鞏漢順，徐壽平，徐偉，王樹鑫，戴相昆，曲寶林

解放軍總醫(yī)院放射治療科，北京市，100853

0 引言

MRI模擬定位機（MRI-Sim）在放療領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用，通過與CT模擬定位影像進行配準能夠進一步提高靶區(qū)勾畫精度，從而為精確放療提供強有力保障[1]，但同時存在一定的局限性：圖像失真[2]、定位精度有待提高、易受偽影影響及射野較小等。腫瘤放射治療對靶區(qū)位置精度要求較高，因此對設(shè)備機械性能及圖像質(zhì)量的要求就更為嚴格，與單純MRI設(shè)備的質(zhì)量控制有一定區(qū)別。本文著重對MRI-Sim設(shè)備的驗收測試及圖像質(zhì)量保證進行闡述。

1 材料與方法

1.1 MRI-Sim簡介

我院引進GE公司的MRI Discovery 750 W （3.0 T）于2017年5月正式安裝調(diào)試完畢，采用大孔徑（70 cm）設(shè)計，最大圖像重建視野（Field of View, FOV）為50 cm；配備放療專用平板床及專用線圈；可移動激光定位燈及特定優(yōu)化掃描序列；具備呼吸門控/4D成像功能。

1.2 參考指南及模體

MRI-Sim質(zhì)控項目主要參考以下依據(jù)：美國放射學會（American College of Radiology，ACR）MRI質(zhì)量控制手冊[3-5]；ACR模體測試指南[6]；美國醫(yī)學物理學家學會（American Association of Physicists in Medicine，AAPM）TG66[7]及AAPM No.100[8]報告。

1.3 驗收及質(zhì)控指標

驗收及質(zhì)控指標包括：MRI-Sim系統(tǒng)安全性檢查、機械精度檢測、MRI掃描系統(tǒng)檢測和圖像質(zhì)量檢測。

MRI-Sim系統(tǒng)安全性檢查包括：區(qū)域/位置訪問限制、警示標記、報警球、視頻/音頻監(jiān)控系統(tǒng)、金屬探測器和應(yīng)急系統(tǒng)。

采用Aquarius MRI激光燈定位模體進行檢測（圖1）。機械精度檢測包括：掃描床運動精度（標準：±1 mm）、移動激光燈定位精度（標準：±1 mm）、激光燈系統(tǒng)與掃描平面的一致性（標準：±2 mm）。

對于各磁場系統(tǒng)及數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的校準，通常需與設(shè)備供應(yīng)廠家聯(lián)合完成。MRI-Sim掃描系統(tǒng)主要包括：機房邊緣場范圍、磁場均勻性測試、各線圈檢查性能檢測、磁場中心頻率、射頻發(fā)射增益及液氦檢查。

圖1 Aquarius MRI激光燈定位模體及軸位掃描圖像Fig.1 Aquarius MRI laser positioning module and axial scan image

（1）機房邊緣場范圍

主要查看5高斯線所包含范圍，如圖2所示。

圖2 MRI-Sim機房邊緣場范圍示意圖Fig.2 Schematic diagram of the MRI-Sim fringe field

（2）磁場均勻性測試

磁場均勻性是指在特定容積范圍內(nèi)主磁場強度B0的一致性；通常表示為特定半徑球形容積內(nèi)磁場強度的變化，采用ppm表示。利用廠家提供的球形模體（圖3），通常采用以下4種方法：波譜峰值法、相位地圖法、相位差地圖法及帶寬差值法進行檢測。ACR標準：超導磁體中直徑為30 cm球形容積內(nèi)，其值應(yīng)在2 ppm左右[5]。

圖3 磁場均勻性測試模體及結(jié)果示意圖Fig.3 Magnetic field uniformity test phantom and result schematic

（3）各線圈SNR檢查（圖4）

容積線圈：SNRACR=Sphantom/σair，ACR標準：基準值。

表面線圈或相控陣線圈：SNRmax=Smax,phantom/σair；SNRmean=Smean,phantom/σair，ACR標準：基準值（Sx為信號值；σair為背景區(qū)域信號標準差）。

圖4 線圈SNR測試結(jié)果示意圖Fig.4 Coil SNR test results diagram

（4）磁場中心頻率

代表MRI-Sim設(shè)備的共振頻率，具有隨時間不斷衰減的變化趨勢；主要受主磁場均勻性、周圍環(huán)境溫度等因素影響。ACR標準：周變化值≤1.5 ppm。

（5）射頻發(fā)射增益

用于描述將宏觀磁化矢量偏轉(zhuǎn)至90°所需功率[5]，其單位為分貝（dB）；較小的dB改變代表較大的增益變化。ACR標準：增益變化≤10%。

（6）液氦檢查

液位不低于60%；壓力處于0.9～1.1 psi之間。

圖像質(zhì)量檢查主要包括：幾何畸變、空間分辨率、層厚、層位置、圖像均勻性、百分信號偽影和低對比度分辨率檢測。

采用特定的掃描協(xié)議（如圖5所示）對ACR模體（190 mm×190 mm×148 mm圓柱體；內(nèi)含10 mM NiCl2和75 mM NaCl）進行掃描分析。在質(zhì)控過程中ACR模體內(nèi)部測量部件上有可能會有氣泡附著，為減少其對測量結(jié)果的影響盡量將氣泡去除或?qū)⒁后w注滿。

圖5 掃描協(xié)議Fig.5 Scanning protocol

將ACR模體安全放置于頭部相控陣線圈內(nèi)，利用配備的水平儀調(diào)節(jié)水平；將MRI-Sim內(nèi)置激光燈定位線對準模體“NOSE”處刻度線；床位置清零，進床至磁場中心處。獲取矢狀定位像，設(shè)定軸向掃描層數(shù)為11層，掃描層1定位至模體下面45o楔形角的夾角處；掃描層11定位至模體上面45o楔形角的夾角處，如圖6所示。

圖6 ACR模體及矢狀定位圖Fig.6 ACR phantom and sagittal location map

（1）幾何畸變

為降低窗寬（WW）、窗位（WL）對測量精度的影響： 設(shè)定WW=0，調(diào)節(jié)WL至只有液體部分呈白色，此時WL=a；調(diào)節(jié)WL至一半液體呈白色，此時WL=b；設(shè)定WW=b，WL=a/2后測量。分別選擇矢狀定位圖像及第1、5層軸位T1WI圖像，采用軟件自帶測量工具對各要求距離進行測量分析（基準值分別為：頭腳方向為148 mm；模體直徑為190 mm），如圖7所示。ACR標準要求為所有測量值與實際值偏差的絕對值≤2.0 mm。

圖7 幾何畸變測量結(jié)果示意圖Fig.7 Geometric distortion measurement results diagram

（2）高對比度分辨率

選取T1WI的第 1層軸位圖像，其中包含3組目標物（直徑分別為1.1 mm、1.0 mm、0.9 mm），每組目標物均有左上、右下兩部分構(gòu)成；將圖像放大2～4倍，調(diào)整合適的WW及WL。測量標準：2個方向分辨率均達到1.0 mm或更高，如圖8所示。

圖8 高對比度分辨率測量結(jié)果示意圖Fig.8 High contrast resolution measurement results diagram

（3）層厚

分別選取T1WI 、T2WI 序列的第 1層軸位圖像，并放大2～4倍；設(shè)定WW為0，WL為插件處兩個矩形信號平均值之和的一半；測量兩個傾斜方向相反的斜坡插件的長度（top、bottom），如圖9所示；按照以下公式進行計算：層厚= 0.2 ×(top × bottom)/(top + bottom)。測量標準： 5.0 mm±0.7 mm。

圖9 層厚測量示意圖Fig.9 Slice thickness measurement diagram

（4）層位置

分別選取T1WI 、T2WI 的第 1、11層軸位圖像，將圖像放大2～4倍；設(shè)定WW=0，調(diào)整WL使液體信號變亮，然后設(shè)定WL為其信號值的1/2；利用機器自帶的測量工具量取兩條形塊的長度偏差。測量標準：|條形塊長度偏差| ≤5 mm。

圖10 層位置測量示意圖Fig.10 Slice position measurement diagram

（5）圖像均勻性

分別選取T1WI 、T2WI 的第7層軸位圖像，設(shè)定WW=0，調(diào)節(jié)WL找出信號最低區(qū)域（low）和最高區(qū)域（high），讀取平均像素值，如圖11所示。按照以下公式計算PIU （percent integral uniformity）：PIU= 100×[1– (high – low)/(high + low) ]；測量標準：PIU≥87.5%（＜3 T）；PIU≥82%（≥3 T）。

圖11 圖像均勻性檢測示意圖Fig.11 Image uniformity measurement

（6）百分信號偽影（Percent-signal ghosting）

在ACR模體T1WI 的第 7層軸位圖像上的中央?yún)^(qū)域選取一面積較大ROI（195～205 cm2），分別四周各選取一面積較小的ROI（10cm2）：上（top）、下（btm）、左（left）、右（right），分別讀取平均像素值，圖12所示。采用以下公式：GR（Ghosting Ratio）=|[(top+btm)–(left+right)]/[2×(large ROI)] |，進行計算。測量標準：GR≤2.5%。

圖12 百分信號偽影測量示意圖Fig.12 Percent-signal ghosting measurement diagram

（7）低對比度分辨率

T1WI、T2WI的第 8～11層軸位圖像上目標物低對比度分別為1.4%、2.5%、3.6%、5.1%；每層圖像上10組目標物呈輪輻狀排列，直徑從7.0mm逐漸減小至1.5 mm，統(tǒng)計每層可清晰可見的輪輻數(shù)（如圖13所示），并相加。測量標準：總計數(shù)≥9（＜3T）；總計數(shù)≥37（≥3 T）。

圖13 低對比度分辨率測量結(jié)果示意圖Fig.13 Low contrast resolution measurement results diagram

2 結(jié)果

以ACR模體T1WI序列圖像為參考，對上述圖像質(zhì)量各指標檢測結(jié)果分別進行分析，結(jié)果如表1、表2所示。

表1 幾何畸變測量結(jié)果（≤2.0 mm）Tab.1 Geometric distortion measurement results

表2 圖像質(zhì)量指標檢測結(jié)果Tab.2 Image quality indicator test results

3 討論

MRI圖像軟組織分辨率更高，組織器官結(jié)構(gòu)邊界顯示更加清晰，能夠?qū)崿F(xiàn)腫瘤靶區(qū)的精準定位[9]；同時可以準確區(qū)分腫瘤活性組織及水腫組織，為分次放療及療效評估提供更安全、準確的信息；采用MRISim所得圖像進行放療定位的患者，能夠?qū)崿F(xiàn)在充分保護危及器官的前提下進一步提高靶區(qū)放療劑量[10]；MRI-Sim掃描無X射線輻射[11]，還可實現(xiàn)定量或半定量分析的功能或代謝成像[12-13]，為廣大腫瘤患者開展精確放射治療提供更多便利。

目前為止，主要針對MRI-Sim的配套驗收方案還無正式出版報告[14]，AAPM對于MRI-Sim在放療臨床應(yīng)用、優(yōu)化及質(zhì)量控制的TG 284號報告仍在醞釀之中，目前主要依據(jù)MRI及CT-Sim相關(guān)參考文獻進行質(zhì)量控制。與其他影像設(shè)備相比MRI設(shè)備掃描參數(shù)眾多，對所得圖像質(zhì)量產(chǎn)生至關(guān)重要的作用[15]。因此，MRISim設(shè)備質(zhì)量保證與質(zhì)量控制工作對獲得臨床最佳診斷及放療模擬定位影像的起著關(guān)鍵性作用。AAPM第1號[16]與第6號[17]報告分別對常規(guī)MRI設(shè)備的質(zhì)量保證與驗收測試進行闡述。AAPM后續(xù)報告及美國電氣制造商協(xié)會（National Electrical Manufactures Association，NEMA）對檢測內(nèi)容及方法進行了詳述及更新。ACR發(fā)布的《磁共振QC手冊》對MRI設(shè)備認證所要求的質(zhì)量控制流程和技術(shù)規(guī)范[3-5]進行具體闡述。

磁體是MRI-Sim設(shè)備的核心部件之一，穩(wěn)定均勻性的主磁場是獲得優(yōu)質(zhì)MRI-Sim圖像的前提，而其均勻性往往會受到外部因素影響，從而導致圖像信噪比下降。中心頻率與磁場強度呈正比，因此中心頻率的變化間接反映主磁場強度的變化，從而對磁場均勻性進行一定評估。在預掃描過程中，MRISim系統(tǒng)首先測定中心頻率，進而調(diào)整射頻發(fā)射器的發(fā)射增益。在MRI-Sim設(shè)備運行良好情況下，針對同一線圈和模體，其發(fā)射增益值應(yīng)為一相對穩(wěn)定的常數(shù)；一旦出現(xiàn)異常將會導致圖像偽影出現(xiàn)、信噪比下降等問題[18]。快速回波及EPI等快速成像序列，對發(fā)射增益的穩(wěn)定性要求更嚴格[19]。MRI-Sim所得圖像的高對比分辨率會隨著梯度場強度、梯度放大器的穩(wěn)定性、渦流補償和（或）主磁場均勻性是否校準而發(fā)生一定程度的變化[20]；低對比度分辨率則與所得圖像的信噪比緊密相關(guān)[21]。

SNR是指圖像的信號強度與背景隨機噪聲強度之比[5]，測量方式主要有AAPM及ACR標準的l幅圖像測量法及NEMA標準的2幅圖像測量法。AAPM標準所定義的噪聲通常包含結(jié)構(gòu)性噪聲及隨機熱噪聲，進而造成噪聲值估計偏大，導致所測SNR偏?。籄CR標準則忽略了隨機噪聲的影響，對噪聲的估算偏小，造成SNR測量結(jié)果偏大；NEMA方法的優(yōu)勢是消除了結(jié)構(gòu)性噪聲的影響。對噪聲的估算差異，致使SNR值也不相同，目前國、內(nèi)外MRI設(shè)備大都采用ACR標準[22]。主磁場均勻性差、梯度場線性度不好等原因引起MRI圖像幾何畸變。

掃描床定位精度主要評估激光和床定位系統(tǒng)沿磁體長軸定位的準確性，采用矢狀定位序列進行測量，在掃描圖像中定位網(wǎng)格結(jié)構(gòu)上邊緣放置測量點，通常參考AAPM TG66號報告中關(guān)于CT-Sim驗收標準開展[7]。為實現(xiàn)放療患者體位固定裝置的合理擺放，在放療領(lǐng)域MRI-Sim通常采用大孔徑設(shè)計[23]，因其自身特殊的成像原理，勢必造成一定程度的圖像失真進而導致圖像空間位置準確性下降，從而對MRI-Sim圖像在放療計劃設(shè)計中的廣泛應(yīng)用產(chǎn)生一定影響。圖像失真通常分為與系統(tǒng)相關(guān)的失真及掃描對象的感應(yīng)失真[24]，放療過程中對MRI-Sim圖像的幾何精度要求在三維方向上控制在2 mm以內(nèi)[25]。可采用特定的模體，用以滿足放療模擬定位對大視野圖像精度的要求[26]。文獻報道[27]通過設(shè)計直徑大于40 cm并且?guī)в袃?nèi)置標記點的模體以測量圖像幾何失真度，在三維方向距離中心越遠，失真度就越大[28]。

ACR推薦MRI設(shè)備的各項性能指標處置界限是針對該設(shè)備的最低要求。為充分發(fā)揮高端MRI-Sim設(shè)備的最大潛力，必須設(shè)定更為苛刻的處置界限標準。對于MRI-Sim設(shè)備臨床質(zhì)控工作首先需為每臺機器建立針對特定模體、序列參數(shù)的特異性處置界限；在重要部件完成維修或更換后，重新設(shè)定相關(guān)指標處置界限[29]，從而保證MRI-Sim設(shè)備充分發(fā)揮最優(yōu)性能。

通過對MRI-Sim設(shè)備的驗收測試及圖像質(zhì)量檢測，創(chuàng)建MRI-Sim設(shè)備特定的運行基線；并且通過制定長效的質(zhì)量控制程序，能夠有效確保設(shè)備良好運行，不斷為腫瘤患者實施精確放療提供有效支持。

衷心感謝：GE(中國)醫(yī)療的大力支持！