梁永剛，付麗媛 ，陳自謙，鐘群，肖慧，許尚文，陳堅(jiān)

解放軍福州總醫(yī)院 醫(yī)學(xué)影像中心，福建 福州 350025

引言

隨著硬件平臺(tái)和軟件技術(shù)不斷更新，磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）技術(shù)得到迅速發(fā)展，極大推動(dòng)了臨床醫(yī)學(xué)特別是影像醫(yī)學(xué)的發(fā)展[1-2]。MR系統(tǒng)最基本的組成構(gòu)件是主磁體[3]，主磁體最重要的質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)為主磁場(chǎng)的均勻度。在MR系統(tǒng)中主磁場(chǎng)的均勻度通常以主磁場(chǎng)強(qiáng)度的百萬(wàn)分之幾數(shù)值（ppm）作為磁場(chǎng)強(qiáng)度偏離的單位，用一定直徑球體容積（Diameter of Spherical Volume，DSV）范圍內(nèi)的百萬(wàn)分之幾值來(lái)表述，百萬(wàn)分之幾值越小代表磁場(chǎng)的均勻度越好。主磁場(chǎng)的均勻度受多種因素的影響，比如磁體孔徑內(nèi)的對(duì)比劑以及金屬異物均會(huì)造成磁場(chǎng)均勻性降低，當(dāng)磁場(chǎng)均勻性較差時(shí)，將會(huì)對(duì)MR圖像產(chǎn)生影響，如脂肪抑制序列脂肪抑制無(wú)法進(jìn)行或者脂肪抑制不均勻，以及進(jìn)行波譜掃描時(shí)得到的波譜基線不穩(wěn)定，代謝物無(wú)法準(zhǔn)確區(qū)分，大大降低其可靠性。磁場(chǎng)的均勻度并非固定不變，一個(gè)磁體在安裝調(diào)試后，由于外部環(huán)境及磁體穩(wěn)定性的改變，其均勻度會(huì)改變，因此，必須定期進(jìn)行磁場(chǎng)均勻度檢測(cè)，及時(shí)發(fā)現(xiàn)偏移并定期調(diào)整[4-7]。

為了時(shí)時(shí)掌握MRI設(shè)備主磁場(chǎng)均勻度，本研究采用波譜峰值法與帶寬差值法對(duì)本單位3.0 T磁共振進(jìn)行了磁場(chǎng)均勻度檢測(cè)，希望能為同行進(jìn)行磁共振主磁場(chǎng)均勻性檢測(cè)提供參考與建議。

1 資料與方法

1.1 環(huán)境條件

室內(nèi)溫度：20℃～22℃，濕度：50%～60%，電源電壓：（380±10）V。

1.2 受檢設(shè)備及檢測(cè)器材

受檢設(shè)備為Siemens Skyra 3.0 T磁共振成像系統(tǒng)（由德國(guó)西門(mén)子公司設(shè)計(jì)制造），20通道頭頸聯(lián)合線圈，檢測(cè)設(shè)備為西門(mén)子MRS專(zhuān)用水模，直徑17 cm；勻場(chǎng)水模，直徑24 cm。

1.3 磁場(chǎng)均勻度檢測(cè)方法

1.3.1 波譜峰值法

在理想的磁場(chǎng)均勻性情況下，磁場(chǎng)中的氫質(zhì)子均是以相同的頻率進(jìn)動(dòng)，其計(jì)算公式為：ω-γ×B，式中ω為進(jìn)動(dòng)頻率，γ為旋磁比，氫質(zhì)子的γ約為42.5 MHz/T，B為主磁場(chǎng)場(chǎng)強(qiáng)，從式中可以看出該進(jìn)動(dòng)頻率與主磁場(chǎng)的場(chǎng)強(qiáng)成正比。此時(shí)給磁場(chǎng)中的氫質(zhì)子施加一個(gè)與其進(jìn)動(dòng)頻率相同的90°射頻脈沖，從而產(chǎn)生宏觀的橫向磁化矢量；當(dāng)90°射頻脈沖關(guān)閉后，宏觀橫向磁化矢量將以指數(shù)形式快速衰減，稱(chēng)之為自由感應(yīng)衰減。在此過(guò)程中，接收線圈會(huì)接收到自由感應(yīng)衰減信號(hào)，通過(guò)傅里葉變換后將呈現(xiàn)為中心頻率處一窄波峰。雖然我們追求主磁場(chǎng)高度的均勻性，但實(shí)際上主磁場(chǎng)總是有一定程度的不均勻，這種主磁場(chǎng)的不均勻會(huì)造成質(zhì)子失相位加快，自由感應(yīng)信號(hào)衰減加快，經(jīng)傅里葉變換后譜線増寬。因此波峰的寬度能夠反映磁場(chǎng)的均勻性[8-9]。

將磁共振波譜專(zhuān)用水模穩(wěn)定擺放于診斷床的頭部線圈底座上，放穩(wěn)定后正確安裝接收線圈（圖1）。采用激光定位燈對(duì)準(zhǔn)水模的中心位置，定位完成后按進(jìn)床鍵將水模送到磁體中心區(qū)域。水模擺放就緒，靜置5 min后，在掃描主機(jī)進(jìn)行掃描信息登記以及掃描參數(shù)的設(shè)定，開(kāi)始檢測(cè)。首先進(jìn)行三平面定位像掃描，接下來(lái)調(diào)用多體素波譜序列CSI_se_135，掃描參數(shù) ：TR=1500 ms，TE=135 ms，Averages=3，F(xiàn)A=90°，F(xiàn)OV=160 mm×160 mm， 感興趣區(qū)（Voxel of Interest，VOI）=80 mm×80 mm，體素大小10 mm×10 mm×15 mm。進(jìn)入勻場(chǎng)選項(xiàng)并調(diào)整勻場(chǎng)參數(shù)得到并記錄半高全寬度（Full Width at Half-Maximum，F(xiàn)WHM）（單位Hz）（圖2）。采用公式(1)得出FWHM從Hz到ppm的轉(zhuǎn)化。

圖1 MRS專(zhuān)用水模定位圖

圖2 得到半高全寬度FWHM

式中，x'1-x'2為低帶寬、高帶寬2次掃描得到的圖像在頻率編碼方向上的變形的位移差值，單位mm，F(xiàn)OVx單位為mm。

將磁共振勻場(chǎng)水模穩(wěn)定擺放于位于體線圈中心位置處，放穩(wěn)定后采用激光定位燈對(duì)準(zhǔn)水模的中心位置，按進(jìn)床鍵將水模送到磁體中心區(qū)域。水模擺放就緒，靜置5 min后，開(kāi)始檢測(cè)。定位像掃描完畢后采用梯度回波序列，主要掃描參數(shù)：TR=50 ms，TE=8 ms，層厚=6 mm，F(xiàn)OV=300 mm×300 mm，矩陣=320×320，翻轉(zhuǎn)角=25°，接收帶寬BW1=80 Hz/pixel，BW2=920 Hz/pixel，掃描時(shí)間18 s。參數(shù)設(shè)置完畢后首先采用低帶寬BW1行冠狀位掃描，在掃描得到的圖像上采用測(cè)量長(zhǎng)度工具沿頻率編碼方向測(cè)量水模的直徑d1（圖3），其他參數(shù)相同，采用高帶寬BW2再次行冠狀位掃描，在掃描得到的圖像上采用測(cè)量長(zhǎng)度工具沿頻率編碼方向測(cè)量水模的直徑d2（圖4）。計(jì)算d1-d2的值，將其帶入公式(2)計(jì)算主磁場(chǎng)不均勻度。矢狀位與軸位的掃描、測(cè)值與計(jì)算同冠狀位。

圖3 接收帶寬BW1=80 Hz/pixel冠狀位圖像

圖4 接收帶寬BW2=920 Hz/pixel冠狀位圖像

1.4 磁場(chǎng)均勻度處置界限

根據(jù)ACR磁共振質(zhì)量控制檢測(cè)標(biāo)準(zhǔn)，對(duì)于3.0 T的超導(dǎo)MR系統(tǒng)主磁場(chǎng)的均勻度要求在直徑20～30 cm的球形容積內(nèi)，其均勻度為2 ppm左右。

2 結(jié)果

采用波譜峰值法測(cè)得的主磁場(chǎng)均勻度結(jié)果：FWHM=3.5 Hz，F(xiàn)WHM=0.027 ppm，17 cm的DSV磁場(chǎng)均勻度符合處置標(biāo)準(zhǔn)。采用帶寬差值法測(cè)得的主磁場(chǎng)均勻度結(jié)果見(jiàn)表1，24 cm勻場(chǎng)水模單層冠狀位、矢狀位和軸位的磁場(chǎng)不均勻度分別為0.49、0.98和0.91 ppm，磁場(chǎng)均勻度符合處置標(biāo)準(zhǔn)。

表1 采用帶寬差值法測(cè)得的結(jié)果

3 討論

主磁體是磁共振成像系統(tǒng)最基本的構(gòu)件，是產(chǎn)生磁場(chǎng)的裝置，其最重要的性能指標(biāo)之一就是主磁場(chǎng)均勻度。磁共振主磁體的磁場(chǎng)均勻度直接影磁共振成像圖像的質(zhì)量，在磁共振成像的過(guò)程中，如果主磁場(chǎng)不均勻，那么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(chǎng)后，疊加后的磁場(chǎng)將不是一個(gè)線性梯度磁場(chǎng)。這樣，沿著各個(gè)切面上組織的磁共振頻率就不是線性變化的，也就很難通過(guò)頻率來(lái)確定或區(qū)分不同位置的組織，從而使產(chǎn)生的圖像模糊或者錯(cuò)位。另外，主磁場(chǎng)均勻度差還會(huì)造成脂肪抑制不均，嚴(yán)重者會(huì)造成MRS分析出現(xiàn)偏差造成誤診，因此定期對(duì)磁場(chǎng)均勻度進(jìn)行檢測(cè)對(duì)于保證圖像質(zhì)量與醫(yī)療安全有重要意義[10]。

目前國(guó)內(nèi)有研究者對(duì)主磁場(chǎng)均勻性的檢測(cè)采用圖像均勻度檢測(cè)法、霍爾探頭法和磁共振法，在第一種方法中，由于影響圖像均勻性的因素很多，所以圖像的均勻性并不能完全說(shuō)明主磁場(chǎng)均勻性，后兩種方法雖然是直接測(cè)量物理磁場(chǎng)，但都是在檢測(cè)空間的表面檢測(cè)，且僅僅是對(duì)有限個(gè)點(diǎn)進(jìn)行采樣，因此傳統(tǒng)的檢測(cè)方法都存在充分度和精確度不足的缺陷[11-12]。ACR磁共振質(zhì)量控制手冊(cè)中提供了四種檢測(cè)方法，即波譜峰值法、帶寬差值法、相位地圖法和相位差地圖法，波譜峰值法主要測(cè)量自由感應(yīng)衰減信號(hào)經(jīng)傅里葉變換后FWHM，帶寬差值法主要利用最小和最大接收帶寬引起的圖像的幾何畸變差值來(lái)計(jì)算磁場(chǎng)強(qiáng)度變化，相位地圖法和相位差地圖法均基于梯度回波序列產(chǎn)生的相位圖，相位圖的相位值可以反映磁場(chǎng)強(qiáng)度變化，相位差地圖法去除了引起相位變化的非磁場(chǎng)強(qiáng)度因素。本研究采用了其中兩種方法即波譜峰值法與帶寬差值法。波譜峰值法檢測(cè)和評(píng)估方法簡(jiǎn)單易行，可快速評(píng)估主磁場(chǎng)均勻性，僅需5 min左右即可完成，適用于可以進(jìn)行波譜序列掃描的設(shè)備。其缺點(diǎn)在于該方法不能對(duì)任意平面和整個(gè)DSV進(jìn)行評(píng)估，該方法精度不高，同時(shí)對(duì)0.5 T以下的MR系統(tǒng)的主磁場(chǎng)均勻性無(wú)法評(píng)估[9]。帶寬差值法用于不能提供相位圖和頻率曲線的MR設(shè)備主磁場(chǎng)均勻度的檢測(cè)，該方法應(yīng)用廣泛，可用于所有的MRI系統(tǒng)[13]，其缺點(diǎn)在于測(cè)量和計(jì)算復(fù)雜，且易受人為測(cè)量過(guò)程中視覺(jué)誤差會(huì)引起測(cè)量結(jié)果出現(xiàn)偏差。在本研究中，采用波譜峰值法和帶寬差值法兩種方法測(cè)得的結(jié)果不同，原因在于帶寬差值法測(cè)量過(guò)程中因視覺(jué)誤差造成測(cè)量結(jié)果出現(xiàn)偏差，即低帶寬BW1掃描得到的圖像上測(cè)得的直徑d1、高帶寬BW2掃描得到的圖像上測(cè)得的直徑d2，因視覺(jué)原因可能會(huì)使選擇的參考點(diǎn)不一致，d1、d2的值出現(xiàn)偏差，進(jìn)一步影響到了測(cè)量結(jié)果。為了減小誤差，使結(jié)果更為準(zhǔn)確，需進(jìn)行3個(gè)方向上的多層測(cè)量，盡量確保參考點(diǎn)選擇一致，測(cè)量過(guò)程中加入?yún)⒖季€可在一定程度上保證不同帶寬下選取同一參考點(diǎn)。

當(dāng)進(jìn)行MRS分析時(shí)，對(duì)磁場(chǎng)的均勻性要求更為嚴(yán)格[14]。進(jìn)行MRS前為了保證磁場(chǎng)均勻度，會(huì)進(jìn)行手動(dòng)勻場(chǎng)，一般情況下FWHM≤30 Hz，如果發(fā)現(xiàn)磁場(chǎng)均勻度下降，需要及時(shí)報(bào)告工程師，查找并解決問(wèn)題[15-16]。日常工作中最常見(jiàn)的引起磁場(chǎng)均勻性下降的因素主要有孔徑中的金屬異物及對(duì)比劑殘留，因此定期的清潔保養(yǎng)設(shè)備對(duì)于保持良好的主磁場(chǎng)均勻度有重要的意義。另外，設(shè)備工程師應(yīng)定期對(duì)磁共振主磁場(chǎng)均勻度進(jìn)行檢測(cè)，建立長(zhǎng)期運(yùn)行基線，一旦發(fā)現(xiàn)磁場(chǎng)均勻度偏離基線，應(yīng)查找原因，排除金屬異物及對(duì)比劑的影響，并通過(guò)自動(dòng)勻場(chǎng)改善磁共振主磁場(chǎng)均勻性。