医用磁共振成像系统检测方法的研究与评定

李 杰

（福建省计量科学研究院，福建福州 350003）

医用磁共振成像系统检测方法的研究与评定

李 杰

（福建省计量科学研究院，福建福州 350003）

根据医用磁共振成像（MRI）系统的技术特性，在实验数据的基础上，分别对主磁场强度、信号噪声比、图像均匀性等MRI系统检测参数和技术指标进行了研究确定，并对主磁场强度的测量结果进行了不确定度评定，评定结果为医用MRI系统主磁场强度测量结果的扩展不确定度U＝9.8mT（k＝2），符合医用MRI系统临床与质量控制的要求。

计量学；医用磁共振成像；检测方法；不确定度

1 引 言

现代疾病诊断离不开医学影像诊断学的支持，通过影像设备采集处理患者的医学影像信息已是疾病诊断与研究的重要手段和依据。磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）系统应用临床以来，以其无电离辐射安全性好，对软组织有超强的显示能力，在生物工程和医学工程领域获得了广泛的应用［1］，在医院诊治方面的地位日益突出。

目前MRI系统的种类众多，其早期与现代产品的影像质量相差较大，而影像质量的好坏直接影响到医生对疾病的诊断与治疗，因此，磁共振影像计量参数的检测就显得至关重要。然而，由于MRI系统是近些年才广泛使用的医学设备，到目前为止，MRI系统国家检定规程或校准规范尚未制定。为此，作者与某军区总医院等单位共同开展了MRI系统检测方法的研究，在实验数据基础上，研究确定MRI检测方法及其性能指标。

2 MRI系统结构与原理

MRI系统主要由主磁体、射频线圈系统、梯度系统、计算机（图像采集、处理和显示）系统、冷却系统和诊断床等组成。根据主磁场的场强分类，有低场：场强〈0.5 T；中场：场强在0.5～1.0 T；高场：场强在1.0～2.0 T；超高场：场强＞2.0 T。MRI系统是通过外磁场和人体的相互作用来成像。一定的射频频率激发，原子核吸收一定能量即可产生磁共振现象。停止射频脉冲后，已被激发的原子核所吸收的能量又释放出来，相位与能级恢复到激发前状态。用感应线圈采集人体不同器官正常组织与病理组织体素的不同的核磁共振信号，进行空间编码和数字化处理，获得人体各种组织的影像。磁共振成像方法还可选择不同的物理参数进行成像，如质子密度、纵向弛豫时间T1值、横向弛豫时间T2值等，使图像主要反映组织某方面特性［2］。

3 MRI系统检测方法研究

由于MRI系统种类众多，结构差异较大，各种MRI系统为提高影像质量所采用的技术不同。如高场强的MRI系统，成像速度快、信噪比高、图像分辨力高，但负面作用是SAR（在患者体内能量沉积）增加了几倍，所以各厂家采取不同的降低SAR的方法。而低场的MRI系统则不受SAR的限制，主要是在降低噪声水平、提高数据处理能力方面采用先进技术。因此，MRI系统的检测比其他设备更为复杂，其所确定的技术参数与技术指标应能做到对MRI系统性能的全面涵盖与正确评价。

MRI系统需要控制的技术参数主要2种类型：一类为有场特性的参数；另一类为影像质量评价的参数。本文主要研究MRI系统的特性，分析在形成影像过程中影响较大的技术参数，并参考国外标准［3～6］与国内行业标准［7］，借鉴专家经验［8］，定出需检定的技术参数和技术指标。技术参数包括主磁场强度、信号噪声比（SNR）、图像均匀性、空间线性、空间分辨力、低对比分辨力、层厚、纵横比等。

3.1 主磁场强度

主磁体直接关系到磁场强度、磁场均匀性、磁场稳定性，进而影响影像质量，是非常重要的参数。主磁场强度作为检测参数，主要是考虑信噪比和医学上的安全性因素，需要在得到最佳影像的同时，对患者造成的损害最少。检测方法为：特斯拉计的探头置于线圈中心区域，探头须与磁力线垂直或平行，读取特斯拉计示值。在此过程中MRI系统无需扫描。实验数据显示，确定场强不小于1.0 T的MRI系统，磁场强度不超过标称值的±2.0%；场强小于1.0 T的MRI系统，磁场强度不超过标称值的±5.0%为适合的。

测量主磁场强度的特斯拉计用2种不同精度与量程的设备进行试验，以确定作为计量标准的特斯拉计的技术指标。一台测量范围为0～2.0 T，分辨力0.1 mT；另一台测量范围为0～4.3 T，分辨力0.1 μT。试验数据分析结果，2台均可作为主磁场强度的测量设备，但0～4.3 T（分辨力0.1μT）这台相对更适合，可用于3 T超高场磁共振检测。本文确定特斯拉计技术指标为分辨力≥0.1 mT，最大允许误差不超过被检对象的1／3。

3.2 信号噪声比

图像信号噪声比是关系到磁共振图像临床有效性的一个参数，它能综合反映出其他参数的变化，如果信号噪声比小，说明MRI系统重复性差，是一个十分重要指标。

试验方法：（1）将模体放置在头部诊断位置，并使模体水平放置于扫描野中心，然后送入磁体的中心。（2）执行MRI系统生产厂家推荐的标准临床扫描前的预校正程序。（3）设定扫描条件，见表1。（4）用矢状位条件扫描出定位图，见图1。按扫描定位图设定扫描层面，对模体图像均匀性层、低对比度分辨力层等不同测量层面进行扫描。

表1 MRI系统检测扫描条件

图1 扫描定位图

信号噪声比检测方法为：在信号噪声比检测层上，对图像中心信号区域的测量兴趣区域（MROI）进行测量（至少75%的一个居中规则几何区域），得到信号强度S；再从模体外周围四角背景区域分别测量感兴趣区域（NMROI）信号强度的标准偏差SD，见图2。计算出信号噪声比为

图2 信号噪声比检测图像

该检测方法为NEMA标准推荐的4种信号噪声比检测方法之一，本文根据现有模体反复做试验，对采集的图像和测量的数据进行比较分析后选择了此方法。采用该检测方法的优点有：（1）1次采集方法，由于只获得1幅图像，避免了采集2幅图像受系统漂移伪影影响。（2）从图像的四角背景区域测量，结果取平均值，避免了在1个区域测量，细微不可见的伪影对SD测量产生不良影响。同时，也避免了某些图像后处理方法有可能使某个背景区域模糊以至于无法测量噪声。（3）从图像的四角背景区域测量，避免了当以较大带宽采集图像时，接收辅助系统的频率相应的非均匀性会在图像的两边（高频正向边和低频反向边）产生不同的噪声统计结果。

信号噪声比技术指标根据主磁场的磁场强度来分段，每段确定不同指标，由试验数据可以看出，确定场强为1.5 T及其以上的MRI系统的信噪比应不小于180；场强为1.0 T的MRI系统的信噪比应不小于160；场强为0.9 T及其以下的MRI系统的信噪比应不小于100。本文实验验证的10几台MRI设备均符合此指标。

3.3 图像均匀性

图像均匀性是MRI系统在扫描区内对磁共振特性均匀的物质产生均匀信号响应的能力。图像均匀性检测方法为：（1）在图像均匀性检测层上，把窗宽调整至最小，调整窗位找出窗口内最高信号强度区域，将感兴趣区定位在此高强度区域，然后将该感兴趣区的信号强度定为Smax；（2）在图像均匀性层面上，把窗宽调整至最小，调整窗位找出窗口内最低信号强度区域，将该感兴趣区定位在此低强度区域，然后将感兴趣区的信号强度定为Smin。图3为图像均匀性检测图像，Smax＝d1＝1719.52，Smin＝d2＝1633.52，其中，d值为像素值。计算图像均匀性为

图3 图像均匀性检测图像

图像的均匀性是根据新版NEMA标准中的检测方法，该方法比原测均匀性方法好。原方法是取均匀分布的9个点，逐点检测，取最大值与最小值计算差值、中值、图像均匀性。2种检测方法的试验结论为新方法更准确、更简便。

3.4 低对比分辨力

低对比分辨力是指当物体产生的信号强度与背景信号强度相近时，成像系统对物体的分辨能力。低对比分辨力在国际上有些权威的关于影像诊断设备的质量保证、质量控制报告中没有列入必检项目。本文考虑到低对比分辨力在评价图像质量方面的重要性，尤其是MRI系统，多用于器官软组织的诊断，在磁共振图像中人体许多组织的信号较弱，如器官、韧带、神经等，当信号强度与背景信号强度相近时，成像系统对物体的分辨能力是很重要的，当低对比分辨力弱时，难以判断细微病变。因此，低对比分辨力作为临床诊断有重要意义的图像质量参数，本文将其列入检测项目中。

试验时采用磁共振性能模体，在低对比分辨力检测层，将窗宽和窗位调至合适的位置，应能分辨出直径最小、深度最浅的圆孔，见图4。试验结果发现，新的MRI系统低对比度图像分辨力优于使用时间长和出厂时间早的MRI系统低对比度图像分辨力。从试验情况看，大部分MRI系统都能达到要求。

图4 低对比分辨力检测图像

4 主磁场强度测量结果的不确定度评定

对于MRI系统，主磁场强度参数可溯源到国家基标准。使用测量范围为0～2.0 T，分辨力为0.1 mT的特斯拉计测量主磁场强度。测量时将特斯拉计的探头进行消磁清零后，将探头置于线圈中心区域，探头与磁力线垂直进行检测，读取磁场强度示值，重复测量3次取其平均值。MRI系统标称磁场强度与3次测量的平均值之差即为它的示值误差

式中，ΔB为主磁场强度示值误差；T0为MRI系统标称主磁场强度；T为特斯拉计3次测量值的平均值。

主磁场强度的不确定度［9］分量为：

（1）由特斯拉计引入的标准不确定度u1。根据特斯拉计检定证书，最大误差为8.2 mT，服从均匀分布，则

（2）探头位置变换引入的标准不确定度u2。由于磁场强度值是特斯拉计的探头对位调整后读取的最大值为准，因此在测量1.5 T的磁共振磁场强度时，根据经验，对位不准引入的偏差值为1 mT，服从均匀分布，则

磁场强度均匀性是在图像均匀性层面上检测信号强度的最大值与最小值，本次测量是在该层面积上检测一个点，因此探头对位不准已包含了磁场均匀性引入的标准不确定度。

（3）示值重复性引入的标准不确定度uA。在规定的工作条件下，将特斯拉计的探头置于线圈中心区域，进行10次独立重复观测，用贝塞尔公式计算得到单次测量值的实验标准差为s（x）＝1.89 mT；本次测量时仅测3次，以3次测量的算术平均值作为测量结果，故由重复性引入的标准不确定度为uA

合成标准不确定度uc为

则主磁场强度测量结果的扩展不确定度为

因此，医用磁共振成像系统主磁场强度测量结果的扩展不确定度为

5 结 论

通过评估MRI影像参数质量来评估MRI系统的质量，用核磁共振性能模体为标准进行检测，实现了MRI系统质量控制。提出了一种可操作性强、检测项目较全面的检测方法。通过对主磁场强度测量结果不确定度的评定，验证了检测方法的准确性与可行性，为MRI系统主磁场强度测量结果的不确定度分析与评定提供了一种参考模式。该检测方法已形成JJG（闽）1041—2011《医用磁共振成像（MRI）系统》地方计量检定规程，为展开MRI系统的检定工作，在技术上和法规上提供了检测依据。

［1］ 吴坚.生物工程中检测技术的需求和发展趋势［J］.计量学报，2002，23（4）：315－319.

［2］ 国家质检总局计量司.电离辐射计量［M］.北京：中国计量出版社，2008.

［3］ Price R R，Axel L，Morgan T，etal.Quality assurance methods and phantom for magnetic resonance imaging［R］.AAPM Report No.28，1990.

［4］ NEMA MS1—2008，Determination of signal-to-noise ratio（SNR）in diagnosticmagnetic resonance imaging［S］.

［5］ NEMA MS 2—2008，Determination of two-dimensional geometric distortion in diagnostic magnetic resonance images［S］.

［6］ NEMA MS 3—2008，Determination of image uniformity in diagnostic magnetic resonance images［S］.

［7］ YY-T 0482—2004，医用诊断用磁共振设备技术要求及试验方法［S］.

［8］ 林志凯，赵兰才.核磁共振成像系统应用技术质量检测参数和定义［M］.北京：原子能出版社，1999.

［9］ JJF 1059—2012，测量不确定度评定与表示［S］.

Research and Evaluation on the Method of Detection for Medical Magnetic Resonance Im aging System

LI Jie
（Fujian Metrology Institute，Fuzhou，Fujian 350003，China）

According to the technical characteristicsofmedicalmagnetic resonance imaging（MRI）system，and based on the experimental data，MRIdetection system parameters and specifications，including themainmagnetic field strength，the signal noise ratio and image uniformity are researched and determ ined.The uncertainty ofmainmagnetic field strength is analyzed and evaluated.The result of expanded uncertainty for themainmagnetic field strength ofmedical MRIsystem isU＝9.8mT（k＝2），and these are consistentwith MRI clinical and quality control requirements.

Metrology；Medicalmagnetic resonance imaging；Detectionmethod；Uncertainty

TB98

A

1000-1158（2014）02-0184-04

10．3969／j．issn．1000-1158．2014．02．20

2013-10-19；

2013-12-27

李杰（1963－），福建福州人，福建省计量科学研究院高级工程师，主要从事医学计量和计量管理研究。691972433＠qq.com