多中心擴散MRI的質量控制

李 晨，童琪琦，龔 婷，何宏建，丁秋萍，鐘健暉

(浙江大學腦影像科學技術中心 教育部生物醫學工程重點實驗室浙江大學生物醫學工程與儀器科學學院，浙江 杭州 310027)

近年來，多中心聯合MRI成為國內外大樣本腦連接、腦圖譜項目的研究熱點[1-3]，但MR軟硬件差異導致的數據異質性是多中心研究中不可忽視的問題[4]，而有效的質量評估和控制可為多中心研究提供重要的基礎保障。常見的質量控制指標包括圖像SNR、奈奎斯特鬼影及畸變等[5-7]。Wang等[8]提出了擴散張量成像的質量控制方案。本研究對8家參與單位的MR設備進行擴散磁共振成像的質量控制分析，監測各中心MR設備的擴散成像質量指標，評估主磁場、梯度系統等對數據質量的影響，旨在為擴散MRI的質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個中心(中心A、B、C、D、E、F、G、H)同種水模的MRI質量控制數據。進行頭部掃描前，對各中心的受檢者當天采集1次質量控制數據，各中心均提供15例質量控制數據，其掃描方法、參數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。掃描時將水模擺放在固定位置。掃描序列及參數：①主磁場場圖(B0 field mapping)，視野210 mm×210 mm，層數50，TR 530 ms，TE14.92 ms，TE27.38 ms，分辨力3 mm isotropic，帶寬290 Hz/Px，掃描時間1 min 15 s；②EPI序列，視野220 mm×220 mm，層數93，TR 3 200 ms，TE 58 ms，分辨力1.5 mm isotropic，帶寬1 712 Hz/Px，多層同時激發因子3，并行成像采集技術加速因子2，相位編碼為頭足方向(AP/PA)，掃描時間1 min 8 s(單個相位編碼方向時間34 s)；③DWI序列，b值650 s/mm2，擴散方向15，掃描時間1 min 19 s，其他參數與EPI序列相同。

1.3 計算方法 計算磁場不均勻性(B0-inhomogeneous)、SNR、奈奎斯特鬼影、畸變以及FA，并記錄各參數隨時間的變化。

磁場不均勻性：參考美國放射學會(American College of Radiology, ACR)標準[9]，利用場圖計算磁場不均勻性。序列所得場圖是兩個不同回波時間(TE1、TE2)的梯度回波的相位差圖，將半徑為水模實際半徑90%的圓形ROI自動放置于場圖的中心，取ROI中像素最大值和最小值的差值，并轉換成頻率，再除以中心頻率，獲得B0，見式1：

(1)

其中，ΔTE為TE1、TE2的差值，f為MR的中心頻率。

SNR：將重復掃描所得的兩幅圖像進行減影，去除噪聲的空間依賴性[10]，獲得噪聲圖，見圖1。畫出ROI的灰度直方圖，初步判斷噪聲遵從高斯分布，進一步利用Python中的Scipy工具包進行正態性檢驗，因噪聲服從高斯分布(P=0.32)，故在噪聲圖中心取ROI的標準差，記為σ；在平面回波圖相同區域取信號均值，記為Smean，按式2計算SNR：

(2)

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

(3)

圖1 SNR的計算 噪聲圖(A)和噪聲的灰度直方圖(B) (藍色區域為ROI，半徑為水模實際半徑的75%) 圖2 奈奎斯特鬼影圖 R1為圓形，半徑為水模實際半徑的75%，紅色感興趣區R2(左)、R3(右)、R4(上)、R5(下)為大小相等的矩形，其長度為水模實際直徑的75%，寬度為水模實際直徑的5%

畸變(Distortion)：EPI序列的畸變主要集中在相位編碼方向，而擴散梯度會進一步增加畸變，故分別計算EPI和DWI的畸變。頻率編碼方向水模的直徑是真實直徑，記為diaRO，相位編碼方向水模的直徑發生畸變，記為diaPE。兩者比值即為畸變程度[12]，見式4：

(4)

對于擴散梯度畸變(Diffusion)，分別計算未加擴散梯度圖的掩膜Mask0和各方向擴散梯度圖的掩膜Mask1-15，隨后將各方向擴散梯度圖的掩膜與Mask0相減。統計每幅差值圖中不為0的像素個數(Si)，計算其均值即為擴散梯度引入的畸變[10]，見式5：

(5)

FA：旨在衡量水分子擴散的各向異性。理想狀態下，水模中的水各項同性，因此其部分各向異性值在理想情況下應為0，根據擴散張量模型，計算水模的FA，ROI同奈奎斯特鬼影圖R1。

1.4 統計學分析 采用變異系數(coefficient of variation, CV)定量分析各中心不同指標的波動情況。采用主成分分析(principal components analysis, PCA)的方法對參數進行簡化，僅取特征值大于1的成分。將簡化后的參數繪制成散點圖，并利用各點到其他各點的歐式距離和來定量表述各中心間的差異。采用各參數協方差表示PCA中間過程各參數的相關性。采用SPSS 22.0統計分析軟件，以單因素多次重復測量方差分析比較中心內和中心間各指標的差異。

2 結果

以中心A為例，各參數隨時間的變化見圖3，縱坐標表示各參數，橫坐標表示各掃描時間(不同的掃描日期，共15天)。不同中心磁場不均勻性CV的變化最大，畸變的CV最小，見圖4。

各參數相關性的協方差見表1，SNR和FA、磁場不均勻性和畸變均有較強相關性。

PCA分析可見特征值大于1的成分共3個，即因素1、因素2、因素3，這3個成分累計貢獻率為83.02%；主成分載荷矩陣見表2，主成分載荷矩陣輸出的是主成分系數，可以說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畸變和擴散梯度畸變的權重，成分2主要是SNR和FA的權重，成分3主要是奈奎斯特鬼影的權重(載荷絕對值在0.7及以上)。根據3個成分，各中心數據的散點圖見圖5，可以直觀顯示各中心間的差異。歐式距離和的計算結果表明，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。

中心內各指標間的差異無統計學意義(P>0.05)，但中心間各指標差異均存統計學意義(P<0.001)。

圖3 中心A磁場不均勻性(A)、SNR(B)、奈奎斯特鬼影(C)、畸變(D)、擴散梯度畸變(E)、FA(F)隨時間變化圖 圖例中AP/PA代表相位編碼方向。中心A的磁場不均勻性和FA隨時間波動較大，其他參數波動相對較小

參數磁場不均勻性SNR奈奎斯特鬼影畸變擴散梯度畸變FA磁場不均勻性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 各中心各參數的CV 圖5 各中心數據散點圖 對各中心6個參數進行PCA之后，提取3個主成分的散點圖

參數成分1成分2成分3磁場不均勻性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擴散梯度畸變0.7640.237-0.523FA0.259-0.875-0.0349

3 討論

跨地區多中心聯合腦成像是當前國際研究熱點，如2004年啟動的Alzheimer影像計劃主要有30余家機構聯合開展。美國人類腦連接計劃也涉及全美多家單位。多中心合作研究可以擴大樣本的多樣性和規模，縮短采集周期，但不同中心數據的異質性也增加了后續數據分析的復雜性。MR圖像質量評估和檢測對保障多中心研究結果的準確性和可靠性具有重要意義。

主磁場的均勻性是MRI的關鍵因素之一，主磁場均勻性差可引起MR信號衰減加快，還可加劇圖像的畸變[13]。本研究結果發現主磁場的不均勻性和畸變有較強相關性，表明質量控制分析可較敏感地預測圖像可能存在的質量問題。

奈奎斯特鬼影是EPI序列成像的固有問題，EPI序列使用正負兩種頻率編碼梯度采集數據，由于渦流等的存在，實際作用在層面的梯度磁場與理論波形存在差異，造成K空間數據的奇數行和偶數行受不同模態的干擾[11]。本研究結果顯示各中心奈奎斯特鬼影的數值在可接受范圍內(ghost ratio<5%)。

擴散MRI是在平面回波成像的基礎上添加了擴散梯度，而擴散梯度也會由渦流效應引入畸變，這種畸變可能出現在各方向，因此對于DWI數據一般需要進行預處理，以減小畸變程度。

FA用于評估自由水擴散的各向異性程度。由于水模各向同性，理論上其FA值應為零，但在實際測量中發現FA存在明顯偏差，而Jones等[14-15]的研究也發現存在這種偏差。可能原因包括：①隨機噪聲的干擾；②掃描前水模未靜置；③SMS序列本身的原因；④機器增加擴散梯度后產生的誤差。本研究協方差分析結果顯示，FA和SNR有非常強的相關性，提示出現FA偏差的主要原因是噪聲的干擾。

國內外已有不少研究[16-17]對MRI的質量控制方法進行了探討。相比既往研究，本研究質量控制方法有以下特點：①主磁場的不均勻性是影響MR結構和功能成像的一個指標，故本研究將其納入質量控制指標；②DWI是本次多中心項目的重要內容，本研究采用DWI分析MR擴散梯度系統對成像質量的影響。受實際條件限制，本研究存在以下不足：為兼顧各中心的一致性，本研究采用常規臨床水模，而非ACR標準水模，故無法計算ACR標準中的部分參數，如層面準確性等；常規均勻水模對多層同時激發序列重建結果的準確性存在一定影響；實際掃描中受檢者的個體生理噪聲存在也會影響MR圖像的數據質量，但在水模質量控制實驗中無法探測。

本研究對8個中心的同型號MR設備進行質量控制研究，結果顯示各中心的機器性能穩定，中心內各指標間差異無統計學意義(P>0.05)，但中心間各指標差異均存統計學意義(P<0.001)，且中心D和F與其他中心差異更大。

當水模數據檢測出嚴重偽影時，可能反映MR設備的主磁場、梯度系統等硬件系統存在問題，此時進行人體檢測結果將發生較大偏差，導致數據不可靠。本研究持續性觀測質量控制參數，有助于追蹤評估MR設備性能的穩定性[8]。本研究結果表明在相同廠家和型號MR設備之間擴散MR數據仍存在較顯著差異，值得進一步加以分析。跨機型設備的軟硬件差異可能進一步擴大數據差異[4-9]，提示嚴格的質量控制分析是多中心大樣本實驗數據質量的前提和保障。