腰椎及膝關節磁共振成像T2及質子密度加權圖像質控因素探討

黎麗 劉干輝 趙國棟 廖學清 陳琳

脊柱及關節磁共振成像是磁共振成像最廣泛的臨床應用部位之一。由于患者檢查量日益增多與檢查設備相對匱乏之間的矛盾使得臨床工作中需要合理設定掃描參數并確保更優異的圖像質量。在脊柱及關節成像過程中T2及P D加權圖像是重要的組成序列，而在日常工作中這些序列可調的參數相對較多，也因此變得更復雜。如果掃描人員不能充分理解每個參數對圖像的影響而任意修改參數，將從根本上降低圖像質量并降低圖像的診斷性能。本研究以最具代表性的腰椎和膝關節為研究對象，通過前瞻性的參數設置并對掃描圖像進行回顧性分析，旨在闡明序列掃描過程中的質控因素。盡管在參數界面中有很多可以調整的參數，但據作者的工作經驗，在掃描不同部位時操作者調整參數的目的會有所不同，在腰椎等脊柱T2加權序列掃描時操作者往往會通過回波鏈長度的調整來縮短掃描時間，同時為了獲取更高的信噪比又可能同時降低接收帶寬。而在關節掃描過程中為了更加清晰的顯示細微結構，有部分操作人員會主觀上增加矩陣。這些參數調整對最終的圖像產生的影響,我們通過30例志愿者不同參數對比掃描來探討。

1　材料與方法

1.1招募30 例志愿者進行腰椎及膝關節掃描。30 例志愿者中男18 例，女12 例，年齡25～47 歲，平均29.5 歲。30 例志愿者中除1 例有膝關節外傷史外余均為健康志愿者。掃描過程中所有志愿者可以完全配合并能很好制動。①所有志愿者在掃描前均進行嚴格的安全檢查并排除磁共振檢查禁忌證，同時向志愿者詳細解釋檢查過程中可能的感受，如一定程度的工作噪音等；②事先設定好相關的掃描協議，腰椎掃描協議共設兩組對照序列，一組是改變回波鏈長度：回波鏈長度17、回波鏈長度31，兩組均采用相同的接收帶寬41.57kHz，所用序列為FRFSE，TR 2 500ms，TE106ms；另一組是改變接收帶寬：接收帶寬分別為15.63kHz 和41.67 kHz，兩組均采用相同的回波鏈長度23，所用序列為FRFSE，TR 2 500ms，TE 98ms；③膝關節掃描設定一組對照：采集矩陣分別為頻率編碼320 和512，所用序列為FRFSE，TR 2 025ms，TE 30ms，回波鏈長度7，接收帶寬22.73 kHz。所有腰椎T2 像均進行矢狀位成像，所有膝關節PD 像為冠狀位成像。

1.2設備和方法 所用設備為GE公司Signa 1.5 THDxt磁共振，采用相控陣8通道CTL專用線圈和專用正交發射接收一體化膝關節線圈。

1.3質控因素 所有志愿者在掃描過程中均嚴格制動，部分在掃描過程中不自主運動的志愿者進行相關序列的重新掃描。

1.4圖像分析 在不告知具體掃描參數或掃描方法的前提下由三位副主任醫師對圖像質量進行盲評并綜合討論后進行評分，圖像質量：優異5分，良好4分，模糊或偽影干擾嚴重3分。腰椎T2加權像評判主要從椎間盤信號及組織對比、椎體邊緣是否銳利三個維度進行評價，膝關節P D像主要從軟骨、半月板和骨紋理三個維度進行評價。如果結果出現分歧，本研究采用少數服從多數原則。

2　結果

2.1腰椎T2加權像不同ETL對比 對比兩組不同ETL腰椎T2加權圖像，在回波鏈長度為17組獲得5分者24例，椎間盤信號亮，椎體邊緣銳利；4例4分者圖像信噪比稍低，這4例志愿者相對偏胖，背部脂肪較厚；2例3分者圖像內可見少許血管搏動偽影，該2例志愿者腰椎生理曲度偏大。見表1、圖1。

表1　腰椎T2加權像不同ETL圖像質量對比（例）

圖1　不同回波鏈掃描圖像

2.2腰椎T2加權像不同接收帶寬圖像對比 當接收帶寬選擇15.63 kHz時圖像整體質量明顯差，主要體現在圖像對比度差，椎間盤信號不亮，椎體邊緣模糊；而在接收帶寬為41.67 kHz時整體圖像質量評分高，23例被評為5分，被評為3分者僅2例，主要原因是圖像中存在一定的偽影。見表2、圖2。

表2　腰椎T2加權像不同接收帶寬圖像質量對比（例）

圖2　不同接收帶寬腰椎T2圖像

2.3膝關節PD加權像不同矩陣圖像對比 兩組對比顯示低矩陣組圖像質量評分明顯高于高矩陣組，高矩陣組圖像整體細節顯示差且信噪比明顯偏低。低矩陣組中評分為3分的2例是因為圖像中存在一定的血管搏動偽影干擾。見表3、圖3。

表3　膝關節不同矩陣圖像質量對比（例）

圖3　不同矩陣膝關節圖像

3　討論

3.1有關FSE序列的幾個基本概念 本組研究中所采用的脈沖序列是FRFSE即快速恢復、快速自旋回波，是在常規FSE序列基礎之上施加一個180度加-90度脈沖，使得我們能夠在相對短的TR時間內獲得更加權重的T2及質子密度對比（Proton density，PD）。該序列的基礎是FSE序列，其圖像質量也主要有FSE序列的幾個基本因素如回波鏈長度、信號接收帶寬及采集矩陣等影響。在此我們有必要澄清FSE序列的幾個基本概念。

3.1.1回波鏈長度 FSE序列在一個射頻激發脈沖后會施加多個相位聚焦脈沖，所施加的相位聚焦脈沖的個數就是所說的回波鏈長度（Echo train length，ETL），有些公司稱之為 FSE factor 或Turbo factor[1]。一般而言，在某一允許的固定掃描層數，回波鏈越長則對應的掃描時間越短，但一旦超過了允許的最大層數則掃描時間會增加甚至加倍。

3.1.2回波間隔 是指在FSE序列的回波鏈中相鄰兩個回波之間的間隔時間。回波間隔取決于頻率編碼矩陣、信號接收帶寬[2]。當頻率編碼矩陣增大時系統在采集每個回波信號的時間都會延長。信號接收帶寬決定了采集每個信號點的時間，簡單理解信號接收帶寬的倒數就是采集每個點的時間，所以一般接收帶寬越大系統用以采集讀出信號的時間就越短。但由于隨著信號接收帶寬的增大，系統所使用的頻率編碼梯度的場強就越高，而通常系統是在梯度爬升到平臺期開始采集信號，那就意味著所使用的信號接收帶寬越大，系統所需要的爬升時間就越長，對于回波間隔而言我們尚需把系統從所使用的最大梯度場強回歸到梯度為零點的時間也計算進去，所以就某個系統而言總有一個拐點在達到某一接收帶寬后回波間隔會逐漸延長。理解回波間隔在我們使用FSE序列時進行質量控制和參數優化至關重要。

3.2圖像評分結果及質量控制因素

3.2.1腰椎T2加權像不同回波鏈對比 通過對比分析我們發現回波鏈長度為17這組圖像質量明顯優于回波鏈為31這組圖像質量（如圖1 C、1 D所示）。在FSE序列當選擇一個回波鏈長度時便決定了信號采集的回波時間范圍，對應TE時間的最小和最大，這個回波時間的采集范圍不僅能夠決定所獲取圖像的對比度，同時還能決定圖像的信噪比和銳利度。對比圖1 C和圖1 D不難發現在ETL為17時椎間盤信號亮，椎體邊緣銳利；而在ETL為31時椎間盤信號低，椎體邊緣模糊，整體圖像信噪比也偏低。在進行這兩個序列成像時所使用的TR、TE、采集矩陣等完全相同，唯一的區別就是回波鏈長度不同。事實上當選擇不同的ETL時盡管TE時間相同，但此時整個回波鏈的信號采集時間范圍不同，如圖1所示，ETL17時回波時間采集范圍為13.4～152.2，而當ETL31時回波時間采集范圍為13.4～277.5。在實際工作中很多操作人員常通過調整回波鏈長度來縮短掃描時間，但回波鏈過長會導致回波信號的采集時間過長，這種過長的信號采集時間一則會帶來圖像的模糊，而導致圖像模糊的根本原因是圖像對比度的嚴重下降[3]，二則會導致圖像信噪比明顯下降，盡管在參數界面內所看到的Rel.SNR并沒有發生改變，但參數界面中的是相對信噪比，該相對信噪比沒有把信號采集時間的延長所導致的信噪比降低計算進去。

3.2.2腰椎T2加權像不同接收帶寬對比 接收帶寬即操作界面上的B and width，它代表在讀出梯度方向上的信號采集頻率范圍[4]。在不同公司采用了不同的表述方法，如在GE磁共振平臺上顯示的是半帶寬，因此選擇41.67 kHz時系統實際的采樣頻率范圍是83.3 kHz。在其他廠商的磁共振掃描儀上通常給出的是像素帶寬，如500 Hz/Pixel，這樣要計算總帶寬就需要用這個像素帶寬乘以所使用的頻率編碼。根據Larmol方程可知采用的接收帶寬越大，那么對應的梯度場強也就越強。也會帶來兩個方面的影響：一方面系統用于讀取每個信號的時間變短，而另一方面爬升到所用的讀出梯度場強耗費的時間會變長，這兩者間是對立統一的，其平衡點取決于系統的梯度爬升率性能。

在未達到這個平衡點前采用窄帶寬會導致回波間隔延長，而相對寬的帶寬則回波間隔變短。本研究對比圖2 C、圖2 D可以發現當接收帶寬為41.67時椎間盤信號亮，椎間盤內組織對比清晰，椎體邊緣銳利，而當接收帶寬為15.63時椎間盤信號低，椎間盤內組織對比度差，椎體邊緣模糊。接收帶寬發生變化會導致最小TE、最大TE和相對信噪比變化。如當帶寬為41.67時對應的最小、最大TE和相對信噪比分別為：15.9、244.5、100%，而當帶寬為15.63時對應的最小、最大和相對信噪比則為：30.2、462.6、163%。很多操作人員之所以會采用更小的接收帶寬是因為把界面中的相對信噪比誤認為是絕對信噪比。但是我們可以直觀的發現當接收帶寬變小時會導致回波間隔明顯延長從而導致相同的回波鏈長度下信號采集的回波時間范圍明顯變大，當TE時間過長時不僅會導致圖像對比度變差、圖像模糊外，同時也可導致圖像的實際信噪比下降。接收帶寬變小會導致采集回波信號中每個點的時間延長，從而導致回波間隔變長[5]。參數界面中的相對信噪比和接收帶寬的平方根成反比，當接收帶寬從41.67縮小到15.63（此時變化的倍數是2.66倍），其相對信噪比會提高到原來的2.66的平方根倍即1.63。但系統無法計算，因為信號采集時間的延長所導致的信噪比下降，因此盲目的通過接收帶寬而獲取所謂高的信噪比是完全不可取的。3.2.3膝關節P D加權像不同矩陣圖像對比 在高場磁共振進行骨關節掃描時通常會選擇脂肪抑制質子密度加權像來顯示軟骨、半月板等精細結構。因為軟骨、半月板的特殊結構決定其信號亮度具有高度的TE（回波時間）依賴性，換言之當選擇比較長的TE時間時通常其由于病變而導致的高信號無法顯示。以往在低場磁共振為了顯示軟骨、半月板這類結構一般會采用梯度回波序列來獲取準T2加權像，因為梯度回波序列可以在相對短的TE時間內獲取比較明顯的類似T2對比。但是由于骨髓內有骨小梁等結構，加之骨髓成分的復雜性會產生比較明顯的磁敏感效應，不利于顯示骨髓內病變。在高場磁共振，因為擁有化學脂肪抑制技術，所以可以采用質子密度加權像結合脂肪抑制來更加清晰的顯示軟骨、半月板等精細結構。在使用質子密度加權像時一定采用相對短的回波鏈，同時要密切注意回波間隔變化，因為很多時候為了追求細節顯示而不斷提高采集矩陣，結果正好相反。對比圖3可以發現頻率編碼矩陣為320的圖3 E和圖3 F在顯示骨髓內病變及半月板病變明顯優于頻率編碼為512的圖3 C和圖3 D。圖3 C、圖3 E骨紋理及半月板顯示更加清晰，而圖3 D、圖3 F無論是骨紋理和半月板都顯示不佳，圖像整體模糊、對比度差。理論上提高頻率編碼矩陣時圖像的像素會隨之變小，這樣圖像的空間分辨率會有所提高，但實際結果相反。對比圖3 A及圖3 B的參數調整界面可以發現當頻率編碼矩陣為320時對應的信號采集時間范圍為10.5和73.7，而當頻率編碼矩陣為512時對應的信號采集時間范圍則為14.8和103.3，因為這是一個質子密度加權像，所以選擇的TE時間是30。顯然當頻率編碼矩陣為512時導致回波間隔時間延長從而導致信號采集時間范圍明顯偏大，這樣一味增加頻率編碼矩陣不僅未能獲取更高的分辨率，反而是因為信號采集時間范圍的明顯變大而降低了圖像的對比度和信噪比，這樣會導致圖像的實際分辨率明顯下降。

磁共振參數可以分為基本參數和導出參數，基本參數就是界面上可以直接改動的參數，導出參數指的是由初級參數變化所導致的圖像屬性變化，包括對比度、信噪比、空間分辨率等。通過本研究所獲得的圖像對比我們的體會是磁共振參數之間總是相互影響相互制約的，每一個參數的變化都會導致一系列的變化。作為操作者一定要學會透過明線看暗線的思維模式。對于FSE這樣采用回波鏈采集技術的序列，回波鏈長度、信號接收帶寬以及采樣矩陣之間有著錯綜復雜的聯動關系，在變化其中任何一個參數時要充分考慮所能導致的連鎖變化。

1 楊正漢，馮逢，王霄英. 磁共振成像技術指南：快速自旋回波序列及其衍生序列[M]. 北京：人民軍醫出版社，2010：71-85

2 楊正漢，馮逢，王霄英. 磁共振成像技術指南：MR 序列常用參數的調整[M]. 北京：人民軍醫出版社，2010：402-403

3 Constable RT，Anderson AW，Zhong J，et al.Factors influencing contrast in fast spin-echo MR imaging[M]. Magn Reson Imaging，1992，10：497-511

4 Matt A Bernstein，Kevin F King，XiaoHong Joe Zhou.Handbook of MRI Pulse Sequences[M].Academic Bess，2004,9:367-378

5 Hennig J，Nauerth A，Friedburg H. RARE imaging： A fast imaging method for clinical MR[M].Magn Reson Med，1986，3：823-833