基于多維度集成算法的T2*定量成像對顱內出血的診斷

吳宗山，彭傳勇，葉永泉，陳艷玲，張樹恒，徐啟蘭，李運運，項楊，陳琪

顱內出血(intracerebral hemorrhage，ICH)是常見的多病因腦血管疾病，常見病因包括高血壓、創(chuàng)傷、缺血性梗塞出血轉化、腦動脈瘤、腦動靜脈畸形、腦淀粉樣血管病、硬腦膜動靜脈瘺和靜脈竇血栓形成等。磁共振成像檢測ICH的最有效方法是磁化率加權成像(susceptibility weighted imaging，SWI)[1-5]。SWI圖像的計算結合了信號幅值的T2*加權(T2*W)信息和信號相位的偶極場分布信息，因此對出血灶中所含的鐵元素造成的局部場擾動非常敏感，可產生較強的圖像對比度。如對顱內微出血(cerebral micro-bleeds，CMB)的檢測，研究表明SWI的敏感度要高于T2*W和CT[6-8]。

然而SWI技術也存在一定的局限性。由于利用了相位中的偶極場信息，因此SWI圖像對比中存在一種擴大效應(blooming effect)，即強磁化率的組織在SWI圖像的顯示范圍要比實際尺寸大。這對于微出血灶的顯示是有利的，然而對于面積較大而且鐵沉積水平較高的出血灶而言，這種擴大效應會導致對出血灶真實尺寸估計和邊界定位的錯誤。另外在固定的回波時間(TE)設置下，當出血灶鐵沉積超過了一定的水平后，SWI圖像的信號將飽和在噪聲水平上不再變化，不能有效地進一步判斷出血的程度。

另一方面， T2*弛豫時間是一個與成像協(xié)議參數無關的物理量，因此可以更好的反映生物組織在當前磁場強度下的磁化率特性。T2*定量成像(T2*mapping)技術通常通過采集不同TE下的幅值信號，并利用對信號-時間曲線進行擬合計算得到T2*弛豫時間[9,10]。最近Ye等[11]提出了一種新型的多維度集成(multi-dimensional integration，MDI)T2*定量計算方法，不僅可以利用復數形式的回波信號進行計算，更可以利用相位陣列線圈的通道維度進行信噪比T2*定量準確度的提升。

本研究探討和比較基于MDI與擬合算法獲得的T2*定量成像的圖像質量，以及在ICH診斷上的應用價值。

材料與方法

1.臨床信息

搜集2018年11月-2019年5月本院中老年患者93例MRI數據，排除其中運動偽影嚴重的5例，實采89例。其中男49例，女40例，平均年齡(63.7±13.4)歲。研究對象入選標準為可疑顱內出血或腦內多發(fā)梗死入院治療患者，且無任何MRI檢查禁忌癥狀。所有患者均具備完整的相關病史及實驗室檢查資料，愿意配合本研究要求并簽署知情同意書。

2.圖像采集及重建

圖像掃描使用聯(lián)影3T uMR770成像系統(tǒng)及配套24通道頭頸聯(lián)合線圈。掃描協(xié)議包括常規(guī)頭顱DWI、T2WI、T1WI及FLAIR檢查。T2*定量數據通過一個三維多回波SWI序列進行采集，掃描參數TR 32 ms，回波數6，回波時間TE 3.6～26.6 ms，回波間距TE 4.6 ms，體素尺寸0.5 mm×0.5 mm×1 mm，成像視野224 mm×190 mm，掃描時間3分42秒。

使用MDI定量計算T2*步驟：首先掃描獲取每個回波信號對應的所有線圈通道的幅值與相位圖像，然后將幅值圖像與相位圖像點點對應地合并為復數信號。由于數據中存在著6個回波以及24個線圈通道，因此共產生6×24=144組三維復數圖像。利用MDI計算獲得ΔTE內的復數信號變化ΔS[11]，計算公式如下：

(1)

其中Ne為回波數目(Ne=6)，Nc為信號通道數目(Nc=24)，S(i,j)為對應第i個回波和第j個線圈通道的復數信號。計算式1的求解是基于單個體素的基礎上進行的。當通過計算式1獲得了某體素的ΔS后，該體素的T2*數值可直接通過以下關系得到：

T2*=-ΔTE/ln|ΔS|

(2)

使用擬合方法計算T2*數值圖。首先先對所有通道的幅值信號進行平方和(sum-of-square，SOS)合并，獲得共6組三維回波幅值圖像。然后通過對應每個體素的所有回波幅值信號數值點進行擬合計算。對于線性擬合方法，先對回波幅值信號進行自然對數變換，然后根據線性方程ln(Ssos(TE))=a·TE+b進行最小二乘擬合，計算得到斜率a和截距b。對于指數擬合方法，則直接根據指數方程Ssos(TE)=b·e-aTE進行最小二乘擬合，計算得到擬合系數a和b。兩種擬合均可得到T2*=1/a。

最后，為了對生成的T2*定量圖信噪比及T2*數值可信度進行分析，使用蒙特卡羅方法分別計算3種算法從原始圖像到T2*定量圖的噪聲傳播系數圖像[11]。

3.圖像評分及統(tǒng)計分析

首先通過SWI圖像對顱內出血灶進行初步定位。然后對3種方法獲得的T2*定量圖進行關于圖像質量與對出血灶檢測的敏感度進行評分。評分由3位放射科醫(yī)生分別進行，觀察圖像時屏蔽所有患者信息，且各自隨機化對不同患者、不同T2*定量圖的觀察順序。

對于典型大腦組織的T2*數值分析，通過手動選取灰質、白質和腦脊液較為均勻的多個局部區(qū)域作為ROI，提取同一組織所有ROI的T2*值的平均值與方差，并與文獻數值作對比。

對圖像整體質量的評價使用5級評分。1分為圖像質量極差，完全不具備診斷價值；2分為圖像質量較差，診斷價值低；3分為圖像質量一般，具有可接受的診斷可靠性；4分為圖像質量良好，診斷可靠性較高；5分為圖像質量優(yōu)良，具有明確的診斷可靠性。

對出血灶檢測敏感度的評價使用3級評分。1分為不可可靠檢測；2分為可結合其他圖像信息進行檢測；3分為可單獨進行可靠的檢測。

評分結果使用Excel軟件進行統(tǒng)計分析。對于T2*定量圖質量評分結果，首先計算每位評分員對每種方法對應的所有病例的評分的平均值與方差，然后綜合3位評分員的所有病例評分對每種方法分別計算平均值與方差。為了判斷每位評分員對3種方法的評分是否存在差異，對對應的評分兩兩進行單邊成對樣本t檢驗(one tailed pairedt-test),P<0.0005可認為具有顯著差異。

結 果

1.ICH影像學表現

根據多回波SWI圖像，89例中有69例檢出ICH，單發(fā)或多發(fā)的斑點狀、團片狀SWI及T2*WI極低信號或極低信號為主病灶，邊界清晰；4例基底節(jié)區(qū)鐵質沉積，雙側基底節(jié)區(qū)對稱性斑片狀SWI及T2*WI上呈極低信號為主病灶；5例檢出脈絡叢鈣化，在SWI圖像上呈團片狀極低信號，在相位圖上以高信號為主，在T2*WI上呈極低信號為主；1例腦腫瘤性病變未見出血，在各序列上均見等信號為主團塊影，未見異常低信號；10例SWI圖像正常，未見明確病灶。

2.圖像對比分析

圖1中顯示和比較了3種算法得到的T2*定量圖及對應信噪比圖像。觀察圖像的腦組織對比度，3種方法得到的結果整體上而言是比較相近的。

圖2顯示的是MDI方法分別與線性擬合(圖2a)和指數擬合(圖2b)得到基于所有腦組織體素的T2*數值分布圖。可以看到，MDI與線性擬合得到的T2*數值相近，單邊成對t-test的P值為0.21，無顯著差異。相對而言，指數擬合的T2*數值偏高，且與MDI及線性擬合得到的數值有顯著差異(P<0.0005)。選取典型的灰質、白質ROI提取T2*數值(表1)，與文獻中的進行比較[12]，可得MDI和線性擬合的T2*值與文獻報告相近，而指數擬合則相對合理數值偏高。

表1 典型ROI區(qū)域不同擬合模型的T2*數值 (ms)

3.圖像臨床評分統(tǒng)計分析

對利用MDI、線性擬合以及指數擬合計算得到的T2*定量圖的臨床評分顯示在表2中。表3顯示了對不同方法的評分的pairedt-test結果，除了評分員1在線性擬合與指數擬合之間的病灶檢測敏感度評分無顯著差異之外(P=0.5)，其他所有結果組合的均獲得統(tǒng)計顯著差異(P<0.005)的結果。

表2 T2*定量圖臨床評分統(tǒng)計表

表3 T2*定量圖臨床評分在擬合模型之間paired t-test結果

討 論

由于具有較強的順磁性質，ICH可以顯著影響其所在位置及附近的磁場分布，造成局部T2*弛豫時間的縮短。因此早期磁共振成像技術利用T2*WI序列對ICH進行檢測。Haacke等[1]于2004年提出了SWI技術，結合磁共振信號幅值與相位中分別與磁化率相關的信息，從而提供了更強的磁化率信號對比度。由于ICH同時也影響局部的磁共振信號相位的變化，因此使用SWI可以非常靈敏地對包括小于單個體素尺寸的各種出血灶進行檢測。

然而SWI是一種信號加權圖像，并不能支持對病灶區(qū)域磁化率特性的定量分析。而不同階段的ICH，其SWI圖像對比度取決于出血時相。如當處于出血超急性(24h內)期、急性期(72h內)、亞急性期(3天～2周)及慢性期(>2周)內，出血灶中的鐵元素的存在形式將經歷從含氧血紅蛋白、脫氧血紅蛋白、高鐵血紅蛋白到含鐵血黃素等一系列轉變，并表現出不同的磁化率特性，從而導致SWI圖像對比度隨著出血時相變化，降低對出血時相的判斷可靠性。另一方面，T2*-mapping作為一種快速、相對可靠的定量成像方法，可從量化角度來對出血時相或者鐵元素沉積水平進行更準確的診斷。

迄今為止，T2*的定量方式是通過多回波序列進行數據采集后，通過曲線擬合算法計算得到弛豫系數R2*(即前述公式中的a)，最后通過公式T2*=1/R2*得到T2*數值。由于熱噪聲與生理噪聲的存在，以及ICH或者富鐵組織的信號往往較低等因素，當使用信號擬合方法(根據線性或者指數模型)時，擬合得到的R2*的誤差將會被放大到其倒數的T2*數值上。因此不僅降低T2*定量圖的信噪比，還會降低其準確度，甚至造成局部數值突變，次現象在線性擬合結果中尤為明顯。研究人員提出了多種改善T2*定量中局部數值突變的方案[13,14]，但并沒有從根本上解決此類問題。

圖1患者，男，28歲，陣發(fā)性頭暈1個月入院。MRI頭顱平掃疑腦出血，SWI診斷腦血管畸形伴出血。a) MDI方法得到的T2*定量圖的整體與病灶局部放大圖像，典型灰質、白質ROI(圈)； b) 線性擬合的T2*定量圖； c) 指數擬合的T2*定量圖； d) MDI的噪聲傳播圖像； e) 線性擬合的噪聲傳播圖像； f) 指數擬合的噪聲傳播圖像。

最近Ye等[11]提出的一種新式的基于MDI技術的T2*定量計算方法，其原理是通過回波間隔之間的復數信號變化直接提取T2*信號，因此不需要指定多點信號的衰減模型。MDI技術免除了多通道信號結合的計算步驟(如非優(yōu)化信噪比的SOS算法)，避免了由于這一步所帶來的計算誤差與信噪比損失，使得T2*定量的準確度與噪聲控制效果達到最優(yōu)化。

圖2單個患者的所有腦組織體素T2*數值散點圖。a) MDI vs.線性擬合； b) MDI vs.指數擬合； c) 線性擬合vs.指數擬合。虛線為等斜率參考線，當像素T2*值分布在該參考線附近時認為其數值在相應的兩種方法中相似。

對比3種算法得到的T2*整體圖像質量，主要差異體現在兩個方面，即算法對噪聲的傳播方式與定量準確性。

從物理角度看，背景噪聲并不具備任何弛豫特性，因此套用任何弛豫模型得到的數值本身是無意義的。MDI對背景噪聲的T2*的處理是將其轉換為極低的數值，因此可以明顯地與正常組織區(qū)分開來。而基于擬合的模型則是表達為數值極高、差異也極高的結果，從而影響T2*定量圖整體質量。對于本研究所用的以及一般的多回波SWI成像序列，短TR的使用造成了腦脊液由于T1加權效應而呈低信號，同時腦脊液和血液由于流動效應導致信號在不同回波之間產生擾動，因此腦脊液和血液信號在結果中將表現出類似背景噪聲的擾動，造成圖像中局部的黑點與亮點，使得基于ROI的數值分析不可靠。同樣的，對于具有較多的含鐵血黃素的出血灶，其極短的T2*將造成出血灶內部信噪比過低，也會導致錯誤的T2*數值。該現象在線性擬合結果中最為明顯。然而對于MDI算法，噪聲以低T2*數值形式傳播意味著在最終的T2*定量圖中可以獲得更高的信噪比。因此MDI可保證任意信噪比條件下均可獲得更接近真實數值的結果，且臨床評估結果也證明了其T2*定量圖質量顯著高于兩種擬合方法。

從定量角度分析，MDI與線性擬合得到的T2*值在統(tǒng)計上無顯著差異，而指數擬合相對MDI和線性擬合的結果呈統(tǒng)計顯著的偏高趨勢。選取典型的灰質、白質ROI提取T2*數值，與文獻中的進行比較[12, 15]，可得MDI和線性擬合的T2*值與文獻報告相近，而指數擬合則相對合理數值偏高。因此，3種方法中MDI和線性擬合的定量準確性是符合預期的。

另外，在使用相同的計算機硬件條件下，單層數據(448×380矩陣)在3種方法的平均計算時間為7×10-3s(MDI)、7×10-2s(線性擬合)及65s(指數擬合)。MDI計算時間幾乎可以忽略，屬于超高效率算法。

本研究的不足之處在于所搜集的ICH病例并非來自單一病種，不同病理的出血特征差異較大。但即便如此，結果表明使用T2*對各類ICH進行檢測具有較大的普適性。因此我們認為本研究的結果與結論依然具有較好的代表性。

綜上所述，在所比較的3種T2*定量算法當中，MDI是唯一既保證定量準確又可獲得最優(yōu)的信噪比的方法，并且具有極高的計算效率。相比之下，線性擬合方法定量準確但組織信噪比過低，指數擬合方法組織信噪比較好但定量數值整體偏高。且兩種擬合方法在噪聲區(qū)域得到的是極高T2*數值，嚴重影響圖像的診斷價值。因此MDI技術作為一種新型的T2*定量計算方案，可以為臨床ICH診斷提供更準確、更可靠的信息，有利于提高相關診斷的準確性與改善治療與預后評估。