均勻性校正在顱腦定量磁化率成像中的應(yīng)用價(jià)值評(píng)估

甘鳳玲，瞿箏，趙瑋瑋，鐘昊東，李改英，李建奇*

作者單位：1.華東師范大學(xué)物理與電子科學(xué)學(xué)院，上海市磁共振重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海 200062；2.四川大學(xué)華西臨床醫(yī)學(xué)院/華西醫(yī)院，成都 610041

磁共振定量成像能夠量化組織某些特定生理參數(shù)，可提供形態(tài)學(xué)評(píng)估外的大量組織特定信息，在疾病早期診斷、疾病分期以及預(yù)后評(píng)估中具有重要價(jià)值。定量磁化率成像(quantitative susceptibility mapping，QSM)采用梯度回波類序列得到相位圖，然后計(jì)算得到局部磁場(chǎng)分布圖，再利用場(chǎng)圖與磁化率之間的物理關(guān)系來(lái)反演出磁化率定量分布圖[1-2]。目前，QSM已廣泛應(yīng)用于臨床診斷和科學(xué)研究[3]，如評(píng)估大腦微出血或血腫大小[4]、研究神經(jīng)退行性疾病大腦深部核團(tuán)的鐵沉積[5]、區(qū)分出血和鈣化[6]、為腦深部刺激手術(shù)[7]提供準(zhǔn)確和可靠的靶向核團(tuán)成像等。

在磁共振定量成像中,組織定量參數(shù)的準(zhǔn)確性至關(guān)重要。QSM 重建過(guò)程復(fù)雜，數(shù)據(jù)采集策略和QSM重建方案的變化會(huì)對(duì)磁化率圖像產(chǎn)生不同的影響。先前的研究顯示，不同場(chǎng)強(qiáng)磁共振掃描儀(1.5 T、3.0 T 和7.0 T)[8-11]和單雙極采集[12-13]得到的大腦深部核團(tuán)磁化率重復(fù)性較好，而圖像掃描分辨率[14-15]、掃描覆蓋范圍[16]、不同回波時(shí)間[11,17]會(huì)對(duì)磁化率值有一定影響。而QSM重建的最大挑戰(zhàn)是偶極核在54.7°附近的圓錐面區(qū)域存在零點(diǎn)而導(dǎo)致的不適定問(wèn)題。為了解決這個(gè)難題，研究者提出了諸多不同的算法，包括k 空間加權(quán)微分法[18]、k 空間閾值相除法[19]、多方向采樣磁化率計(jì)算法[20]、形態(tài)學(xué)偶極子反演法(morphology enabled dipole inversion，MEDI)[21]等，每種算法都各有優(yōu)缺點(diǎn)。其中MEDI 算法是目前大家廣泛使用的方法，其利用模圖作為先驗(yàn)信息，可有效抑制磁化率圖中的條狀偽影，并提高圖像在組織邊界處的清晰度，從而大幅提高磁化率圖像質(zhì)量,但是模圖的信號(hào)強(qiáng)度在空間的不均勻性有可能影響磁化率計(jì)算的準(zhǔn)確性。

均勻性校正是在圖像信號(hào)采集之前利用固定體線圈獲得一個(gè)低分辨率大視野的圖像，從而獲得不同空間位置的信號(hào)強(qiáng)度分布信息，然后利用這個(gè)信息去校正圖像以獲得信號(hào)相對(duì)均勻的圖像。空間均勻性校正會(huì)對(duì)模圖產(chǎn)生影響，在使用MEDI算法時(shí)，這種影響可能會(huì)映射到QSM圖像中。目前，還沒(méi)有報(bào)道關(guān)注均勻性校正對(duì)QSM重建結(jié)果的影響。

本研究中，采用20 通道和64 通道頭頸聯(lián)合線圈進(jìn)行圖像采集，并通過(guò)施加或未施加均勻性校正獲得不同空間均勻性的顱腦圖像，以評(píng)估均勻性校正在顱腦QSM 的應(yīng)用價(jià)值，提高臨床上利用QSM 進(jìn)行疾病診斷和科學(xué)研究的準(zhǔn)確性和橫向?qū)Ρ鹊目煽啃浴?/p>

1 材料與方法

1.1 磁共振掃描

根據(jù)預(yù)試驗(yàn)結(jié)果,基于PASS 15.0 軟件的Test for Paired Means 算法進(jìn)行樣本量估算，最終納入10 名健康受試者(女6 名，男4 名，年齡20～24 歲)參與試驗(yàn)。所有受試者均無(wú)磁共振成像掃描禁忌證，也無(wú)神經(jīng)學(xué)、心血管或其他嚴(yán)重軀體疾病史。本前瞻性研究經(jīng)華東師范大學(xué)人體試驗(yàn)倫理委員會(huì)批準(zhǔn)(批準(zhǔn)文號(hào)：HR 442-2019)，全體受試者均簽署了知情同意書。所有掃描均在2.89 T 磁共振成像系統(tǒng)(Magnetom Prisma Fit；西門子醫(yī)療，埃朗根，德國(guó))上采用20通道和64通道頭頸聯(lián)合線圈完成。QSM掃描采用三維多回波梯度回波序列，具體參數(shù)為：TR=31 ms，TE1(第一個(gè)回波時(shí)間)=4.07 ms，ΔTE (回波間隔時(shí)間)=4.35 ms，回波數(shù)=6，F(xiàn)A=12°，F(xiàn)OV=240 mm×200 mm，采集矩陣=288×240，體素大小=0.83 mm×0.83 mm×0.80 mm，層數(shù)=192，并行成像加速因子為2。通過(guò)掃描參數(shù)設(shè)置可同時(shí)得到施加和未施加空間均勻性校正的復(fù)數(shù)圖像數(shù)據(jù)。

1.2 QSM重建

QSM 重建具體步驟如下：首先，采用BET (brain extraction tool)方法去除顱骨[22]，并對(duì)相位圖中每個(gè)體素的相位進(jìn)行一維時(shí)間域解纏繞，接著對(duì)每個(gè)體素不同TE時(shí)間的相位進(jìn)行加權(quán)最小二乘法擬合來(lái)估計(jì)場(chǎng)圖[23]；然后，采用基于快速傅里葉變換的拉普拉斯法進(jìn)行空間域相位解纏繞[24]；再者，使用拉普拉斯邊界值法去除背景場(chǎng)[25]；最后，將剩余的組織場(chǎng)使用MEDI+0算法反演計(jì)算得到磁化率分布圖。MEDI+0方法是MEDI算法中添加正則項(xiàng)，以自動(dòng)將腦室內(nèi)腦脊液作為組織磁化率參考值[26]，該方法可以抑制常規(guī)MEDI方法中腦脊液磁化率不均勻的問(wèn)題[27]。QSM 重建采用MEDI toolbox 2020 程序包完成(http://pre.weill.cornell.edu/mri/pages/qsm.html)，軟件運(yùn)行平臺(tái)為MATLAB R2016b(MathWorks，MA，USA)。

1.3 感興趣區(qū)勾畫

一名研究人員(兩年磁共振神經(jīng)影像學(xué)研究經(jīng)驗(yàn))基于均勻性校正后的磁化率圖，使用ITK-SNAP 圖像處理軟件(http://www.itk-snap.org)手動(dòng)勾畫感興趣區(qū)域(region of interest，ROI)，包括六個(gè)雙側(cè)腦深部灰質(zhì)核團(tuán)：紅核、黑質(zhì)、蒼白球、尾狀核、殼核和齒狀核。所得到的ROI 要求覆蓋雙側(cè)核團(tuán)所有可見區(qū)域。為了確保定量評(píng)估的準(zhǔn)確性和可比性，本研究使用同一個(gè)ROI 對(duì)均勻性校正前后的磁化率圖進(jìn)行分析。

1.4 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

采用組間相關(guān)系數(shù)(intraclass correlation coefficient，ICC)評(píng)估20通道和64通道線圈采集圖像的ROI勾畫的一致性，ICC＞0.75為一致性良好。采用配對(duì)樣本t檢驗(yàn)比較均勻性校正前后兩種線圈采集所得磁化率值的組間差異性，P＜0.05 表示差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。采用線性相關(guān)分析和Bland-Altman分析方法評(píng)價(jià)均勻性校正前后兩種線圈采集獲得的磁化率值的一致性和可重復(fù)性。本研究使用 IBM SPSS 23.0軟件進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。

2 結(jié)果

2.1 圖像結(jié)果

10 例受試者均順利完成磁共振成像檢查，圖像質(zhì)量良好。結(jié)果顯示，均勻性校正會(huì)校正模圖信號(hào)強(qiáng)度(圖1A～1D)，未對(duì)相位圖(圖2A～2D)產(chǎn)生影響。未施加均勻性校正的模圖(圖1A、1C)靠近線圈處的顱腦外部區(qū)域信號(hào)強(qiáng)度大，腦深部區(qū)域信號(hào)強(qiáng)度明顯偏弱；相比20 通道線圈采集得到的模圖(圖1A)，64 通道線圈采集得到的模圖的信號(hào)空間分布更加不均勻(圖1C)。而采用均勻性校正后，模圖(圖1B、1D)上信號(hào)趨于均勻，由相應(yīng)模圖生成的梯度掩模圖(圖3B、3D)中組織邊界更加清晰合理。相較于均勻性校正后數(shù)據(jù)重建得到的磁化率圖像(圖4B、4D)，由均勻性校正前數(shù)據(jù)重建所得磁化率圖像(圖4A、4C)更加平滑。均勻性校正的應(yīng)用為QSM提供了更為清晰的核團(tuán)邊界和更好的組織對(duì)比度，改善了圖像的可視化。均勻性校正后，兩種線圈采集得到的磁化率圖像基本相同。

圖1 兩種線圈采集得到的均勻性校正前、后的模圖。1A：20通道線圈采集，均勻性校正前；1B：20通道線圈采集，均勻性校正后；1C：64通道線圈采集，均勻性校正前；1D：64通道線圈采集，均勻性校正后。Fig. 1 The magnitude images acquired with 20?channel (1A&1B) and 64?channel (1C&1D) coils, respectively. 1A&1C: the signal intensity inhomogeneity correction was not performed;1B&1D:the signal intensity inhomogeneity correction was performed.

圖2 兩種線圈采集得到的均勻性校正前、后的相位圖。2A：20通道線圈采集，均勻性校正前；2B：20通道線圈采集，均勻性校正后；2C：64通道線圈采集，均勻性校正前；2D：64通道線圈采集，均勻性校正后。Fig. 2 The Phase images acquired with 20?channel (2A&2B) and 64?channel (2C&2D) coils, respectively. 2A&2C: the signal intensity inhomogeneity correction was not performed;2B&2D:the signal intensity inhomogeneity correction was performed.

圖3 兩種線圈采集得到的均勻性校正前、后的幅值梯度掩模圖。3A：20通道線圈采集，均勻性校正前；3B：20通道線圈采集，均勻性校正后；3C：64通道線圈采集，均勻性校正前；3D：64通道線圈采集，均勻性校正后。Fig.3 The amplitude gradient masks calculated from the magnitude images acquired with 20?channel(3A&3B)and 64?channel(3C&3D)coils,respectively.3A&3C:the signal intensity inhomogeneity correction was not performed;3B&3D:the signal intensity inhomogeneity correction was performed.

圖4 兩種線圈采集得到的均勻性校正前、后數(shù)據(jù)重建得到的磁化率圖。4A：20通道線圈采集，均勻性校正前；4B：20通道線圈采集，均勻性校正后；4C：64通道線圈采集，均勻性校正前；4D：64通道線圈采集，均勻性校正后。Fig. 4 The susceptibility maps reconstructed from the data acquired with 20?channel (4A&4B) and 64?channel (4C&4D) coils, respectively. 4A&4C: the signal intensity inhomogeneity correction was not performed;4B&4D:the signal intensity inhomogeneity correction was performed.

2.2 統(tǒng)計(jì)結(jié)果

在20通道和64通道線圈采集得到的磁化率圖上勾畫的ROI表現(xiàn)出良好的體積一致性(ICC＞0.91)。

表1 為兩種線圈均勻性校正前后數(shù)據(jù)得到的核團(tuán)磁化率值對(duì)比。無(wú)論是使用20 通道線圈還是64 通道線圈采集，均勻性校正后圖像重建得到的核團(tuán)內(nèi)磁化率平均值較之校正前均有顯著性提高(P均＜0.001)。均勻性校正前，20 通道線圈采集獲得的核團(tuán)內(nèi)磁化率平均值較之64 通道采集有顯著性提高(P均＜0.05)。均勻性校正后，兩組通道線圈采集得到的核團(tuán)磁化平均值基本相同,差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P均＞0.05)。

表1 兩種線圈均勻性校正前后數(shù)據(jù)得到的核團(tuán)磁化率平均值對(duì)比Tab.1 Mean susceptibility values of deep gray matter nuclei obtained from the two head?neck coils with and without signal intensity inhomogeneity correction

均勻性校正前、后核團(tuán)內(nèi)磁化率平均值線性相關(guān)(20 通道：斜率K=1.06，R2=0.96；64 通道：斜率K=1.12，R2=0.95) (圖5A、5B)。均勻性校正前，在20 通道和64通道線圈中采集得到核團(tuán)內(nèi)磁化率平均值線性相關(guān)(斜率K=0.92，R2=0.96) (圖5C)。

圖5 核團(tuán)磁化率值線性回歸分析的散點(diǎn)圖。5A：20 通道線圈采集得到均勻性校正前、后的核團(tuán)磁化率值線性回歸；5B：64 通道線圈采集得到均勻性校正前、后的核團(tuán)磁化率值線性回歸；5C：均勻性校正前，20 通道和64 通道線圈采集得到的核團(tuán)磁化率值線性回歸。圖中的實(shí)線和虛線分別是線性回歸的趨勢(shì)線和等式線。RN：紅核，SN：黑質(zhì)，GP：蒼白球，PUT：殼核，CN：尾狀核，DN：齒狀核。Fig. 5 Scattered plots of the linear regression analysis of susceptibility values obtained from two head?neck coils and before or after correcting signal intensity inhomogeneity. 5A: Comparison between before and after correcting signal intensity inhomogeneity using 20?channel coil acquisition;5B:Comparison between before and after correcting signal intensity inhomogeneity using 64?channel coil acquisition;5C:Comparison between 20? and 64?channel coils acquisition before correcting signal intensity inhomogeneity; The solid and dotted lines are the trend line of the linear regression and the line of equality,respectively.RN:the red nucleus,SN:substantia nigra,GP:globus pallidus,PU:putamen,CN:caudate nucleus,DN:dentate nucleus.

均勻性校正后，20 通道和64 通道線圈測(cè)量結(jié)果具有良好一致性，核團(tuán)內(nèi)磁化率平均值線性相關(guān)(圖6A)，兩種采集方法之間的線性回歸斜率(K=0.98)接近于1，截距(y0=-1.8 ppb)接近于0，相關(guān)系數(shù)(R2=0.96)也接近于1。Bland-Altman 圖顯示均勻性校正后20 通道和64 通道線圈采集方法之間沒(méi)有明顯的偏差，95%置信區(qū)間的范圍為(-3.1±13.3) ppb(圖6B)。

圖6 20通道和64通道線圈采集的圖像均勻性校正后重建得到的核團(tuán)磁化率值定量對(duì)比。6A：核團(tuán)磁化率值線性回歸圖；6B：Bland?Altman圖。散點(diǎn)圖中的實(shí)線和虛線分別是線性回歸的趨勢(shì)線和等式線，Bland?Altman圖中的實(shí)線和虛線分別表示平均值和1.96 倍標(biāo)準(zhǔn)差的平均差異。RN：紅核,SN：黑質(zhì)，GP：蒼白球，PUT：殼核，CN：尾狀核，DN：齒狀核。Fig.6 Quantitative comparison of the susceptibility values between 20?and 64?channel coils after correcting the intensity inhomogeneity.6A:Scattered plots of the Linear regression analysis of susceptibility values; 6B: Bland?Altman plots.The solid and dotted lines in A are the trend line of the linear regression and the line of equality,respectively.The solid and dotted lines in B indicate the mean difference ± 1.96 times the standard deviation of the difference,respectively.RN:red nucleus,SN:substantia nigra,GP:globus pallidus,PU:putamen,CN:caudate nucleus,CN:caudate nucleus,DN:dentate nucleus.

3 討論

本研究首次通過(guò)對(duì)比20 通道和64 通道線圈采集圖像在均勻性校正前后的磁化率測(cè)量值，評(píng)估均勻性校正在顱腦QSM 中的應(yīng)用價(jià)值。定性分析結(jié)果顯示，圖像經(jīng)過(guò)空間均勻性校正后重建得到的磁化率圖像具有更清晰的核團(tuán)邊界和更好的組織對(duì)比度。統(tǒng)計(jì)分析結(jié)果顯示，經(jīng)過(guò)均勻性校正后圖像得到的腦深部核團(tuán)磁化率值顯著升高。均勻性校正后，20 通道與64 通道線圈采集得到的核團(tuán)磁化率值表現(xiàn)出良好的定量一致性。因此，我們發(fā)現(xiàn)提高圖像的空間均勻性可以獲得更準(zhǔn)確的磁化率測(cè)量值，這一研究結(jié)果或?qū)⒂兄谔岣吲R床上利用QSM 進(jìn)行疾病診斷和科學(xué)研究的準(zhǔn)確性和橫向?qū)Ρ鹊目煽啃浴?/p>

3.1 空間均勻性對(duì)磁化率值的影響

MEDI 算法通過(guò)模圖提供額外的結(jié)構(gòu)信息來(lái)約束反演過(guò)程中梯度的稀疏性。由于模圖和磁化率圖具有共同的組織解剖結(jié)構(gòu)，模圖上的組織邊界也就對(duì)應(yīng)于磁化率圖上的組織邊界，兩者具有一致的空間變化趨勢(shì)。通過(guò)引入平滑性約束限制，不僅可以抑制磁化率圖上的條狀偽影，也提高了QSM圖像在組織邊界處的清晰程度，大幅提升QSM圖像質(zhì)量。但MEDI算法在計(jì)算組織邊界的掩模時(shí)采用了單一閾值[28]，空間不均勻的模圖可能會(huì)導(dǎo)致部分不正確的組織邊界信息,從而影響磁化率計(jì)算的準(zhǔn)確性。

均勻性校正前，相較于64 通道線圈采集得到的數(shù)據(jù)，20 通道線圈采集得到的模圖均勻性更好，組織邊界的信息相對(duì)更準(zhǔn)確，因此得到的核團(tuán)磁化率值也更準(zhǔn)確。而均勻性校正后，兩種線圈得到的模圖空間信號(hào)強(qiáng)度都比較均勻，組織邊界更加清晰合理，為QSM提供一個(gè)合理準(zhǔn)確的梯度掩模，最終得到磁化率值一致性較好，差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。因此，在采用MEDI算法時(shí)，空間均勻性校正非常重要。

3.2 臨床價(jià)值

本研究為QSM 技術(shù)應(yīng)用于臨床進(jìn)行疾病診斷和科學(xué)研究提供了一個(gè)更為準(zhǔn)確穩(wěn)健的采集方案。QSM 的優(yōu)勢(shì)是能夠定量測(cè)量組織磁化率的變化，被廣泛地應(yīng)用到與鐵代謝相關(guān)的退行性疾病的診斷與療效評(píng)估、腦出血的診斷和顱內(nèi)出血與鈣化的鑒別。其中，在帕金森病[29-31]、阿爾茨海默病[32-34]、多發(fā)性硬化癥[35]和威爾遜病[36]等神經(jīng)退行性疾病中，通過(guò)QSM對(duì)鐵濃度的量化，可以早期檢測(cè)神經(jīng)退行性疾病，并判定疾病的發(fā)展程度及預(yù)后情況，磁化率測(cè)量準(zhǔn)確性對(duì)于QSM在應(yīng)用研究中的可行性具有關(guān)鍵性作用。均勻性校正后，64 通道和20 通道線圈采集得到的磁化率一致性非常好，都更加準(zhǔn)確。因此均勻性校正將有利于QSM 在腦疾病的橫向和縱向研究中的應(yīng)用推廣。

3.3 局限性及今后研究方向

本研究也存在一定的局限性。首先，QSM 重建方法眾多，我們尚未研究空間均勻性對(duì)其他重建算法是否會(huì)產(chǎn)生跟MEDI 算法相同的影響。從理論上來(lái)說(shuō)，對(duì)于未采用模圖得到的組織邊界正則化化反演計(jì)算的算法，均勻性校正的使用不會(huì)對(duì)磁化率圖像產(chǎn)生影響，在之后的研究中我們將進(jìn)行更為全面的分析。另外，還可以通過(guò)回顧性后處理方法進(jìn)行圖像空間均勻性校正[37-38]，常規(guī)的方法包括濾波法、曲面擬合法、分割法、直方圖法等，未來(lái)我們也將對(duì)這些方法進(jìn)行評(píng)估以探求一種最為魯棒性的均勻性校正方法，并將均勻性校正方法集成到QSM 重建流程中。

綜上所述，均勻性校正的使用可以提高QSM圖像質(zhì)量，且通道數(shù)不同的線圈采集得到的定量磁化率圖像具有良好的定量一致性。因此，采用空間均勻性高的圖像測(cè)量得到的磁化率值將更加準(zhǔn)確，有助于提高臨床上利用QSM 進(jìn)行疾病診斷的準(zhǔn)確性和可靠性。

作者利益沖突聲明：全體作者均聲明不存在利益沖突。