基于ACR體模的磁共振射頻線圈性能的對(duì)比

袁子龍，張照喜，邱建峰，陳迢，劉濤，劉玉林.湖北省腫瘤醫(yī)院 放射科，湖北 武漢430079；.泰山醫(yī)學(xué)院 放射學(xué)院，山東泰安 706

基于ACR體模的磁共振射頻線圈性能的對(duì)比

袁子龍1，張照喜1，邱建峰2，陳迢1，劉濤1，劉玉林1
1.湖北省腫瘤醫(yī)院 放射科，湖北 武漢430079；2.泰山醫(yī)學(xué)院 放射學(xué)院，山東泰安 271016

目的 探討不同射頻線圈在磁共振成像中的性能特點(diǎn)。方法 根據(jù)美國放射學(xué)院（ACR）推薦的射頻線圈檢測(cè)標(biāo)準(zhǔn)，基于ACR體模，通過Siemens 3.0T Verio磁共振儀測(cè)定12單元頭顱矩陣線圈、12單元腹部線圈及大體線圈的圖像信噪比、圖像均勻度及信號(hào)偽影比。結(jié)果 12單元頭顱矩陣線圈及12單元腹部線圈的信噪比在SE-T1WI序列中分別是大體線圈的16.41倍和14.1倍，在double SE-T2WI序列中分別是大體線圈的6.31倍和5.35倍。大體線圈的均勻度最好，12單元頭顱矩陣線圈和12單元腹部線圈稍差，其中12單元頭顱矩陣線圈的均勻度未達(dá)到標(biāo)準(zhǔn)要求。在信號(hào)偽影比檢測(cè)中，12單元頭顱矩陣線圈的信號(hào)偽影比最低，12單元腹部線圈和大體線圈次之，但均達(dá)到了頭線圈的標(biāo)準(zhǔn)要求。結(jié)論 3種線圈的性能各有優(yōu)勢(shì)，需根據(jù)不同情況進(jìn)行應(yīng)用。

磁共振；射頻線圈；信噪比；均勻度；信號(hào)偽影比

質(zhì)量控制與質(zhì)量保證（QA/QC）是磁共振成像（MRI）技術(shù)的重要組成部分。美國自20世紀(jì)80年代陸續(xù)提出了一些基本的QA/QC系列標(biāo)準(zhǔn)[1-2]，我國一些學(xué)者對(duì)此進(jìn)行了相關(guān)研究[3-6]，但都側(cè)重于磁共振系統(tǒng)的整體評(píng)價(jià)，而未涉及磁共振相關(guān)組件的評(píng)價(jià)。

由美國放射學(xué)院（ACR）出版的磁共振成像質(zhì)量控制手冊(cè)中提出了射頻線圈檢測(cè)的內(nèi)容及方法[8]，主要包括以下幾個(gè)方面：圖像信噪比（Signal to Noise Ratio，SNR）、圖像均勻性（Percent Integral Uniformity，PIU）和信號(hào)偽影比（Percent Signal Ghosting，PSG）。本文利用ACR標(biāo)準(zhǔn)體模，按照ACR提出的標(biāo)準(zhǔn)測(cè)試方法[9-10]分別對(duì)12單元頭顱矩陣線圈、12單元腹部線圈及大體線圈進(jìn)行了性能評(píng)價(jià)。

1 材料和方法

1.1 材料

磁共振設(shè)備采用德國Siemens 3.0T Verio磁共振儀，受檢射頻線圈包括12單元頭顱矩陣線圈、12單元腹部線圈及大體線圈；體模采用ACR標(biāo)準(zhǔn)體模。各個(gè)線圈的掃描均按照ACR磁共振成像質(zhì)量控制手冊(cè)中提出的標(biāo)準(zhǔn)掃描方法，參數(shù)包括：SE-T1WI，重復(fù)時(shí)間TR=500 ms，回波時(shí)間TE=20 ms；double SE-T2WI，重復(fù)時(shí)間TR=2500 ms，回波時(shí)間TE1=20 ms，TE2=80 ms；FOV=230 mm×230 mm，層厚為5 mm，層間隔為5 mm；掃描層數(shù)為11層，矩陣為256×256，采集次數(shù)為1。所有序列掃描前均行B0場(chǎng)的校正。T1加權(quán)掃描時(shí)間為132 s；T2加權(quán)掃描時(shí)間為644 s；T1、T2序列測(cè)量均在溢流層中進(jìn)行，T2序列在TE時(shí)間為80 ms時(shí)的溢流層中測(cè)量。

1.2 方法

1.2.1 信噪比測(cè)試

圖像SNR是指圖像的信號(hào)強(qiáng)度與噪聲強(qiáng)度的比值。本研究運(yùn)用ACR標(biāo)準(zhǔn)提出的單幅圖像測(cè)試方法[11]，測(cè)量感興趣區(qū)（ROI）的平均信號(hào)強(qiáng)度并將其作為信號(hào)，將背景區(qū)域的信號(hào)標(biāo)準(zhǔn)差作為噪聲。SNR計(jì)算公式如下：

式中，S是ROI的平均信號(hào)強(qiáng)度，SD為背景區(qū)域的信號(hào)標(biāo)準(zhǔn)差。大ROI選為圓形，同時(shí)參照ACR體模測(cè)試標(biāo)準(zhǔn)，將其面積選取為195～205 cm2；背景區(qū)域ROI則一般較小，位置在FOV的4個(gè)角上，占體模半徑的10%左右[8]。背景區(qū)域ROI的勾畫要在成像區(qū)域內(nèi)部。本研究除了計(jì)算ROI的SNR之外，還將利用Matlab 7.0軟件圖形化溢流層圖像中前后（A-P）方向和左右（L-R）方向上的體素-信噪比曲線。

1.2.2 圖像均勻性測(cè)試

實(shí)施舒適護(hù)理以后，主要對(duì)兩組患者的臨床效果以及患者護(hù)理滿意度進(jìn)行觀察。臨床效果主要由專業(yè)人員對(duì)兩組患者的實(shí)際治愈情況進(jìn)行觀察?；颊咦o(hù)理滿意度由專業(yè)人員結(jié)合兩組患者護(hù)理的實(shí)際情況進(jìn)行記錄。

圖像PI U的測(cè)量和計(jì)算方法采用ACR體模測(cè)試標(biāo)準(zhǔn)中所提出的方案[9-10]。計(jì)算公式如下：

式中，Smax為最大信號(hào)值，Smin為最小信號(hào)值。測(cè)試方法如下：在SNR的測(cè)試圖像中，將窗寬調(diào)至最窄，至整個(gè)ROI全白，緩慢提高窗位，直到大ROI內(nèi)部邊緣出現(xiàn)一小片全黑區(qū)域，在該區(qū)域畫取一個(gè)面積為1 cm2的小ROI，多次取值后，記錄其中平均信號(hào)值最小的值，該值則為Smin；繼續(xù)提高窗位，直到大ROI內(nèi)部出現(xiàn)一小片全白的區(qū)域，在該區(qū)域畫取一個(gè)面積為1 cm2的小ROI，多次取值后，記錄其中平均信號(hào)值最大的值，該值則為Smax。

1.2.3 信號(hào)偽影比測(cè)試

PSG用于評(píng)價(jià)圖像中偽影的級(jí)別，鬼影是指疊加在圖像上且出現(xiàn)在不同于目標(biāo)的真實(shí)位置上的一種偽影。測(cè)量和計(jì)算方法同樣按照ACR體模測(cè)試標(biāo)準(zhǔn)所提出的方案[9-10]。計(jì)算公式如下：

式中，large ROI為大ROI的平均信號(hào)值，面積大小與信噪比測(cè)試中的相同；top、btttom、left、right分別為上、下、左、右4個(gè)方向矩形ROI的平均信號(hào)值，該ROI的大小為10 cm2左右，長(zhǎng)寬比例為4：1。PSG的測(cè)量只在SE-T1WI序列中進(jìn)行。

2 結(jié)果

2.1 SNR的定量計(jì)算及圖形化比較

（1）將掃描得到的6幅T1/T2圖像按照上述所提的信噪比測(cè)試方法進(jìn)行處理，結(jié)果見表1～2。

對(duì)上表數(shù)據(jù)進(jìn)行計(jì)算可得，在SE-T1WI序列中，12單元頭顱矩陣線圈及12單元腹部線圈的信噪比分別是體線圈的16.41倍及14.1倍；在double SE-T2WI序列中，12單元頭顱矩陣線圈及12單元腹部線圈的信噪比分別是體線圈的6.31倍及5.35倍。

（2）3種射頻線圈在左右方向（R-L）及前后方向（A-P）上的體素-信噪比曲線，見圖1～4。

表1 3種射頻線圈在SE-T1WI序列中所得圖像的信噪比及相關(guān)參數(shù)

表2 3種射頻線圈在double SE-T2WI序列中所得圖像的信噪比及相關(guān)參數(shù)

圖1 SE-T1WI序列中，3種射頻線圈在左右方向（R-L）上的體素-信噪比曲線。

圖2 double SE-T 2W I序列中，3種射頻線圈在左右方向（R-L）上的體素-信噪比曲線。

圖3 SE-T1WI序列中，3種射頻線圈在前后方向（A-P）上的體素-信噪比曲線。

圖4 double SE-T 2W I序列中，3種射頻線圈在前后方向（A-P）上的體素-信噪比曲線。

表3 3種射頻線圈所得圖像的均勻性及相關(guān)參數(shù)

表4 3種射頻線圈在SE-T1WI序列中所得信號(hào)偽影比及相關(guān)參數(shù)

由圖1～4可知，在兩個(gè)序列中的左右方向（R-L）及前后方向（R-L）上，12單元頭顱矩陣線圈及12單元腹部線圈的SNR均較高，但是中心區(qū)域較兩側(cè)都有較大的衰減；體線圈的SNR雖然較低，但在成像區(qū)域內(nèi)比較穩(wěn)定。

2.2 圖像均勻性的定量計(jì)算

將所得的圖像按照上述所提的圖像均勻性測(cè)試方法進(jìn)行處理，結(jié)果見表3。

由表3可知，在兩個(gè)序列中，體線圈的圖像均勻性最好，12單元頭顱矩陣線圈次之，12單元腹部線圈最差；12單元頭顱矩陣線圈的圖像均勻度未達(dá)到標(biāo)準(zhǔn)要求。

2.3 信號(hào)偽影比的定量計(jì)算

將所得的圖像按照上述所提的信號(hào)偽影比測(cè)試方法進(jìn)行處理，結(jié)果見表4。

根據(jù) ACR體模測(cè)試標(biāo)準(zhǔn)，PSG測(cè)試只在SE-T1WI序列中進(jìn)行。由表4可知，12單元頭顱矩陣線圈的信號(hào)偽影比最低，12單元腹部線圈次之，體線圈最高。

3 討論

射頻線圈在磁共振掃描中的功能是發(fā)射射頻脈沖、接受MRI信號(hào)，對(duì)于采集圖像的分辨率起著至關(guān)重要的作用[12]，因而對(duì)射頻線圈進(jìn)行定量評(píng)價(jià)顯得格外重要。

SNR是磁共振射頻線圈性能的重要指標(biāo)[7-13]；由圖1～4可知，12單元頭顱矩陣線圈及腹部線圈在A-P和R-L方向上的SNR曲線基本呈馬鞍形，體線圈基本呈一條直線，但是頭顱矩陣線圈及腹部線圈的SNR明顯高于體線圈，這是由于前兩者的體積均較小，線圈距離目標(biāo)較近，掃描得到的信號(hào)強(qiáng)度較大，而體線圈位于磁體內(nèi)部，距離目標(biāo)較遠(yuǎn)，因而其接收到的信號(hào)強(qiáng)度較低；再者，由于體線圈成像所包含的組織體積非常大，因而其產(chǎn)生的噪聲量也較大，故而體線圈的SNR相當(dāng)?shù)?。本研究結(jié)果顯示，腹部線圈與頭顱矩陣線圈的SNR相差并不是太大，這可能是由于該腹部線圈由6單元體部線圈及背側(cè)6單元脊柱線圈聯(lián)合組成，可彌補(bǔ)其在SNR上的不足。

在本研究中，頭顱矩陣線圈及腹部線圈的SNR均較高，但是其PIU均低于體線圈，這是由于品質(zhì)優(yōu)良的線圈不僅要有高的接收效率，而且也要有較高的射頻場(chǎng)空間均勻性，但通常來說線圈的高效性和空間均勻性不可兼得，增加空間均勻性勢(shì)必要增大射頻功率，從而使SNR降低[14-15]。體線圈可以得到較好的圖像均勻性，但是其SNR較低，常用于定位掃描，在Siemens 3.0T Verio磁共振儀中，還可以用于全身彌散加權(quán)成像（DWIBS），因?yàn)檫@兩種成像方式都不需要太高的SNR。12單元頭顱矩陣線圈的PIU最高僅為76.69%，低于測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)對(duì)3.0T磁共振的要求（≥82%）[9]，這可能與射頻場(chǎng)的不均勻性有關(guān)。12單元腹部線圈的PIU最低，為71.94%，這可能也與前面所提到的腹部線圈的結(jié)構(gòu)組成有很大的關(guān)系。

PSG檢測(cè)用于評(píng)價(jià)圖像中偽影的級(jí)別，由表4可知，12單元頭顱矩陣線圈的PSG最低，12通道腹部線圈次之，體線圈最高，但是其中最大值僅為0.0018，低于ACR質(zhì)控手冊(cè)中頭線圈的標(biāo)準(zhǔn)0.0025[8]。

臨床磁共振成像中，往往需要在眾多射頻線圈之間做出選擇，以獲得更好的成像效果[15]。但是國內(nèi)外對(duì)射頻線圈進(jìn)行定量評(píng)價(jià)的研究并不多見，本研究利用ACR標(biāo)準(zhǔn)體模并采用ACR標(biāo)準(zhǔn)測(cè)試方法得到了Siemens 3.0T Verio磁共振儀對(duì)12單元頭顱矩陣線圈、12單元腹部線圈及大體線圈的定量性能參數(shù)。12單元頭顱矩陣線圈及12單元腹部線圈的SNR遠(yuǎn)大于大體線圈；而大體線圈的圖像均勻性較好。本研究中12單元頭顱矩陣線圈的PIU較低，可能與射頻場(chǎng)的不均勻性有關(guān)。3個(gè)射頻線圈的PSG均達(dá)到了頭線圈的檢測(cè)標(biāo)準(zhǔn)要求。本研究的不足之處在于各個(gè)參數(shù)的測(cè)量均參考的是磁共振成像質(zhì)量控制手冊(cè)所推薦的手工畫取ROI取值的方法，并沒有通過數(shù)字圖像處理技術(shù)進(jìn)行自動(dòng)處理，且ACR也并沒有開發(fā)相關(guān)軟件，有待進(jìn)一步研究。

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Performance Comparison of Different MRI Radio-Frequency Coils Based on ACR Phantom

YUAN Zi-long1, ZHANG Zhao-xi1, QIU J ian-feng2, CHEN Tiao1, LIU Tao1, LIU Yu-lin1
1.Department of Radiology, Hubei Cancer Hospital, Wuhan Hubei 430079, China; 2.College of Radiology, Taishan Medical University, Tai’an Shandong 271016, China

Objective To explore the performance characteristics of different radio-frequency coils including 12-units head matrix coil, 12-units abdominal coil and the general body coil in MRI. Methods According to the detection standard recommended by American college of radiology (ACR), to measure and compare signal to noise ratio (SNR), percent integral uniformity (PIU) and percent signal ghosting (PSG) of MRI images obtained through the three radio-frequency coils based on ACR phantom. Results When the scanning sequence is SE-T1WI, SNR of MRI images obtained through 12-units head matrix coil, 12-units abdominal coil is 16.41 times and 14.1 times as high as that of the general body coil. When the scanning sequence is double SE - T2WI, SNR of MRI images obtained through 12-units head matrix coil, 12-units abdominal coil is 6.31 times and 5.35 times as high as that of the general body coil. PIU of the general body coil is better than that of 12-units head matrix coil and 12-units abdominal coil, while PIU of 12-units head matrix coil can’t meet the standard requirements. PSG of 12-units head matrix coil is lower than that of 12-units abdominal coil and the general body coil, while PSG of all coils can meet the standard requirements of head coils. Conclusion Each radio-frequency coil owns characteristic advantages, which indicates that they should be applied in MRI according to different clinical requirements.

MRI; radio-frequency coil; signal to noise ratio; percent integral uniformity; percent signal ghosting

R445.2

B

10.3969/j.issn.1674-1633.2015.01.032

1674-1633(2015)01-0100-04

2014-07-28

劉玉林，主任醫(yī)師，湖北省腫瘤醫(yī)院副院長(zhǎng)。

作者郵箱：yuanzilong0213@126.com