线圈共振（共6篇）
线圈共振 篇1
0 引言
我院引进的日立永磁型APERTO0.4T磁共振已使用5 a,因日常注意机器线圈的保养,线圈的使用寿命得到一定的延长。最近一段时间,线圈已经超过使用年限,陆续出现了一些故障。通过维修,大部分线圈能够正常使用,只有头部线圈无法使用,只好更换新的。要尽力将故障和隐患消灭在萌芽状态,提高设备的经济效益和社会效益,更好地为临床服务[1],就要注意线圈的使用和维护工作。在使用和维修过程中,总结了一些经验,供同行们参考。
1 线圈的使用和保养
1.1 线圈的正确使用
取线圈要使用双手,一只手托住线圈,另一只手拿线圈,以防止线圈失去平衡摔坏。线圈要轻拿轻放,用完后放到扫描床上时,要保持线圈方向平行于磁场方向,不能垂直于磁场方向,防止磁力线切割线圈产生电流,损坏线圈。线圈可与磁场呈一个小角度,但不宜太大。在使用柔性线圈时,工作人员应特别爱惜,并做好保护工作。在患者上下床摆位时要注意线圈平放,尽量避免人为局部重压或折压[2]。磁共振线圈在图像对比和信噪比类似的情况下,可以替换使用,如膝关节线圈在肘关节损伤中的应用。线圈的连接插头是针状的,在插入或拔出插头时要垂直插座,拔出时不可晃动,以免损坏插头。线圈送入磁体中心时,导线不能打结,以免损伤导线和插头,并有可能影响扫描效果。床升降过程中,要注意无磁性担架床的位置,以免挤坏保护插头的板子和插头。扫描患者时,录入的患者信息和扫描的体质量要相符,防止信号接收过度,缩短线圈的电子元件的使用寿命。
1.2 线圈的清洁
由于静电感应可使灰尘附着于器件表面,从而改变电器的设备性能,所以磁共振和其他电气设备一样,必须做好清洁防尘工作。要定期清除线圈的污垢,用抹布吸取中性洗涤剂的水溶液,拧干后擦掉线圈的污垢。因其污垢中常伴有碎铁屑,扫描时可能会影响图像的质量。
1.3 线圈的使用方法自查
有些技术员操作机器时间一长,操作步骤有时会不规范,如不及时发现,及时纠正,很可能损坏线圈。
1.4 线圈的外观检查
平时使用线圈要随时和定期检查线圈外观有无变形、导线有无异常、插头和插座有无变形损坏,如有异常,须及时修复,防止故障进一步扩大,影响机器的正常使用。
1.5 线圈的信噪比检测
首先检查房间的条件,环境温度最好为24℃,湿度最好为50%。要在关灯后检测线圈的信噪比,防止交流电对信噪比造成影响。要关好房间的门,防止外界电磁波的干扰。把线圈放在扫描床的中间,把体模放在线圈的正中,容易活动的地方要用海绵固定;头颅线圈用3号体模,颈椎、膝关节体线圈用2号体模,体线圈用4号体模;扣好线圈,用床上的绑带固定好线圈,调整好左右方向,送入磁体中心。线圈中心要和磁场中心重合,磁场方向要与线圈方向平行。体质量选择50 kg,FOV的选择范围,体部线圈用320 mm,其他线圈用260 mm。从扫描菜单中选中OTHER,打开OTHER菜单,选择REMOTE组合菜单,扫描定位项SCANO,打开Maint菜单,选择Special项,显示扫描的图像,选择SNR项,测量信噪比。头部线圈的信噪比的正常比值大于130,颈椎线圈信噪比值大于140,膝关节线圈信噪比值大于170。以上是总信噪比的检测,单侧信噪比的检测需要进入工程师维修程序。首先插入钥匙盘,输入机器密码,选择T/M manger菜单,进入线圈维护程序,选中通道chanel,选择1号螺旋管侧,只检测螺旋管侧信噪比;通道选择2号马鞍侧时,只检测马鞍侧信噪比。
要定期检测线圈的信噪比,发现信噪比下降及时找出原因并处理。这样既能保证图像质量,又能使线圈达到一个好的工作状态,延长线圈的使用寿命。
1.6 线圈的调谐
线圈要达到一个好的信噪比,谐振电路要匹配好。需要调整线圈的阻抗值和相位值:连接好网络分析仪,用光纤连接床侧测试点,调整网络测试仪,机器工作正常后,调整阻抗电容,将阻抗值调整到符合(200±100)Ω;再调整相位电容,将相位值调整到符合(0±30)°。
2 线圈的维修
2.1 外观检查
检查线圈的体部有无变形、螺钉有无松动、电缆线是否有异常、电缆插头的插针有无变形、插针是否断裂;打开线圈的外盖,清理内部的灰尘,观察电路中的焊点有无虚焊、铜条有无断裂;仔细检查内部的每一个元件,电阻、电感、电容等外观有无变化、内部连线是否断开,电阻、电感、电容等外观颜色有无变化,如有变化,进入下一步仪器检查。
2.2 仪器检查
(1)检测短距离的开路问题,直接使用万用表的欧姆挡检查。检查长距离导线的开路问题,可以用1根两头带夹子的导线,一头夹住万用表的表笔尖,一头夹住线圈需要检查处,依次检查每一根线。注意测量时要用手弯曲怀疑断开处,防止线断开又搭接在一起,造成线路没有断开的假象。
(2)二极管击穿的测量比较容易。须测量二极管的正反向电阻,如果阻值一样,表明二极管击穿。
(3)电阻的测量。阻值在电路中比实际值小,如果偏差很大,可以焊开一段的焊点,撬离电路,测量真实的电阻值。
(4)电容的测量。如果击穿,测量比较简单,电阻值很小;如果容量变化范围不大,测量比较困难,可以和其他电容比较测量,用新的电容器替代怀疑损坏的电容器,通电试验,如果正常,说明判断正确。
2.3 维修实例
2.3.1 膝关节线圈的断线故障
(1)故障现象:使用膝关节线圈扫描时,机器报错代码12135000,无法正常扫描。使用其他线圈扫描,机器工作正常,图像质量未发生改变。初步断定膝关节线圈出现故障。
(2)故障分析:通过外观检查,发现电缆和线圈连接处的电缆线变扁,用手拿捏感觉有点不正常。用万用表检查,检查到黄线时,每根针都没有接通,判断黄线断开。
(3)故障排除:首先判断断开处的位置,根据弯折的痕迹,初步判定断开的位置。用裁纸刀剥开外皮,露出黄线,用剥线钳清理出金属线。再用万用表测量,发现此处到电器元件连接处断开。判断断点在线圈的近端,抽出的金属线长度有5 cm,正好在线和线圈的固定处,怀疑断处离端点有一定的距离。连接时需要热缩的绝缘套要长一点,因为线要经常弯曲,最好把断线头放在线圈内,防止再次折断。找1根4 cm长的直径相似的电线,两头各拧在断线的两端,用焊锡把两端焊牢,用热缩管保持绝缘。把连接处放在线圈内,固定好线,扣好线圈外罩。最后,用万用表测量电缆插头到线圈内部是否导通,导通后做通电测试。机器工作正常,体模图像正常,信噪比测试中膝关节的信噪比值为207,一般膝关节的信噪比值为180~200,判断线圈质量比较好。
2.3.2 中号体部线圈二极管击穿
(1)故障现象:在扫描工作中,发现中号体部线圈扫描的图像质量下降,主要表现为对比度变差,图像噪声颗粒增大。
(2)故障分析:这些变化比较小,平时需要仔细观察,大号体部线圈扫描的图像质量要比中号的好。先测量中号体部线圈信噪比S/N,读出中号的体部线圈的信噪比值77.9。用同样的方法测试大号体部线圈信噪比,读出大号的信噪比值为85.7。可知中号体部线圈需要调试,把线圈的信噪比调整一下。须测量中号体部线圈哪一侧的信噪比差。螺旋管侧扫描测量数值63.6,大于正常值60,螺旋管侧线圈正常;马鞍侧扫描测量数值37.3,小于正常值40,马鞍侧线圈异常,需要维修调整,恢复其正常功能。用万用表测量电路板中的二极管电阻值,发现马鞍侧并排的二极管中间的1只被击穿。
(3)故障排除:因3只二极管并联,须更换3只同样型号的二极管,但当时没有同样型号的二极管,所以更换了与原二极管型号稍有区别的3只。为了提高线圈的信噪比,需要调整线圈的阻抗值和相位值。连接好网络测试仪,把阻抗调整到192,相位调整到3。重新测试信噪比,螺旋管侧信噪比值为62.6,马鞍侧信噪比值为38.4,变化不大,测量总信噪比值为66.7。分析原因,可能是更换的二极管与原型号稍有差距,造成参数匹配不好,信噪比不能提升到正常值。后来又找了1只与原型号一样的二极管,加上原先的2只二极管,并排焊上线圈,用同样的方法测试,图像的信噪比比值是78.9,符合中号线圈的信噪比。检查患者时,扫描图像得到改善,图像的噪声颗粒明显变小,恢复到故障前的状态。
2.3.3 头部线圈故障
(1)故障现象:头部线圈扫描时发现图像不清晰,图像颗粒较粗,其他线圈扫描时未见异常。
(2)故障分析:对头部线圈进行检测,扫描测试图像,计算出信噪比S/N,读出头部线圈的信噪比值为95,头部线圈信噪比正常值为120~140。头部线圈低于正常值,单螺旋管侧扫描测量数值在正常值范围内,螺旋管侧线圈正常。测量马鞍侧数值为9,小于正常值,需要对头部线圈马鞍侧进行检修。
(3)故障排除:头部线圈结构比较紧密,需要用塑料丝锥稍微撬动一下,再打开就比较容易。观察电路板中的连接线,马鞍侧电阻、电容、二极管无异常,用万用表测量电路中的马鞍侧各个电子元件,未发现有损坏处,只有1只电容和1只二极管参数稍有偏差。用其他线圈中同型号的电容和二极管替换,并调整线圈中的阻抗值和相位值,使阻抗值和相位值达到要求。重新用体模进行测试,头部线圈的总信噪比值仍在90左右,没有明显改善。更换新线圈,故障排除。
3 小结
加强对工作人员的业务知识培训,使其掌握线圈的正确使用和保养方法,可以延长线圈的使用寿命。维修人员加强对维修知识的学习,可以在线圈出现故障时更好更快地排除故障,为医院节省维修成本,缩短患者因机器故障而延误的检查时间。
参考文献
[1]倪萍,陈自谦.临床工程师在质量保证和控制中的职能探讨[J].医疗卫生装备,2008,29(6):99-101.
[2]杨成才.延长磁共振线圈使用寿命的方法和技巧[J].中国医疗设备,2011,26(11):78-84.
单边核磁共振仪中射频线圈的优化 篇2
单边核磁共振(NMR)[1,2]是一种新型的核磁共振测量方法，与传统的封闭式核磁共振仪相比，单边核磁共振仪由于其结构开放、体积较小便于移动，并且可从物体表面对被测物进行无损检测，因而广泛应用于食品分析和质量控制、材料科学领域、石油勘探领域、历史文物的分析等[3]。但是由于主磁体单边分布的特点，使得单边NMR的主磁场场强B0较低，且均匀度不高，从而导致信噪比(SNR)较差，而射频线圈是NMR系统中实施射频激励和接收核磁共振回波信号的核心结构，因此，优化射频线圈对提高单边核磁共振仪的信噪比尤为重要。常见的射频线圈包括表面线圈、笼式线圈、鞍型线圈和阵列线圈等。针对传统的医学成像核磁共振所用的射频线圈，Sodickson等[4]指出线圈的几何形状对于信噪比的改善具有重要的影响，并提出了将目标场法用于射频线圈的设计。Wang等[5]对电流密度J(r)的分布在平面上的情况进行了讨论，将电场和磁场表示为平面上的磁偶极子的积分形式，采用解析方法推出SNR最优时的电流密度分布表达式。Forbe等[6]将电流密度分布函数进行傅里叶级数展开，实现了有限长度均匀激励射频线圈的设计。Li等[7]根据目标场法计算电流密度，确定初始线圈形状，然后用最小二乘法对初始线圈进行拓扑结构优化，最终实现了高信噪比射频线圈的设计。就单边核磁共振仪而言，人们一般采用平面射频线圈，根据静态磁场的方向不同，射频线圈可使用螺旋型、八字型以及蝴蝶型设计方案。J.Watzlaw[8]等人以信噪比为优化目标，设计出适用于主磁场梯度为20T/m的单边核磁共振仪的四层微型平面射频线圈，与14mm×16mm的单层平面射频线圈相比，该线圈在单位激励面积内具有更高的信噪比。但微型线圈的射频磁场空间均匀区域较小，可激励范围非常有限。
射频磁场的空间均匀性和高信噪比不能同时达到最佳，所以在设计线圈时，需要在满足均匀性的前提下，尽可能提高信噪比，这是本文工作的基本思路。本文所述单边平面射频线圈的优化过程分为两步，首先，以射频磁场的均匀分布范围为优化目标，改变平面螺旋线圈的结构参数(线宽、线间距、匝数与层数)，使用毕奥-沙伐定律对RF线圈磁场进行计算，确定与目标区域匹配的线圈的基本结构;第二步，以线圈的信噪比为优化目标，使用有限元仿真软件计算已确定的各种线圈的交流电阻，从中选出信噪比最高的线圈结构。从而在给定均匀区域范围的前提下，实现了射频线圈的SNR最优设计。
2 射频线圈优化过程
线圈的信噪比可由式(1)表示[9]:
式中，B0为主磁场场强;B1为射频磁场场强;Vsample为射频线圈所激励样品的体积;i为射频线圈所通电流的大小;R为射频线圈在拉莫尔频率点处的交流电阻。
本文中单边核磁共振仪的主磁体是采用本课题组设计的椭圆弧状单边磁体结构[10]，如图1所示。其磁场最均匀平面位于距离磁体表面1.9mm高度处10mm×10mm区域，中心处的磁场强度为136.3mT，主磁场方向与磁体表面平行。核磁共振要求主磁场与射频磁场正交，因此，射频线圈可采用简单的平面矩形螺旋线圈，如图2所示。其中W为该线圈线宽，P为线间距，D为线圈布线尺寸。并且为了让主磁场的均匀区域得到最大化的利用，须使线圈所激励的区域与主磁场的均匀区域相同，而且对于梯度分布的单边核磁共振磁体结构，在一定频带宽度下所激励的样品厚度是一定的，所以仅需要射频线圈所激励区域位于线圈表面上方1.9mm高度且横向面积Asample为10mm×10mm即可。射频线圈激励的等效横向面积Asample可近似认为是射频磁场下降为中心点处磁场值的90%时的横向面积[8]，已知Asample为10mm×10mm，可由2.1节射频磁场计算部分确定不同结构参数的射频线圈的布线面积。根据以上分析，式(1)可改写为相对信噪比的形式:
2.1 射频磁场的计算
本文中核子拉莫尔进动的频率为5.8MHz，在此频率下，射频线圈发射和接收电磁波的波长为51.7m，为保证射频线圈10mm×10mm的横向激励面积，在不同结构参数下，射频线圈的最大布线面积不会超过30mm×30mm，所以布线总长度远小于波长，施加射频脉冲时，可以忽略磁场的相位差，从而将射频磁场看成似稳场。因此，本文采用直流电流代替交流电流仿真计算射频磁场。由文献[11]可根据毕奥-沙伐定律计算单根有限长直导线的磁场，可将图2中平面矩形螺旋线圈看成是由平行于X、Z坐标轴的有限长直导线构成，在Matlab下编程求解出每根直导线在X、Y、Z三个方向上的磁场分量，叠加各分量即可得到整个射频线圈在目标区域内的磁场分布。对于不同结构参数的平面矩形螺旋线圈，Matlab环境下编程计算并结合均匀区域范围即可快速确定各种射频线圈的布线面积。
2.2 交流电阻的计算
当频率为5.8MHz的高频交流电流流过射频线圈时，由于集肤效应、邻近效应的存在，线圈的交流电阻和结构参数之间没有简单的解析关系，本文在Ansoft公司的Maxwell 3D software中建立2.1节所确定的线圈模型并仿真计算，再根据式(3)和式(4)计算出该线圈的交流电阻R:
式中，P为线圈的有功损耗;Jc为通过线圈的电流密度;γ为线圈电导率;V为线圈导线的体积。
2.3 优化结果
根据2.1节和2.2节射频磁场与交流电阻的计算方法，以信噪比为优化目标，对比不同结构参数线圈的相对SNR，找出信噪比最优的射频线圈，其结构参数为:布线面积为17.2mm×17.2mm，线宽和线间距均为0.5mm，总匝数为10匝，PCB厚度为2mm的双层线圈，其目标面上磁场分布如图3(b)所示，相对SNR如图4中2#线圈所示。图3和图4所示三种线圈，除了布线面积不同，其他结构参数均相同，其中1#线圈的布线面积为15mm×15mm,3#线圈的布线面积为23mm×23mm。从图中看出，1#射频线圈在中心区域具有较高的信噪比，但其可激励面积约为5mm×5mm，与主磁场的最均匀面积10mm×10mm不相匹配;3#射频线圈的相对均匀区域约为18mm×18mm，但它的缺点也是显而易见的，不仅不能很好地选择主磁场最均匀的区域激励，而且其SNR是三种线圈中最差的。而图中2#线圈不仅能保证有效选择主磁场最均匀的区域，而且具备相对较好的SNR。
3 SNR测量实验
实验中，把由主磁体和射频线圈组成的单边核磁共振仪连接到新西兰Magritek公司的KEA2核磁共振波谱分析仪上，由于单边核磁共振信号非常微弱，射频线圈需要工作在谐振状态下，其谐振频率等于单边核磁共振仪的共振频率。将图3中的三种线圈的谐振频率均调节为5.8MHz，同时射频线圈系统的阻抗匹配为50Ω。由于单边核磁共振仪主磁场强度小且为非均匀场，所以本实验中采用Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)脉冲序列进行激励[12]，样品为夹在两层盖玻片之间厚度为10μm、横向面积为3mm×3mm的油膜。实验中，共振频率预设为5.8MHz，脉冲宽度d为4μs,90°与180°脉冲的衰减值分别为-19dB与-13dB,180°脉冲的个数为1000，激励次数为512，采样点数为1024，每个点的采样时间为0.5μs，总采样时间为512μs。接收NMR信号，对CPMG脉冲序列中180°脉冲的回波信号进行叠加，得到如图5所示曲线，称为CPMGAdd曲线。图中横轴为回波时间，谱线上各点即是采样点，纵轴为各采样点的信号幅值。对CPMGAdd曲线进行傅里叶变换即可得其频谱，图5所对应的CPMGAdd频谱如图6所示，其中频率零点对应着预设频率。油膜的实际共振频率可由预设频率值与频率偏差相加得到，该频率偏差为频谱峰值点频率偏离频率零点的值，如图6所示，峰值点频率偏离频率零点+29.3kHz，所以实际的共振频率为5829.3kHz(5.8MHz+29.3kHz)。磁场强度可由式(5)求得，所以油膜所在点的场强为136.9mT。其频率精度为1.95kHz(频率范围/采样点数=2000kHz/1024)，测量精度为0.046mT((1.95k/42.58M)T)。
式中，f0为共振频率;γ为旋磁比;B0为场强。
由以上可知，主磁场各点的场强可通过一个小样品的核磁共振频率测得[13]，而且其测量精度直接与采样点数相关，射频线圈信噪比越高，可测得的采样点数越多，测量精度也就越高。因此测量精度可评估射频线圈信噪比的好坏。
三种线圈测得的目标面内的CPMGAdd频谱如图7和图8所示，为清晰显示其峰值点的频率值，这里只画出了-500～500kHz的频率范围内的曲线，其中图7为目标面内中心区域的CPMGAdd频谱，图8为目标面内边缘±5mm处的CPMGAdd频谱。从图中可以看出，三种线圈的测量精度都可达0.046mT，但2#线圈无论在目标区域的中心区域还是边缘区域，都能得到清晰的频谱峰值点。三种线圈的信噪比数据见表1，可知2#线圈的信号幅值比其他两种线圈更大，而噪声幅值更小，因此信噪比更好;理论上1#线圈在中心区域的SNR应该比2#更高，但由于1#线圈在中心区域磁场的激励范围有限，减小了所激励到的样品的体积，从而接收到的NMR信号相比于2#线圈也要小，这就造成了图7所示的2#线圈比1#线圈幅值高的情况。
4 结论
本文以信噪比为优化目标对单边核磁共振仪的射频线圈进行了优化，实现了在给定均匀区域范围的前提下，使得射频线圈的SNR最优。由于所用主磁体在目标区域内的磁场方向平行于磁体表面，所以选用了简单的平面矩形螺旋线圈。改变线圈的结构参数，计算不同结构参数的线圈的相对SNR，选择出信噪比最高的射频线圈。最优的线圈结构为布线面积为17.2mm×17.2mm，线宽和线间距均为0.5mm，总匝数为10匝，均分在2mm厚电路板的双面，每个面上5匝。由SNR测量实验可以看出，在10mm×10mm的目标面内，该线圈在中心区域和边缘区域均可达到较高的测量精度，具有最优的信噪比，证实了该射频线圈的优越性。
摘要：射频线圈是核磁共振系统中实施射频激励和接收核磁共振信号的核心结构,其性能直接决定了核磁共振信号的质量。针对单边核磁共振系统信噪比差的缺点,提出以空间均匀性和信噪比为优化参数的平面矩形螺旋线圈的优化方法。优化方法分为两步:1以射频磁场的均匀分布范围为优化目标,通过改变平面螺旋线圈的结构参数,运用毕奥-沙伐定律对RF线圈磁场进行计算,确定与目标区域匹配的线圈的基本结构。2以线圈的信噪比为优化目标,使用有限元仿真软件计算在步骤1中已确定的各种线圈的交流电阻,进而得到信噪比,从中选出信噪比最高的线圈。结果表明,最优的平面矩形螺旋线圈结构参数为:布线面积为17.2mm×17.2mm,线宽和线间距均为0.5mm,总匝数为10匝,均分在2mm厚电路板的双面,每个面上5匝;该射频线圈不仅能保证与主磁场B0均匀区域相匹配的激励区域,而且从信噪比测量实验可知,该线圈在目标区域内具有最好的信噪比。
线圈共振 篇3
GE磁共振系统的接收线圈种类繁多,在日常使用中不同扫描部位需要线圈各异,这就需要频繁拔插接收线圈,而长期拔插造成了接收线圈较高的故障率[1]。笔者据多年的使用维护经验总结出,接收线圈故障大多发生在线圈电缆部分,同时接收线圈结构及原理与磁共振其他部分相比也相对简单,多数故障基本上可以自行修复。线圈自行修复既为医院节省了宝贵的维护资金,又提高了系统整体开机率。 下面介绍GE HDx1.5T磁共振系统3例线圈常见故障的排除方法。
1颈胸腰椎联合线圈(CTL线圈)无法扫描
1.1故障现象
系统开机正常,无任何报错信息。插上CTL线圈后,线圈指示灯也显示正常,但当选定序列开始扫描后,无正常扫描时发出的共振声音[2],同时系统信息提示栏开始提示故障信息。报错信息为:Multicoil bias fault_open circuit,Scan abort。更换其他线圈,均可以正常扫描。重新插上CTL线圈,同一故障再次出现。
1.2故障分析
由于其他线圈都可以扫描,而且磁共振系统所有接收线圈共用发射、接收、控制部分,由此可以判断整个系统和其他线圈工作状态均正常,只有CTL线圈存在故障。在GE磁共振工作原理设计中,每次开始扫描前,系统都要做很多检测来测试系统状态是否正常[3]。而对于接收线圈,系统要检测其偏置电压是否正常,因为线圈只有被加上正常的偏置电压后,才能开始扫描。开机后,系统正常,但插上CTL线圈后,却不能扫描,而且系统的报错信息“Multicoil bias fault_open circuit”就是指线圈偏置电路已经处在开路状态,故可判断故障出在线圈本身。
1.3故障排除
首先检查CTL线圈接口处的插针,从外表看, 插针没有折断的现象。然后将线圈电缆部分从线圈上卸下来,对照其原理图,发现其6根插针和6根彩色线是一一对应的。用万用表测量互相对应的插针和彩色线的导通性,发现其中5组的阻值均为5.6 Ω 左右,而另外1组的阻值为无穷大,这意味这组的插针和彩色线之间是断开的。打开电缆中间的电路板盖,发现其中1根线脱焊。重新焊接后,CTL线圈故障现象消失。
2膝关节线圈无法扫描
2.1故障现象
系统开机正常,别的线圈也都能正常扫描,插上膝关节线圈后,指示灯也亮,选定序列开始扫描后, 虽然能出现共振声音,但系统提示信号太小,扫描停止。
2.2故障分析
将选定的序列保存后,启动检测程序,打开Manual present窗口观察膝关节线圈各个通道接收到的波形情况,发现在中心频率附近接收到的信号极其微弱。更换上其他线圈后,接收到的波形几乎达到窗口顶部,这表明整个系统状态正常,故障出在膝关节线圈本身。
2.3故障排除
首先检查膝关节线圈插头上的插针,未发现松动折断现象。拔下线圈电缆,测量每一组插针和其对应连线的通断,8组插针和其对应的连线都处在导通状态。拆开膝关节线圈的底部,检查其传送信号到主系统的电路板,发现电路板背部有一部分烧焦。用万用表检测电路板上的电容、电阻,发现其中1个电容被击毁。按照其标明的型号找到与之相匹配的电容, 更换后,故障现象消失,线圈恢复正常使用。
3心脏线圈抑脂序列伪影严重
3.1故障现象
在使用心脏线圈对肝脏进行扫描时,3-Plan定位扫描和校准扫描得到的图像正常。当进行T2抑脂序列和弥散序列扫描时,系统没有错误信息提示,但重建后的图像伪影现象非常严重,且伴有抑脂图像脂肪抑制不均匀。在扫描条件不变的情况下,用胸腹联合线圈进行肝脏T2压脂序列和弥散序列的扫描, 得到的图像无伪影出现,脂肪抑制也很均匀。
3.2故障分析
MR图像出现伪影大多是由于线圈接收到的信号不均匀引起的,而接收信号不均匀主要原因有2个,即磁体梯度磁场的不均匀及线圈接收通道存在故障。在磁共振扫描序列中,压脂序列和弥散序列对磁场均匀性要求相对其他序列高,磁场均匀性指标稍微偏离正常值,扫描后的图像都会出现伪影。但使用胸腹联合线圈扫描得到的压脂和弥散图像均没有伪影,说明系统梯度磁场均匀性没有问题。而且如果线圈接收信号不均匀,产生的伪影现象通常比梯度磁场不均匀相对严重,综上可以判断,故障应该出在心脏线圈本身。
3.3故障排除
GE磁共振系统心脏线圈由8个结构组成完全相同的通道构成,分为上下2片,上片1~4通道,下片5~8通道。首先检查心脏线圈上下2片插头上的插针,未发现松动折断。拔下线圈电缆,测量上下2片8个通道的插针和其对应连线的通断均处于导通状态。再分别做线圈8个通道的信噪比测试,发现第8通道的信号明显低于其他通道的信号,由于第8通道接收到的信号过小,导致整个线圈接收到的信号不均匀。打开第8通道所在的下片,可以看到4个通道的电路构成完全相同。从外表上看,4个通道电路板上的电感和电容均没有明显烧焦击穿痕迹。将7、8通道的信号放大器互换后,再做信噪比测试,发现第8通道信号正常、第7通道的信号变小,由此可判断信号发大器损坏。按照放大器所标型号,更换同款型号的信号放大器后,重新进行信噪比测试,所有通道的信噪比均相等。使用心脏线圈进行扫描,故障现象消失。
4小结
线圈共振 篇4
磁共振成像速度一直是临床应用所要考虑的重要因素[1]。在硬件方面,成像速度极大地依赖磁共振设备的梯度系统性能,同时硬件的发展也制约了速度的进一步提高。其原因在于物理、生理上的限制,以及过快的场梯度切换率给患者神经、肌肉上的刺激。因此,磁共振成像速度从生理以及技术的角度上看几乎已提高到了极限。在最近的十几年中,磁共振并行成像技术的出现对磁共振成像产生了根本变革。它是一种通过改变磁共振图像重建算法来提高成像速度的技术,不需要依赖于梯度性能的提高。并行成像技术主要利用相控阵线圈中单个接受线圈的空间敏感度信息来编码空间信息,降低成像所必须的梯度编码数(主要是相位编码步数),达到加速成像的目的。
任何磁共振并行成像算法都需要计算线圈的空间敏感度,以代替k空间欠采样所损失的相位编码步信息。而并行成像技术的图像重建过程包含两个方面,一个就是线圈敏感度的计算,另一个就是重叠像素的展开重建。因此,选择一种精确的线圈敏感度系数计算策略,在某种程度上比一种好的重建算法更加重要[2]。
1 线圈敏感度的定义
传统的磁共振成像是通过梯度场编码傅立叶图像的空间信息,一次只能填充一条k空间线,获取一张完整的图像需要将k空间完全填充,即必须采集每条k空间线,而被测物体的空间位置信息完全取决于梯度编码步。多线圈并行成像技术采用的接受线圈敏感度编码技术与梯度编码不同,被测物体产生的磁共振信号在其附近的接收线圈内诱导产生的电压,与其对应的空间位置密切相关。这种因空间位置而带来的信号强度差异称为线圈敏感度[3]。
2 线圈敏感度计算方法
2.1 标准线圈敏感度计算方法
线圈敏感度标准计算方法有Pruessmann[4]等人提出。这种方法是在进行正式扫描之前进行一次预扫描,分别得到相控阵线圈中每个线圈(表面线圈)的低分辨率全FOV图像以及体线圈的低分辨率全FOV图像,将两者相除,得到每个线圈的原始敏感度矩阵:
直接做除法得到的原始敏感度矩阵的SNR很低,主要是由于来自体线圈采集的图像噪声较大,可以采用多项式拟合方法平滑噪声。同时,由于被测物体相对位置的移动会造成边缘误差。
另外一种做法是不采用体线圈作为参考,而是采用相控阵线圈各个单元得到的低分辨率全FOV图像的均方作为分母:
标准线圈敏感度估计方法计算简单,运用范围广,SMASH和SENSE并行成像算法均采用该方法计算线圈敏感度。但是,在临床应用时,存在不少缺点:对线圈敏感度额外扫描无疑增加了总扫描时间;线圈敏感度并非总是不变的,如果被测物体预扫描时存在位置移动,预扫描图像本身会带来截断伪影、扭曲变形以及化学位移都会影响最终线圈敏感度系数的测量。
2.2 自动校正线圈敏感度估计方法
自动校正法就是在保持原有欠采样策略的基础上采集K空间中心附近参考数据,即正式扫描时附加扫描ACS(Auto Calibration Signal)行,用k空间中心数据进行敏感度估计。这类方法的理论依据是,位于k空间中心的数据点控制图像的对比度(对应于信号的幅度),位于k空间外围的数据点控制图像的空间分辨率(对应于信号的相位),图像的大部分信息包含在K空间中心区域的低频部分,而k空间边缘部分决定图像细节。自动校正法克服传统线圈敏感度测量方法鲁棒性差的问题,实时测量线圈敏感度信息,解决了成像过程中病人与线圈相对位置的变化造成敏感度估计误差的问题,因此获得了广泛的应用。
运用自动校正线圈敏感度估计方法的并行成像方法,主要是基于k空间域的重建算法,包括AUTO-SMASH,VD-AUTO-SMASH和GRAPPA[5,6,7],而图像域的重建算法以mSENSE[8]最具代表性。其中AUTO-SMASH技术除了采样1/R的k空间相位编码行数据外,另外需要R-1行自动校正数据,通常这些数据位于k空间中心位置。随后,为了克服AUTO-SMASH重建算法中鲁棒性差的问题,提出了VD-AUTO-SMASH。这个方法在k空间中心采集更多的ACS线来估算线圈敏感度,以此提高线圈权重系数估计的精度和稳健性。GRAPPA使用与VD-AUTO-SMASH方法一样的k空间采集方式,如图1所示,虚线为ACS线。下面介绍运用最广泛的GRAPPA算法,以帮助理解自动校正线圈敏感度估计方法。
GRAPPA是一种更通用的基于k空间的图像重建方法,利用扫描k空间中心少量几行附加采集的k空间线来估计线圈敏感度,在重建缺失的k空间线时GRAPPA将各个相控阵线圈信号拟合到单个线圈的自动校正行,从而得到每个线圈的一系列权重系数,来重建每个线圈的k空间缺失行:
通过(3)式将各个相控阵线圈信号拟合到单个线圈的ACS行,即可得到权重系数ni(m)。将权重系数代入到(4)式,使欠采样数据线得到位移,最终得到单个线圈整个k空间数据,经过傅立叶变换得到全FOV图像。在所有线圈上重复这个过程,得到每个线圈的全FOV图像,取各图像的平方和,就得到最终重建图像。对于GRAPPA算法,无需再单独计算线圈敏感度映射图,可以说既节省了预扫描时间,又解决了被测物体位置移动造成线圈敏感度变化的特点。
如今,基于自动校正线圈敏感度估计的方法朝着提高权重系数估计精度,或者减少ACS行扫描而又不降低线圈敏感度估计精度的两个方向发展。近年来,有研究者将线圈敏感度估计扩展到基于k空间的二维重建[9],即将邻近数据的拟合从一维(仅ky方向)扩展到二维(kx方向和ky方向),用于拟合ACS行的空间数据增多,使得权重系数的估计精度较GRAPPA得到进一步提高。但是这种方法会影响计算效率,增加重建时间,对软硬件都有很高的要求,通用性不强。类似的方法有Michael Lustig等人提出的SPIRiT算法[10]。该算法合成一个未采样中心点取决于它相邻的已采样点和未采样点,而传统GRAPPA算法合成一个未采样中心点仅取决于它相邻的已采样点。该方法是通过迭代方法,牺牲计算复杂度,换取拟合精度,并且可以扩展到非笛卡尔坐标系。另一方面,为了减少扫描ACS行的数量,Haifeng WANG等人用试验证明沿欠采样方向(相位编码方向)采集ACS线比沿全采样方向(频率编码方向)采集ACS线的校正精度高,成像效果好[11]。于是,提出了CS-GRAPPA算法,在沿相位编码方向采集ACS线,获取线圈敏感度信息,采集的ACS线正交于欠采样线。与GRAPPA相比,该算法只需要采集较少的ACS线,就能获得较好的成像效果。但是,交叉采集ACS线方式,存在ACS数据配准问题,并且不能应用于非笛卡尔坐标系。
2.3 预扫描自动校正法
在多数情况下,用于成像的序列和扫描线圈敏感度信息(即扫描ACS线)的脉冲序列是相同的。用同样的成像序列来扫描额外的ACS线的优势,在于额外获得可用于最终成像k空间数据线,这样能够提高信噪比,降低伪影。然而,在实际应用中,尤其是单次激发采集情况下,用同样的脉冲序列扫描附加的K空间线,以获取线圈敏感度未必有利于成像。Griswold[12]等人做了相关实验证明,在正式成像之前用快速成像序列扫描得到敏感度信息能够加快成像速度,而且对成像质量没有不利影响,是一种有效的成像策略。
2.4 动态线圈敏感度校正法
动态MRI对随时间变化的物体成像,在临床上的应用有对心脏成像、脑部血液动力学成像等。动态MRI要求在不牺牲空间分辨率的同时降低采样数据量,以达到加速成像的效果。如今应用最广泛的动态MRI是并行成像与时间滤波相结合的方法。
在并行成像时,对于普通的静态成像,如所有的传统的临床扫描,我们每次只能扫描物体的一个层面获得一幅图像,因此需要额外扫描线圈敏感度信息,正如上文提到的,通常扫描k空间中心线附近数据获得低分辨率线圈敏感度信息图。当动态并行成像时,不止采集一幅图像,我们使用交错采集的方法获取全分辨率的线圈敏感度信息,这种线圈敏感度估计方法称之为动态线圈敏感度校正法。该方法首先由Bruno Madore等人在UNFOLD[13]算法中提出,随后在TSENSE[14]算法和TGRAPPA[15]算法中也得到了应用。在动态线圈敏感度校正法中,线圈敏感度映射图通过几幅相邻帧相加而成,最终得到一幅全分辨率全FOV的图像。在动态磁共振成像时,这种线圈敏感度估计策略具有以下优点:(1)对比自动校正线圈敏感度校正方法,动态线圈敏感度校正法省去了额外扫描时间;(2)线圈位置的移动不会对线圈敏感度值的估计造成太大影响,因为线圈敏感度映射图每R帧就更新一次(R为加速因子),具体方法如图2所示。采用时间交错采样的方法,其中R=4,实线为已采样数据线,虚线为未采样的数据线,将这4帧图像合并成一个完整的k空间中的ACS线或者全FOV的参考图作为对各个线圈敏感度的估计。至少合并R个相邻帧重建一个完全编码的全分辨率的k空间域线圈敏感度参考图。当然,合并的帧数越多,ACS数据或全FOV的参考图估计越精确,最终的并行成像重建也越优化。
为了估计线圈敏感度,必须获取各个线圈全FOV图像作为参考图像。在TSENSE方法中,全FOV图像是直接使用欠采样混叠图像通过类似于UNFOLD方法的时间低通滤波重建的,而TGRAPPA使用滑窗平均采集自动校正信号。TSENSE和TGRAPPA的滤波器是假设线圈敏感度缓慢的随着时间变化的,只有在病人平静呼吸时,才能起到有效滤波,获取线圈敏感度系数。当病人呼吸急促时,接收线圈随着胸壁快速、大幅度变换位置,这两种滤波器会引起欠采样空间原始数据与相关线圈敏感度不匹配(mismatch)。为了克服这个缺点,也出现过一些替代原有滤波器的改进算法[16,17]。
在近几年的临床应用中,k-tSENSE/BLAST[18,19]和k-tGRAPPA[20]是两个运用最广泛的标准动态并行成像技术。上述两种算法都运用了动态线圈敏感度校正技术,通过交错采集方式获取一帧帧欠采样的K空间数据,不额外采集ACS线。不同的是k-tSENSE/BLAST算法重建是在x-f空间中进行的,而k-tGRAPPA算法对于未采样点的重建是在k-t空间中进行的,使用最邻近的一帧相同位置的已采样数据作为ACS线,再拟合k-t空间中其他3个方向的已采样点。另外,k-tSENSE/BLAST算法需要训练数据,而k-tGRAPPA不需要训练数据、滤波器以及额外的线圈敏感度映射图。两种算法都不局限于准周期的运动物体的成像,属于较通用的动态成像方法,在临床中得到广泛的应用。
在临床应用中,动态线圈敏感度估计方法的优势在于能够追踪线圈敏感度的变化(如呼吸导致的胸壁移动等),而且能够节省采集额外的线圈敏感度参考数据的时间。是一种对无门控状态动态心脏成像、胸肺部成像等有效的动态线圈敏感度估计策略。然而,动态线圈敏感度估计方法其实质是利用时间空间相关性,采用交错采集方式最终提取线圈敏感度信息。它的应用是有条件的:必须保证连续的动态图像变化是非常平滑的,被测物体位置的突然移动会导致最终图像的伪影;必须选择合适的滤波器,对用来计算线圈敏感度的参考图像进行滤波。
3 总结与讨论
对于静态物体的磁共振并行成像,自动线圈敏感度校正方法具有较强的鲁棒性,对于病人位置移动造成的伪影具有抑制作用,对线圈敏感度测量具有实时性,已经逐渐替代了标准线圈敏感度估计方法,成为线圈敏感度计算的主流方法。从近几年的并行成像算法发展趋势来看,线圈敏感度估计方法主要思路是朝着提高权重系数估计精度以及减少ACS行扫描而不降低线圈敏感度估计精度的两个方向发展。另外,在并行成像时对于使用不同脉冲序列激励获得线圈敏感度校正数据和欠采样数据,缩短扫描时间是一个值得关注的发展方向。对于动态磁共振并行成像,由于其采集了多帧图像,在加速成像时不仅利用了并行成像的空间相关性信息,还利用了各帧图像的时间相关性信息。动态线圈敏感度方法正是基于各帧图像时间相关性的方法,它也是当今动态磁共振并行成像最通用的线圈敏感度计算方法。然而,该方法后期处理需要选择合适的滤波器,以提取精确的线圈敏感度信息。
在磁共振并行成像算法改进研究成为热门的同时,对于线圈敏感度计算方法的研究就显的少之又少。磁共振并行成像的效果很大程度上依赖于线圈敏感度系数估计的精度,如何应用更加准确而又不增加额外扫描负担的线圈敏感度系数的计算方法,也将是未来并行成像算法的一个重要突破口。
摘要：对磁共振并行成像技术的线圈敏感度的几种计算方法进行了阐述、比较和分析。
线圈共振 篇5
1资料与方法
1.1一般资料
选取2015年本院使用联合线圈单元开发进行磁共振检查胸椎的患者40例, 所有入选患者均无胸椎手术病史。其中, 男18例, 女22例;年龄22~55岁, 平均 (38.91±8.73) 岁。将患者入院编号, 平均分为对照组和观察组, 每组各20例。两组患者在性别、年龄等一般资料对比上均无显著性差异 (P>0.05) , 具有可比性。
1.2方法
1.2.1磁共振扫描方法入院后, 所有患者均联合使用NV和SPINE线圈进行磁共振检查胸椎。同时, 在矢状面增强序列的先后, 分别设置不同使用的联合线圈单元。此外, 扫描平面应平行于冠状面椎体轴线。
扫描参数:TR为424 ms, TE为80 ms, 层之间的距离为0.4 mm, 层厚为4.0 mm。
1.2.2图像处理对照组使用NPC-ABC (NV线圈中的NPC和SPINE线圈中的ABC单元) 线圈组合, 观察组使用PC-ABCD (NV线圈中的PC和SPINE线圈中的ABCD单元) 线圈组合。在上述基础上, 生成两组图像。同时, 将正中矢状面层面中的面积相等的兴趣区域分别放置在相对应的脊髓内, 并对其信号强度进行测量;且将第一胸椎用E1表示, 第六胸椎用E6表示, 第十二胸椎用E12表示。在此基础上, 根据相应的公式计算两组信噪比和对比噪声比。
1.3观察指标与评定标准
1.3.1观察指标 (1) E1的信噪比和对比噪声比。 (2) E6的信噪比和对比噪声比。 (3) E12的信噪比和对比噪声比。
1.3.2评定标准图像质量主观评价:由两位以上磁共振诊断医师主观地对这两种序列的图像质量进行评价, 评价结果用优、良、中及差表示。其中, 优记为4分, 良记为3分, 中记为2分, 差记为1分。
1.4统计学方法
采用SPSS 19.0软件对数据进行处理, 计量资料采用t检验, 计量资料以均数±标准差表示, P<0.05为差异具有统计学意义。
2结果
2.1对两组图像质量进行客观评价的结果
对照组E1的信噪比和对比噪声比均明显高于观察组, 差异均具有统计学意义 (P<0.05) 。同时, 两组E6和E12的信噪比与对比噪声比比较均无显著性差异, 差异不具有统计学意义 (P>0.05) , 见表1、2。
2.2对两组的图像质量进行主观评价的结果
对照组上段胸椎图像质量主观评分明显高于观察组, 差异具有统计学意义 (P<0.05) 。同时, 两组中、下段胸椎图像质量主观评分比较差异不具有统计学意义 (P>0.05) , 见表3。
3讨论
胸椎位于胸腔后, 具有承受重力、支持脊神经与血管以及缓解冲力等作用。而胸椎平扫是基本检查方法之一, 其目的是为了对胸椎病变进行明确。目前, 磁共振是常用的胸椎检查方法之一, 具有无可比拟的优势。但是, 据相关文献资料研究结果显示, 上段胸椎磁共振图像质量因受各种因素如RF磁场不均匀性、磁敏感性增强、静磁场的均匀性以及成像参数等的影响而常出现显示不佳的状况, 严重影响了诊断的准确性[5,6]。又据相关文献资料研究结果表明, 正确使用联合线圈单元开放进行磁共振胸椎扫描, 能够将上段胸椎的病变清晰地显示出来[7,8]。故而, 对联合线圈单元开放对磁共振胸椎扫描图像质量的影响进行探讨有着重要的意义。
本文研究结果表明:对照组E1的信噪比、对比噪声比以及上段胸椎图像质量的主观评分均明显高于观察组, 差异均具有统计学意义 (P<0.05) ;而两组E6和E12的信噪比、对比噪声比以及中、下段胸椎图像质量的主观评分比较均无显著性差异 (P>0.05) (如表1、2、及表3所示) 。由此可知, 联合使用NV线圈开发NPC单元和SPINE线圈开发ABC单元, 能够显著地提高上段胸椎成像的质量。同时, 对中、下段胸椎成像质量的影响不大。从中可得出结论:在核磁共振扫描中, 使用正确的联合线圈单元开发, 能够大大提高胸椎扫描图像的质量, 尤其是能将上段胸椎的病变充分地显示出来, 从而有利于提高疾病诊断的准确性, 进而有利于及时、有效地对疾病进行治疗, 最终有利于患者生活质量和生存质量的提高;这与以往的研究结果相一致[7,8]。
综上所述, 联合线圈单元开发对磁共振胸椎扫描图像质量的影响较为深远。正确地使用联合线圈单元开放, 不仅能大大提高扫描图像的质量, 而且还能使之满足临床诊断的相关要求。同时, 此种方案的扫描时间并不会发生改变。因此, 此种扫描方案可以纳入常规扫描方法中, 并值得在临床上大力推广应用。又由于本文篇幅有限, 必然存在不足之处。故而, 还需要笔者进一步对联合线圈单元开放对磁共振胸椎扫描图像质量的影响进行探讨和研究。
参考文献
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线圈共振 篇6
射频线圈是磁共振成像系统的一个重要组成部分,所有的磁共振扫描都要借助线圈来完成,其性能的好坏将在很大程度上影响成像效果,进而对临床诊断造成重要影响。因此,对射频线圈进行检测显得尤为重要[7]。
由美国放射学院(ACR)出版的磁共振成像质量控制手册中提出了射频线圈检测的内容及方法[8],主要包括以下几个方面 :图像信噪比(Signal to Noise Ratio,SNR)、图像均匀性(Percent Integral Uniformity,PIU)和信号伪影比(Percent Signal Ghosting,PSG)。本文利用ACR标准体模,按照ACR提出的标准测试方法[9,10]分别对12单元头颅矩阵线圈、12单元腹部线圈及大体线圈进行了性能评价。
1 材料和方法
1.1 材料
磁共振设备采用德国Siemens 3.0T Verio磁共振仪,受检射频线圈包括12单元头颅矩阵线圈、12单元腹部线圈及大体线圈 ;体模采用ACR标准体模。各个线圈的扫描均按照ACR磁共振成像质量控制手册中提出的标准扫描方法,参数包括 :SE-T1WI,重复时间TR=500 ms,回波时间TE=20 ms ;double SE-T2WI,重复时间TR=2500 ms,回波时间TE1=20 ms,TE2=80 ms ;FOV=230 mm×230 mm,层厚为5 mm,层间隔为5 mm ;扫描层数为11层,矩阵为256×256,采集次数为1。所有序列扫描前均行B0场的校正。T1加权扫描时间为132 s ;T2加权扫描时间为644 s ;T1、T2序列测量均在溢流层中进行,T2序列在TE时间为80 ms时的溢流层中测量。
1.2 方法
1.2.1 信噪比测试
图像SNR是指图像的信号强度与噪声强度的比值。本研究运用ACR标准提出的单幅图像测试方法[11],测量感兴趣区(ROI)的平均信号强度并将其作为信号,将背景区域的信号标准差作为噪声。SNR计算公式如下 :
式中,S是ROI的平均信号强度,SD为背景区域的信号标准差。大ROI选为圆形,同时参照ACR体模测试标准,将其面积选取为195~205 cm2;背景区域ROI则一般较小,位置在FOV的4个角上,占体模半径的10% 左右[8]。背景区域ROI的勾画要在成像区域内部。本研究除了计算ROI的SNR之外,还将利用Matlab 7.0软件图形化溢流层图像中前后(A-P)方向和左右(L-R)方向上的体素 - 信噪比曲线。
1.2.2 图像均匀性测试
图像PIU的测量和计算方法采用ACR体模测试标准中所提出的方案[9,10]。计算公式如下 :
式中,Smax为最大信号值,Smin为最小信号值。测试方法如下 :在SNR的测试图像中,将窗宽调至最窄,至整个ROI全白,缓慢提高窗位,直到大ROI内部边缘出现一小片全黑区域,在该区域画取一个面积为1 cm2的小ROI,多次取值后,记录其中平均信号值最小的值,该值则为Smin;继续提高窗位,直到大ROI内部出现一小片全白的区域,在该区域画取一个面积为1 cm2的小ROI,多次取值后,记录其中平均信号值最大的值,该值则为Smax。
1.2.3 信号伪影比测试
PSG用于评价图像中伪影的级别,鬼影是指叠加在图像上且出现在不同于目标的真实位置上的一种伪影。测量和计算方法同样按照ACR体模测试标准所提出的方案[9,10]。计算公式如下 :
式中,large ROI为大ROI的平均信号值,面积大小与信噪比测试中的相同 ;top、btttom、left、right分别为上、下、左、右4个方向矩形ROI的平均信号值,该ROI的大小为10 cm2左右,长宽比例为4 :1。PSG的测量只在SE-T1WI序列中进行。
2 结果
2.1 SNR的定量计算及图形化比较
(1)将扫描得到的6幅T1/T2图像按照上述所提的信噪比测试方法进行处理,结果见表1~2。
对上表数据进行计算可得,在SE-T1WI序列中,12单元头颅矩阵线圈及12单元腹部线圈的信噪比分别是体线圈的16.41倍及14.1倍 ;在double SE-T2WI序列中,12单元头颅矩阵线圈及12单元腹部线圈的信噪比分别是体线圈的6.31倍及5.35倍。
(2)3种射频线圈在左右方向(R-L)及前后方向(A-P)上的体素 - 信噪比曲线,见图1~4。
由图1~ 4可知,在两个序列中的左右方向(R-L)及前后方向(R-L)上,12单元头颅矩阵线圈及12单元腹部线圈的SNR均较高,但是中心区域较两侧都有较大的衰减;体线圈的SNR虽然较低,但在成像区域内比较稳定。
2.2 图像均匀性的定量计算
将所得的图像按照上述所提的图像均匀性测试方法进行处理,结果见表3。
由表3可知,在两个序列中,体线圈的图像均匀性最好,12单元头颅矩阵线圈次之,12单元腹部线圈最差 ;12单元头颅矩阵线圈的图像均匀度未达到标准要求。
2.3 信号伪影比的定量计算
将所得的图像按照上述所提的信号伪影比测试方法进行处理,结果见表4。
根据ACR体模测试标准,PSG测试只在SE-T1WI序列中进行。由表4可知,12单元头颅矩阵线圈的信号伪影比最低,12单元腹部线圈次之,体线圈最高。
3 讨论
射频线圈在磁共振扫描中的功能是发射射频脉冲、接受MRI信号,对于采集图像的分辨率起着至关重要的作用[12],因而对射频线圈进行定量评价显得格外重要。
SNR是磁共振射频线圈性能的重要指标[7,8,9,10,11,12,13];由图1~4可知,12单元头颅矩阵线圈及腹部线圈在A-P和R-L方向上的SNR曲线基本呈马鞍形,体线圈基本呈一条直线,但是头颅矩阵线圈及腹部线圈的SNR明显高于体线圈,这是由于前两者的体积均较小,线圈距离目标较近,扫描得到的信号强度较大,而体线圈位于磁体内部,距离目标较远,因而其接收到的信号强度较低 ;再者,由于体线圈成像所包含的组织体积非常大,因而其产生的噪声量也较大,故而体线圈的SNR相当低。本研究结果显示,腹部线圈与头颅矩阵线圈的SNR相差并不是太大,这可能是由于该腹部线圈由6单元体部线圈及背侧6单元脊柱线圈联合组成,可弥补其在SNR上的不足。
在本研究中,头颅矩阵线圈及腹部线圈的SNR均较高,但是其PIU均低于体线圈,这是由于品质优良的线圈不仅要有高的接收效率,而且也要有较高的射频场空间均匀性,但通常来说线圈的高效性和空间均匀性不可兼得,增加空间均匀性势必要增大射频功率,从而使SNR降低[14,15]。体线圈可以得到较好的图像均匀性,但是其SNR较低,常用于定位扫描,在Siemens 3.0T Verio磁共振仪中,还可以用于全身弥散加权成像(DWIBS),因为这两种成像方式都不需要太高的SNR。12单元头颅矩阵线圈的PIU最高仅为76.69%,低于测量标准对3.0T磁共振的要求(≥82%)[9],这可能与射频场的不均匀性有关。12单元腹部线圈的PIU最低,为71.94%,这可能也与前面所提到的腹部线圈的结构组成有很大的关系。
PSG检测用于评价图像中伪影的级别,由表4可知,12单元头颅矩阵线圈的PSG最低,12通道腹部线圈次之,体线圈最高,但是其中最大值仅为0.0018,低于ACR质控手册中头线圈的标准0.0025[8]。