第六讲 核磁共振成像装置（MRI）质量控制与实施保证

冯庆宇

第六讲 核磁共振成像装置（MRI）质量控制与实施保证

冯庆宇

编者按：MRI与CT在成像原理上有着根本性的区别，因此评价MRI图像质量的一些基本参数，如高对比分辨力、图像均匀性等反映的意义也发生了根本性的变化。本文主要介绍MRI成像的影像特点以及质量控制与实施保证的基本理论和方法。

磁共振质量保证（Quality Assurance，QA）和质量控制（Quality Control，QC）指在磁共振设备的选购、安装、调试和运行的过程中，严格按照要求进行规范化作业，使设备的各项指标和参数符合规定标准的技术要求，并处于安全、准确、有效的工作状态，以最优化地发挥设备的各种性能，为诊断疾病提供优质图像的系统措施。

1 核磁共振成像系统的图像质量特点

核磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）图像质量特点主要有信噪比、对比度、空间分辨力和伪影等，它们受到成像时间、层厚、矩阵、视野和组织本身的信号特征影响[1-2]。

1.1 空间分辨力

MRI影像的空间分辨力指在一定对比度下，影像所能分辨的相邻物体的最小距离。MRI的空间分辨力与视野、扫描矩阵和扫描层厚度相关。

1.1.1 采集体素与空间分辨力

MRI通过不同组织的不同驰豫时间T1和T2来识别组织差异，并且通过在主磁场上叠加三个彼此正交的梯度场来区分源于不同成像体素中的MRI信号，即在每个坐标轴方向都增加一个梯度磁场，这三个梯度场分别用于实现选层、频率编码和相位编码功能，通过这些功能采集到具有空间特性的频域信号，然后经过二维傅立叶变换后重建出MRI图像。

MRI图像的成像层面可以任意选取，其中包括层面的方向、位置和厚度，这主要通过磁场梯度脉冲和射频脉冲结合起来实现。首先在Z轴方向施加线性梯度磁场Gz，使不同Z值坐标的X-Y平面上的氢原子有不同的进动频率；接下来施加一定频率的与进动频率相吻合的射频脉冲对目标层产生核磁共振，即选层；然后分别在Y轴方向和X轴方向施加Gx和Gy梯度场，从而在一个三维空间中将各体素的空间位置识别出来；最后通过傅立叶变换，将组织释放的时域信号变换成频域信号进行处理与重建。

薄层和小体素既提高了空间分辨力，又减小了部分容积效应，但是信噪比会相应下降，并会影响图像分辨力，在这种情况下可以采用增加激励次数等措施来获得满意的诊断图像。

1.1.2 磁场均匀性与空间分辨力

磁场均匀性指在特定容积(通常为球形空间)限度内磁场的同一性，即穿过单位面积的磁力线是否相同。由于组织空间位置识别需要在原有静磁场的基础上叠加梯度场，而静磁场是不可能完全均匀的，因此对目标物体的空间体素的识别会有一定的误差，进而影响空间分辨力，降低图像质量。

1.2 信号与对比度

影像对比度是两种组织间信号差别的反映。图像信号的影响因素主要有TR、TE、T1、T2、翻转角，以及组织本身特性、造影剂的应用和成像序列参数等。

1.2.1 时间参数与信号

时间参数对信号有着非常重要的影响，合理设定扫描的TR与TE值可以最大限度地将组织的特性显示出来。短TR短TE为T1加权像，当TR与T1的值比较接近时，则可获得一定权重的T1加权像；长TR长TE为T2加权像，当加大TR时间时，纵向磁化矢量恢复会加大，检测到的信号增强，图像的对比度升高。TE值对图像的T2加权影响很大，增大TE值可降低信号的强度。长TR短TE为质子密度加权像，如果TE最短，质子密度的权重随着TR的延长而加重；如果TR最长，质子密度的权重则随着TE的变短而加重。

1.2.2 翻转角与信号

快速成像与梯度回波序列，需要设定翻转角并与TR匹配，以保证该翻转角的恢复时间不大于TR时间，使信号不发生衰减，并且可以缩短扫描时间。

射频脉冲激发后，翻转角的大小与激发后的横向磁化矢量相关。翻转角越大，纵向磁化的恢复就越慢。梯度回波中，小翻转角射频激发主要产生T2加权效应；大翻转角将使更多的短T1组织进行弛豫，产生T1加权效应。

1.2.3 磁场与信号

组织的T1值具有场强依赖性，随所在的磁场强度而变化。如果场强发生变化，TR、TE和翻转角等参数也要进行相应的调整以增强组织间对比度。组织的T2受外磁场的不均匀性影响，磁场越不均匀，进动的质子群越容易出现失相。

1.3 信噪比（SNR）

信噪比是图像的信号强度与图像噪声强度的比值，不仅受磁场强度、体素大小、重复时间、回波时间、反转时间、信号采集次数等的影响，也受到层厚、层间隔、视野大小、矩阵等的影响。

1.3.1 体素与信噪比

体素的空间位置由三个彼此正交的梯度磁场来识别，因此体素的大小及形状是由扫描矩阵、视野（FOV）、层厚、层间距等参数决定。体素越小，空间分辨力越高，信噪比越低；层厚越厚，质子数量增多，产生的信号越强，信噪比越高。但层厚变厚时，易产生容积效应，可使某些组织结构被重叠的组织所掩盖；而层厚越薄，空间分辨率越高，信噪比越低，可采用增加激励次数来提高信噪比。

1.3.2 时间参数与信噪比

TR与TE时间的设定对组织信号特征有很大的影响，主要用于控制图像对比度，同时也影响信噪比。TR越长，质子可以进行充分弛豫，下次激励时在横向就会有更多的信号输出，可提高信噪比；TE越长，信号收集前的等待时间就越长，进动相位的质子发散增多，回波幅度减小，信噪比降低。

1.3.3 信号采集次数（NSA）与信噪比

信号是固定存在的，并具有一定规律性；噪声是随机产生的，无规律。在进行多次激励和多次采样时，重复采集的信号之间具有相干性，叠加会使信号强度线性增加，而噪声或无规则运动在产生伪影叠加后，虽然噪声通过叠加增加，但仍旧比信号的上升幅度小，结果信噪比上升。另外，图像叠加平均时，噪声也可能因为数学平均而降低，这样更能够有效的提高信噪比。

1.3.4 射频线圈与信噪比

射频线圈的选择和使用对信噪比的影响很大。相控阵线圈包含了多个子线圈单元，可以在同一时间从多个方向接收主磁场的射频脉冲，同时有多个数据采集通道与之匹配，因此可以降低薄层或高分辨率扫描时的噪声，信噪比高。

信号受噪声干扰的程度与线圈包含的组织容积相关，因此应尽量将射频线圈贴近被检组织表面。扫描时，线圈距离目标组织越远，接受的信号强度越小，信噪比越低；线圈所包括的组织内容越多，接受的噪声越多，信噪比越低。

射频接收频带带宽也会影响信噪比。射频接收频带宽时，不同频率的信号会发生叠加而增加噪声，信噪比降低；射频接收频带窄时，信噪比提高。信噪比还受到场强的影响，场强越强，质子的共振频率越高，图像的信噪比越高。

1.4 伪影

MRI伪影是成像过程中产生的并不存在的错误信号，被记录在影像资料上而导致图像质量下降或真实性受干扰。

1.4.1 磁场相关伪影

MRI成像过程中，磁场的改变可以产生伪影。磁场的改变可能源于设备本身，也可能源于外界的干扰。

（1）磁场伪影

成像过程中，静磁场不均匀或梯度磁场的非线性都会使MR信号的定位出现错误，造成图像出现不规则变形或者信号的非正常改变。

梯度磁场是MR空间定位的基础，一般包括Gs(选层梯度)、Gx(频率编码梯度)、Gy(相位编码梯度)。梯度磁场的非线性主要有两点原因：① 梯度线圈所产生的附加磁场总存在一定程度的非线性；② 当梯度线圈所产生的附加磁场进行快速切换时，会在周围的金属结构中发生感应形成涡旋电流，进而产生磁场并影响梯度磁场的线性变化。经过梯度系统线性测试、梯度切换率测试和梯度系统相位稳定性测试后，主要从两方面来解决梯度磁场非线性：①进行涡流补偿，以便减少涡旋电流产生的磁场影响；② 进行梯度线圈校正，以便提高梯度线圈所产生的梯度磁场的线性程度。

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

磁敏感性伪影主要由于主磁场均匀性受各种因素干扰(如磁性物质)，导致空间信息编码失真，表现为信号扭曲、丢失、变形。依据产生原因的不同，其主要可分为两大类：金属伪影和人体自身磁敏感性差异伪影。

① 金属伪影

金属伪影指因金属异物造成受检区磁化率的改变而产生的图像扭曲或图像混乱。依据磁化率的不同可将物质分为逆磁性（Bi、Cu、Ag等）、顺磁性（Na、Al、Ti，以及正常生物组织等）和铁磁性（Fe、Co等）。逆磁性和顺磁性物质原子核外有单个不成对电子，对磁场的干扰小；铁磁性物质原子核外排列有大量不成对电子，对主磁场均匀性破坏大。

铁磁性金属伪影表现为物体周围大片组织无信号，附近组织器官的信号严重畸变和错位。伪影产生的原因在于此类金属物体局部产生强磁场，造成主磁场局部不均匀和自旋质子失相位，而自旋质子的频率和相位异常又进一步造成空间定位错误，引起图像局部解剖结构变化，并且沿着频率编码方向扩散，造成相邻组织的图像发生畸变。

顺磁性和逆磁性金属对周围磁场的影响较铁磁性金属弱得多。非铁磁性金属在梯度磁场作用下，因内部产生感应电流而产生局部磁场，导致信号空间错位和损失。其伪影表现为圆形低信号或无信号区，边缘呈高信号环带，相应区域影像消失、模糊，组织和结构变形，但周围组织边缘仍可分辨。

② 组织界面差异伪影

成像过程中，相邻组织具有不同磁化率，在交界处形成局部磁场的不均匀，造成不同组织的旋进频率不同，这使横向弛豫中的自旋失相位加快，出现MR信号较低或缺失的情况。

磁敏感性伪影多出现在空气与软组织、骨骼与软组织、液体与软组织的交界面处。为减轻磁敏感性伪影，可以减小体素容积，降低体素内的磁化率差异；也可以缩短回波时间，减小去相位的影响；还可以采用SE脉冲序列消除磁场不均匀性的影响等方法。

1.4.2 射频脉冲伪影

射频脉冲伪影可源于外界射频干扰或射频屏蔽，也可源于设备本身的原因。

（1）射频噪声

外界发射装置发射的射频信号的频率如果与扫描线圈的射频频率带宽相同，会对扫描图像产生干扰，表现为图像背景上沿相位编码方向上线状或带状高信号(射频干扰)。

磁场周围环境因素也会产生射频干扰伪影，如水管、地线、建筑物的钢筋等会受供电系统影响而产生潜在震荡电流，并会对MRI成像产生干扰。

（2）射频脉冲余波干扰伪影

射频脉冲的频谱不可能是理想中的矩形，必然会产生余波，因此当射频脉冲对所选层面进行激励时，相邻层面内的自旋核也会受到激励，使两个层面间的信号发生干扰。

（3）中心点状伪影

中心点状伪影是中心呈白或黑信号的区域，一般发生在图像实际中心。产生原因是由于相位编码过程中接收器端的恒定直流偏置，这种偏置使K空间所有信号均被抬高。K空间内，越靠近K空间中心部，空间频率越低，这种干扰会在图像的中央出现异常高信号，可以通过调试射频接受线圈来消除中心点伪影。

（4）射频强度的空间不均匀伪影

射频线圈的几何形状与射频衰减差异可以造成射频脉冲强度空间分布的不均匀，这样使层面内不同区域磁化矢量的翻转角存在差异，图像信号也随之产生变化。这就要求在成像过程中，调整射频线圈的几何形状及射频衰减装置，尽量使成像容积所受激励的射频脉冲翻转角相同。

1.4.3 人体相关伪影

成像过程中，人体本身的空间或位置变化，以及结构特点和病变本身特点也会产生伪影。

（1）运动伪影

在射频激励到数据采集之间和两次脉冲激励之间，人体在成像平面内可能会发生平移和旋转运动。平移会造成K空间数据的相位改变，旋转会将K空间数据重新分配到一个倾斜网格中，并且旋转重心与扫描视野中心的差异还会导致相位误差。

运动伪影在频率编码方向上出现得不明显, 这是由于频率编码方向的采样时间短于一般生理性运动时间和自主性运动时间。相位编码方向，平移或旋转会导致梯度磁场方向的相位积聚，这样MR信号在图像中的位置和它在相位编码时所处的位置不一致，形成错误定位所致的连续模糊伪影。

运动伪影的处理可以在成像前与成像后进行。成像后运动伪影的处理主要通过一些数学算法来完成。成像前运动伪影处理可以通过物理方法或镇静剂限制病人的移动，并采用GRE或EPI等快速成像技术，通过提高采集次数的信号平均法，以及门控采集技术、流动补偿技术和预饱和技术等方法。

（2）化学位移伪影

化学位移伪影最常见发生在水和脂肪的交界处,如视神经、肾脏、膀胱周围、椎间盘和椎骨交界处。这是由于水和脂肪内氢原子周围化学环境不同，组织内氢原子进动频率存在差异，同一体素中水和脂肪信号就可能会出现在不同的体素中,产生不一致的化学位移，导致图像失真。其表现为脂肪与水交界处出现高强度信号，水与脂肪交界处出现低强度信号，图像呈现黑色和白色条状或月芽状伪影，可以在器官的一侧形成白色亮带,另一侧形成黑色暗带。

（3）容积效应伪影

当选择的扫描层面较厚或病变较小并骑跨于扫描层面之间时，病变本身的信号会受到周围高(低)信号的影响而发生改变，称为容积效应伪影。该伪影可以通过选用薄层扫描或改变选层位置或缩小视野，进而提高空间分辨率来遏制，但空间分辨率的提高将增加采集时间，并且缩小视野可能产生环绕伪影。

1.4.4 数据处理伪影

（1）卷褶伪影（wrap伪影）

卷褶伪影可发生在频率编码方向和相位编码方向，指视野以外的解剖结构翻转过来，和视野内的结构重叠在一起而形成的图像伪影。

频率编码方向，梯度磁场在视野内有最大频率（Fmax）和最小频率（Fmin），即Nyquist频率。计算机只能识别带宽内的频率，如果MRI信号频率超出范围，则会发生高频当成低频和低频当成高频，经傅立叶转换就出现频率混乱叠加，形成伪影。例如，如果视野内最大频率为60kHz，中心为0，那么最大频率是+30kHz，最小频率是-30kHz，当视野外的组织频率为+34kHz时，计算机感知的频率是实际频率减去2倍的Nyquist频率，即34kHz-2×30kHz=-26kHz，这样计算机感知的频率是-26kHz，而非+34kHz，并错误地出现在比低频高4kHz的位置。

相位编码方向，视野以外的组织也会受到射频的激励和梯度磁场的作用而产生MR信号。当相位移动超出相位周期，视野外组织的MR信号相位值会和视野内信号的相位值相同，使视野外组织的信号叠加在视野内相位编码方向上的相应位置，出现卷褶伪影。

为消除或减少混淆伪影，可采用：① 表面线圈覆盖设定的视野范围，避免线圈接收视野外组织的MR信号；②增加视野，使其包括身体所有部分，混淆也就不会发生，但需加大梯度磁场，将最大和最小频率在更宽的梯度距离上分布，并且需加大矩阵来保持空间分辨率，也就增加了扫描时间；③ 采用预饱和技术，即先利用预饱和脉冲使视野外的组织饱和，这样线圈就接收不到视野外组织的信号，混淆伪影就被减少甚至消除。

（2）环形伪影（Gibbs伪影）

环形伪影一般出现在两种信号强度明显不同的物质交界处，如颅骨与脑实质之间。MRI成像中, 为了缩短成像时间而减少收集的扫描数据量会造成取样不足，这样在应用傅立叶变换进行图像重建时，可能产生的表现为图像界面出现明暗相间的平行于MR信号的强度忽然变化区域的细线条纹，伪影自边界向两侧蔓延，幅度与信号强度逐渐减弱，直至消失。

（3）信号外溢伪影

信号外溢伪影在图像上表现为组织信号强度减弱或不变，但背景噪声信号明显增加。这是因为当信号采集时，如果K空间采集信号幅度超过数模转换器的接受范围，采集的组织信号就不能被完全转换为图像，而散布于背景噪声中间。

2 核磁共振成像（MRI）系统质量控制检测与实施保证

MRI质量控制是指通过对设备的性能检测和维护，对图像的形成过程进行检测和校正，以保证诊断图像质量的综合技术。质量保证既包含管理层面意义，也包含技术层面意义，保证了成像过程采用最合理的方案产生能满足质量要求的优质图像，同时降低了成像过程中患者的风险和设备的运行成本。

MRI系统检测项目主要包括信噪比（SNR）、图像的均匀性、空间线性、空间分辨力、层厚、纵横比、磁场均匀性等[3-6]。

2.1 信噪比（SNR）

信噪比是图像信号强度与噪声强度的比值。信号为某一感兴趣区中像素信号强度的平均值减去背景区域像素信号强度的平均值；噪声为同一感兴趣区内像素信号强度的标准偏差。

信噪比的测量体模可以选用均匀水模，也可以选用一种充满硫酸铜溶液的有机玻璃圆柱体，同时该体模还可用于检测均匀性和对比噪声比。

对充满均匀液体的体模进行扫描,选取100 个像素点为测量感兴趣区，位置在图像的中心。对于一次成像的信噪比，应按下式计算：SNR=M/SD。式中，M为感兴趣区内信号强度值减去周围背景的信号强度值；SD为感兴趣区内信号强度的标准偏差。

2.2 图像均匀性

图像均匀性指当被成像物体具有均匀的MRI特性时，MRI成像系统在扫描整个体积过程中产生一个常量信号响应的能力。图像均匀性描述了MRI系统对体模内同一物质区域的再现能力。影响均匀性的因素主要有静磁场、射频线圈与射频场，以及涡流效应、梯度脉冲、穿透效应等。

测量时，对充满均匀液体的体模进行扫描,在感兴趣区里选取九个测量区,分别为感兴趣区边缘0°、45°、90°、135°、180°、225°、270°、315°、360°,测量区为 100 个像素素点,确定每个测量区的信号强度值。选取上述9个测量区的信号强度最大值和最小值,按下式计算差值和中值和图像的均匀性:

UΣ(图象的均匀性)=（1-Δ/S')×100%=[1-（Smax-Smin）/（Smax+Smin）]×100%；Δ(信号强度最大值和最小值的差值) =Smax-Smin/2；S'(信号强度最大值和最小值的中值)=Smax+Smin/2

2.3 空间线性

空间线性又称为几何畸变，指物体图像的几何形状或位置的改变，体现了MRI系统重现物体几何尽寸的能力。几何变形可以视为显示的点偏离，即原来的位置或图像中，点与点之间比例尺发生不恰当的变化。影响线性度的因素主要是梯度磁场和静磁场，检测时需要体模中有一系列已知距离的定标点。

测量方法：有效视野(FOV)不小于25cm ,测量体模纵、横、斜图像的尺寸；根据测量结果，计算空间线性，L=|Do-D|/Do×100%；Do为实际尺寸，单位为mm；D为测量尺寸，单位为mm。

2.4 空间分辨力

空间分辨力反映MRI系统在高对比度下对微小物体的分辨能力。高的空间分辨力容易检测出微小的物体，检测方法即可以通过体模上的微小物体或线条，也可以利用调制传输函数计算空间分辨力等。

一般采用256×256 采集矩阵，有效视野（FOV）不小于20cm，测量体模中含有高对比分辨力组件。调节合适的窗宽床位，分辨出可以清晰观察到的最小物体图像。

2.5 层厚

层厚定义为断层分布曲线的半高全宽值（FWHM）。全部宽度的十分之一（FWTM）是断层分布曲线形状的另一个描述。断层分布曲线的定义为当点源在重建平面中移动时，核磁共振成像系统对垂直穿透成像层的直线上的点源的响应。

层厚的检测模型可用呈45°角的倾斜板和楔形体模。楔形体模是由两块独立的楔形板交叉排列构成。楔形法首先对MRI图像的信号强度按顺序进行差分，再求出半值宽度FWHM，最后用FWHM乘以tgα得出层厚(α为楔形顶角)。

倾斜板法可通过将窗宽调至最小，再调节窗位为倾斜板信号强度与背景信号强度之和的一半，测量图像中倾斜板尺寸来求得。

2.6 纵横比

纵横比即成像体模为矩形时，影像上纵向与横向长度的比值。如果成像体模为圆柱形，则影像直径间的最大比值为纵横比。

测量时，有效视野(FOV) 不小于25cm，窗宽调至最小，窗位调至最佳，测量体模中扫描的圆截面纵向和横向的示值。

根据测量结果，计算纵横比：H=Lz/Lh×100 %。式中，H 为纵横比,单位为 %；Lz为纵向示值，单位为mm；Lh为横向示值，单位为mm。

2.7 磁场均匀性

核磁共振成像中，如果主磁场不均匀，在频率编码方向或相位编码方向附加一个线性的梯度场后，叠加后的磁场将发生变化，这样各个切面上组织的共振频率也发生变化，就很难通过频率来确定或区分不同位置的组织，产生图像模糊或变形。

磁场均匀性同主磁场在某一指定体积上场强的均匀度有关。一般规定，磁场均匀度用给定球体DSV（Diameter of Spherical Volume）内的频率偏移（单位取 Hz 或 ppm）来表示。磁场非均匀度可使影像产生畸变，反过来又影响影像均匀性。

3 结束语

核磁共振成像技术的原理非常复杂，很多因素均对影像质量有很大的影响，这就要求更严格的执行影像质量控制的相关规定。核磁共振QA/QC是有计划的系统行为，最终目的在于获得充分满足诊断要求的优质图像，同时又要使风险和成本降到最低。

致谢

感谢中国疾控中心刘澜涛博士、北京同仁医院牛延涛博士和天津武警医院袁飞博士对本文的帮助。

[1]高元桂,蔡幼铨,蔡祖龙等.磷共振诊断学[M].第1版.北京:人民军医出版杜,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,中华人民共和国卫生行业标准,医用磁共振成像(MRI)设备影像质量检测与评价规范[S].

[4]余晓锷等.大型医疗设备质量保证[M].中国人民解放军大型医疗设备应用质量检测研究中心,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

作者邮箱：fqyu@yahoo.com.cn