磁共振成像系統的主磁場均勻性檢測

梁永剛，付麗媛 ，陳自謙，鐘群，肖慧，許尚文，陳堅

解放軍福州總醫院 醫學影像中心，福建 福州 350025

引言

隨著硬件平臺和軟件技術不斷更新，磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）技術得到迅速發展，極大推動了臨床醫學特別是影像醫學的發展[1-2]。MR系統最基本的組成構件是主磁體[3]，主磁體最重要的質量標準為主磁場的均勻度。在MR系統中主磁場的均勻度通常以主磁場強度的百萬分之幾數值（ppm）作為磁場強度偏離的單位，用一定直徑球體容積（Diameter of Spherical Volume，DSV）范圍內的百萬分之幾值來表述，百萬分之幾值越小代表磁場的均勻度越好。主磁場的均勻度受多種因素的影響，比如磁體孔徑內的對比劑以及金屬異物均會造成磁場均勻性降低，當磁場均勻性較差時，將會對MR圖像產生影響，如脂肪抑制序列脂肪抑制無法進行或者脂肪抑制不均勻，以及進行波譜掃描時得到的波譜基線不穩定，代謝物無法準確區分，大大降低其可靠性。磁場的均勻度并非固定不變，一個磁體在安裝調試后，由于外部環境及磁體穩定性的改變，其均勻度會改變，因此，必須定期進行磁場均勻度檢測，及時發現偏移并定期調整[4-7]。

為了時時掌握MRI設備主磁場均勻度，本研究采用波譜峰值法與帶寬差值法對本單位3.0 T磁共振進行了磁場均勻度檢測，希望能為同行進行磁共振主磁場均勻性檢測提供參考與建議。

1 資料與方法

1.1 環境條件

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

1.2 受檢設備及檢測器材

受檢設備為Siemens Skyra 3.0 T磁共振成像系統（由德國西門子公司設計制造），20通道頭頸聯合線圈，檢測設備為西門子MRS專用水模，直徑17 cm；勻場水模，直徑24 cm。

1.3 磁場均勻度檢測方法

1.3.1 波譜峰值法

在理想的磁場均勻性情況下，磁場中的氫質子均是以相同的頻率進動，其計算公式為：ω-γ×B，式中ω為進動頻率，γ為旋磁比，氫質子的γ約為42.5 MHz/T，B為主磁場場強，從式中可以看出該進動頻率與主磁場的場強成正比。此時給磁場中的氫質子施加一個與其進動頻率相同的90°射頻脈沖，從而產生宏觀的橫向磁化矢量；當90°射頻脈沖關閉后，宏觀橫向磁化矢量將以指數形式快速衰減，稱之為自由感應衰減。在此過程中，接收線圈會接收到自由感應衰減信號，通過傅里葉變換后將呈現為中心頻率處一窄波峰。雖然我們追求主磁場高度的均勻性，但實際上主磁場總是有一定程度的不均勻，這種主磁場的不均勻會造成質子失相位加快，自由感應信號衰減加快，經傅里葉變換后譜線増寬。因此波峰的寬度能夠反映磁場的均勻性[8-9]。

將磁共振波譜專用水模穩定擺放于診斷床的頭部線圈底座上，放穩定后正確安裝接收線圈（圖1）。采用激光定位燈對準水模的中心位置，定位完成后按進床鍵將水模送到磁體中心區域。水模擺放就緒，靜置5 min后，在掃描主機進行掃描信息登記以及掃描參數的設定，開始檢測。首先進行三平面定位像掃描，接下來調用多體素波譜序列CSI_se_135，掃描參數 ：TR=1500 ms，TE=135 ms，Averages=3，FA=90°，FOV=160 mm×160 mm， 感興趣區（Voxel of Interest，VOI）=80 mm×80 mm，體素大小10 mm×10 mm×15 mm。進入勻場選項并調整勻場參數得到并記錄半高全寬度（Full Width at Half-Maximum，FWHM）（單位Hz）（圖2）。采用公式(1)得出FWHM從Hz到ppm的轉化。

圖1 MRS專用水模定位圖

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，FOVx單位為mm。

將磁共振勻場水模穩定擺放于位于體線圈中心位置處，放穩定后采用激光定位燈對準水模的中心位置，按進床鍵將水模送到磁體中心區域。水模擺放就緒，靜置5 min后，開始檢測。定位像掃描完畢后采用梯度回波序列，主要掃描參數：TR=50 ms，TE=8 ms，層厚=6 mm，FOV=300 mm×300 mm，矩陣=320×320，翻轉角=25°，接收帶寬BW1=80 Hz/pixel，BW2=920 Hz/pixel，掃描時間18 s。參數設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量長度工具沿頻率編碼方向測量水模的直徑d1（圖3），其他參數相同，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量長度工具沿頻率編碼方向測量水模的直徑d2（圖4）。計算d1-d2的值，將其帶入公式(2)計算主磁場不均勻度。矢狀位與軸位的掃描、測值與計算同冠狀位。

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 磁場均勻度處置界限

根據ACR磁共振質量控制檢測標準，對于3.0 T的超導MR系統主磁場的均勻度要求在直徑20～30 cm的球形容積內，其均勻度為2 ppm左右。

2 結果

采用波譜峰值法測得的主磁場均勻度結果：FWHM=3.5 Hz，FWHM=0.027 ppm，17 cm的DSV磁場均勻度符合處置標準。采用帶寬差值法測得的主磁場均勻度結果見表1，24 cm勻場水模單層冠狀位、矢狀位和軸位的磁場不均勻度分別為0.49、0.98和0.91 ppm，磁場均勻度符合處置標準。

表1 采用帶寬差值法測得的結果

3 討論

主磁體是磁共振成像系統最基本的構件，是產生磁場的裝置，其最重要的性能指標之一就是主磁場均勻度。磁共振主磁體的磁場均勻度直接影磁共振成像圖像的質量，在磁共振成像的過程中，如果主磁場不均勻，那么在頻率編碼方向或相位編碼方向附加一個線性的梯度場后，疊加后的磁場將不是一個線性梯度磁場。這樣，沿著各個切面上組織的磁共振頻率就不是線性變化的，也就很難通過頻率來確定或區分不同位置的組織，從而使產生的圖像模糊或者錯位。另外，主磁場均勻度差還會造成脂肪抑制不均，嚴重者會造成MRS分析出現偏差造成誤診，因此定期對磁場均勻度進行檢測對于保證圖像質量與醫療安全有重要意義[10]。

目前國內有研究者對主磁場均勻性的檢測采用圖像均勻度檢測法、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明主磁場均勻性，后兩種方法雖然是直接測量物理磁場，但都是在檢測空間的表面檢測，且僅僅是對有限個點進行采樣，因此傳統的檢測方法都存在充分度和精確度不足的缺陷[11-12]。ACR磁共振質量控制手冊中提供了四種檢測方法，即波譜峰值法、帶寬差值法、相位地圖法和相位差地圖法，波譜峰值法主要測量自由感應衰減信號經傅里葉變換后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計算磁場強度變化，相位地圖法和相位差地圖法均基于梯度回波序列產生的相位圖，相位圖的相位值可以反映磁場強度變化，相位差地圖法去除了引起相位變化的非磁場強度因素。本研究采用了其中兩種方法即波譜峰值法與帶寬差值法。波譜峰值法檢測和評估方法簡單易行，可快速評估主磁場均勻性，僅需5 min左右即可完成，適用于可以進行波譜序列掃描的設備。其缺點在于該方法不能對任意平面和整個DSV進行評估，該方法精度不高，同時對0.5 T以下的MR系統的主磁場均勻性無法評估[9]。帶寬差值法用于不能提供相位圖和頻率曲線的MR設備主磁場均勻度的檢測，該方法應用廣泛，可用于所有的MRI系統[13]，其缺點在于測量和計算復雜，且易受人為測量過程中視覺誤差會引起測量結果出現偏差。在本研究中，采用波譜峰值法和帶寬差值法兩種方法測得的結果不同，原因在于帶寬差值法測量過程中因視覺誤差造成測量結果出現偏差，即低帶寬BW1掃描得到的圖像上測得的直徑d1、高帶寬BW2掃描得到的圖像上測得的直徑d2，因視覺原因可能會使選擇的參考點不一致，d1、d2的值出現偏差，進一步影響到了測量結果。為了減小誤差，使結果更為準確，需進行3個方向上的多層測量，盡量確保參考點選擇一致，測量過程中加入參考線可在一定程度上保證不同帶寬下選取同一參考點。

當進行MRS分析時，對磁場的均勻性要求更為嚴格[14]。進行MRS前為了保證磁場均勻度，會進行手動勻場，一般情況下FWHM≤30 Hz，如果發現磁場均勻度下降，需要及時報告工程師，查找并解決問題[15-16]。日常工作中最常見的引起磁場均勻性下降的因素主要有孔徑中的金屬異物及對比劑殘留，因此定期的清潔保養設備對于保持良好的主磁場均勻度有重要的意義。另外，設備工程師應定期對磁共振主磁場均勻度進行檢測，建立長期運行基線，一旦發現磁場均勻度偏離基線，應查找原因，排除金屬異物及對比劑的影響，并通過自動勻場改善磁共振主磁場均勻性。