李 晨，童琪琦，龔 婷，何宏建，丁秋萍，鐘健暉

(浙江大學(xué)腦影像科學(xué)技術(shù)中心 教育部生物醫(yī)學(xué)工程重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室浙江大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程與儀器科學(xué)學(xué)院，浙江 杭州 310027)

近年來(lái)，多中心聯(lián)合MRI成為國(guó)內(nèi)外大樣本腦連接、腦圖譜項(xiàng)目的研究熱點(diǎn)[1-3]，但MR軟硬件差異導(dǎo)致的數(shù)據(jù)異質(zhì)性是多中心研究中不可忽視的問(wèn)題[4]，而有效的質(zhì)量評(píng)估和控制可為多中心研究提供重要的基礎(chǔ)保障。常見(jiàn)的質(zhì)量控制指標(biāo)包括圖像SNR、奈奎斯特鬼影及畸變等[5-7]。Wang等[8]提出了擴(kuò)散張量成像的質(zhì)量控制方案。本研究對(duì)8家參與單位的MR設(shè)備進(jìn)行擴(kuò)散磁共振成像的質(zhì)量控制分析，監(jiān)測(cè)各中心MR設(shè)備的擴(kuò)散成像質(zhì)量指標(biāo)，評(píng)估主磁場(chǎng)、梯度系統(tǒng)等對(duì)數(shù)據(jù)質(zhì)量的影響，旨在為擴(kuò)散MRI的質(zhì)量控制研究提供參考。

1 資料與方法

1.1 一般資料 2016年9月—2018年3月，采集8個(gè)中心(中心A、B、C、D、E、F、G、H)同種水模的MRI質(zhì)量控制數(shù)據(jù)。進(jìn)行頭部掃描前，對(duì)各中心的受檢者當(dāng)天采集1次質(zhì)量控制數(shù)據(jù)，各中心均提供15例質(zhì)量控制數(shù)據(jù)，其掃描方法、參數(shù)和掃描流程在各中心及各受檢者之間均保持一致。

1.2 儀器與方法 采用Siemens Magnetom Prisma 3.0T MR掃描儀，64通道頭線圈。掃描時(shí)將水模擺放在固定位置。掃描序列及參數(shù)：①主磁場(chǎng)場(chǎng)圖(B0 field mapping)，視野210 mm×210 mm，層數(shù)50，TR 530 ms，TE14.92 ms，TE27.38 ms，分辨力3 mm isotropic，帶寬290 Hz/Px，掃描時(shí)間1 min 15 s；②EPI序列，視野220 mm×220 mm，層數(shù)93，TR 3 200 ms，TE 58 ms，分辨力1.5 mm isotropic，帶寬1 712 Hz/Px，多層同時(shí)激發(fā)因子3，并行成像采集技術(shù)加速因子2，相位編碼為頭足方向(AP/PA)，掃描時(shí)間1 min 8 s(單個(gè)相位編碼方向時(shí)間34 s)；③DWI序列，b值650 s/mm2，擴(kuò)散方向15，掃描時(shí)間1 min 19 s，其他參數(shù)與EPI序列相同。

1.3 計(jì)算方法 計(jì)算磁場(chǎng)不均勻性(B0-inhomogeneous)、SNR、奈奎斯特鬼影、畸變以及FA，并記錄各參數(shù)隨時(shí)間的變化。

磁場(chǎng)不均勻性：參考美國(guó)放射學(xué)會(huì)(American College of Radiology, ACR)標(biāo)準(zhǔn)[9]，利用場(chǎng)圖計(jì)算磁場(chǎng)不均勻性。序列所得場(chǎng)圖是兩個(gè)不同回波時(shí)間(TE1、TE2)的梯度回波的相位差圖，將半徑為水模實(shí)際半徑90%的圓形ROI自動(dòng)放置于場(chǎng)圖的中心，取ROI中像素最大值和最小值的差值，并轉(zhuǎn)換成頻率，再除以中心頻率，獲得B0，見(jiàn)式1：

(1)

其中，ΔTE為T(mén)E1、TE2的差值，f為MR的中心頻率。

SNR：將重復(fù)掃描所得的兩幅圖像進(jìn)行減影，去除噪聲的空間依賴(lài)性[10]，獲得噪聲圖，見(jiàn)圖1。畫(huà)出ROI的灰度直方圖，初步判斷噪聲遵從高斯分布，進(jìn)一步利用Python中的Scipy工具包進(jìn)行正態(tài)性檢驗(yàn)，因噪聲服從高斯分布(P=0.32)，故在噪聲圖中心取ROI的標(biāo)準(zhǔn)差，記為σ；在平面回波圖相同區(qū)域取信號(hào)均值，記為Smean，按式2計(jì)算SNR：

(2)

奈奎斯特鬼影(Ghost)：在EPI序列圖像中心取5個(gè)ROI，記為R1、R2、R3、R4、R5，見(jiàn)圖2；分別求均值記為Mmiddle、Mleft、Mright、Mtop、Mbottom，并按式3計(jì)算奈奎斯特鬼影[11]：

(3)

圖1 SNR的計(jì)算 噪聲圖(A)和噪聲的灰度直方圖(B) (藍(lán)色區(qū)域?yàn)镽OI，半徑為水模實(shí)際半徑的75%) 圖2 奈奎斯特鬼影圖 R1為圓形，半徑為水模實(shí)際半徑的75%，紅色感興趣區(qū)R2(左)、R3(右)、R4(上)、R5(下)為大小相等的矩形，其長(zhǎng)度為水模實(shí)際直徑的75%，寬度為水模實(shí)際直徑的5%

畸變(Distortion)：EPI序列的畸變主要集中在相位編碼方向，而擴(kuò)散梯度會(huì)進(jìn)一步增加畸變，故分別計(jì)算EPI和DWI的畸變。頻率編碼方向水模的直徑是真實(shí)直徑，記為diaRO，相位編碼方向水模的直徑發(fā)生畸變，記為diaPE。兩者比值即為畸變程度[12]，見(jiàn)式4：

(4)

對(duì)于擴(kuò)散梯度畸變(Diffusion)，分別計(jì)算未加擴(kuò)散梯度圖的掩膜Mask0和各方向擴(kuò)散梯度圖的掩膜Mask1-15，隨后將各方向擴(kuò)散梯度圖的掩膜與Mask0相減。統(tǒng)計(jì)每幅差值圖中不為0的像素個(gè)數(shù)(Si)，計(jì)算其均值即為擴(kuò)散梯度引入的畸變[10]，見(jiàn)式5：

(5)

FA：旨在衡量水分子擴(kuò)散的各向異性。理想狀態(tài)下，水模中的水各項(xiàng)同性，因此其部分各向異性值在理想情況下應(yīng)為0，根據(jù)擴(kuò)散張量模型，計(jì)算水模的FA，ROI同奈奎斯特鬼影圖R1。

1.4 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析 采用變異系數(shù)(coefficient of variation, CV)定量分析各中心不同指標(biāo)的波動(dòng)情況。采用主成分分析(principal components analysis, PCA)的方法對(duì)參數(shù)進(jìn)行簡(jiǎn)化，僅取特征值大于1的成分。將簡(jiǎn)化后的參數(shù)繪制成散點(diǎn)圖，并利用各點(diǎn)到其他各點(diǎn)的歐式距離和來(lái)定量表述各中心間的差異。采用各參數(shù)協(xié)方差表示PCA中間過(guò)程各參數(shù)的相關(guān)性。采用SPSS 22.0統(tǒng)計(jì)分析軟件，以單因素多次重復(fù)測(cè)量方差分析比較中心內(nèi)和中心間各指標(biāo)的差異。

2 結(jié)果

以中心A為例，各參數(shù)隨時(shí)間的變化見(jiàn)圖3，縱坐標(biāo)表示各參數(shù)，橫坐標(biāo)表示各掃描時(shí)間(不同的掃描日期，共15天)。不同中心磁場(chǎng)不均勻性CV的變化最大，畸變的CV最小，見(jiàn)圖4。

各參數(shù)相關(guān)性的協(xié)方差見(jiàn)表1，SNR和FA、磁場(chǎng)不均勻性和畸變均有較強(qiáng)相關(guān)性。

PCA分析可見(jiàn)特征值大于1的成分共3個(gè)，即因素1、因素2、因素3，這3個(gè)成分累計(jì)貢獻(xiàn)率為83.02%；主成分載荷矩陣見(jiàn)表2，主成分載荷矩陣輸出的是主成分系數(shù)，可以說(shuō)明各主成分在各變量上的載荷。由表2可以看出，成分1主要是EPI畸變和擴(kuò)散梯度畸變的權(quán)重，成分2主要是SNR和FA的權(quán)重，成分3主要是奈奎斯特鬼影的權(quán)重(載荷絕對(duì)值在0.7及以上)。根據(jù)3個(gè)成分，各中心數(shù)據(jù)的散點(diǎn)圖見(jiàn)圖5，可以直觀顯示各中心間的差異。歐式距離和的計(jì)算結(jié)果表明，中心A的距離和最小，為1.61，中心B、C、E、G、H的距離和在2.0左右，而中心D、F的距離和較大，分別為3.06和2.71。

中心內(nèi)各指標(biāo)間的差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)，但中心間各指標(biāo)差異均存統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P<0.001)。

圖3 中心A磁場(chǎng)不均勻性(A)、SNR(B)、奈奎斯特鬼影(C)、畸變(D)、擴(kuò)散梯度畸變(E)、FA(F)隨時(shí)間變化圖 圖例中AP/PA代表相位編碼方向。中心A的磁場(chǎng)不均勻性和FA隨時(shí)間波動(dòng)較大，其他參數(shù)波動(dòng)相對(duì)較小

參數(shù)磁場(chǎng)不均勻性SNR奈奎斯特鬼影畸變擴(kuò)散梯度畸變FA磁場(chǎng)不均勻性1.000-0.0860.0980.5490.193-0.017SNR-0.0861.000-0.088-0.311-0.172-0.576奈奎斯特鬼影0.098-0.0881.0000.157-0.532-0.154畸變0.549-0.3110.1571.0000.605-0.029擴(kuò)散梯度畸變0.193-0.172-0.5320.6051.000-0.035FA-0.017-0.576-0.154-0.029-0.0351.000

圖4 各中心各參數(shù)的CV 圖5 各中心數(shù)據(jù)散點(diǎn)圖 對(duì)各中心6個(gè)參數(shù)進(jìn)行PCA之后，提取3個(gè)主成分的散點(diǎn)圖

參數(shù)成分1成分2成分3磁場(chǎng)不均勻性0.5990.3220.392SNR-0.5410.699-0.217奈奎斯特鬼影-0.1920.04730.931畸變0.8580.2830.273擴(kuò)散梯度畸變0.7640.237-0.523FA0.259-0.875-0.0349

3 討論

跨地區(qū)多中心聯(lián)合腦成像是當(dāng)前國(guó)際研究熱點(diǎn)，如2004年啟動(dòng)的Alzheimer影像計(jì)劃主要有30余家機(jī)構(gòu)聯(lián)合開(kāi)展。美國(guó)人類(lèi)腦連接計(jì)劃也涉及全美多家單位。多中心合作研究可以擴(kuò)大樣本的多樣性和規(guī)模，縮短采集周期，但不同中心數(shù)據(jù)的異質(zhì)性也增加了后續(xù)數(shù)據(jù)分析的復(fù)雜性。MR圖像質(zhì)量評(píng)估和檢測(cè)對(duì)保障多中心研究結(jié)果的準(zhǔn)確性和可靠性具有重要意義。

主磁場(chǎng)的均勻性是MRI的關(guān)鍵因素之一，主磁場(chǎng)均勻性差可引起MR信號(hào)衰減加快，還可加劇圖像的畸變[13]。本研究結(jié)果發(fā)現(xiàn)主磁場(chǎng)的不均勻性和畸變有較強(qiáng)相關(guān)性，表明質(zhì)量控制分析可較敏感地預(yù)測(cè)圖像可能存在的質(zhì)量問(wèn)題。

奈奎斯特鬼影是EPI序列成像的固有問(wèn)題，EPI序列使用正負(fù)兩種頻率編碼梯度采集數(shù)據(jù)，由于渦流等的存在，實(shí)際作用在層面的梯度磁場(chǎng)與理論波形存在差異，造成K空間數(shù)據(jù)的奇數(shù)行和偶數(shù)行受不同模態(tài)的干擾[11]。本研究結(jié)果顯示各中心奈奎斯特鬼影的數(shù)值在可接受范圍內(nèi)(ghost ratio<5%)。

擴(kuò)散MRI是在平面回波成像的基礎(chǔ)上添加了擴(kuò)散梯度，而擴(kuò)散梯度也會(huì)由渦流效應(yīng)引入畸變，這種畸變可能出現(xiàn)在各方向，因此對(duì)于DWI數(shù)據(jù)一般需要進(jìn)行預(yù)處理，以減小畸變程度。

FA用于評(píng)估自由水?dāng)U散的各向異性程度。由于水模各向同性，理論上其FA值應(yīng)為零，但在實(shí)際測(cè)量中發(fā)現(xiàn)FA存在明顯偏差，而Jones等[14-15]的研究也發(fā)現(xiàn)存在這種偏差。可能原因包括：①隨機(jī)噪聲的干擾；②掃描前水模未靜置；③SMS序列本身的原因；④機(jī)器增加擴(kuò)散梯度后產(chǎn)生的誤差。本研究協(xié)方差分析結(jié)果顯示，F(xiàn)A和SNR有非常強(qiáng)的相關(guān)性，提示出現(xiàn)FA偏差的主要原因是噪聲的干擾。

國(guó)內(nèi)外已有不少研究[16-17]對(duì)MRI的質(zhì)量控制方法進(jìn)行了探討。相比既往研究，本研究質(zhì)量控制方法有以下特點(diǎn)：①主磁場(chǎng)的不均勻性是影響MR結(jié)構(gòu)和功能成像的一個(gè)指標(biāo)，故本研究將其納入質(zhì)量控制指標(biāo)；②DWI是本次多中心項(xiàng)目的重要內(nèi)容，本研究采用DWI分析MR擴(kuò)散梯度系統(tǒng)對(duì)成像質(zhì)量的影響。受實(shí)際條件限制，本研究存在以下不足：為兼顧各中心的一致性，本研究采用常規(guī)臨床水模，而非ACR標(biāo)準(zhǔn)水模，故無(wú)法計(jì)算ACR標(biāo)準(zhǔn)中的部分參數(shù)，如層面準(zhǔn)確性等；常規(guī)均勻水模對(duì)多層同時(shí)激發(fā)序列重建結(jié)果的準(zhǔn)確性存在一定影響；實(shí)際掃描中受檢者的個(gè)體生理噪聲存在也會(huì)影響MR圖像的數(shù)據(jù)質(zhì)量，但在水模質(zhì)量控制實(shí)驗(yàn)中無(wú)法探測(cè)。

本研究對(duì)8個(gè)中心的同型號(hào)MR設(shè)備進(jìn)行質(zhì)量控制研究，結(jié)果顯示各中心的機(jī)器性能穩(wěn)定，中心內(nèi)各指標(biāo)間差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)，但中心間各指標(biāo)差異均存統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P<0.001)，且中心D和F與其他中心差異更大。

當(dāng)水模數(shù)據(jù)檢測(cè)出嚴(yán)重偽影時(shí)，可能反映MR設(shè)備的主磁場(chǎng)、梯度系統(tǒng)等硬件系統(tǒng)存在問(wèn)題，此時(shí)進(jìn)行人體檢測(cè)結(jié)果將發(fā)生較大偏差，導(dǎo)致數(shù)據(jù)不可靠。本研究持續(xù)性觀測(cè)質(zhì)量控制參數(shù)，有助于追蹤評(píng)估MR設(shè)備性能的穩(wěn)定性[8]。本研究結(jié)果表明在相同廠家和型號(hào)MR設(shè)備之間擴(kuò)散MR數(shù)據(jù)仍存在較顯著差異，值得進(jìn)一步加以分析?？鐧C(jī)型設(shè)備的軟硬件差異可能進(jìn)一步擴(kuò)大數(shù)據(jù)差異[4-9]，提示嚴(yán)格的質(zhì)量控制分析是多中心大樣本實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)質(zhì)量的前提和保障。