磁共振成像系统的主磁场均匀性检测

梁永刚，付丽媛 ，陈自谦，钟群，肖慧，许尚文，陈坚

解放军福州总医院 医学影像中心，福建 福州 350025

引言

随着硬件平台和软件技术不断更新，磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）技术得到迅速发展，极大推动了临床医学特别是影像医学的发展[1-2]。MR系统最基本的组成构件是主磁体[3]，主磁体最重要的质量标准为主磁场的均匀度。在MR系统中主磁场的均匀度通常以主磁场强度的百万分之几数值（ppm）作为磁场强度偏离的单位，用一定直径球体容积（Diameter of Spherical Volume，DSV）范围内的百万分之几值来表述，百万分之几值越小代表磁场的均匀度越好。主磁场的均匀度受多种因素的影响，比如磁体孔径内的对比剂以及金属异物均会造成磁场均匀性降低，当磁场均匀性较差时，将会对MR图像产生影响，如脂肪抑制序列脂肪抑制无法进行或者脂肪抑制不均匀，以及进行波谱扫描时得到的波谱基线不稳定，代谢物无法准确区分，大大降低其可靠性。磁场的均匀度并非固定不变，一个磁体在安装调试后，由于外部环境及磁体稳定性的改变，其均匀度会改变，因此，必须定期进行磁场均匀度检测，及时发现偏移并定期调整[4-7]。

为了时时掌握MRI设备主磁场均匀度，本研究采用波谱峰值法与带宽差值法对本单位3.0 T磁共振进行了磁场均匀度检测，希望能为同行进行磁共振主磁场均匀性检测提供参考与建议。

1 资料与方法

1.1 环境条件

室内温度：20℃～22℃，湿度：50%～60%，电源电压：（380±10）V。

1.2 受检设备及检测器材

受检设备为Siemens Skyra 3.0 T磁共振成像系统（由德国西门子公司设计制造），20通道头颈联合线圈，检测设备为西门子MRS专用水模，直径17 cm；匀场水模，直径24 cm。

1.3 磁场均匀度检测方法

1.3.1 波谱峰值法

在理想的磁场均匀性情况下，磁场中的氢质子均是以相同的频率进动，其计算公式为：ω-γ×B，式中ω为进动频率，γ为旋磁比，氢质子的γ约为42.5 MHz/T，B为主磁场场强，从式中可以看出该进动频率与主磁场的场强成正比。此时给磁场中的氢质子施加一个与其进动频率相同的90°射频脉冲，从而产生宏观的横向磁化矢量；当90°射频脉冲关闭后，宏观横向磁化矢量将以指数形式快速衰减，称之为自由感应衰减。在此过程中，接收线圈会接收到自由感应衰减信号，通过傅里叶变换后将呈现为中心频率处一窄波峰。虽然我们追求主磁场高度的均匀性，但实际上主磁场总是有一定程度的不均匀，这种主磁场的不均匀会造成质子失相位加快，自由感应信号衰减加快，经傅里叶变换后谱线増宽。因此波峰的宽度能够反映磁场的均匀性[8-9]。

将磁共振波谱专用水模稳定摆放于诊断床的头部线圈底座上，放稳定后正确安装接收线圈（图1）。采用激光定位灯对准水模的中心位置，定位完成后按进床键将水模送到磁体中心区域。水模摆放就绪，静置5 min后，在扫描主机进行扫描信息登记以及扫描参数的设定，开始检测。首先进行三平面定位像扫描，接下来调用多体素波谱序列CSI_se_135，扫描参数 ：TR=1500 ms，TE=135 ms，Averages=3，FA=90°，FOV=160 mm×160 mm， 感兴趣区（Voxel of Interest，VOI）=80 mm×80 mm，体素大小10 mm×10 mm×15 mm。进入匀场选项并调整匀场参数得到并记录半高全宽度（Full Width at Half-Maximum，FWHM）（单位Hz）（图2）。采用公式(1)得出FWHM从Hz到ppm的转化。

图1 MRS专用水模定位图

图2 得到半高全宽度FWHM

式中，x'1-x'2为低带宽、高带宽2次扫描得到的图像在频率编码方向上的变形的位移差值，单位mm，FOVx单位为mm。

将磁共振匀场水模稳定摆放于位于体线圈中心位置处，放稳定后采用激光定位灯对准水模的中心位置，按进床键将水模送到磁体中心区域。水模摆放就绪，静置5 min后，开始检测。定位像扫描完毕后采用梯度回波序列，主要扫描参数：TR=50 ms，TE=8 ms，层厚=6 mm，FOV=300 mm×300 mm，矩阵=320×320，翻转角=25°，接收带宽BW1=80 Hz/pixel，BW2=920 Hz/pixel，扫描时间18 s。参数设置完毕后首先采用低带宽BW1行冠状位扫描，在扫描得到的图像上采用测量长度工具沿频率编码方向测量水模的直径d1（图3），其他参数相同，采用高带宽BW2再次行冠状位扫描，在扫描得到的图像上采用测量长度工具沿频率编码方向测量水模的直径d2（图4）。计算d1-d2的值，将其带入公式(2)计算主磁场不均匀度。矢状位与轴位的扫描、测值与计算同冠状位。

图3 接收带宽BW1=80 Hz/pixel冠状位图像

图4 接收带宽BW2=920 Hz/pixel冠状位图像

1.4 磁场均匀度处置界限

根据ACR磁共振质量控制检测标准，对于3.0 T的超导MR系统主磁场的均匀度要求在直径20～30 cm的球形容积内，其均匀度为2 ppm左右。

2 结果

采用波谱峰值法测得的主磁场均匀度结果：FWHM=3.5 Hz，FWHM=0.027 ppm，17 cm的DSV磁场均匀度符合处置标准。采用带宽差值法测得的主磁场均匀度结果见表1，24 cm匀场水模单层冠状位、矢状位和轴位的磁场不均匀度分别为0.49、0.98和0.91 ppm，磁场均匀度符合处置标准。

表1 采用带宽差值法测得的结果

3 讨论

主磁体是磁共振成像系统最基本的构件，是产生磁场的装置，其最重要的性能指标之一就是主磁场均匀度。磁共振主磁体的磁场均匀度直接影磁共振成像图像的质量，在磁共振成像的过程中，如果主磁场不均匀，那么在频率编码方向或相位编码方向附加一个线性的梯度场后，叠加后的磁场将不是一个线性梯度磁场。这样，沿着各个切面上组织的磁共振频率就不是线性变化的，也就很难通过频率来确定或区分不同位置的组织，从而使产生的图像模糊或者错位。另外，主磁场均匀度差还会造成脂肪抑制不均，严重者会造成MRS分析出现偏差造成误诊，因此定期对磁场均匀度进行检测对于保证图像质量与医疗安全有重要意义[10]。

目前国内有研究者对主磁场均匀性的检测采用图像均匀度检测法、霍尔探头法和磁共振法，在第一种方法中，由于影响图像均匀性的因素很多，所以图像的均匀性并不能完全说明主磁场均匀性，后两种方法虽然是直接测量物理磁场，但都是在检测空间的表面检测，且仅仅是对有限个点进行采样，因此传统的检测方法都存在充分度和精确度不足的缺陷[11-12]。ACR磁共振质量控制手册中提供了四种检测方法，即波谱峰值法、带宽差值法、相位地图法和相位差地图法，波谱峰值法主要测量自由感应衰减信号经傅里叶变换后FWHM，带宽差值法主要利用最小和最大接收带宽引起的图像的几何畸变差值来计算磁场强度变化，相位地图法和相位差地图法均基于梯度回波序列产生的相位图，相位图的相位值可以反映磁场强度变化，相位差地图法去除了引起相位变化的非磁场强度因素。本研究采用了其中两种方法即波谱峰值法与带宽差值法。波谱峰值法检测和评估方法简单易行，可快速评估主磁场均匀性，仅需5 min左右即可完成，适用于可以进行波谱序列扫描的设备。其缺点在于该方法不能对任意平面和整个DSV进行评估，该方法精度不高，同时对0.5 T以下的MR系统的主磁场均匀性无法评估[9]。带宽差值法用于不能提供相位图和频率曲线的MR设备主磁场均匀度的检测，该方法应用广泛，可用于所有的MRI系统[13]，其缺点在于测量和计算复杂，且易受人为测量过程中视觉误差会引起测量结果出现偏差。在本研究中，采用波谱峰值法和带宽差值法两种方法测得的结果不同，原因在于带宽差值法测量过程中因视觉误差造成测量结果出现偏差，即低带宽BW1扫描得到的图像上测得的直径d1、高带宽BW2扫描得到的图像上测得的直径d2，因视觉原因可能会使选择的参考点不一致，d1、d2的值出现偏差，进一步影响到了测量结果。为了减小误差，使结果更为准确，需进行3个方向上的多层测量，尽量确保参考点选择一致，测量过程中加入参考线可在一定程度上保证不同带宽下选取同一参考点。

当进行MRS分析时，对磁场的均匀性要求更为严格[14]。进行MRS前为了保证磁场均匀度，会进行手动匀场，一般情况下FWHM≤30 Hz，如果发现磁场均匀度下降，需要及时报告工程师，查找并解决问题[15-16]。日常工作中最常见的引起磁场均匀性下降的因素主要有孔径中的金属异物及对比剂残留，因此定期的清洁保养设备对于保持良好的主磁场均匀度有重要的意义。另外，设备工程师应定期对磁共振主磁场均匀度进行检测，建立长期运行基线，一旦发现磁场均匀度偏离基线，应查找原因，排除金属异物及对比剂的影响，并通过自动匀场改善磁共振主磁场均匀性。