壓縮感知技術在顱腦MRI的臨床應用進展

楊婧，苗延巍

MRI 因其出色的軟組織對比分辨率和針對不同病理生理學方面的特殊序列而成為研究顱腦結構與功能的首選影像技術。MRI的數據在k空間中收集，通過傅里葉變換與圖像空間進行數學關聯，k空間中收集所有的點都是需要時間的。所以MRI采集時間在很大程度上受k空間數據點數量、采樣方式以及圖像重建方式的影響[1]。

采集時間長是MRI 的一個弱勢，較長的采集時間限制了其廣泛使用。特別是對于臨床病情不穩定的患者和兒童患者的MRI檢查，MRI長時間的掃描進程可能會使這些患者對鎮靜需求增加，還可能因為運動產生的偽影致使圖像質量受損，影響臨床診斷。而且，長時間的圖像采集過程也會導致臨床效率降低，甚至危及患者安全。因此，縮短圖像采集和重建時間一直是MRI領域值得關注的研究熱點之一。

基于MRI的成像原理，采集k空間部分重要數據進行重建不會導致原始圖像信息缺失。Donoho 等[2]、Candès 等[3]在2006 年提出壓縮感知（compressed sensing, CS）技術，該技術主要是直接感知壓縮之后的信號，通過選擇性地采集少量重要數據并采用有效的重構算法實現原始信號的重構，縮短信號采集所需時間，減少計算量，并達到在一定程度上保持原始信號的重建質量的要求[4]。CS 技術在2007 年由Lustig 等[5]將其應用到MRI領域。CS技術包括3個步驟：信號的稀疏性或稀疏變換、不相干欠采樣和非線性重建。Sharma 等[6]將CS 技術應用到MRI 中，進一步證明使用CS 技術加速MRI 掃描是可行的。CS 技術的應用可以很大程度地減少采樣數據量，從而可以減少后續數據傳輸、處理和存儲的壓力。CS 技術以一種創新的方式改變MRI 信息的獲取，可以將掃描速度提高到原來的幾千倍，進而縮短掃描時間。

CS 技術在不顯著降低圖像質量的情況下，縮短MRI 掃描時間方面顯示出了很好的臨床前景。目前，CS 技術已經初步應用于腹部[7]、心臟[8]、骨關節[9]、乳腺[10]及口腔[11]等疾病中，在中樞神經系統[12]的研究也逐步展開。本文將對CS技術在中樞神經系統的應用進展進行介紹。

1 3D結構像

3D加權MRI [3D T1WI、3D T2WI及3D T2液體抑制反轉恢復（fluid attenuated inversion recovery, FLAIR）]序列提供了良好的全腦覆蓋圖像，空間分辨率高，是臨床上的常規掃描序列。同時，3D T1WI 是腦結構評估的關鍵組成部分，可用于定量腦容積測量（全腦、灰質、白質、腦區或亞區），提供有關衰老和各種神經疾病（如阿爾茨海默病、帕金森病和多發性硬化癥等）或神經精神病（如精神分裂癥）的結構變化信息[13]。癲癇、多發性硬化等病變因為病灶較小、位于皮層下等原因，在常規序列圖像中難以顯示，需要進行各向同性的3D 容積采集，以便于顯示細小病變。而三維結構像可以提供高空間分辨率及良好的灰白質對比度，但是掃描時間卻大大增加[4]。這樣就有可能導致MRI 圖像運動偽影增加，圖像質量降低。研究表明，應用CS 技術能夠縮短3D T1WI 掃描時間，保證圖像質量[13-16]。Duan 等[13]發現CS 3 可以作為3D T1WI 的最佳加速因子（acceleration factor, AF），掃描時間減少65%，能夠保持良好的圖像質量，可用于放射學診斷。Lu等[14]在配備32通道接收線圈的3.0 T MRI狀態下將CS 4.6用于3D T1WI，其圖像質量滿足臨床要求。Yarach等[15]在1.5 T MRI 采用12通道接收線圈將CS 4用于3D T1WI圖像采集，圖像質量依然優良。Duan等[13]發現CS 3 可以作為3D T1WI 的最佳加速因子（acceleration factor, AF），掃描時間減少65%，能夠保持良好的圖像質量，可用于放射學診斷。Vranic等[16]將CS技術應用到3D T1WI 和T2 FLAIR 序列的研究也進一步證實CS 技術可以顯著縮短掃描時間，獲得滿足診斷要求的腦MRI圖像，其圖像質量與傳統成像相當；3D T1WI和3D T2 FLAIR序列比常規序列分別減少了35%和25%的成像時間。Toledano-Massiah 等[17]評估了CS 3D FLAIR在多發性硬化癥的應用，同樣證明CS在減少成像時間的同時可以獲得高診斷質量的顱腦圖像。但是，Molnar等[18]的研究發現，T2 FLAIR序列受CS技術的影響更大，其圖像清晰度會隨著AF 的增加而下降。這一結果與上述結論相矛盾，所以CS技術在T2 FLAIR序列的應用可作進一步探討。

M?nch 等[19]、Ikeda 等[20]均證明在3D T2WI 序列施加CS 技術，可在減少掃描時間的同時獲得比傳統并行采集加速更優異的圖像。兒童的醫學成像具有很大的挑戰性，原因有很多：解剖結構體積小、先天性畸形的解剖結構復雜、耐受長時間鎮靜或全身麻醉的能力較差可能無法配合長時間檢查，所以對于胎兒MRI 檢查技術要求較高，用較短的時間獲得高質量圖像是一個非常重要的前提。Bardo 等[21]從技術原理的角度證實CS技術在胎兒MRI檢查的可行性和重要性。馬一鳴等[22]將CS技術應用到胎兒顱腦3D T2WI中，通過分析圖像灰白質SNR和對比噪聲比（contrast to noise ratio, CNR）分析發現CS技術可以消除或降低偽影，最大程度上提高SNR，保證胎兒顱腦的圖像質量，提高胎兒中樞神經系統疾患診斷準確率，同時減少掃描時間，進一步保障孕婦與胎兒檢查中的安全。Meister 等[23]將CS 技術應用到兒科腫瘤患者的3D T1WI、3D T2WI 和T2 FLAIR 序列圖像中，也證實了CS 技術可以減少3D T1WI 序列體素的采集和重建，但不會損失SNR。CS 技術可以減少掃描時間，改善圖像質量，提高圖像清晰度和分辨率。

由此可見，CS技術在三維結構像的研究較多且成熟，研究過程可重復性高，縮短掃描時間獲得的圖像質量可以滿足臨床診斷需要。三維結構像作為臨床最常見的掃描序列，其掃描時間的縮短和圖像質量的提升對臨床有積極的意義。

2 3D血管成像

磁共振血管成像（magnetic resonance angiography,MRA）是通過流動的血液與周圍相對靜止組織的MRI 信號之間的差異獲得圖像，主要采用時間飛躍或者相位對比法，無需注入對比劑，即能顯示血管和血流信號的整體特征[24]。MRA廣泛應用于顱內動脈疾病（狹窄、動脈瘤等）患者的評估和隨訪[25]。

三維時間飛躍法磁共振血管成像（three dimensional time of flight magnetic resonance angiography, 3D TOF-MRA）是MRA 的一種，既往有研究證明3D TOF-MRA 在檢測腦血管疾病方面具有較好的診斷效果，與數字減影血管造影（digital subtraction angiography, DSA）相當[26]。但是3D TOF-MRA較長的采集時間可能導致運動偽影，從而影響血管病變的檢出，尤其是在使用亞毫米分辨率進行圖像采集時[27]。TOF-MRA的源圖像主要由散在的“白色”動脈和“黑色”腦實質組成，其存儲形式主要是二維矩陣，因此在數學上被認為是稀疏的[28]。CS技術恰好是在欠采樣的k空間利用潛在的稀疏性來提高成像速度，所以在3D TOF-MRA 上應用CS 技術是可行的。近期，很多研究將CS 技術應用于3D TOF-MRA。Lin等[29]的研究比較傳統MRA 與CS-MRA 的圖像質量，CS-MRA 的AF 設置為2，降噪20%，傳統MRA未設置AF和降噪比例，二者其他參數完全相同，其結果發現CS-MRA 在顯示動脈圖像方面其質量顯著提高，降低了模糊度，其主要是通過降低圖像背景噪聲來增強血管對比度。對顱內動脈病變的診斷性能與傳統MRA 的相當，掃描時間降低50%。同樣由Fushimi等[30]對腦動脈瘤患者進行稀疏采樣TOF掃描研究發現，腦動脈瘤在稀疏采樣TOF和并行成像TOF（paralle imaging TOF, PI-TOF）圖像上的顯示清晰度相當。而Kim等[31]對腦動脈瘤患者進行CS-TOF和PI-TOF掃描，該研究認為PI可以縮短掃描時間，但是AF的增加會導致圖像信噪比（signal-noise ratio, SNR）的降低，在本研究中二者的掃描參數略有不同，圖像切片厚度分別為0.4 mm 和0.6 mm，掃描層數分別為236 和177，AF 分別為4.6 和廣義自動校準部分并行采集（generalised autocalibrating partially parallel acquisition, GRAPPA）2，盡管個別參數不同，圖像掃描時間仍可以減少18.2%，切相對于PI-TOF，CS-TOF 提供了更好的圖像質量和診斷性能。Lu 等[14]比較了CS-TOF 和PI-TOF 的圖像質量，其AF 分別為10.3 和GRAPPA 2，重建分辨率分別為0.4 mm×0.4 mm×0.4 mm 和0.4 mm×0.4 mm×0.6 mm，其他掃描參數完全相同。結果發現CS 顯著縮短采集時間，對顱內動脈顯示比PI-TOF 能更清晰，動脈邊緣銳度更高，并增高了動脈對比度。其原因可能是，在觀察CS-TOF的源圖像中發現了與稀疏欠采樣相關的彎曲條紋樣偽影，這些偽影被認為是源自顱骨邊界的偽影，但是這些偽影在CS-TOF的最大密度投影（maximum intensity projection, MIP）圖像上幾乎看不到，傳統PI-TOF源圖像中心部分的斑點噪聲在CS-TOF上得到了降低。Zhu 等[32]將優化后的CS-SPACE（sampling perfection with application optimized contrasts using different flip angle evolution）應用于顱內黑血血管壁成像，得到良好的圖像質量和可靠的血管區域測量，圖像對比度增高，掃描時間減少了37%；而且CS-SPACE在AF為5的情況下能保持良好的信噪比（signal-noise ratio, SNR）。

顱內血管疾病通常具有發病急、病情重、患者狀態差的特點。應用CS技術縮短了MRA掃描時間，圖像質量不受影響，可以明顯提高臨床診斷效率，對患者疾病的治療和預后有很大的正向影響，臨床和患者之間形成一個良性循環。

3 彌散加權成像

彌散加權成像（diffusion weighted imaging, DWI）廣泛應用于中樞神經系統疾病和各種腫瘤的微觀結構和生理特征的診斷[33]。目前，DWI 采用了兩種采集技術，即回波平面成像（echo planar imaging, EPI）和渦輪自旋回波（turbo spin echo, TSE）成像。單次采集EPI-DWI具有快速圖像采集的優勢，在臨床實踐中廣泛應用。但是，EPI-DWI 在不同介質交界處成像時會產生明顯的磁敏感偽影（如顱底），造成圖像明顯扭曲，影響圖像質量及病變觀察。與EPI 不同，TSE 成像序列由于采用180°的重聚焦脈沖[34]，磁敏感偽影大大降低。然而，與EPI-DWI相比，TSE-DWI的主要局限性是低SNR和長采集時間[35]。Takashima 等[36]將CS 技術應用到TSE-DWI 序列，采用根均方誤差（root mean square error, RSME)和結構相似性（structural similarity, SSIM)系數作為評價圖像質量的重要指標。結果發現AF＜8 是在保持圖像質量的同時減少掃描時間的最佳選擇。Sartoretti等[37]將CS 技術應用到EPI-DWI 發現，由于EPI與CS技術不兼容，EPI常見的偽影，如相位編碼方向上的化學位移偽影、磁化率偽影、EPI 重影偽影、EPI 失真和飽和偽影[38]均沒有表現出來。Zhang 等[39]在研究使用核低秩CS方法與傳統的CS方法在重建DWI時發現，傳統CS-DWI在AF大于4 時，海馬體與周圍組織難以區分，推薦DWI 可應用AF 為2時的CS技術。

總之，CS技術可以減少EPI-DWI在成像過程中的磁敏感偽影，提高TSE-DWI的信噪比并縮短掃描時間。CS技術可以同時解決DWI成像過程中的不足之處，對圖像質量沒有影響。

4 彌散張量成像

彌散張量成像（diffusion tensor imaging, DTI）是探測體內生物組織的微觀結構和生理特征的有力工具，能夠定量反映人體內水分子在三維空間中的彌散效應。DTI 這種獨特的能力已在前沿研究和臨床應用中被廣泛探索，如纖維跟蹤和腦中各種疾病的診斷，是目前唯一的、以非侵入方式提供人體細微結構和纖維束走行分布的成像方法[40]。但是，由于DTI難以在合理的掃描時間內獲得高質量的彌散圖像，大大限制了DTI的實際應用。其原因是[41]：由于彌散成像是在強彌散加權梯度的存在下通過減弱信號來顯示分子位移，所得到的圖像本質上具有低SNR；此外，其需要至少6 個不同彌散方向的測量值和一個非彌散加權基線（即b0 圖像）來計算代表三維彌散過程的彌散張量。因此，DTI 的掃描時間通常較長。Shi 等[41]認為PI 會導致圖像的噪聲放大和高分辨率下圖像偽影混疊，使得其加速掃描進程受限，而CS技術恰巧可以解決這個問題，并且可以增加用于內核校準的全采樣k 空間的大小，減少迭代次數。該研究將PI-CS結合應用到DTI上發現其重建圖像質量好，具有更高的SNR 和更少的混疊偽影；與單獨基于CS的方法相比，該方法可以優化結構輪廓的顯示。

目前將CS 技術應用到DTI 序列的研究較少，未來將CS 技術應用到不同部位、不同性質病灶的DTI 序列中，研究其圖像質量的變化。

5 酰胺質子轉移成像

酰胺質子轉移（amide proton transfer, APT）成像是基于化學交換飽和轉移（chemical exchange saturation transfer,CEST）的分子MRI技術的一種變體，它基于游離體水質子和組織中內源性移動蛋白和多肽的酰胺質子（-NH）之間的化學交換[42]。這一過程可以通過在人體組織中選擇性誘導射頻飽和，減少水信號的測量[43]。大量的臨床前和臨床數據表明，APT加權（APT weighted, APTw）MRI能夠無創識別和區分腦腫瘤周圍水腫或正常組織、高級別和低級別腫瘤或腫瘤復發的放射性壞死。臨床CEST成像采集也很緩慢，主要是因為b0不均勻性校正或CEST 定量需要多個射頻飽和偏移[42]。盡管APTw 有許多臨床價值，但掃描時間長限制了其臨床轉化。所以，快速CEST 圖像技術的開發是提高APT 在日常臨床實踐中應用的一個重要前提。

Heo等[44]將CS 技術分別應用到健康人群和腫瘤患者中發現，該技術將2D CEST擴展到3D CEST，在不影響APTw圖像質量的情況下，AF可以達到4，顯著縮短掃描時間；更快的CEST掃描不僅有助于提高患者的舒適度和依從性，還可以用于提高圖像質量，例如減少運動對不同射頻飽和偏移的影響。同時發現腫瘤患者的射頻飽和功率為2 μT，該功率非常適合在3.0 T磁場強度下進行APTw的成像。CS加速度可以利用射頻偏倚維度中的稀疏性來進一步增加，所以該研究還發現，沿著射頻偏倚方向應用隨機采樣模式時，能顯著提高重建圖像精度。She等[45]將CS技術與PI結合應用到CEST發現，可以在不改變圖像質量的情況下加速掃描過程，對頭部掃描的最佳AF可達到10。

腦腫瘤病因復雜、潛伏時間長、對患者生存質量危害較大，故早發現、早診斷、早治療顯得尤為重要。APT在腫瘤的分級、診斷、治療和預后中都占有重要作用，但是其掃描時間過長，腦腫瘤患者對長時間密閉空間掃描的耐受程度的反應不一，CS技術可以解決這一難題，對各種類型和疾病程度的患者都有積極影響。然而目前CS技術在3D APT的研究較少，腦腫瘤在人群中的發病率逐年上升，未來有可能成為一個研究熱點。

6 磁敏感加權成像

磁敏感加權成像（susceptibility weighted imaging,SWI）是利用血液代謝物、鐵、鈣等不同組織和物質之間磁敏感差異性，增加組織間對比的MRI 技術[46]。SWI 原理是以組織磁化率不同為基礎，通過對組織產生磁化效應，在回波時間足夠長時，沉積的順磁性物質會改變局部組織的磁性，使不同部位質子的進動頻率出現差異，從而形成相位差。其特點有[47]：（1）3D采集，圖像空間分辨率明顯增高；（2）在投影時使用最小強度的鄰近層面，加上薄層重建技術進行成像，顯著降低T2WI背景場的噪聲影響；（3）在多個方向上進行完全流動補償，并在相位圖片的基礎上成像，去除小動脈的影響，避免信號丟失，形成的圖像有別于傳統的MRI 圖像，可充分顯示組織之間內在的磁敏感特異性差別，這種差別可在SWI 相位圖上得以顯示。SWI 已經廣泛應用于腦創傷[48]、急性腦卒中[49]、神經退行性疾病[50]和腦腫瘤[51]等的診斷、隨訪。Ding等[52]對志愿者進行常規SWI 和添加不同CS 加速度（AF=2、4、6、8、10）的SWI 序列掃描，其他掃描參數完全相同。分析紅核的SNR 和CNR，評價紅核、黑質、大腦內靜脈、基底靜脈的可見性。其結果發現利用CS技術加速SWI上可行的，為了紅核/黑質及大腦內靜脈的可視化，推薦CS 4作為常規SWI掃描的最佳AF，可以達到在不損害圖像質量的情況下縮短掃描時間，其主要原因是掃描時間的縮短導致生理運動減少。

SWI序列成像可呈現的疾病范圍越來越廣，但是目前少見CS技術與SWI結合的研究，需要進一步研究探索其更多的可能性。

綜上所述，CS技術在保障圖像質量的前提下，能夠明顯縮短顱腦3D 結構像、3D TOF MRA、DWI、DTI 及3D APT 的掃描時間，提供豐富的結構與功能影像信息，具有廣闊的應用前景。

作者利益沖突聲明：全部作者均聲明無利益沖突。