玉碧堅　蘇毅

【摘 要】醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)（MRI）在診斷方面地位日益突出。本文根據(jù)醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)（MRI）成像原理，通過利用測試模體對MRI系統(tǒng)影像質量進行實驗研究，對AAPM報告提出的信噪比等有關性能參數(shù)的標準進行討論，為制定檢測MRI設備計量性能參數(shù)標準提供參考，使制定的檢測技術標準更科學、合理和適用。

【關鍵詞】醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng) 計量參數(shù) 實驗研究

1引言

醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)（MRI）作為大型醫(yī)療設備已在國內外醫(yī)院廣泛使用，在診斷方面地位日益突出。為了保證臨床應用診斷的準確性，保護廣大患者和醫(yī)護人員的人身安全，對磁共振影像系統(tǒng)計量參數(shù)的檢測就顯得至關重要。但如何對醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)進行檢定，保證醫(yī)用磁共振成像（MRI）系統(tǒng)各項性能正常和影像正確，國家目前尚無統(tǒng)一的檢定規(guī)程或校準規(guī)范，因此有必要對醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)（MRI）影像質量進行實驗研究，探討其成像質量控制的計量檢測標準要求。

2成像原理

醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)（MRI）由磁體、線圈、控制單元、計算機成像系統(tǒng)和診斷床等部分組成。核磁共振成像是隨著計算機技術、電子電路技術、超導體技術的發(fā)展而迅速發(fā)展起來的一種生物磁學核自旋成像技術。它是利用磁場與射頻脈沖使人體組織內自旋運動的氫核（H+）發(fā)生振動產生射頻信號，經計算機處理而成像的。即作用在樣品上有一穩(wěn)定磁場和一個交變電磁場，去掉電磁場后，處在激發(fā)態(tài)的核可以躍遷到低能級，輻射出電磁波，同時可以在線圈中感應出電壓信號，成為核磁共振信號。人體組織中由于存在大量的水和碳氫化合物而含有大量的氫核，一般用氫核得到的信號比其他核大1000倍以上。人體內器官和組織中的水分并不相同，很多疾病的病理過程會導致水分形態(tài)的變化，使得正常組織與病變組織的電壓信號不同，結合電子計算機斷層掃描（CT）技術，可以得到人體組織的任意斷面圖像，尤其對軟組織的病變診斷，更顯示了它的優(yōu)點，病變部位非常敏感，圖像也很清晰。若將核磁共振的頻率變數(shù)增加到兩個或多個，可以實現(xiàn)二維或多維核磁共振，從而獲得比一維核磁共振更多的信息。

3實驗研究

3.1實驗設備和方法

選磁共振性能模體：美國體模實驗室（ne Phanto Laboratory）制造的Magphan體模，符合美國醫(yī)學物理學家協(xié)會AAPM Report NO.100，2010的技術要求，能夠滿足磁共振的軸向面、冠狀面、矢狀面圖形性能的檢測。性能模體中注入的CuSO4溶液的濃度為110g/L。

磁場強度計：分辨力為0.1mT，最大允許誤差不超過被檢對象的三分之一。

選取40臺MRI設備（其場強、生產廠家、型號、安裝日期如表1），用上述檢測設備進行性能參數(shù)檢測，對檢測結果進行統(tǒng)計分析，根據(jù)分析的結果，對AAPM報告提出的有關性能參數(shù)的標準進行評價，為制定MRI設備計量性能參數(shù)標準提供參考。

按照AAPM推薦的方法和模體說明書的方法進行測試，檢測的性能參數(shù)為信噪比、均勻度、線性度誤差（畸變）、層厚誤差、空間分辨力和低對比度分辨力。首先對各項性能參數(shù)按場強大小進行分組，研究各項性能參數(shù)與場強的關系，然后對均勻度、線性度誤差（畸變）、層厚誤差、空間分辨力和低對比度分辨力按其大小進行分組，研究各項性能參數(shù)的分布特點。

3.2實驗結果和分析

3.2.1信噪比

全部設備按場強分成4組，第一組場強<0.5T，為低場強；第二組場強為0.5T～0.9T；第三組場強為1.0T～1.5T；第四組場強≥1.5T。表2為4組場強下的信噪比最大值、最小值、極差和平均值。不同組信噪比平均值差別較大，而且明顯隨著場強的增加而增加。

3.2.2均勻度

均勻度按場強分組，各組間均勻度不存在顯著差別，見表3。

設備若按均勻度分組，每組臺數(shù)和百分比如表4。97.5%以上的設備均勻度在94%以上，100%設備均勻度在90%以上。

3.2.3線性度誤差（畸變）

X方向線性度誤差（畸變）按場強分組，各組的X方向線性度誤差平均值不存在顯著差別，見表5。

設備若按X方向線性度誤差（畸變）分組，每組臺數(shù)和百分比如表6。97.5%以上的設備X方向線性度誤差（畸變）在5%以下，2.5%設備X方向線性度誤差（畸變）超過5%。

Y方向線性度誤差（畸變）按場強分組，各組的Y方向線性度誤差平均值不存在顯著差別，見表7。若按Y方向線性度誤差分組，每組臺數(shù)和百分比如表8。97.5%以上的設備Y方向線性度誤差（畸變）在1.5%以下，100%設備Y方向線性度誤差（畸變）在3.5%以下。

3.2.4層厚誤差

因為有些設備斜線像的信號太弱和有些設備無Profile功能，所以有8臺設備的層厚無法測量。對已測量層厚的32臺設備按場強分組，各組的層厚誤差不存在顯著差別，見表9。

若按層厚誤差大小分組，每組臺數(shù)和所占百分比如表10。90%以上的設備層厚誤差在1.0mm以下，10%設備層厚誤差超過1mm。

3.2.5空間分辨力

因為設備空間分辨力最高等于像素的大小，在空間分辨力的測量中FOV取256mm，像素矩陣取256x256，像素等于1mm，所以設備的最高空間分辨力等于1mm。按場強分組結果，各組的空間分辨力不存在顯著差別，見表11。

在40臺設備中空間分辨力1mm的設備占80%，空間分辨力1.25mm的設備占20%，

3.2.6低對比度分辨力

按場強分組，低對比度分辨力與場強有關，如表12。場強等于和高于0.5T的設備均能分辨出Φ4mm/深0.5mm的孔，在場強低于0.5T的設備中，低對比度分辨力為Φ4mm/深0.5mm的設備占83%，Φ6mm/深0.5mm的設備占17%

4討論

AAPM 100號報告提出的MRI臨床應用性能的標準，是對各廠家和型號設備均適用的質量保證標準。根據(jù)不同生產廠家，不同場強的40臺MRI設備檢測結果的統(tǒng)計分析，對有關標準做出以下評價：

4.1信噪比與場強有關

40臺MRI設備的場強分成以下4組：<0.5T、0.5T～0.9T、1.0T～1.5和≥1.5T。每組信噪比平均值隨場強增加，分別為77、112、194和270。AAPM報告沒有提出信噪比的標準，如果要規(guī)定信噪比標準的話，不同場強必須采取不同的標準。

4.2均勻度與場強無關

在40臺MRI設備中，100%的設備均勻度在90%以上。AAPM報告建議的均勻度標準是80%，從實驗檢測的結果來看，此標準太低。隨著MRI技術的進步和設備性能的提高，該項性能已普遍提高。

4.3線性度誤差（畸變）與場強無關

在40臺MRI設備中97.5%的設備X方向線性度誤差在5%以下，Y方向線性度誤差在1.5%以下。AAPM報告建議的線性度誤差標準是5%，從檢測的結果來看該標準比較合適。

4.4層厚誤差與場強無關

在已測層厚的32臺設備中，90%的設備層厚誤差在1.0mm以下，10%的設備層厚誤差超過1.0mm。AAPM報告推出的層厚誤差標準是±1mm，從檢測的結果來看該標準也比較合適。

4.5空間分辨力與場強無關

AAPM報告推出的空間分辨力標準是1mm。這是理想的空間分辨力，從檢測的結果來看只有79.4%的設備能達到這一標準，尚有20.6%的設備達不到。該標準作為質量保證的標準尚可，但作為臨床應用質量的標準太高，按此標準，將有一部分設備臨床應用質量不合格。

4.6低對比度分辨力與場強有關

AAPM報告提出的MRI設備性能參數(shù)中沒有此項，但我們認為此項參數(shù)不可缺少。因為低對比度分辨力不同于空間分辨力，后者是在高對比度條件下對目標的分辨能力，前者是在低對比度條件下對目標的分辨能力，兩者都是與臨床診斷質量直接相關的性能參數(shù)。低對比度分辨力是可以用特殊設計的體模定量檢測的，從實驗檢測的結果來看，低對比度分辨力與場強有關，場強等于或高于0.5T的設備均可分辨Φ4mm/深0.5mm的孔，場強低于0.5T的設備中，83%的設備可分辨Φ4mm/深0.5mm的孔，17%的設備可分辨Φ6mm/深0.5mm的孔。因此低對比度分辨力標準應根據(jù)不同的場強制定。

5結語

根據(jù)以上MRI系統(tǒng)成像質量實驗研究討論分析說明，在制定醫(yī)用磁共振成像系統(tǒng)（MRI）的計量性能參數(shù)標準時，由于信噪比和低對比度分辨力均與場強有關，應慎重考慮根據(jù)不同的場強制定相應標準，使制定的檢測技術標準更科學、合理和適用。

參考文獻：

[1]AAPM Report No.100，2010 磁共振成像設備的試驗和質量保證程序（Acceptance Testing and Quality Assurance for Magnetic Resonance Imaging Facilities）[S].