MR images and the use of contrast agents[J].Radiographics.1995,15(3):83-96.

[3]WST263-2006,中華人民共和國衛(wèi)生行業(yè)標(biāo)準(zhǔn),醫(yī)用磁共振成像(MRI)設(shè)備影像質(zhì)量檢測與評價(jià)規(guī)范[S].

[4]余曉鍔等.大型醫(yī)療設(shè)備質(zhì)量保證[M].中國人民解放軍大型醫(yī)療設(shè)備應(yīng)用質(zhì)量檢測研究中心,2000.

[5]Price RR, Axel L, Morgan T, et al. Quality assurance methods and phantoms for magnetic Resonance imaging: Report of AAPM nuclear magnetic resonance Task Group No.1.[J].Med Phys,1990,17(2):287-295.

[6]Och JG, Clarke GD, Sobol WT, et al. Acceptance testing of magnetic resonance imaging systems: report of AAPM Nuclear Magnetic Resonance Task Group No.6.[J].Med Phys.1992 Jan-Feb;19(1):217-219.

2010-11-20

作者郵箱：fqyu@yahoo.com.cn