鄧潔

1.芝加哥兒童醫(yī)學(xué)院，美國(guó) 芝加哥；2.西北大學(xué)醫(yī)學(xué)院 放射學(xué)系，美國(guó) 芝加哥

核磁共振成像系統(tǒng)的質(zhì)量保證與質(zhì)量控制

鄧潔1,2

1.芝加哥兒童醫(yī)學(xué)院，美國(guó) 芝加哥；2.西北大學(xué)醫(yī)學(xué)院 放射學(xué)系，美國(guó) 芝加哥

專欄——影像設(shè)備的質(zhì)量控制與測(cè)量

欄目主編：陳建鋒（美國(guó)西北大學(xué)醫(yī)學(xué)院，放射學(xué)系）

陳建鋒教授于1985及1987年獲上海同濟(jì)大學(xué)應(yīng)用物理學(xué)士及碩士學(xué)位，1994年獲美國(guó)威斯康星大學(xué)麥迪遜分校（University of Wisconsin-Madison）醫(yī)學(xué)物理博士學(xué)位，其后在美國(guó)密西根大學(xué)（University of Michigan）就讀博士后。1995年，加入德國(guó)西門子公司（Siemens）醫(yī)療部任高級(jí)研究員及高級(jí)資深研究員，從事醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)和產(chǎn)品的研究與開發(fā)。2004年，加入美國(guó)凱瑟醫(yī)學(xué)基金及醫(yī)療系統(tǒng)（Kaiser）擔(dān)任醫(yī)學(xué)輻射物理學(xué)家，教授放射物理學(xué)課程及管理醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)，其中包括X射線、CT、 超聲、核醫(yī)學(xué)，以及磁共振成像設(shè)備。從2007年起，在美國(guó)西北大學(xué)（Northwestern University）任副教授，從事醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)／設(shè)備研究與開發(fā)，以及成像系統(tǒng)的管理與臨床支持。近年來在一些歐美國(guó)際及中國(guó)主要醫(yī)療儀器公司任技術(shù)顧問，指導(dǎo)醫(yī)療儀器產(chǎn)品的開發(fā)。有相關(guān)國(guó)際學(xué)術(shù)論文28篇，美國(guó)專利10項(xiàng)?，F(xiàn)在是美國(guó)放射學(xué)會(huì)、美國(guó)醫(yī)學(xué)物理學(xué)會(huì)會(huì)員。

本文概括介紹了核磁共振成像系統(tǒng)在安裝前后和使用過程中實(shí)行質(zhì)量測(cè)試的重要性和具體方法步驟。主要包括系統(tǒng)驗(yàn)收測(cè)試、日常檢查、基本測(cè)試，以及年度系統(tǒng)評(píng)估。建立一個(gè)完整合理的質(zhì)量保證、質(zhì)量控制方案，并能按時(shí)全面執(zhí)行這一方案，對(duì)于保證磁共振成像系統(tǒng)的高質(zhì)、高效運(yùn)行，提高臨床和科研能力起到十分重要的作用。

核磁共振；驗(yàn)收測(cè)試；質(zhì)量保證；質(zhì)量控制；醫(yī)學(xué)影像設(shè)備

核磁共振成像（MRI）是目前最先進(jìn)的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)之一。人體內(nèi)，原子在外加磁場(chǎng)下產(chǎn)生共振現(xiàn)象，吸收能量并釋放信號(hào)成像。核磁共振成像系統(tǒng)主要由主磁場(chǎng)、梯度磁場(chǎng)、交變磁場(chǎng)，以及中心控制計(jì)算機(jī)組成。 對(duì)核磁共振成像系統(tǒng)建立科學(xué)有效的質(zhì)量控制與保證方案，對(duì)于保證臨床與科研設(shè)備的成像質(zhì)量，精度和穩(wěn)定性，以及系統(tǒng)的安全使用有著重要意義。隨著MRI系統(tǒng)質(zhì)量控制、質(zhì)量保證方法的日益完善，本文主要參考 American College of Radiology (ACR)，Association of Physicists in Medicine (AAPM)制定的方法大綱和The Association of Electrical and Medical Imaging Equipment Manufactures (NEMA)建議的測(cè)試方法，旨在為MRI機(jī)構(gòu)的醫(yī)學(xué)物理學(xué)家和工程技術(shù)人員提供基本的測(cè)試概念、方法與驗(yàn)收標(biāo)準(zhǔn)。

1 團(tuán)隊(duì)組成

核磁共振質(zhì)量控制與保證方案應(yīng)由一個(gè)由放射科醫(yī)生、醫(yī)學(xué)物理學(xué)家和技術(shù)員組成的基本團(tuán)隊(duì)制定，監(jiān)督并實(shí)施。

2 驗(yàn)收測(cè)試與質(zhì)量保證（Acceptance Testing and Quality Assurance）

驗(yàn)收測(cè)試是核磁共振設(shè)備購(gòu)買中的一個(gè)關(guān)鍵環(huán)節(jié)。一套完善的驗(yàn)收測(cè)試不僅能夠建立系統(tǒng)性能的初始基線，而且能保證核磁共振成像質(zhì)量符合生產(chǎn)商提供的技術(shù)指標(biāo)，從而確保機(jī)器的正確安裝和有效使用。大多數(shù)醫(yī)院和影像機(jī)構(gòu)僅依賴于生產(chǎn)廠商的安裝調(diào)試來保障設(shè)備的正常性能和使用。然而，在設(shè)備安裝前、后和投入使用前，由獨(dú)立第三方或本機(jī)構(gòu)醫(yī)學(xué)物理學(xué)提供的驗(yàn)收測(cè)試將能更好地確保系統(tǒng)達(dá)到優(yōu)化的性能指標(biāo)。這樣的驗(yàn)收測(cè)試通常包含較復(fù)雜的磁共振成像物理參數(shù)測(cè)量，應(yīng)由專業(yè)的醫(yī)學(xué)物理學(xué)家完成。在機(jī)器投入使用后，質(zhì)量控制以驗(yàn)收測(cè)試的方法準(zhǔn)則為基礎(chǔ)，但較之簡(jiǎn)化。

表1 核磁共振區(qū)域4個(gè)分區(qū)

驗(yàn)收測(cè)試通常包括場(chǎng)地設(shè)計(jì)、屏蔽設(shè)計(jì)（磁場(chǎng)屏蔽和射頻場(chǎng)屏蔽）、系統(tǒng)安全和操作系統(tǒng)檢測(cè)，以及具體技術(shù)指標(biāo)檢測(cè)。以下章節(jié)將分別從這些方面進(jìn)行具體描述。

2.1 場(chǎng)地設(shè)計(jì)

為確保核磁共振的使用安全，其場(chǎng)地設(shè)計(jì)應(yīng)劃分出安全區(qū)和建立嚴(yán)格的出入限制。人員應(yīng)按工作性質(zhì)設(shè)定不同的人員安全級(jí)別（分為1級(jí)和2級(jí)）。非磁共振安全人員包括：未經(jīng)安全審查的患者，患者家屬，參觀者和工作人員。1級(jí)安全工作人員包括：放射科所有支持人員，患者及其家屬，服務(wù)人員，基礎(chǔ)設(shè)備人員，清潔人員等；2級(jí)安全工作人員包括：掃描技術(shù)人員，放射科醫(yī)生，護(hù)士，麻醉科醫(yī)務(wù)人員，緊急情況應(yīng)變?nèi)藛T，工程技術(shù)人員等。各級(jí)別安全人員應(yīng)通過年度核磁共振的使用安全課程測(cè)試和審查。根據(jù)ACR制定的安全大綱，核磁共振區(qū)域應(yīng)被具備4個(gè)分區(qū)，見表1。

2.2 振動(dòng)測(cè)試

建筑物的微振動(dòng)可能會(huì)直接影響圖像質(zhì)量，因?yàn)檎駝?dòng)產(chǎn)生的相位差將產(chǎn)生圖像偽影。振動(dòng)測(cè)試應(yīng)在場(chǎng)地建筑基本完成后、磁共振系統(tǒng)安裝前進(jìn)行，以便于發(fā)現(xiàn)振動(dòng)源并及時(shí)修復(fù)。這一測(cè)試應(yīng)由第三方的專業(yè)聲學(xué)工程團(tuán)隊(duì)完成并提供報(bào)告。醫(yī)學(xué)物理學(xué)家也應(yīng)在測(cè)量現(xiàn)場(chǎng)，并將報(bào)告結(jié)果與磁共振廠商提供的技術(shù)規(guī)范比較。如不符合，則應(yīng)探測(cè)振動(dòng)來源；如不能完全消除或減弱振動(dòng)源，應(yīng)對(duì)磁共振機(jī)器附加減震墊等。

除建筑物振動(dòng)之外，磁共振系統(tǒng)本身也可能產(chǎn)生不可避免的機(jī)械振動(dòng)，如通風(fēng)系統(tǒng)，掃描床，松動(dòng)的梯度線圈等。而且隨著系統(tǒng)老化，振動(dòng)也可能會(huì)更加明顯，因此廠家提供的定期的維護(hù)檢測(cè)必不可少。

2.3 屏蔽測(cè)試

磁場(chǎng)屏蔽包括靜磁場(chǎng)屏蔽和射頻場(chǎng)屏蔽。靜磁場(chǎng)屏蔽指通過有效方法將主磁場(chǎng)強(qiáng)度限制在一定范圍內(nèi)從而限制強(qiáng)磁場(chǎng)向周圍環(huán)境散布，而且也保護(hù)磁場(chǎng)不受外界因素干擾。最普遍的方法是在磁體周圍或墻體中使用高飽和度的鐵磁性材料，如鋼板（無源屏蔽） 或是在主線圈外附加反向電流線圈，其產(chǎn)生的反向磁場(chǎng)可抵消主線圈產(chǎn)生的磁場(chǎng)（有源屏蔽）以達(dá)到屏蔽的效果。

從屏蔽設(shè)計(jì)階段開始，磁場(chǎng)強(qiáng)度高斯線（G: Gaussian）應(yīng)被繪制到系統(tǒng)和周邊環(huán)境設(shè)計(jì)圖紙中。其中，最重要的是5G 線，應(yīng)盡可能的被限制在磁共振主磁室內(nèi)。另一方面磁場(chǎng)也會(huì)受周圍環(huán)境影響，附近的大型移動(dòng)物體（電梯、車輛、裝卸機(jī)等）將會(huì)影響磁場(chǎng)均勻性，因此這些裝置應(yīng)遠(yuǎn)離磁場(chǎng)。此外，磁共振附近的其他影像儀器對(duì)附近的磁場(chǎng)強(qiáng)度有不同的要求。如B超機(jī)、計(jì)算機(jī)斷層掃描機(jī)（CT）、X光機(jī)（Radiography）應(yīng)位于1G線以外； 熒光透視機(jī)（Fluoroscopy）、光子/單光子發(fā)射斷層掃描機(jī)（PET/SPECT）應(yīng)位于0.5G 線以外等。具體周圍設(shè)備的磁場(chǎng)屏蔽設(shè)計(jì)要求可參照磁共振和其他周圍設(shè)備廠商提供的具體要求。在系統(tǒng)通電后并投入使用前，醫(yī)學(xué)物理學(xué)家應(yīng)對(duì)整個(gè)磁共振環(huán)境中的磁場(chǎng)線進(jìn)行測(cè)量，確保其分布于設(shè)計(jì)標(biāo)準(zhǔn)相同。最重要的是5G線，未經(jīng)磁共振禁忌癥檢查的所有人（患者和醫(yī)務(wù)人員等）不得進(jìn)入5G線內(nèi)，尤其對(duì)于帶有心臟起搏器（cardiac pacemaker）和神經(jīng)刺激器（Neurostimulator）者可能有生命危險(xiǎn)，要格外注意。位于掃描室外的5G 線應(yīng)明顯標(biāo)出警告線和警告牌。

射頻場(chǎng)屏蔽（電磁屏蔽）目的在于減少磁共振系統(tǒng)的電磁場(chǎng)輻射，同時(shí)減弱其他電子設(shè)備發(fā)射出的電磁波對(duì)磁共振產(chǎn)生的影響。電磁屏蔽在墻體四周使用銅制護(hù)墻板，在窗戶處使用銅網(wǎng)，以及安裝特制的電磁防護(hù)門，從而保證磁共振掃描室電磁屏蔽的完整性。電磁屏蔽效能檢測(cè)應(yīng)在屏蔽層安裝完畢并且磁共振系統(tǒng)安裝前進(jìn)行。檢測(cè)電磁屏蔽需要具備射頻發(fā)生器、放大器，傳輸和接收裝置，頻譜分析儀等。這種測(cè)試一般由廠家或負(fù)責(zé)屏蔽建設(shè)的團(tuán)隊(duì)完成。具體的測(cè)試方法為在屏蔽板的兩邊分別放置一個(gè)射頻頻率相同的發(fā)射天線和接收天線，接收的屏蔽后的信號(hào)與沒有屏蔽板處（敞開的門）的信號(hào)進(jìn)行比較。1.5 特斯拉 （T:Tesla）系統(tǒng)的屏蔽效能指標(biāo)為100MHz≥100dB衰減。3.0T系統(tǒng)的屏蔽效能指標(biāo)為150～170MHz≥100dB衰減。需要特別注意門窗、通道和制冷劑管等處是否達(dá)到屏蔽指標(biāo)。在磁共振系統(tǒng)安裝完成后應(yīng)進(jìn)行第二次電磁屏蔽測(cè)試。但是應(yīng)保存系統(tǒng)安裝前的電磁屏蔽測(cè)試結(jié)果作為驗(yàn)收測(cè)試的基線紀(jì)錄，因?yàn)殡姶判盘?hào)衰減指數(shù)可能在系統(tǒng)安裝后有所變化，與測(cè)試規(guī)范值不一致。

另外，大多廠家規(guī)定電磁屏蔽體與建筑之間的直流絕緣阻抗大于1 kΩ。為防止電磁屏蔽體與地線短路，可以在電磁屏蔽測(cè)試后在電磁屏蔽體和地線之間建立警報(bào)電路。

2.4 系統(tǒng)測(cè)試

系統(tǒng)性能測(cè)試分為基本系統(tǒng)功能和安全測(cè)試，主磁場(chǎng)系統(tǒng)、射頻磁場(chǎng)系統(tǒng)、梯度磁場(chǎng)系統(tǒng)、全局系統(tǒng)性能和高級(jí)應(yīng)用測(cè)試等。以下將分別具體介紹每個(gè)系統(tǒng)的測(cè)試方法以及AAPM 和 ACR合格指標(biāo)。

2.4.1 基本系統(tǒng)功能及安全測(cè)試

基本系統(tǒng)檢測(cè)包括安全系統(tǒng)（患者警報(bào)器，與控制臺(tái)通信，掃描床移動(dòng)控制，緊急停止按鈕，緊急掃描床釋放系統(tǒng)等）；機(jī)械系統(tǒng)（掃描床移動(dòng)，精確定位和解鎖，燈光和通風(fēng)系統(tǒng)，核磁共振兼容造影劑電動(dòng)注射器等）；掃描計(jì)算機(jī)操作系統(tǒng)（圖像采集，重建，后處理，與其他工作站和存檔系統(tǒng)間網(wǎng)絡(luò)通信）；患者監(jiān)測(cè)和用于圖像采集同步的門控系統(tǒng)（脈搏，呼吸，心電圖門控接口，二氧化碳監(jiān)測(cè)等）。

應(yīng)急系統(tǒng)的測(cè)試十分重要，必須在廠家技術(shù)服務(wù)人員現(xiàn)場(chǎng)下指導(dǎo)進(jìn)行，其包括切斷系統(tǒng)電源和消除超導(dǎo)磁場(chǎng)。消除超導(dǎo)磁場(chǎng)電路測(cè)試應(yīng)完全由專門廠家技術(shù)人員進(jìn)行，醫(yī)學(xué)物理學(xué)家在場(chǎng)保存記錄結(jié)果。

其他輔助設(shè)施，如患者監(jiān)測(cè)器（心電儀、血氧濃度探測(cè)儀），造影劑電動(dòng)注射器等，可由生物醫(yī)學(xué)工程技術(shù)人員進(jìn)行測(cè)試以保證其在磁場(chǎng)環(huán)境中自身的功能，同時(shí)其產(chǎn)生的電磁噪聲不影響磁共振系統(tǒng)的圖像質(zhì)量。對(duì)一些在磁場(chǎng)室內(nèi)使用的磁共振兼容設(shè)備，必須貼有磁共振安全標(biāo)簽；設(shè)備廠商規(guī)定的安全使用要求（主磁場(chǎng)強(qiáng)度、離磁場(chǎng)中心距離等）應(yīng)被仔細(xì)查看。這些儀器的安全使用區(qū)（高斯線范圍）應(yīng)用地板標(biāo)志標(biāo)出以防止其被強(qiáng)磁場(chǎng)吸引。

完整的系統(tǒng)測(cè)試需要一系列不同幾何形狀和功能的水模。最基本幾何形狀包括球形和圓柱形。水模中應(yīng)填充和人體組織電導(dǎo)率，T1、T2相似的液體或膠體，見圖1。常規(guī)質(zhì)量控制中用于頭線圈、體線圈測(cè)試的水模和光譜測(cè)試水模一般由廠家提供。其他較復(fù)雜的用于驗(yàn)收測(cè)試和質(zhì)量控制測(cè)試的水模可以購(gòu)買得到。如ACR 制定的標(biāo)準(zhǔn)水模：圓柱形，長(zhǎng)190mm、直徑148mm；填充液體：10mM NiCl2，75mM NaCl。水模內(nèi)部設(shè)計(jì)有網(wǎng)格，雙交叉斜坡，高對(duì)比度等距孔格，低對(duì)比度物體探測(cè)，適用于ACR設(shè)定的標(biāo)準(zhǔn)質(zhì)量控制測(cè)試大綱。

圖1 系統(tǒng)測(cè)試需要的基本水模 和ACR 標(biāo)準(zhǔn)水模

2.4.2 主磁場(chǎng)測(cè)試

中心頻率（Larmor frequency: v）： 測(cè)量中心頻率隨時(shí)間的變化可用于監(jiān)測(cè)主磁場(chǎng)強(qiáng)度穩(wěn)定性。不穩(wěn)的磁場(chǎng)強(qiáng)度將影響信噪比、快速成像序列、譜成像序列等。理論上，v(MHz)=γ·B0(T)，B0為主磁場(chǎng) (單位為特斯拉Tesla ), 氫原子旋磁比 γ= 42.57 MHz/T。

測(cè)量方法：掃描均勻球形水模，使用自旋回波序列，由預(yù)掃描得到中心頻譜并紀(jì)錄中心頻率。驗(yàn)收測(cè)試時(shí)記錄的中心頻率可作為將來質(zhì)量控制的基準(zhǔn)。

合格標(biāo)準(zhǔn)：超導(dǎo)磁體在安裝后的1～2月內(nèi)可能會(huì)出現(xiàn)較大的中心頻率漂移（1ppm/d，ppm : part per million）。穩(wěn)定后中心頻率漂移每天應(yīng)少于 0.25ppm/d。

非超導(dǎo)磁體也可能存在由溫度變化導(dǎo)致的中心頻率漂移，因此應(yīng)保持室溫并在驗(yàn)收測(cè)試過程中多次測(cè)量評(píng)估頻率漂移幅度。

磁場(chǎng)均勻度（Field Homogeneity）：在一定測(cè)量體積中主磁場(chǎng)強(qiáng)度的變化幅度。磁場(chǎng)均勻度是影響圖像質(zhì)量的重要指標(biāo)之一。不均勻的磁場(chǎng)將造成圖像變形，信號(hào)不均勻及不均勻脂肪壓制等圖像偽影。主要有以下3種方法測(cè)量磁場(chǎng)均勻度。

測(cè)量方法1：頻譜法。掃描均勻大直徑的球形水模。使用預(yù)掃描或磁共振波譜預(yù)掃描功能得到中心頻譜，測(cè)量中心頻峰的半高全寬值（Full Width at Half Maximum,FWHM）。

此種方法的優(yōu)點(diǎn)在于快速并易于取得，但其局限于掃描平面和方向的任意測(cè)量，并且測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)依賴于被測(cè)量水模的直徑。

測(cè)量方法2：相位法。掃描均勻大體積球形水模。采集兩次回波時(shí)間（TE: echo time）不同的梯度破壞回波序列（TE1=35ms, TE2=30ms），分別重建出相位圖像并相減得到相位差圖像（）。在相位差圖像的每一個(gè)像素上，計(jì)算得到磁場(chǎng)不均勻值。

對(duì)所有像素上的ΔB0計(jì)算，得到最大磁場(chǎng)不均勻值ΔB0max和均方根ΔB0RMS。

此種方法要求系統(tǒng)具備重建相位圖像和相位展開（phase unwrapping）功能，其優(yōu)點(diǎn)在于能夠在任意掃描平面和方向上進(jìn)行測(cè)量。

合格標(biāo)準(zhǔn)：在直徑大于35cm球體上，一般成像系統(tǒng)ΔB0RMS<0.5ppm, 使用快速平面回波序列（EPI）和譜成像（spectroscopy）序列的系統(tǒng)RMS<0.1ppm。

測(cè)量方法3:頻寬差法。這種方法利用比較不同頻寬條件下得到的圖像變形來計(jì)算主磁場(chǎng)均勻。假設(shè)在某一點(diǎn)x的磁場(chǎng)B(x)是主磁場(chǎng)B0和局部不均勻磁場(chǎng)ΔB(x)的疊加:B(x) =B0+ΔB(x)。那么，由ΔB(x)在x點(diǎn)造成的的幾何變形為x'=x+ΔB(x)/Gx，其中，Gx為x方向上的梯度磁場(chǎng)，梯度磁場(chǎng)與讀出頻寬成正比關(guān)系為 。若使用很小頻寬（BW1<20Hz/pixel）， Gx1≈ΔB(x)，則 x1'≠ x;若使用較大頻寬（BW2>500Hz/pixel），Gx2?? ΔB(x)，則 x2'≈ x。將不同頻寬圖像中同一點(diǎn)的位置相減得到位移：

在實(shí)際操作中，兩次測(cè)量的變形位移測(cè)量（x1'- x2'）?？蓪⑼ㄟ^等中心點(diǎn)的兩點(diǎn)間距離進(jìn)行相減得到。需要注意的是，讀出頻寬的變化僅僅影響頻率編碼方向的變形位移。因此，可以轉(zhuǎn)換頻率和相位編碼方向然后重復(fù)以上測(cè)量。頻寬差法是基于假設(shè)圖像的幾何變形僅僅由主磁場(chǎng)B0的不均勻引起的，而由梯度磁場(chǎng)非線性可能引起的變形應(yīng)被排除。因此，使用頻寬差法要求梯度磁場(chǎng)之前經(jīng)過正確校準(zhǔn)，并盡量在等中心點(diǎn)進(jìn)行測(cè)試。

如果以上方法均難以實(shí)行，也可通過廠家提供的磁場(chǎng)均勻度分布圖和對(duì)磁場(chǎng)非均勻性進(jìn)行實(shí)時(shí)校正的勻場(chǎng)系數(shù)報(bào)告進(jìn)行評(píng)價(jià)。

2.4.3 梯度磁場(chǎng)測(cè)試

梯度磁場(chǎng)系統(tǒng)的質(zhì)量控制對(duì)于保證圖像質(zhì)量和快速成像序列的使用起到關(guān)鍵作用。

幾何精度和線性測(cè)量：影響幾何變形的主要因素包括梯度磁場(chǎng)非線性和主磁場(chǎng)不均勻性。偏離等中心點(diǎn)處主磁場(chǎng)會(huì)愈加不均勻，成像應(yīng)盡量在等中心點(diǎn)處進(jìn)行掃描。線圈本身的物理局限性，特別是先進(jìn)的短孔大孔徑設(shè)計(jì)也會(huì)在線圈邊緣產(chǎn)生非線性梯度磁場(chǎng)。驗(yàn)收測(cè)試應(yīng)評(píng)估圖像的幾何精度。

測(cè)量方法：掃描具有均勻網(wǎng)格間距的水模并且網(wǎng)格各向長(zhǎng)度已知，如ACR水模。使用T1加權(quán)自旋回波序列在3個(gè)主要掃描平面（橫斷面、冠狀面和矢狀面) 進(jìn)行多層掃描,掃描層面分別位于等中心點(diǎn)（0cm）和非等中心點(diǎn)（6cm、15cm、21cm）。并分別對(duì)3個(gè)掃描平面進(jìn)行以下測(cè)量。

（1）距離精度和幾何變形測(cè)量：比較網(wǎng)格縱向和橫向總長(zhǎng)度的測(cè)量值（Dm）和實(shí)際值（Da）。 在每個(gè)測(cè)量平面和方向上，計(jì)算幾何變形（GD：Geometry distortion）百分比：

（2）線性測(cè)量：在每個(gè)方向上測(cè)量網(wǎng)格間距長(zhǎng)度（dm）的變化系數(shù)（CV:coefficient of variation）:

（3）合格標(biāo)準(zhǔn)：GD<2%，CV<2%。

渦流效應(yīng)：快速的梯度磁場(chǎng)切換會(huì)產(chǎn)生渦流電流，并由此產(chǎn)生瞬態(tài)磁場(chǎng)，此瞬態(tài)磁場(chǎng)與原梯度磁場(chǎng)方向相反。附加的渦流磁場(chǎng)將破壞理想梯度磁場(chǎng)的形狀，不利于快速、超快速成像序列（EPI）和光譜成像序列的使用。大多數(shù)系統(tǒng)利用“主動(dòng)屏蔽”梯度線圈對(duì)渦流磁場(chǎng)進(jìn)行補(bǔ)償，即使用2個(gè)相反繞向的同心線圈，外層線圈產(chǎn)生的磁場(chǎng)抵消2個(gè)線圈外的磁場(chǎng)，從而保持內(nèi)層線圈磁場(chǎng)的線性。同時(shí)，在梯度磁場(chǎng)放大器中加入預(yù)增強(qiáng)梯度從而抵消渦流磁場(chǎng)對(duì)梯度波形產(chǎn)生的影響。渦流效應(yīng)的測(cè)量要求復(fù)雜的測(cè)量工具和步驟，一般由廠家提供渦流磁場(chǎng)校準(zhǔn)結(jié)果。但是，用戶也可通過EPI偽影測(cè)試、快速自旋回波圖像、離散加權(quán)EPI圖像變形等獨(dú)立評(píng)估渦流效應(yīng)。

2.4.4 射頻磁場(chǎng)測(cè)試

射頻增益校準(zhǔn)：準(zhǔn)確的射頻發(fā)射增益確保產(chǎn)生準(zhǔn)確的脈沖回轉(zhuǎn)角（flip angle）和中心頻率，準(zhǔn)確的射頻接收增益保證良好的信號(hào)采集動(dòng)態(tài)范圍，避免前置放大器飽和。采集具有最小層間隔圖像，觀察是否出現(xiàn)中心拉鏈偽影（zipper artifact） 或幻影偽影（ghost artifact），這些偽影的產(chǎn)生均可能與射頻磁場(chǎng)的校準(zhǔn)或硬件有關(guān)。

測(cè)量方法1：使用均勻球形水模，運(yùn)行自旋回波或梯度回波序列。首先記錄系統(tǒng)自動(dòng)預(yù)掃描得到的增益，然后進(jìn)行手動(dòng)預(yù)掃描。比較自動(dòng)與手動(dòng)預(yù)掃描得到的發(fā)射和接收增益是否一致。

測(cè)量方法2：重復(fù)采集梯度回波序列（TR>T1）但使用不同脈沖回轉(zhuǎn)角（20°、 50°、 80°、 90°、100°、130°、160°、180°）。觀察信號(hào)強(qiáng)度變化是否隨著脈沖回轉(zhuǎn)角的變化呈現(xiàn)出正弦變化（90°時(shí)最大，180°時(shí)最小）。

射頻發(fā)射穩(wěn)定性：不穩(wěn)定的射頻發(fā)射將會(huì)導(dǎo)致圖像偽影，減低信噪比和圖像均勻性等。一般由廠家提供射頻穩(wěn)定性測(cè)試（X、Y、Z方向上的強(qiáng)度、頻率和相位穩(wěn)定性），應(yīng)滿足廠家預(yù)定的規(guī)范標(biāo)準(zhǔn)。

2.4.5 射頻磁場(chǎng)及梯度磁場(chǎng)綜合測(cè)試

層厚：層厚（ z）決定于梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度（G）和讀出帶寬（BW）： z = BW/（γG）。不精確的層厚將會(huì)影響空間分辨率、信噪比，產(chǎn)生部分容積效應(yīng)等。層厚的準(zhǔn)確性主要決定于梯度磁場(chǎng)的線性，射頻磁場(chǎng)的脈沖波形，均勻性和穩(wěn)定性等。

測(cè)量方法：使用自旋回波序列掃描具有傾斜面的水模，斜面與采集面的夾角為Φ，掃描層厚為5mm。圖像采集面得到的斜面FWHM信號(hào)長(zhǎng)度(L)與實(shí)際層厚(D)間的關(guān)系為：D = L·tan(Φ)。若使用ACR水模。其中建有1對(duì)交叉傾斜面，已知斜面的斜率為10:1。假設(shè)測(cè)量得到的2個(gè)斜面FWHM長(zhǎng)度為L(zhǎng)1和 L2，可得到測(cè)量層厚為：

D = 0.2×(L1×L2)/(L1+L2)

合格標(biāo)準(zhǔn)：測(cè)量的層厚于實(shí)際層厚相差不超過10%。

此外，層厚的具體測(cè)量方法、層定位精度與跨層干擾的測(cè)量將在3.2 ACR年度質(zhì)量控制部分具體描述。

2.4.6 全局系統(tǒng)性能測(cè)試

全局系統(tǒng)性能測(cè)試包括信噪比、圖像均勻度、層位、層厚、層間隔精度、空間分辨率、對(duì)比度、偽影、線圈測(cè)試等。ACR在年度質(zhì)量控制測(cè)試大綱中具體描述了這幾項(xiàng)測(cè)試的方法和合格標(biāo)準(zhǔn)（參照3.2 ACR年度質(zhì)量控制部分）。

信噪比（SNR）：信噪比是評(píng)價(jià)圖像質(zhì)量的一個(gè)重要指標(biāo)，與許多因素有關(guān)，如采集序列、層厚、 像素大小、帶寬、使用的線圈種類、回波時(shí)間、重復(fù)時(shí)間、激發(fā)次數(shù)等。在驗(yàn)收測(cè)試中，測(cè)量SNR的方法除了參照ACR質(zhì)量控制手冊(cè)之外，也可使用系統(tǒng)自帶的信噪比測(cè)量軟件并與國(guó)家提供的規(guī)范值比較，或者參考NEMA 建議的信噪比測(cè)量方法。

NEMA測(cè)量方法：掃描均勻水模，在同一位置重復(fù)采集2次，將兩副圖像相減得到差值圖像 。在差值圖像上測(cè)量感興趣區(qū)域（覆蓋75%圖像面積）的平均信號(hào)強(qiáng)度(-S)和信號(hào)標(biāo)準(zhǔn)差(σ)，計(jì)算得：

其中，σbkg為圖像背景信號(hào)（噪音）標(biāo)準(zhǔn)方差。

信噪比測(cè)量應(yīng)在基本的頭線圈、體線圈、多通道相位控制線圈的3個(gè)主要掃描方向（橫斷面、冠狀面和矢狀面）上進(jìn)行，從而作為將來質(zhì)量控制的基礎(chǔ)參照。

2.4.7 高級(jí)系統(tǒng)測(cè)試

這部分測(cè)試主要針對(duì)快速平面回波序列和譜成像序列的測(cè)試。

3 快速平面回波序列

快速平面回波被廣泛應(yīng)用于離散加權(quán)成像，灌注成像和腦功能成像等重要診斷方法。目前，沒有統(tǒng)一的快速平面回波序列質(zhì)量控制標(biāo)準(zhǔn)。用于普通序列的測(cè)量指標(biāo)，如幾何精度和變形，偽影、信噪比都可用于快速平面回波序列的基本測(cè)試。另外，測(cè)量信號(hào)穩(wěn)定性和幻影偽影信號(hào)比在此序列的質(zhì)量控制中也十分重要。單次快速平面回波序列是一種特殊的快速成像方法，所有相位編碼在1次激發(fā)后完成。相位編碼方向不斷累計(jì)的相位差將產(chǎn)生幻影偽影（稱為N/2 ghosts 或 Nyquist ghosts）。如掃描區(qū)（FOV）范圍接近于物體大小，偽影將與圖像重疊。此外，此序列對(duì)于磁場(chǎng)不均勻、偏共振效應(yīng)和渦流效應(yīng)十分敏感，因而容易產(chǎn)生圖像嚴(yán)重變形。因此，快速平面回波序列的驗(yàn)收測(cè)試將側(cè)重于幻影偽影和幾何變形的測(cè)量。

3.1 N/2偽影強(qiáng)度

3.1.1 測(cè)量方法

單次激發(fā)快速平面回波序列掃描均勻球形水模（直徑10～15cm）。參數(shù)如下：FOV = 24cm （FOV應(yīng)足夠大避免偽影與主圖像重疊），層厚（thickness） = 5mm，采集矩陣（matrix）=128×128，BW= 100kHz。

3.1.2 信號(hào)測(cè)量

測(cè)量水模中心（Sc）、偽影區(qū)（沿相位編碼方向：Sg1，Sg2）、背景噪聲區(qū)（沿頻率編碼方向：Sb1, Sb2）的平均信號(hào)強(qiáng)度，計(jì)算偽影信號(hào)比（GSR: Ghost Signal Ratio）：

3.1.3 合格標(biāo)準(zhǔn)

GSR <3%。

3.2 幾何變形與位移

3.2.1 測(cè)量方法

圖像采集方法同上；此外在同等掃描平面采集自旋回波圖像作為沒有變形的標(biāo)準(zhǔn)圖像。

3.2.2 信號(hào)測(cè)量

在所得圓形圖像上測(cè)量：①沿頻率編碼方向上直徑（Lx）；② 沿相位編碼方向的直徑（Ly）；③ 變形圖像的最大直徑（Ld）。計(jì)算得出變形系數(shù) = |Ld-Lx|/Lx；壓縮或擴(kuò)大系數(shù)= |Ly-Lx|/Lx。此外，測(cè)量自旋回波圖像和快速平面回波圖像兩幅圖像在相位編碼方向上的位移（δy）, 從而計(jì)算位移系數(shù)= |δy|/Lx。

3.2.3 合格標(biāo)準(zhǔn)

以上測(cè)量值均<4%。

3.3 信號(hào)穩(wěn)定性

3.3.1 測(cè)量方法

描均勻球形水模（直徑10～15cm）。連續(xù)運(yùn)行血氧水平快速平面回波序列（BOLD-EPI）10min。參數(shù)如下 ： TR=4000-5000ms，TE=50ms，F(xiàn)A=90°，thickness=5mm，matrix = 128×128，150 次（大約10min）重復(fù)采集。測(cè)量信噪比隨時(shí)間的變化幅度。

3.3.2 合格標(biāo)準(zhǔn)

變化范圍 1%～4%，變化系數(shù)（coefficient of variation）<0.25%。

4 光譜測(cè)試

磁共振光譜測(cè)試需要特定的光譜水模，由一系列與人體組織成分相似的化學(xué)元素組成。較普遍的譜序列序列（Point Resolved Spectroscopy，PRESS ) 或（Stimulated Echo acquisition Mode，STEAM）在單個(gè)感興趣體積（Volume of Interest，VOI）上采集光譜數(shù)據(jù)。光譜測(cè)試應(yīng)包括VOI定位精確性和光譜質(zhì)量測(cè)試。

4.1 VOI定位精確性

首先，在其他常規(guī)圖像中設(shè)定光譜數(shù)據(jù)采集點(diǎn)并存為截圖，之后再使用譜定位序列采集該VOI的圖像。比較兩幅定位圖像，VOI位置差不超過±1mm。

4.2 光譜質(zhì)量測(cè)試

測(cè)量方法：將光譜水模置于頭線圈中心，在水模中心設(shè)定1個(gè)2cm×2cm×2cm的VOI，采集光譜數(shù)據(jù)：PRESS TE=30ms，TR=1500ms，16次采集，水信號(hào)壓制和不壓制各采集1組數(shù)據(jù)。經(jīng)處理后可以得出每個(gè)化學(xué)元素光譜的峰寬和峰高。水壓制譜中的萘乙酸（NAA）或 醋酸鹽（acetate）峰的FWHM應(yīng)小于2.0ppm。同時(shí)，可以測(cè)量每種代謝元素峰的信噪比(峰高或峰寬與基線信號(hào)方差比)。然而信噪比的測(cè)量可能受多種因素的影響，如采集序列和參數(shù)的不同，代謝元素的濃度和T1、T2值等，因此通常使用廠商提供的標(biāo)準(zhǔn)光譜水模，序列以及相應(yīng)的掃描和后處理步驟進(jìn)行質(zhì)量測(cè)試并與廠商的規(guī)格標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行比較。

5 使用過程中的質(zhì)量控制 （Quality Control）

ACR 制定的質(zhì)量控制手冊(cè)要求申請(qǐng)ACR核磁共振認(rèn)證的機(jī)構(gòu)必須建立并執(zhí)行日常質(zhì)量保證和年度質(zhì)量測(cè)試。

5.1 日常質(zhì)量控制測(cè)試

日常質(zhì)量測(cè)試應(yīng)每周或每日進(jìn)行1次。由磁共振技術(shù)員完成記錄并向醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)家及時(shí)報(bào)告測(cè)量偏差，以便及時(shí)發(fā)現(xiàn)系統(tǒng)誤差。首先，檢驗(yàn)系統(tǒng)基本狀態(tài)，如掃描床、顯示器、操作臺(tái)、掃描室門窗射頻屏蔽完整性、患者監(jiān)測(cè)、通訊裝置、安全設(shè)備、制冷劑消耗等。

系統(tǒng)全局性能測(cè)試包括紀(jì)錄中心頻率、幾何精度、高對(duì)比度分辨率、低對(duì)比度分辨率、 偽影分析等。

測(cè)量方法：

（1） 將ACR水模放置于頭線圈中。水模上的“鼻”和“下顎”標(biāo)記與實(shí)際掃描中的頭部方向一致。水模中心的黑色標(biāo)記與線圈中心對(duì)應(yīng)并用于定位，從而使水模置于磁場(chǎng)等中心點(diǎn)。使用水平基準(zhǔn)工具調(diào)整水模水平面和垂直面。

（2）沿水模中線掃描一層矢狀定位面。掃描參數(shù)如下：TR=500ms，TE= 20ms，F(xiàn)OV=25cm，層厚 /間隔 =20/0mm，NEX=1，matrix = 256×256，BW= 15kHz，掃描時(shí)間為56s。然后定位掃描11層橫截面T1加權(quán)自旋回波圖像，見圖2，掃描參數(shù)基本同上，不同的是層厚/間隔=5/5mm, 掃描時(shí)間=136s。

在預(yù)掃描過程中記錄中心頻率和接收增益。中心憑率漂移不可超過 96Hz（1.5T）；192Hz（3.0T）。

圖2 ACR水模圖像；基于矢狀定位面的11層橫截面定位

（3）在得到的11層橫截面圖像上進(jìn)行基本數(shù)據(jù)測(cè)量：① 幾何精度(圖3）。測(cè)量矢狀面高度和橫截面第5層直徑，所有測(cè)量值與實(shí)際值的差不超過2mm。② 高對(duì)比度空間分辨率（圖4）。在第1層橫截面上，放大圖像2～4倍。分別在上、下和左、右方向上記錄能清晰分辨出4個(gè)孔格的格大小作為空間分辨率測(cè)量。在2個(gè)方向上，最小應(yīng)達(dá)到1.0mm的空間分辨率。③ 低對(duì)比度探測(cè)(圖5）。在第8～11層橫截面上，每層含有10個(gè)徑向輻條，每個(gè)輻條具有3個(gè)孔。在每一層上，沿順時(shí)針方向計(jì)數(shù)能看到所有3個(gè)孔的輻條數(shù)量，得到總數(shù)。合格標(biāo)準(zhǔn)定為1.5T系統(tǒng)，至少9個(gè)輻條可見；3.0T系統(tǒng)，至少37個(gè)輻條可見。

圖3 ACR水模圖像；矢狀面高度和第5層橫截面直徑測(cè)量。

圖4 ACR水模第1層橫截面圖像，用于高對(duì)比度空間分辨率測(cè)量。

圖5 ACR水模第11層橫截面圖像，用于低對(duì)比度探測(cè)測(cè)量。

5.2 年度質(zhì)量控制測(cè)試

年度測(cè)試由醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)家完成并負(fù)責(zé)審核每一個(gè)季度的日常質(zhì)量控制報(bào)告。年度測(cè)試的復(fù)雜度介于日常質(zhì)量測(cè)試和驗(yàn)收測(cè)試之間。主要包括磁場(chǎng)均勻度、層位精度、層厚精度、主要射頻線圈檢查、跨層干擾和顯示器檢測(cè)。其中，磁場(chǎng)均勻度在驗(yàn)收測(cè)試中已有具體描述，以下部分將具體介紹ACR年度質(zhì)量控制測(cè)試方法及標(biāo)準(zhǔn)。所有圖像采集和測(cè)量均使用ACR標(biāo)準(zhǔn)水模,水模定位和掃描位置與日常質(zhì)量測(cè)試相同，掃描序列除了T1加權(quán)自旋回波外還包括T2加權(quán)雙回波時(shí)間自旋回波序列，其參數(shù)如下：TR=2000ms，TE= 20/80ms，F(xiàn)OV=25cm，層厚 /間隔 = 5/5mm，NEX=1，matrix = 256×256，BW= 15kHz，掃描時(shí)間＝536s。

5.2.1 層位精確度

測(cè)量方法：在層1 和層11的T1和T2加權(quán)圖像上分別測(cè)量左、右兩個(gè)豎柵的長(zhǎng)度差，見圖6。

合格標(biāo)準(zhǔn)：所有長(zhǎng)度差應(yīng)小于5mm?？赡軐?dǎo)致不合格的因素有操作錯(cuò)誤，掃描床定位，梯度磁場(chǎng)誤校準(zhǔn)，主磁場(chǎng)不均勻。

圖6 ACR水模第1層橫截面圖像，用于層位精確度測(cè)量。

5.2.2 層厚精確度

測(cè)量方法：在層1 的T1加權(quán)圖像上，首先放大并調(diào)整圖像亮度和對(duì)比度使用于層厚測(cè)量的交叉斜面信號(hào)清晰可見,在2個(gè)斜面信號(hào)上分別用舉行ROI測(cè)量信號(hào)強(qiáng)度，計(jì)算得到均值。如果2個(gè)斜面信號(hào)強(qiáng)度相差大于20%，則應(yīng)重新測(cè)量。然后降低顯示窗位（window level）至1/2的平均斜面信號(hào)強(qiáng)度，同時(shí)設(shè)置最低顯示窗寬（window width）。 基于此調(diào)整好對(duì)比度的圖像中，測(cè)量上、下2個(gè)斜面信號(hào)的長(zhǎng)度L1和 L2(圖7)，可計(jì)算得測(cè)量層厚為：

D = 0.2×(L1×L2)/(L1+L2)

合格標(biāo)準(zhǔn)：測(cè)量層厚與期望的層厚5mm的誤差不超過0.7mm?？赡軐?dǎo)致不合格的因素有射頻放大器非線性，梯度磁場(chǎng)誤校準(zhǔn)，層定位不精確。

圖7 ACR水模第1層橫截面圖像，用于層厚精確度測(cè)量。

5.2.3 射頻線圈檢測(cè)

體積線圈（正交頭線圈）的檢測(cè)應(yīng)包括信噪比（SNR），圖像均勻性百分比（Percent Image Uniformity）、信號(hào)偽影百分比（Percent Signal Ghosting）。

測(cè)量方法：用ACR T1序列掃描ACR水模, 記錄預(yù)掃描射頻放大器增益。在T1加權(quán)圖像的均勻?qū)?，首先用較大的ROI 覆蓋大約80%的水模范圍測(cè)量得平均信號(hào)值(Smean)，見圖8。 再分別將較小的ROI (大約100mm2）置于80%覆蓋區(qū)域內(nèi)測(cè)量最大信號(hào)值(Smax)與最小信號(hào)值(Smin)，以及水模以外的背景區(qū)測(cè)量噪聲信號(hào)(Sb)與噪聲方差(σb)，沿相位編碼方向測(cè)量偽影信號(hào)(Sg)。根據(jù)以下公式計(jì)算各項(xiàng)指標(biāo)：

合格標(biāo)準(zhǔn)：PIU >90% (1.5T)；PIU >82% (3.0T)；PSG<3%。

圖8 ACR水模第7層橫截面圖像，用于體積線圈信號(hào)測(cè)量。

表面線圈通常測(cè)試3個(gè)主要線圈：體線圈、脊柱線圈和膝線圈。

測(cè)量方法：用ACR T1序列掃描大體積水模，記錄預(yù)掃描射頻放大器增益，并對(duì)線圈各組成部分或線圈組合測(cè)量最大SNR，見圖9。在水模圖像區(qū)用小ROI (大約100mm2) 測(cè)量最強(qiáng)信號(hào)強(qiáng)度(Smax)，然后測(cè)量水模以外背景噪聲信號(hào)方差(σb)，計(jì)算得SNRmax= Smax/σb。注意紀(jì)錄測(cè)量地點(diǎn)以便與今后的測(cè)量比較。同時(shí)，應(yīng)觀察圖像均勻性和偽影。

圖9 大體積水模圖像，用于表面線圈信號(hào)測(cè)量。

5.2.4 跨層干擾檢測(cè)

測(cè)量方法：使用自旋回波，快速自旋回波和梯度回波序列在ACR水模上采集多層圖像，以第7層為中心，層厚5mm。重復(fù)采集4次，每次使用不同層間隔，分別為0mm、0.5mm、1mm 和 5mm。測(cè)量不同層間隔圖像的信噪比差異。

合格標(biāo)準(zhǔn)：當(dāng)層間隔從100%（5mm）降低到0%（0mm），信噪比減低不超過20%?？赡軐?dǎo)致不合格的因素有射頻放大器校準(zhǔn)，射頻脈沖設(shè)計(jì)等。

5.2.5 顯示器基本檢測(cè)

使用亮度計(jì)測(cè)量控制臺(tái)和工作站顯示器的亮度參數(shù)。調(diào)整圖像顯示區(qū)的窗寬和窗位至最小，使圖像顯示區(qū)達(dá)到均勻最亮狀態(tài)。使用亮度計(jì)測(cè)量4個(gè)角和中心的亮度，計(jì)算得出4個(gè)角的平均亮度及圖像顯示區(qū)的亮度差百分比為%difference = 200×(Lmax-Lmin)/( Lmax+Lmin)。其中，Lmax和Lmin為圖像顯示區(qū)4個(gè)角和中心的最大和最小亮度測(cè)量值。

合格標(biāo)準(zhǔn)：最大亮度測(cè)量值應(yīng)大于90Cd/m2， 四個(gè)角亮度與中心亮度差小于30%。

6 總結(jié)

本文總結(jié)概括了目前實(shí)用的核磁共振系統(tǒng)質(zhì)量檢測(cè)和質(zhì)量控制的測(cè)量方法、工具和評(píng)估方法。系統(tǒng)安裝過程中的場(chǎng)地規(guī)劃和驗(yàn)收測(cè)試是核磁共振系統(tǒng)安全高效運(yùn)轉(zhuǎn)和質(zhì)量保證的關(guān)鍵一步，需要由專業(yè)的醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)家與廠商場(chǎng)地技術(shù)人員，以及建筑團(tuán)隊(duì)緊密合作完成。驗(yàn)收測(cè)試的結(jié)果應(yīng)被完整保存作為日后系統(tǒng)運(yùn)作評(píng)價(jià)的基線。在日常的臨床使用中，每日或每周做系統(tǒng)功能檢查和基本質(zhì)量測(cè)試，并及時(shí)向廠商現(xiàn)場(chǎng)服務(wù)人員和醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)家報(bào)告出現(xiàn)的誤差，這不僅有利于及時(shí)發(fā)現(xiàn)和解決問題，并能減少系統(tǒng)停機(jī)時(shí)間。醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)家每季度應(yīng)審查日常質(zhì)量控制文檔，并記錄校準(zhǔn)修復(fù)系統(tǒng)所采取的措施。此外，專家還將進(jìn)行較全面的年度系統(tǒng)測(cè)試，如果年度測(cè)試報(bào)告顯示任何系統(tǒng)缺陷，應(yīng)及時(shí)采取措施以確保系統(tǒng)的高質(zhì)、高效使用。廠商在售后還應(yīng)定期進(jìn)行預(yù)防性維護(hù)，每次預(yù)防性維護(hù)檢測(cè)到的系統(tǒng)缺陷及采取的修復(fù)改善措施應(yīng)被完整紀(jì)錄和保存。

[1] Jackson EF,Bronskill MJ, Drost DJ, et al. Acceptance Testing and Quality Assurance Procedures for Magnetic Resonance Imaging Facilities: Report of AAPM MR Subcommittee Task Group I[J]. AAPM Report No,2010,10:100.

[2] 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.

[3] 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,1992,19(1):217-229.

[4] American College of Radiology(ACR).Site Scanning Instructions for Use of the MR Phantom for the ACRTM MRI Accreditation Program[J].2008,11:121.

[5] American College of Radiology (ACR). MRI Accreditation Program Phantom Test Guidance[R].Reston:American College of Radiology,2006.

[6] American College of Radiology (ACR). MRI Quality Control Manual 2004[R]. Reston:VA ACR, 2004.

[7] Kanal E, Barkovich AJ, Bell C, et al. ACR guidance document for safe MR practices[J].AJR Am J Roentgenol,2007,188(6):1447-1474.

[8] Evans JB.Structural floor vibration and sound isolation design for a magnetic resonance imaging system[J]. J Building Acoustics,2005,12:207-223.

[9] Chen HH, Boykin RD, Clarke GD, et al.Routine testing of magnetic field homogeneity on clinical MRI systems[J]. Med Phys ,2005,33(11):4299-4306.

[10] NEMA-MS-1. Determination of Signal-To-Noise Ratio(SNR) in Diagnostic Magnetic Resonance Imaging. NEMA MR Standards:MS 1-2008[R].Rosslyn, VA:National Electrical Manufacturers Association, 2008.

[11] Jezzard P, Balaban RS.Correction for geometric distortion in echo planar images from B0 field variations[J]. Magn Reson Med,1995,34(1):65-73.

[12] Weisskoff RM. Simple measurement of scanner stability for functional NMR imaging of activation in the brain[J]. Magn Reson Med,1996,36(4):643-645.

[13] Drost DJ, Riddle WR, Clarke GD. Proton magnetic resonance spectroscopy in the brain: Report of AAPM MR Task Group#9[J]. Med Phys,2009,29(9):2177-2197.

[14] NEMA-MS-2.Determination of Two-Dimensional Geometric Distortion in Diagnostic Magnetic Resonance Images: MS 2-2003[R].Rosslyn,VA:National Electrical Manufacturers Association,2003.

[15] NEMA-MS-3. Determination of Image Uniformity in Diagnostic Magnetic Resonance Images: MS 3-2008[R].Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association,2008.

[16] NEMA-MS-6. Characterization of Signal-To-Noise Ratio and Image Uniformity for Single-Channel Non-Volume Coils in Diagnostic Magnetic Resonance Imaging (MRI): MS 6-2008[R]. Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association,2008.

Quality Assurance and Quality Control in Magnetic Resonance Imaging System

DENG Jie
1.Children's Memorial Hopital, Chicago USA;2. Department of Radiology, Northwestern University, Chicago USA

This article introduced the concept and procedures of quality assurance (QA) and quality control (QC) in Magnetic Resonance Imaging (MRI) system during its installation and routine clinical uses. It is mainly focused on system acceptance testing, daily system check and QC test and annual system performance testing. It is important to build a comprehensive and accurate QA/AC program in a MRI facility, and the exact implementation of this program will essentially improve the quality and efficiency for both clinical and research studies using the MRI techniques.

magnetic resonance imaging; acceptance testing; quality assurance; quality control;medical inaging equipment

TH774

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2011.07.002

1674-1633(2011)07-0013-08

2011-07-04

作者郵箱：JDeng@childrensmemorial.org