3 T高场磁共振设备的常见伪影：原理、表现与对策

尹建忠

当前的3 T磁共振设备在临床装机数量越来越多，相对于常规1.5 T场强，3 T设备在科研和常规临床检查方面均具有很多优势，但是，场强的增高也带来了一些问题[1]。常规1.5 T磁共振设备在临床已应用多年，医务工作者积累了大量的临床经验，并对扫描序列与参数进行了充分优化。而3 T设备早期主要应用于神经系统，进行脑功能成像或磁共振波谱的检查；当前3 T设备的检查范围涉及肌骨系统、腹部、心脏及冠脉成像、血管成像，乃至全身的检查[2]。这些检查序列尚示得到充分优化，很多序列存在着各种伪影问题[3]。这就需要影像科医师认真识别这些伪影，设法消除伪影或将它们减小到最小程度。

1 静磁场相关伪影

静磁场的均匀性通常较高，在磁体内没有任何物体的情况下，磁场中心的差异仅为1 ppm水平(即百万分之一)。但是当物体被放入磁场后，它们会得到不同程度的磁化，但不同物质的磁化率(磁化程度)不同。在MRI中，主要存在三种不同类型的物质：顺磁性、抗磁性和铁磁性物质。在磁化率不同的物质交界面，例如在组织/空气的界面(包括副鼻窦、颅底和蝶鞍等位置)，会导致局部磁场环境的变形。铁磁性物质（例如金属夹或异物）具有很大的磁化率，可以导致明显的磁场变形和伪影[4]。

静磁场相关性伪影就是由于磁场的不均匀性所致。这些磁场的不均匀常常是由于不正确的匀场、环境因素或者是位于短磁体的边缘造成。静磁场的不一致可以影响拉莫频率与空间位置编码梯度。它主要表现在以下方面：①体素内的拉莫频率不一致可以导致质子自旋失相位，主要表现为T2*缩短及相应序列的信号减低。②稍大范围的拉莫频率变化可造成空间定位的错误与变形，或者由于化学位移频率的不匹配，造成频率选择性脂肪抑制的效果不完全。较大范围的磁场不均匀性可以通过匀场进行补偿，但是其他的不均匀性是不可避免的，所致的伪影取决于序列本身及其具体参数[4]。按照磁敏感型伪影的敏感性由高到低排列，依次为平面回波序列、梯度回波序列、常规自旋回波序列、快速自旋回波序列。快速自旋回波序列，由于存在多个180°聚相位梯度，对磁化率效应最不敏感。

图1 A：快速自旋回波序列，对于静磁场的均匀性最不敏感，可见颅底区结构。B：EPI序列可见额叶与颞叶区明显的磁敏感性伪影，局部信号减低与结构变形。C、D：采用并行采集技术后(加速因子2和4)，磁敏感性伪影减轻

由于磁敏感性伪影与磁场强度成正比，3 T场强下的频率变化就是1.5 T时的2倍，静磁场相关性伪影在3 T条件下也要比低场明显[5,6]。这在梯度回波序列中表现为信号减低[7]。缩短序列的回波时间(TE)或增大接收带宽，可以使此问题降低到最小程度。在平面回波序列中，磁敏感性伪影会造成明显的图像变形。通过采用多次激发平面回波序列或者并行采集技术，可以减轻EPI序列中的磁敏感性伪影(图1)。对于效果不佳的脂肪抑制序列，可以选择小范围再次进行匀场而得到改善。同时应注意扫描部位是否位于磁场中心，将扫描区域放置于磁场中心可以减轻静磁场相关伪影。

真实稳态梯度回波序列(TrueFISP/Siemens、FIESTA/GE、B-FFE/Philips)对于静磁场也非常敏感，磁共振频率的变化会造成图像中的条带状信号丢失[8]。在心脏或腹部成像时，有时这种伪影似乎不可避免，通过细致调整磁共振频率，使条带状伪影偏离视野内的兴趣区，可以减轻伪影的影响[9]。

2 射频场相关伪影

图2 A：肝顶部层面，由于射频场的不均匀造成局部信号的减低；B：上腹部放置水囊后，局部信号的均匀性提高

射频(B1)场的不均匀性可以造成不同空间位置处的翻转角差异，无论是在自旋回波或梯度回波序列，实际的翻转角常低于理论数值，可能造成特定范围内的信号减低；或者在损毁梯度回波序列(FLASH/Siemens、SPGR/GE、T1-FFE/Philips)中，由于序列的T1对比主要取决于翻转角，可能造成图像对比特征的改变。此外，180°或90°饱和脉冲的翻转角差异，也会造成所抑制组织的不完全[6]。

射频(B1)场的均匀性取决于射频脉冲的波长、水平线圈以及其与所成像物体的位置关系。水平线圈通常已经过优化设计来提供均匀的射频脉冲场，因此，射频脉冲的波长就成为射频场的主要影响因素。拉莫频率的射频脉冲在空气中传导时，1.5 T场强下的波长为468 cm，3 T场强下为234 cm[10]。而它在人体内的传导性仅为空气中的1/10～1/100，相同频率射频脉冲的波长在人体内也仅为空气内的1/10～1/100。在不同物体的交界面，由于传导性的变化可以造成局部的信号强度变化，通常表现为交界区信号强度减低而中心区域信号强度较高。由于3 T场强下射频脉冲的波长较短，与很多组织结构的大小接近，因此这种效应在3 T条件下表现更加明显。这种效应被称为“传导性效应”“驻波效应”或“射频干扰”[11](图2A)。

射频场不均匀性的典型表现在腹部成像时的肝顶部位，横断面中常有明显的信号减低。这种效应在消瘦者中要比肥胖者更为明显，此时如在腹部放置水囊，可减轻信号衰减(图2B)。此时，序列自动校准时射频放大的强度常略低，增大射频放大器的强度，也可以使图像质量得到改善。目前，新的射频脉冲技术采用射频线圈阵列的并行激发技术，调整射频脉冲的强度和相位，可以获得更好的射频场均匀性[12,13]。

图3 A：“第一种类型”的化学位移伪影，频率编码为左右方向；B：“第二种类型”的化学位移伪影。C：优化序列参数，可以减轻腹部的化学位移伪影

图4 A：较低空间分辨力，B：较宽带宽条件下，可见脑脊液附近的截断伪影(Gibbs现象)；C：降低带宽和缩小像素体积后，截断伪影减轻

3 化学位移伪影

造成化学位移伪影的原因是不同化学结构分子中的氢质子具有不同的进动频率。例如，人体内最主要的两种成分：脂肪和水。脂肪和水中氢质子的进动频率存在着较小的差异，水质子的进动频率稍快于脂肪质子，差异为3.5 ppm。在频率编码方向上，由于水与脂肪存在的频率差异，它们的空间位置可能被错误记录，会在较低频率位置出现一条亮带，而较高频率位置出现一条暗带。这称为“第一种类型”的化学位移伪影[10]，可见于眼眶内、沿椎体终板方向、腹部内(脏器/脂肪界面)和其他任何脂肪结构与含水结构相邻的部位(图3A)。

磁场强度、带宽与像素的体积大小都是化学位移伪影的影响因素。由于脂肪和水的频率差异与磁场强度成正比，3 T场强下的化学位移伪影则是1.5 T时的两倍。采用脂肪抑制，去除脂肪信号；交换相位与频率编码方向，改变化学位移的方向；或者通过延长TE，造成更大的失相位，使脂肪的信号降低，都可以减轻化学位移伪影。增加像素的体积和增大带宽也可以减轻化学位移伪影，值得注意得是，前者会降低空间分辨力，而后者会降低信噪比。

对于“第二种类型”的化学位移，即在梯度回波序列中，由于水质子进动较快，在不同的TE时间点，水和脂肪质子可处于完全相同的相位，或者处于180°的相反相位[10]。选择脂肪和水质子处于反相位的(TE)时刻成像，在脂肪所包绕的器官(如肾脏和肌肉)周围将会可见一条暗的边界(图3B)。在3 T时，反相位的时间点分别为1.1 ms、3.4 ms、5.6 ms……，较1.5 T时缩短一半。

4 信噪比相关伪影

很多在1.5 T场强下并不明显的伪影，在3 T设备场强提高后，随着信噪比的增加变得更加明显，例如截断伪影(Gibbs现象)[14]，此伪影出现在高对比的界面(如：颅骨/脑、脊髓/脑脊液、膝关节内的半月板/液体)，并造成交替的亮带和暗带，有可能误诊为病变(如半月板撕裂)。它产生的原因是由于采样时间有限，不能准确地描述一个阶梯状的信号强度变化，而在明显界面处产生平行状的条带。这个伪影主要见于相位编码方向，通过降低带宽或缩小像素体积，都可以减轻截断伪影(图4)。

此外，血管博动伪影在3 T场强下，也要比1.5 T设备明显。一方面是由于信噪比的提高，另一方面是在场强提高后血液内离子流动所致的电磁效应也相应增加所致。通过采用空间预饱和脉冲，心电门控或流动补偿，可以减轻血管波动伪影[15]。

随着3 T设备场强的提高与信噪比的增加，不仅使图像质量得到改善，同时也会带来一系列的伪影问题。这些伪影可能是由于高场条件本身的物理限度或者1.5 T序列直接移植到3 T条件下没有进行充分的优化所致，透彻理解高场强所带来的利与弊，选择合理的序列条件与参数，才能充分发挥3 T设备的优势。

[1]Nakada T. Clinical experience on 3.0 T systems in Niigata,1996 to 2002. Invest Radiol, 2003, 38(7): 377-384.

[2]Nael K, Fenchel MC, Kramer U, et al. Whole-body contrast-enhanced magnetic resonance angiography: new advances at 3.0 T. Top Magn Reson Imaging, 2007, 18(2):127-134.

[3]Nakada T. Clinical application of high and ultra high-f i eld MRI. Brain & Development, 2007, 29(6): 325-335.

[4]Yablonskiy DA, Haacke EM. Theory of NMR signal behavior in magnetically inhomogeneous tissues: the static dephasing regime. Magn Reson Med, 1994, 32(6):749-763.

[5]Bernstein MA, Huston III J, Ward HA. Imaging artifacts at 3.0 T. J Magn Reson Imaging, 2006, 24(4): 735-746.

[6]Merkle EM, Dale BM, Thomas J, et al. MR liver imaging and cholangiography in the presence of surgical metallic clips at 1.5 and 3 T. Eur Radiol, 2006, 16(10): 2309-2316.

[7]Graf H, Lauer UA, Berger A, et al. RF artifacts caused by metallic implants or instruments which get more prominent at 3 T: an in vitro study. Magn Reson Imaging,2005, 23(3): 493-499.

[8]Wieben O, Francois C, Reeder SB. Cardiac MRI of ischemic heart disease at 3 T: potentials and challenges.Eur J Radiol, 2008, 65(1): 15-28.

[9]Deshpande VS, Shea SM, Li D. Artifact reduction in true-FISP imaging of the coronary arteries by adjusting imaging frequency. Magn Reson Med, 2003, 49(5): 803-809.

[10]Merkle EM, Dale BM. Abdominal MRI at 3.0 T: the basics revisited. AJR Am J Roentgenol, 2006, 186(6):1524-1532.

[11]Collins CM, Liu W, Schreiber W, et al. Central brightening due to constructive interference with, without, and despite dielectric resonance. J Magn Reson Imaging, 2005, 21(2):192-196.

[12]Setsompop K, Wald LL, Alagappan V, et al. Parallel RF transmission with eight channels at 3 Tesla. Magn Reson Med, 2006, 56(5): 1163-1171.

[13]Collins CM, Liu W, Swift BJ, et al. Combination of optimized transmit arrays and some receive array reconstruction methods can yield homogeneous images at very high frequencies. Magn Reson Med, 2005, 54(6):1327-1332.

[14]Amartur S, Haacke EM. Modified iterative model based on data extrapolation method to reduce Gibbs ringing. J Magn Reson Imaging, 1991, 1(3): 307-317.

[15]Koktzoglou I, Simonetti O, Li D. Coronary artery wall imaging: initial experience at 3 T. J Magn Reson Imaging,2005, 21(2): 128-132.