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这是一个重定向条目，共享了的内容。为方便阅读，下文中的磁共振成像已经自动替换为MRI，可点此恢复原貌，或使用备注方式展现目录1 概述是利用核在内共振所产生信号经成像的一种成像技术。 MRI（磁共振成像）作为一项新的，近年来发展十分迅速。磁共振成像所提供的量不但多于其他许多成像技术，而且以它所提供的特有信息对诊断疾病具有很大的潜在优越性。
（nuclear magneticresonance，NMR）是一种核物理现象。早在1946年Block与Purcell就报道了这种现象并应用于波谱学。Lauterbur1973年发表了MR成象技术，使核磁共振不仅用于物理学和化学。也应用于临床医学领域。近年来，核MRI技术发展十分迅速，已日臻完善。范围基本上覆盖了全身各，并在世界范围内推广应用。为了准确反映其成像基础，避免与成像混淆，现改称为磁共振成象。参与MRi 成像的因素较多，信息量大而且不同于现有各种影像学成像，在诊断疾病中有很大优越性和应用潜力2 磁共振成像的成像基本原理与设备2.1 磁共振现象与磁共振成像含单数的原子核，例如内广泛存在的氢原子核，其质子有自旋运动，带正电，产生磁矩，有如一个小磁体（图1-5-1）。小磁体自旋轴的排列无一定规律。但如在均匀的强磁场中，则小磁体的自旋轴将按磁场磁力线的方向重新排列（图1-5-2）。在这种状态下，
图1-5-1　质子带正电荷，它们像一样在不停地绕轴旋转，并有自己的磁场
用特定的射频（radionfrequency，RF）进行激发，作为小磁体的氢原子核一定量的能而共振，即了磁共振现象。停止发射射频脉冲，则被激发的氢原子核把所吸收的能逐步释放出来，其相位和都恢复到激发前的状态。这一恢复过程称为弛豫过程（relaxationprocess），而恢复到原来状态所需的时间则称之为弛豫时间（relaxationtime）。有两种弛豫时间，一种是自旋-弛豫时间（spin-lattice relaxationtime）又称纵向弛豫时间（longitudinal relaxation time）反映自旋核把吸收的能传给周围晶格所的时间，也是90°射频脉冲质子由纵向磁化转到横向磁化之后再恢复到纵向磁化激发前状态所需时间，称T1。另一种是自旋-自旋弛豫时间（spin-spin relaxation time），又称横向弛豫时间（transverse relaxation time）反映横向磁化衰减、丧失的过程，也即是横向磁化所维持的时间，称T2。T2衰减是由共振质子之间相互磁化所引起，与T1不同，它引起相位的变化。
图1-5-2　正常情况下，质子处于杂乱无章的排列状态。当把它们放入一个强外磁场中，就会发生改变。它们仅在平行或反平行于外磁场两个方向上排列
人体不同的正常与病理组织的T1是相对固定的，而且它们之间有一定的差别，T2也是如此（表1-5-1a、b）。这种组织间弛豫时间上的差别，是磁共振成像的成像基础。有如时，组织间吸收系数（）差别是CT成像基础的。但磁共振成像不像CT只有一个参数，即吸收系数，而是有T1、T2和自旋核密度（P）等几个参数，其中T1与T2尤为重要。因此，获得选定层面中各种组织的T1（或T2）值，就可获得该层面中包括各种组织影像的图像。
磁共振成像的成像也与CT。有如把检查层面分成Nx，Ny，Nz……一定数量的小体积，即体素，用接收器收集信息，数字化后输入计算机处理，获得每个体素的T1值（或T2值），进行空间。用器将每个T值转为模拟灰度，而重建图像。
表1-5-1a　人体正常与病变组织的T1值（ms）
表1-5-1b　正常颅脑的T1与T2值（ms）
2.2 磁共振成像设备磁共振成像的包括MR信号产生和数据采集与处理及图像显示两部分。MR信号的产生是来自大孔径，具有三维空间编码的MR波谱仪，而数据处理及图像显示部分，则与CT扫描装置相似。
磁共振成像设备包括磁体、梯度线圈、供电部分、射频发射器及MR信号接收器，这些部分负责MR信号产生、探测与编码；模拟转换器、计算机、磁盘与磁带机等，则负责数据处理、图像重建、显示与存储（图1-5-3）。
磁体有常导型、超导型和永磁型三种，直接关系到、均匀度和性，并影响磁共振成像的图像质量。因此，非常重要。通常用磁体类型来说明磁共振成像设备的类型。常导型的线圈用铜、铝线绕成，磁场强度最高可达0.15～0.3T*，超导型的线圈用铌-钛线绕成，磁场强度一般为0.35～2.0T，用液氦及液氮冷却；永磁型的磁体由用磁性物质制成的磁砖所组成，较重，磁场强度偏低，最高达0.3T。
梯度线圈，修改主磁场，产生梯度磁场。其磁场强度虽只有主磁场的几百分之一。但梯度磁场为人体MR信号提供了空间定位的三维编码的可能，梯度场由X、Y、Z三个梯度磁场线圈组成，并有驱动器以便在扫描过程中快速改变磁场的方向与强度，迅速完成三维编码。
图1-5-3　磁共振成像设备基本示意图
射频发射器与MR信号接收器为射频系统，射频发射器是为了产生临床检查目的不同的脉冲序列，以激发人体内氢原子核产生MR信号。射频发射器及射频线圈很象一个短波发射台及发射天线，向人体发射脉冲，人体内氢原子核相当一台收音机接收脉冲。脉冲停止发射后，人体氢原子核变成一个短波发射台，而MR信号接受器则成为一台收音机接收MR信号。脉冲序列发射完全在计算机之下。
磁共振成像设备中的数据采集、处理和图像显示，除图像重建由Fourier变换代替了反投影以外，与CT设备非常相似。
3 磁共振成像图像特点3.1 灰阶成像具有一定T1差别的各种组织，包括正常与病变组织，转为模拟灰度的黑白影，则可使器官及其病变成像。磁共振成像所显示的结构非常逼真，在良好清晰的解剖背景上，再显出病变影像，使得病变同解剖结构的关系更明确。
值得的是，磁共振成像的影像虽然也以不同灰度显示，但反映的是MR信号强度的不同或弛豫时间T1与T2的长短，而不象CT图象，灰度反映的是组织密度。
磁共振成像的图像如主要反映组织间T1特征参数时，为T1加权象（T1weighted image，T1），它反映的是组织间T1的差别。如主要反映组织间T2特征参数时，则为T2加权像（T2weighted image，T2WI）。
因此，一个层面可有T1WI和T2WI两种扫描成像方法。分别获得T1WI与T2WI有助于显示正常组织与病变组织。正常组织，如各种软组织间T1差别明显，所以T1WI有利于观察解剖结构，而T2WI则对显示病变组织较好。
在T1WI上，脂肪T1短，MR信号强，影像白；脑与肌肉T1居中，影像灰；脑脊液T1长；骨与空气含氢量少，MR信号弱，影像黑。在T2WI上，则与T1WI不同，例如脑脊液T2长，MR信号强而呈白影。表1-5-2是例举几种组织在T1WI和T2WI上的灰度。
表1-5-2　人体不同组织T1WI和T2WI上的灰度
图1-5-4　不同器官结构的磁共振成像
A.B.C.颅脑的冠状面、矢状面及横断面的磁共振成像　D.颈部的矢状面磁共振成像
E.F.大的横断面和矢状面磁共振成像　G.躯干冠状面磁共振成像　H.足的矢状面磁共振成像
3.2 流空效应管的血液由于流动迅速，使发射MR信号的氢原子核离开接收范围之外，所以测不到MR信号，在T1WI或T2WI中均呈黑影，这就是流空（flowing Void）。这一效应使心腔和血管显影（图1-5-4），是CT所不能比拟的。3.3 三维成像磁共振成像可获得人体横面、冠状面、矢状面及任何方向断面的图像，有利于病变的三维定位。一般CT则难于作到直接三维显示，需采用重建的方法才能获得状面或矢状面图像以及三维重建立体像（图1-5-4）。3.4 运动器官成像采用呼吸和门控（gating）成像技术，不仅能改善心脏大血管的MR成像，还可获得其动态图象。4 磁共振成像检查技术磁共振成像的扫描技术有别于CT扫描。不仅要横断面图像，还常要矢状面或（和）冠状面图像，还需获得T1WI和T2WI。因此，需选择适当的脉冲序列和扫描参数。常用多层面、多回波的自旋回波（spin echo，SE）技术。扫描时间参数有回波时间（echo time，TE）和脉冲重复间隔时间（repetition time，TR）。使用短TR和短TE可得T1WI，而用长TR和长TE可得T2WI。时间以毫秒计。依TE的长短，T2WI又可分为重、中、轻三种。病变在不同T2WI中信号强度的变化，可以帮助病变的性质。例如，肝血管瘤T1WI呈低信号，在轻、中、重度T2WI上则呈高信号，且随着加重程度，信号强度有递增表现，即在重T2WI上其信号特强。肝癌则不同，T1WI呈稍低信号，在轻、中度T2WI呈稍高信号，而重度T2WI上又略低于中度T2WI的信号强度。再结合其他临床影像学表现，不难将二者区分。
磁共振成像常用的SE脉冲序列，扫描时间和成像时间均较长，因此对的制动非常重要。采用呼控和（或）呼吸补偿、心电门控和周围门控以及预饱和技术等，可以减少由于及血液流动所导致的呼吸、血流伪影以及脑脊液波动伪影等的，可以改善磁共振成像的图像质量。
为了克服磁共振成像中SE脉冲序列成像速度慢、检查时间长这一主要缺点，近年来先后开发了梯度回波脉冲序列、快速自旋回波脉冲序列等成像技术，已取得重大成果并广泛应用于临床。此外，还开发了指肪和水抑制技术，进一步增加磁共振成像信息。
磁共振成像另一新技术是磁共振（magnetic resonance angiography，MRA）。血管中流动的血液出现流空现象。它的MR信号强度取决于流速，流动快的血液常呈低信号。因此，在流动的血液及相邻组织之间有显著的对比，从而提供了MRA的可能性。目前已应用于大、中血管病变的诊断，并在不断改善。MRA不需穿剌血管和注入，有很好的应用前景。MRA还可用于血流速度和观察其特征。
磁共振成像也可行造影增强，即从注入能使质子弛豫时间缩短的顺磁性物质作为造影剂，以行磁共振成像造影增强。常用的造影剂为钆——二乙三胺五（Gadolinium-DTPA,Gd-DTRA）。这种造影剂不能通过完整的，不被胃粘膜吸收，完全处于细胞外间隙内以及无特殊，有利于鉴别和非肿瘤的病变。磁共振成像作造影增强时，症灶增强与否及增强程度与病灶血供的多少和血脑屏障破坏的程度密切，因此有利于中枢神经系统疾病的诊断。
磁共振成像还可用于拍摄电视、电影，主要用于的动态观察和诊断。
基于磁共振成像对血流和的研究，可以早期发现脑缺血性改变。它预示着很好的应用前景。
带有的人需远离磁共振成像设备。体内有物，如金属夹，不仅影响磁共振成像的图像，还可对患者造成严重后果，也不能进行磁共振成像检查，应当注意。
5 磁共振成像诊断的临床应用磁共振成像诊断广泛应用于临床，时间虽短，但已显出它的优越性。
在应用较为成熟。三维成像和流空效应使病变定位诊断更为准确，并可观察病变与血管的关系。对、幕下区、枕大孔区、与的显示明显优于CT。对脑脱髓鞘疾病、、、脑与、、脊髓异常与的诊断有较高价值。
纵隔在磁共振成像上，脂肪与血管形成良好对比，易于观察及其与血管间的解剖关系。对与中心型的诊断，帮助也较大。
心脏大血管在磁共振成像上因可显示其内腔，所以，心脏大血管的与的研究可在无的检查中完成。
对腹部与盆部器官，如肝、肾、膀胱，和，颈部和乳腺，磁共振成像检查也有相当价值。在的早期显示，对血管的侵犯以及肿瘤的分期方面优于CT。
骨髓在磁共振成像上表现为高信号区，侵及骨髓的病变，如肿瘤、及疾病，磁共振成像上可清楚显示。在显示内病变及软组织方面也有其优势。
磁共振成像在显示肠方面受到限制。
磁共振成像还有望于对、和代谢方面进行研究，对恶性肿瘤的早期诊断也带来希望。
在完成MR成像的磁场强度范围内，对人体健康不致带来不良影响，所以是一种非性检查。
但是，磁共振成像设备昂贵，检查费用高，检查所需时间长，对某些器官和疾病的检查还有限度，因之，需要严格掌握证。
6 MRI的适应证MRI适用于下述疾病：
1.颅脑疾病 磁共振成像诊断颅脑疾病已较成熟。常用T1加权和T2加权成像。正常状况下脑灰质含水较白质多，含脂肪则较少，所以脑灰质的T1和T2弛豫时间均较白质长。T1加权像上脑灰质的信号强度较低，脑白质的信号强度则较高。在一般灰阶显示时，低信号图像稍黑，而高信号图像则较白。脑脊液的T1、T2弛豫时间均较脑组织长，故在T1、T2加权像上分别呈低信号和高信号。头皮及板障所含脂肪较多，在所有成像脉冲程序均呈高信号。颅内板、、硬脑膜、乳突气房和副腔等不含质子或所含甚少，均呈无信号或甚低7 MRI的禁忌证磁共振检查无创伤性，无放射线辐射，对患者安全面可靠。对于检查的以下几方面应予注意：
1.目前用于人体检查的磁共振设备，磙场强度在2.0T以下，对人体本身并无有害的生物效应。
2.即使是较弱的磁场也足以造成心脏起搏器及器失灵。因此，带有上述装置者禁止进入磁共振室。
3.在磁场内的射频脉冲可使受检组织和体内植入的金属物温度轻微上升。体内较大植入物如人工节、金属异物，由于是导电物体，温度可升高1～2℃。
4.夹内镍的含量较高，在强磁场中会产生较大扭矩，有导致动脉瘤破裂的危险。
5.目前尚未发现医用磁共振设备造成人体改变和障碍，但对于妇女的检查应慎重，并尽量减少射频发射时间和次数。
6.由于检查室内为强磁场，心电监护仪、呼吸仪、心脏起搏器等抢救设备不能进入。因此，对危重病人应密切监护。
8 准备1.仪器准备 磁共振成像主要包括三个系统。
（1）磁场：磁场的多为0.1～2T（Tesla，特斯拉），可由超导、常导和混合磁体产生。根据场强的不同分为：①超低场强（0.02～0.09T）；②低场强（0.1～0.3T）；③中场强（0.3～1.0T）；④高场强（1.0～2T）。
（2）射频场：由发射及接受线圈组成，包括分体线圈和表面线圈。
（3）计算机：控制及图像处理。
2.根据检查目的和部位的不同，患者做好相应的在准备9 原理及操作方法含有单数质子、单数或两者均为单数的原子核具有自旋和磁矩的性质，并且以一种特定方式绕磁场方向旋转。这种旋转称为进动或旋进。用一个频率与进动频率相同的射频脉冲激发所检查的原子核，将引起共振，即磁共振。在射频激发停止后，有的相位和能级都恢复到激发前状态，这个过程称为弛豫。这些能级变化和相位变化所产生的信号均能为所测或人体附近的接收器所测得。临床常用的磁共振成像为质子成像。处于不同物理、化学状态下的质子，在射频激发和停止激发后，弛豫时间的长短各不相同。弛豫时间分T1和T2两种。T1弛豫时间又称纵向弛豫时间，为物质放置于磁场中产生磁化所需的时间，也即继90度射频脉冲从纵向磁化转为横向磁化之后恢复到纵向磁化所需时间。T2弛豫时间又叫横向弛豫时间或自旋——自旋弛豫时间，为在完全均匀的外磁场中，横向磁化所维持的时间。也就是继90度射频脉冲之后，共振质子或保持在相位中旋进的时间。
MR辐射的强度很弱，为提高MR信号的信噪比，就得重复使用产生自旋回波信号的脉冲程序。重复激发的间隔时间称为重复时间，简称IR。它可任意选择。第一次90度射频脉冲和探测自旋回波信号之间的时间，即回波延迟时间，简称回波时间或TE，也与所测得MR信号的强弱有关。TE也可由操作者任意选择。
选择不同的程序指标时间，可以区别或测出物质的T1、T2和质子密度。短TE和长TR时，图像所反映的是质子密度差别，称为质子加权象；随着TR变短，则T1成像因素增加，即短TE短TR（如TE＝28ms，TR＝0.5s）产生T1加权像；而采用长TE、长TR时（如TE＞56ms，TR＝2s），产生T2加权像。
根据所设计的程序不同，可以从整个检查体积中获取信号，也可以从该体积中的某一层面获取信号，在计算机辅助下，用这些信号可以重建成像。
1.T1加权像 在自旋回波（SE）序列中，应用短TR来加强T1值对图像的影响，同时应用短TE来削弱T2值对图像的影响。即短TR短TE（TR/TE≤1000/40ms，如TR500ms/TE15ms），它偏重于表现T1差别的图像，也就是说图像中组织对比度的差异主要由于组织间T1值的不同。
长T1在磁共振图像上表现为低信号，如含水量高、骨骼、钙化等；短T1在磁共振图像上表现为高信号，如脂肪、正铁等。
2.T2加权像 在自旋回波（SE）序列中，应用长TE来加强T2值对图像的影响，而应用长TR来削弱T1值对图像的影响。即长TR长，IE（TR/TE1000/40ms，如TR2000ms/TE90ms），它偏重于表现T2差别的图像。
长T2在磁共振图像上表现为高信号，如含水量高；短T2在磁共振图像上表现为低信号，如含铁素、、钙化等。
3.质子密度像 在自旋回波（SE）序列中，应用长TR来削弱T1值对图像的影响，应用短的TE来削弱T2值的影响，即长TR短TE所获得的图像，TR2000ms/IE15ms，它偏重于表现质子密度差别的图像。
4.增强扫描 目前常使用的造影剂GD-DTPA（轧-二五胺），其具有顺磁性，分布于细胞间液中，它主要改变氢质子的磁性作用和其驰豫时间，缩短T1和T2，可使病变及血脑屏障受到破坏的部位在T1加权像上产生高信号，实现目的。增强扫描只做T1扫描，判断图像是否强化可根据鼻粘膜、、海绵窦、侧的改变。
GD-DTPA经静脉注射，使用时不需做过敏试验。增强扫描可明确病变的数目并能发现平扫不能发现的病灶，鉴别肿瘤和周围，有利于病变的诊断。
5.磁共振血管成像（magnetic resonance angiography，MRA） 是目前非介入方法显示人体血管的有效手段，目前已在临床得到广泛应用。MRA的原理是利用血管内流动血液的特性，采用不同的扫描序列，将血管内的信号提高，使其与周围组织有高度的对比，使用计算机处理，将非高信号的组织影去除，形成血管图像。其可以测量血流速度、观察血流特征、分别显示或静脉等。
最常使用的技术手段：①时间飞越法。②相位对比法。这两种方法MRA都可以用二维的叠层切面成像或三维成像。
时间飞越法利用飞越时间和流入性增强效应：相应区段被的血液，在某一时刻被标记，在成像区域的血液中流入了充分驰豫的质子，形成血管内血液的高信号，因在标记和检出之间相应血液团的位置已有改变，故称飞越时间。方法：首先在欲造影部位使用饱和脉冲，使扫描范围内所有组织处于饱和状态，即不再产生磁共振信号。因血液不断流动，饱和血液将流出，而流入未被饱和的血液，这些血液就可以产生较高的磁共振信号，而周围静止组织信号则很低，从而提高了血液的信号，抑制周围组织的信号。经计算机重建后，就可显示血管。
相位对比法：血液流动过程中，氢质子的相位可发生变化，而静止的组织中不会发生这种相位变化。因此，相位对比法血管造影技术利用血流诱发的相位改变在流动质子和静止组织间形成的对比，可区别血流和周围组织，并使周围组织的信号完全消除，此种方法可使血流慢的小血管得到增强，有利于微细血管的显示。
三维流入法：利用流动增强效应，使用三维整体，将激励整体分割成相临的薄层，使血流在待检体积中出现有别于其他组织的MR高信号，用最大强度投影演算法处理，可在扫描区体积中形成高分辨力的MRA图像。
二维流入法：扫描时利用相临的单个薄层，可获得相当强的流入增强效应，不必考虑层面选择方向上的选择，可有效覆盖大范围，叠加二维可得到三维体积同样的覆盖范围，但不如后者。
一般说来，二维用来观察大的范围，对慢速血流，仅用于评价血管狭窄程度；而三维技术则提供较精细的分辨力图像，对快速血流敏感，对、等极有诊断价值。虽然MRA对颅内血管、颈部血管及肢体血管的价值与常规血管造影相似，但对极慢血流的病变可能漏掉，空间分辨力低于DSA。随着高场磁共振技术的不断提高，MRA有逐渐代替介入DSA检查的趋势。在MRA中使用造影剂GD-DTPA可以发现更隐匿的血管病变。10 注意事项1.磁共振成像图像的与诊断 磁共振成像黑白图像的形成复杂，同一病变在一些磁共振成像图像上表现为黑的，而在另一些图像上则为白的。上黑白图像不仅取决于组织的固有特性，也取决于成像技术（如所选择的脉冲序列和扫描时间参数）。另外，组织的固有特性还可随磁共振成像扫描仪的场强大小而变化。对这些因素与图像的关系必须了解。
读片时，必须注意MR图像上的各种信息，这包括病人姓名、年龄、性别、检查日期、MR号、计算机运行号、脉冲序列、扫描参数、层厚、分辨力、矩阵等。对各层面（横断、冠状及矢状面，甚至斜位）及定位图所提供的信息，必须将其逐一仔细地加以观察和分析。注意有无解剖位置或形态异常，更要注意有无信号强弱的改变。信号的改变可分为高、等、低和混杂信号四类，信号的高或低（强或弱）是与组织特性和扫描的脉冲序列、扫描参数密切相关的。
任何检查都有其优点和不足之处，磁共振成像的缺点是检查时间长，被检查者必须长时间保持同一，任何轻微的移动都会造成磁共振成像图像上伪影，影响诊断。因此许多重危病人不宜检查，另外在显示急性和方面，CT优于磁共振成像。
2.正常磁共振成像表现 在出生后的头一年内，脑组织内水成分逐渐减少，而脂肪成分则逐渐增多，所有这些均可使T1及T2发生变化。到2岁时，脑的表现则与成人大致相同。综上所述，MR图像信号的高低与组织特性和扫描参数的多种因素有关，下面以自旋回波序列为例描述正常的磁共振成像改变。
因组织含水量不同，灰质内含水量较多，T1加权像可清楚显示灰-白质的信号差别，灰质信号强度较白质低，在T2加权像上灰质信号则强于白质；因为脑白质和灰质的质子浓度几乎相等，造成质子像对脑灰白质的分辨效果较差。脑脊液的主要成分是水，T1和T2值均较脑实质长，T1加权像上脑室系统为低信号区，呈黑色，而在T2加权像上为高信号，即脑脊液呈白色。
头皮和浅层呈中等信号，皮下组织含有大量的脂肪，在T1和T2像上均为高信号，皮质骨因不含运动性质子，均为无信号区，皮质骨呈黑色，板障内含丰富脂肪组织，因此板障在T1和T2像上均为高信号，表现为白色，尤以T1像最为明显。镰、幕由组织构成，质子浓度低，因此在T1和T2像上表现为相应的无信号区。总之，在T1像上，信号强度由高到低排列为：脂肪＞髓质骨＞白质＞灰质＞脑膜＞皮质骨。T1像信号强度由高到低排列顺序为：脑脊液＞脂肪＞髓质骨＞灰质＞白质＞脑膜＞皮质骨。相关文献
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医用磁共振设备性能检测体模的研制与应用
作者：葛丽娟，林志凯Δ，邓 君，郭朝晖，刘柏群&&&&作者单位：100088 北京,中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所 辐射防护与建设项目评价室
目的 为保证医用磁共振成像设备(MRI)成像质量，开展验收检验和常规状态检验，研制了专用三维多功能磁共振成像设备(MRI)性能检测体模。方法 体模中所有性能检测插件均由有机玻璃制作。体模内装有层厚测量组件4组，6个高对比空间分辨力插件，底部安有低对比度测量插件，在低对比度测量插件与下层高对比空间分辨力插件之间留有充分的空间，该空间为溢流层，用于测量影像的均匀度、信噪比、影像几何畸变率(空间线性)、纵横比等性能参数。三角形层厚斜面插件安装在体模内的前、后、左、右内壁上，用于测量层厚。将各组件按一定位置组装后即制成三维磁共振成像设备性能检测体模。结果 可直接测量的主要性能参数是：高对比空间分辨力、信噪比、影像均匀度、影像几何畸变率(空间线性)、层厚、纵横比、低对比度等性能参数。结论 适用于医用磁共振成像设备(MRI)应用质量的验收检验和常规状态检验。
【关键词】& 磁共振;体模;验收检验;状态检验
　　[Abstract] Objective To ensure the imaging qualities of medical magnetic resonance imaging equipment(MRI) and to carry out the acceptance test and routine status test, the special three dimension MRI multi-purpose phantom was developed.Methods All performance measuring spare parts in phantom are made in plexiglass plate. There are fore set of slice thickness parts, six set of high-contrast special resolution parts, and the one low-contrast part on the bottom in phantom. A sufficient space is left between the high-contrast special resolution parts and the low-contrast part. The space is called the flood section, which is used for measuring image uniformity, signal-to-noise ratio, geometric distortion in image(spatial linearity)and aspect ratio etc.. slice thickness parts shaped three angle, which is used for measuring slice thickness, are attached on the inner wall of the front, rear, left and right in phantom. All parts were assembled on the suitable position in phantom and the phantom was made.Results That the main performance parameters are directly measured are high-contrast special resolution, signal-to-noise ratio, geometric distortion in image , image uniformity, slice thickness , low-contrast and aspect ratio.Conclusion The phantom is suitable to use for acceptance test and routine status test of MRI application qualities.
　　[Key words] routine status test
　　随着医用诊断磁共振成像(MRI)设备的不断发展和影像诊断技术的广泛应用，为保证影像诊断质量，提高影像诊断率，减少误诊率，国内外已广泛开展了磁共振成像设备影像质量控制研究。目前，国 内用于磁共振影像质量控制的性能检测体模均为进口。为适应我国开展磁共振影像质量控制工作的需要，研制了三维医用磁共振性能检测体模，经实际检测验证，可有效用于医用磁共振设备的验收检验和常规状态检验的质量控制。
　　1 材料与方法
　　1.1 体模的设计
　　体模中所有的插件均采用有机玻璃板制作，近似采用正方体结构，规格为内部在X、Y、Z三维方向上分别装有高对比空间分辨力插件，在每一方向上各按水平和垂直位置装配水平、垂直空间分辨力插件，每个插件的方形孔分别为0?5mm&0.5mm、0.8mm&0.8mm、1.0mm&1.0mm、1.5mm&1.5mm和2.0mm&2.0mm，用于测量高对比空间分辨力。在体模的底部装配一个低对比度插件，其凹孔按45&角对称排列，每排凹孔直径从中心向外分别为4mm、6mm、10mm，共4组，凹孔深度按组分别为0.5mm、0.75mm、1.0mm、2.0mm，用于测量低对比度。在体模前后左右四个侧壁上分别装配45&角的三角斜面插件，三角斜面插件间的间隙为1mm宽，用于测量层厚。在高对比空间分辨力插件与低对比度插件间留有足够的空间，该空间充满硫酸铜(CuSO4)成像液，称之为溢流层，用于测量信噪比、影像均匀度、影像几何畸变率和纵横比。体模形状如图1所示。图1 三维分辨率多功能磁共振性能检测体模前视图
　　1.2 体模中硫酸铜成像液的配置
　　通常，在1～25mmol范围之内选取硫酸铜成像液的浓度[1]。根据相关研究表明，硫酸铜成像液的浓度为10mmol/L时磁共振信号值最大[2]，因此，选择硫酸铜成像液的浓度为10mmol/L。 按照1L蒸馏水+4g五水硫酸铜(CuSO4&5H2O)+3.6g氯化钠(NaCl)配置。
　　1.3 测量方法
　　1.3.1 信噪比(SNR)的测量
　　信噪比按下式计算[3]： SNR=S信号-S本底SD (1) 式中, SNR为信噪比;S信号为感兴趣区(ROI)内的平均信号强度值;S本底为影像外侧背景本底值;SD-为ROI内的平均信号强度值的标准偏差。
　　1.3.2 影像均匀度(U)的测量
　　在溢流层影像上，分别选取若干个感兴趣区ROI(8～10个)，测量各个ROI内的信号强度，从所测量的数值中，选出最大值平均信号Smax和最小平均信号值Smin，按照下式计算整数值影像均匀度U[3]： U=(1-Smax-SminSmax+Smin)&100% (2) 式中,U为影像均匀度，%;Smax为最大平均信号值; Smin为最小平均信号值。影像均匀度U应大于75%。
　　1.3.3 影像几何畸变率测量
　　在任何规则影像上用测距软件功能测量若干个影像直径，如&米&字形测量方法，将所测各直径大小与体模实际直径大小想比较。影像几何畸变率可用下式计算[3]： GD=|D实-D测|D实&100% (3) 式中，GD为影像几何畸变率，%; D实为体模的相应实际尺寸， D测为规则影像上测量的尺寸，mm。
　　1.3.4 高对比空间分辨力的测量[3]
　　在高对比空间分辨力插件影像上观测相应扫描条件时所显示的孔径大小，能清楚区分并显示的最小孔径就是所测量的高对比空间分辨力，以&mm&表示。
　　1.3.5 低对比度的测量[4]
　　在体模底部的低对比度模块上有4组深浅不同的凹孔，各组凹孔分别为0.5mm、0.7mm、1.0mm和2.0mm深，每组有3个凹孔，其直径分别为4mm、6mm和10mm。由于低对比度可反映区分信号响应差异的能力，对于同一成像物质，磁共振信号强度的差异与成像物质的面积和深度有关，成像物质区域大、深度深则容易分辨，反之则不易分辨。所以，从成像影像上观察能分辨出的最浅一组的凹孔直径与深度作为低对比度。低对比度凹孔分布如图2所示。 图2 低对比度凹孔分布示意图
　　1.3.6 层厚的测量
　　在冠状面扫描影像上，利用MRI系统中曲线分布软件分析功能，测量层厚线层分布曲线的半高宽(FWHM)，即为所测层厚值。若MRI系统中无曲线分布软件分析功能，则可用测距软件功能测量层厚线的宽度，即为所测层厚值。
　　2 实验结果
　　为检验该体模能否适用于MRI的性能检验，进行了实际测量，检验了3台MRI设备的基本性能。
　　2.1 信噪比、影像均匀度、影像几何畸变率、层厚、纵横比的测量
　　这五项性能指标可用冠状面溢流层扫描影像检测，影像如图3所示。图3 冠状面溢流层扫描影像
　　2.2 高对比空间分辨力的测量
　　应用该三维MRI性能检测体模可以分别目视观测矢状面、冠状面和横截面(轴位)三个相互垂直扫描平面的高对比空间分辨力，各扫描影像示于图4、图5和图6中。图4 矢状面高对比度空间分辨力观测影像图5冠状面高对比度空间分辨力观测影像 图6 横截面高对比度空间分辨力观测影像
　　2.3 低对比度的测量
　　在低对比度模块影像上能观测到的一组较浅凹孔即为所测MRI成像设备的低对比度。低对比度模块影像如图7所示。
　　2.4 测量结果
　　设置扫描条件为：成像序列：SE序 图7 低对比度模块影像列(自旋回波序列);设置层厚：5mm和10扫描视野FOV：250mm&250矩阵：256&256;TE(脉冲回波时间)：15～25TR(脉冲恢复时间)：300～500ms。对三台MRI设备的性能检测结果列于表1中。表1 三维磁共振性能检测体模检测结果
　　3 讨论
　　该三维磁共振性能检测体模结合了国际上VICTOREEN三维分辨力与层厚体模[5]和美国体模实验室相关体模[6]的优点，使之在实际检测中更为实用，可检测MRI设备的性能参数更多。经实际对磁共振设备性能检测结果表明，该体模可用于测量影响磁共振成像质量的主要性能参数影像均匀度、信噪比、层厚、高对比空间分辨率、影像几何畸变率、纵横比等。因此，该种三维分辨率磁共振多功能性能检测体模适用于磁共振成像设备质量控制检测。
【参考文献】
& 　1 AAPM Report No. 29, Quality Assurance Methods and Phantoms for Magnetic Resonance Imaging, Report of Task Group No. 1, Nuclear Magnetic Resonance Committee, AAPM, May 1990.
　　2 葛丽娟，林志凯，邓君，等. 医用磁共振设备质量控制信号值与成像液浓度的变化关系研究.中华现代影像学杂志，)：129-134.
　　3 林志凯，邓君，侯长松，等. 医用磁共振成像(MRI)设备影像质量检测与评价规范(WS/T 263-2006). 北京：人民卫生出版社，.
　　4 康立丽，林意群. MRI设备中低对比度分辨力的检测.北京生物医学工程，)：231-233.
　　(本文编辑：悦 铭)
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