第六講 核磁共振成像裝置（MRI）質(zhì)量控制與實施保證

馮慶宇

第六講 核磁共振成像裝置（MRI）質(zhì)量控制與實施保證

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成像的影像特點以及質(zhì)量控制與實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)試和運行的過程中，嚴(yán)格按照要求進行規(guī)范化作業(yè)，使設(shè)備的各項指標(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

核磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）圖像質(zhì)量特點主要有信噪比、對比度、空間分辨力和偽影等，它們受到成像時間、層厚、矩陣、視野和組織本身的信號特征影響[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間T1和T2來識別組織差異，并且通過在主磁場上疊加三個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，即在每個坐標(biāo)軸方向都增加一個梯度磁場，這三個梯度場分別用于實現(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，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動頻率；接下來施加一定頻率的與進動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，從而在一個三維空間中將各體素的空間位置識別出來；最后通過傅立葉變換，將組織釋放的時域信號變換成頻域信號進行處理與重建。

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)，但是信噪比會相應(yīng)下降，并會影響圖像分辨力，在這種情況下可以采用增加激勵次數(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別會有一定的誤差，進而影響空間分辨力，降低圖像質(zhì)量。

1.2 信號與對比度

影像對比度是兩種組織間信號差別的反映。圖像信號的影響因素主要有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 時間參數(shù)與信號

時間參數(shù)對信號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，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時間時，縱向磁化矢量恢復(fù)會加大，檢測到的信號增強，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值可降低信號的強度。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

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)時間不大于TR時間，使信號不發(fā)生衰減，并且可以縮短掃描時間。

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組織進行弛豫，產(chǎn)生T1加權(quán)效應(yīng)。

1.2.3 磁場與信號

組織的T1值具有場強依賴性，隨所在的磁場強度而變化。如果場強發(fā)生變化，TR、TE和翻轉(zhuǎn)角等參數(shù)也要進行相應(yīng)的調(diào)整以增強組織間對比度。組織的T2受外磁場的不均勻性影響，磁場越不均勻，進動的質(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強度與圖像噪聲強度的比值，不僅受磁場強度、體素大小、重復(fù)時間、回波時間、反轉(zhuǎn)時間、信號采集次數(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彼此正交的梯度磁場來識別，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)生的信號越強，信噪比越高。但層厚變厚時，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，可采用增加激勵次數(shù)來提高信噪比。

1.3.2 時間參數(shù)與信噪比

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

1.3.3 信號采集次數(shù)（NSA）與信噪比

信號是固定存在的，并具有一定規(guī)律性；噪聲是隨機產(chǎn)生的，無規(guī)律。在進行多次激勵和多次采樣時，重復(fù)采集的信號之間具有相干性，疊加會使信號強度線性增加，而噪聲或無規(guī)則運動在產(chǎn)生偽影疊加后，雖然噪聲通過疊加增加，但仍舊比信號的上升幅度小，結(jié)果信噪比上升。另外，圖像疊加平均時，噪聲也可能因為數(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子線圈單元，可以在同一時間從多個方向接收主磁場的射頻脈沖，同時有多個數(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的噪聲，信噪比高。

信號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，線圈距離目標(biāo)組織越遠(yuǎn)，接受的信號強度越小，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影響信噪比。射頻接收頻帶寬時，不同頻率的信號會發(fā)生疊加而增加噪聲，信噪比降低；射頻接收頻帶窄時，信噪比提高。信噪比還受到場強的影響，場強越強，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)生的并不存在的錯誤信號，被記錄在影像資料上而導(dǎo)致圖像質(zhì)量下降或真實性受干擾。

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使MR信號的定位出現(xiàn)錯誤，造成圖像出現(xiàn)不規(guī)則變形或者信號的非正常改變。

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)生的附加磁場進行快速切換時，會在周圍的金屬結(jié)構(gòu)中發(fā)生感應(yīng)形成渦旋電流，進而產(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進行渦流補償，以便減少渦旋電流產(chǎn)生的磁場影響；② 進行梯度線圈校正，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)原子核外有單個不成對電子，對磁場的干擾小；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，附近組織器官的信號嚴(yán)重畸變和錯位。偽影產(chǎn)生的原因在于此類金屬物體局部產(chǎn)生強磁場，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一步造成空間定位錯誤，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)致信號空間錯位和損失。其偽影表現(xiàn)為圓形低信號或無信號區(qū)，邊緣呈高信號環(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)射的射頻信號的頻率如果與掃描線圈的射頻頻率帶寬相同，會對掃描圖像產(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(射頻干擾)。

磁場周圍環(huán)境因素也會產(chǎn)生射頻干擾偽影，如水管、地線、建筑物的鋼筋等會受供電系統(tǒng)影響而產(chǎn)生潛在震蕩電流，并會對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，必然會產(chǎn)生余波，因此當(dāng)射頻脈沖對所選層面進行激勵時，相鄰層面內(nèi)的自旋核也會受到激勵，使兩個層面間的信號發(fā)生干擾。

（3）中心點狀偽影

中心點狀偽影是中心呈白或黑信號的區(qū)域，一般發(fā)生在圖像實際中心。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，這種干擾會在圖像的中央出現(xiàn)異常高信號，可以通過調(diào)試射頻接受線圈來消除中心點偽影。

（4）射頻強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)特點和病變本身特點也會產(chǎn)生偽影。

（1）運動偽影

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

運動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間短于一般生理性運動時間和自主性運動時間。相位編碼方向，平移或旋轉(zhuǎn)會導(dǎo)致梯度磁場方向的相位積聚，這樣MR信號在圖像中的位置和它在相位編碼時所處的位置不一致，形成錯誤定位所致的連續(xù)模糊偽影。

運動偽影的處理可以在成像前與成像后進行。成像后運動偽影的處理主要通過一些數(shù)學(xué)算法來完成。成像前運動偽影處理可以通過物理方法或鎮(zhèn)靜劑限制病人的移動，并采用GRE或EPI等快速成像技術(shù)，通過提高采集次數(shù)的信號平均法，以及門控采集技術(shù)、流動補償技術(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)氫原子進動頻率存在差異，同一體素中水和脂肪信號就可能會出現(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)高強度信號，水與脂肪交界處出現(xiàn)低強度信號，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，病變本身的信號會受到周圍高(低)信號的影響而發(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。計算機只能識別帶寬內(nèi)的頻率，如果MRI信號頻率超出范圍，則會發(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，計算機感知的頻率是實際頻率減去2倍的Nyquist頻率，即34kHz-2×30kHz=-26kHz，這樣計算機感知的頻率是-26kHz，而非+34kHz，并錯誤地出現(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受到射頻的激勵和梯度磁場的作用而產(chǎn)生MR信號。當(dāng)相位移動超出相位周期，視野外組織的MR信號相位值會和視野內(nèi)信號的相位值相同，使視野外組織的信號疊加在視野內(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；②增加視野，使其包括身體所有部分，混淆也就不會發(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，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)在兩種信號強度明顯不同的物質(zhì)交界處，如顱骨與腦實質(zhì)之間。MRI成像中, 為了縮短成像時間而減少收集的掃描數(shù)據(jù)量會造成取樣不足，這樣在應(yīng)用傅立葉變換進行圖像重建時，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信號的強度忽然變化區(qū)域的細(xì)線條紋，偽影自邊界向兩側(cè)蔓延，幅度與信號強度逐漸減弱，直至消失。

（3）信號外溢偽影

信號外溢偽影在圖像上表現(xiàn)為組織信號強度減弱或不變，但背景噪聲信號明顯增加。這是因為當(dāng)信號采集時，如果K空間采集信號幅度超過數(shù)模轉(zhuǎn)換器的接受范圍，采集的組織信號就不能被完全轉(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，對圖像的形成過程進行檢測和校正，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，同時降低了成像過程中患者的風(fēng)險和設(shè)備的運行成本。

MRI系統(tǒng)檢測項目主要包括信噪比（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）

信噪比是圖像信號強度與噪聲強度的比值。信號為某一感興趣區(qū)中像素信號強度的平均值減去背景區(qū)域像素信號強度的平均值；噪聲為同一感興趣區(qū)內(nèi)像素信號強度的標(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玻璃圓柱體，同時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行掃描,選取100 個像素點為測量感興趣區(qū)，位置在圖像的中心。對于一次成像的信噪比，應(yīng)按下式計算：SNR=M/SD。式中，M為感興趣區(qū)內(nèi)信號強度值減去周圍背景的信號強度值；SD為感興趣區(qū)內(nèi)信號強度的標(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，MRI成像系統(tǒng)在掃描整個體積過程中產(chǎn)生一個常量信號響應(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，對充滿均勻液體的體模進行掃描,在感興趣區(qū)里選取九個測量區(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 個像素素點,確定每個測量區(qū)的信號強度值。選取上述9個測量區(qū)的信號強度最大值和最小值,按下式計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(信號強度最大值和最小值的差值) =Smax-Smin/2；S'(信號強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偏離，即原來的位置或圖像中，點與點之間比例尺發(fā)生不恰當(dāng)?shù)淖兓Ｓ绊懢€性度的因素主要是梯度磁場和靜磁場，檢測時需要體模中有一系列已知距離的定標(biāo)點。

測量方法：有效視野(FOV)不小于25cm ,測量體模縱、橫、斜圖像的尺寸；根據(jù)測量結(jié)果，計算空間線性，L=|Do-D|/Do×100%；Do為實際尺寸，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描述。斷層分布曲線的定義為當(dāng)點源在重建平面中移動時，核磁共振成像系統(tǒng)對垂直穿透成像層的直線上的點源的響應(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立的楔形板交叉排列構(gòu)成。楔形法首先對MRI圖像的信號強度按順序進行差分，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)窗位為傾斜板信號強度與背景信號強度之和的一半，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，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，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線性的梯度場后，疊加后的磁場將發(fā)生變化，這樣各個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，同時又要使風(fēng)險和成本降到最低。

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。

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2010-11-20

作者郵箱：fqyu@yahoo.com.cn