多中心扩散MRI的质量控制

李 晨，童琪琦，龚 婷，何宏建，丁秋萍，钟健晖

(浙江大学脑影像科学技术中心 教育部生物医学工程重点实验室浙江大学生物医学工程与仪器科学学院，浙江 杭州 310027)

近年来，多中心联合MRI成为国内外大样本脑连接、脑图谱项目的研究热点[1-3]，但MR软硬件差异导致的数据异质性是多中心研究中不可忽视的问题[4]，而有效的质量评估和控制可为多中心研究提供重要的基础保障。常见的质量控制指标包括图像SNR、奈奎斯特鬼影及畸变等[5-7]。Wang等[8]提出了扩散张量成像的质量控制方案。本研究对8家参与单位的MR设备进行扩散磁共振成像的质量控制分析，监测各中心MR设备的扩散成像质量指标，评估主磁场、梯度系统等对数据质量的影响，旨在为扩散MRI的质量控制研究提供参考。

1 资料与方法

1.1 一般资料 2016年9月—2018年3月，采集8个中心(中心A、B、C、D、E、F、G、H)同种水模的MRI质量控制数据。进行头部扫描前，对各中心的受检者当天采集1次质量控制数据，各中心均提供15例质量控制数据，其扫描方法、参数和扫描流程在各中心及各受检者之间均保持一致。

1.2 仪器与方法 采用Siemens Magnetom Prisma 3.0T MR扫描仪，64通道头线圈。扫描时将水模摆放在固定位置。扫描序列及参数：①主磁场场图(B0 field mapping)，视野210 mm×210 mm，层数50，TR 530 ms，TE14.92 ms，TE27.38 ms，分辨力3 mm isotropic，带宽290 Hz/Px，扫描时间1 min 15 s；②EPI序列，视野220 mm×220 mm，层数93，TR 3 200 ms，TE 58 ms，分辨力1.5 mm isotropic，带宽1 712 Hz/Px，多层同时激发因子3，并行成像采集技术加速因子2，相位编码为头足方向(AP/PA)，扫描时间1 min 8 s(单个相位编码方向时间34 s)；③DWI序列，b值650 s/mm2，扩散方向15，扫描时间1 min 19 s，其他参数与EPI序列相同。

1.3 计算方法 计算磁场不均匀性(B0-inhomogeneous)、SNR、奈奎斯特鬼影、畸变以及FA，并记录各参数随时间的变化。

磁场不均匀性：参考美国放射学会(American College of Radiology, ACR)标准[9]，利用场图计算磁场不均匀性。序列所得场图是两个不同回波时间(TE1、TE2)的梯度回波的相位差图，将半径为水模实际半径90%的圆形ROI自动放置于场图的中心，取ROI中像素最大值和最小值的差值，并转换成频率，再除以中心频率，获得B0，见式1：

(1)

其中，ΔTE为TE1、TE2的差值，f为MR的中心频率。

SNR：将重复扫描所得的两幅图像进行减影，去除噪声的空间依赖性[10]，获得噪声图，见图1。画出ROI的灰度直方图，初步判断噪声遵从高斯分布，进一步利用Python中的Scipy工具包进行正态性检验，因噪声服从高斯分布(P=0.32)，故在噪声图中心取ROI的标准差，记为σ；在平面回波图相同区域取信号均值，记为Smean，按式2计算SNR：

(2)

奈奎斯特鬼影(Ghost)：在EPI序列图像中心取5个ROI，记为R1、R2、R3、R4、R5，见图2；分别求均值记为Mmiddle、Mleft、Mright、Mtop、Mbottom，并按式3计算奈奎斯特鬼影[11]：

(3)

图1 SNR的计算 噪声图(A)和噪声的灰度直方图(B) (蓝色区域为ROI，半径为水模实际半径的75%) 图2 奈奎斯特鬼影图 R1为圆形，半径为水模实际半径的75%，红色感兴趣区R2(左)、R3(右)、R4(上)、R5(下)为大小相等的矩形，其长度为水模实际直径的75%，宽度为水模实际直径的5%

畸变(Distortion)：EPI序列的畸变主要集中在相位编码方向，而扩散梯度会进一步增加畸变，故分别计算EPI和DWI的畸变。频率编码方向水模的直径是真实直径，记为diaRO，相位编码方向水模的直径发生畸变，记为diaPE。两者比值即为畸变程度[12]，见式4：

(4)

对于扩散梯度畸变(Diffusion)，分别计算未加扩散梯度图的掩膜Mask0和各方向扩散梯度图的掩膜Mask1-15，随后将各方向扩散梯度图的掩膜与Mask0相减。统计每幅差值图中不为0的像素个数(Si)，计算其均值即为扩散梯度引入的畸变[10]，见式5：

(5)

FA：旨在衡量水分子扩散的各向异性。理想状态下，水模中的水各项同性，因此其部分各向异性值在理想情况下应为0，根据扩散张量模型，计算水模的FA，ROI同奈奎斯特鬼影图R1。

1.4 统计学分析 采用变异系数(coefficient of variation, CV)定量分析各中心不同指标的波动情况。采用主成分分析(principal components analysis, PCA)的方法对参数进行简化，仅取特征值大于1的成分。将简化后的参数绘制成散点图，并利用各点到其他各点的欧式距离和来定量表述各中心间的差异。采用各参数协方差表示PCA中间过程各参数的相关性。采用SPSS 22.0统计分析软件，以单因素多次重复测量方差分析比较中心内和中心间各指标的差异。

2 结果

以中心A为例，各参数随时间的变化见图3，纵坐标表示各参数，横坐标表示各扫描时间(不同的扫描日期，共15天)。不同中心磁场不均匀性CV的变化最大，畸变的CV最小，见图4。

各参数相关性的协方差见表1，SNR和FA、磁场不均匀性和畸变均有较强相关性。

PCA分析可见特征值大于1的成分共3个，即因素1、因素2、因素3，这3个成分累计贡献率为83.02%；主成分载荷矩阵见表2，主成分载荷矩阵输出的是主成分系数，可以说明各主成分在各变量上的载荷。由表2可以看出，成分1主要是EPI畸变和扩散梯度畸变的权重，成分2主要是SNR和FA的权重，成分3主要是奈奎斯特鬼影的权重(载荷绝对值在0.7及以上)。根据3个成分，各中心数据的散点图见图5，可以直观显示各中心间的差异。欧式距离和的计算结果表明，中心A的距离和最小，为1.61，中心B、C、E、G、H的距离和在2.0左右，而中心D、F的距离和较大，分别为3.06和2.71。

中心内各指标间的差异无统计学意义(P>0.05)，但中心间各指标差异均存统计学意义(P<0.001)。

图3 中心A磁场不均匀性(A)、SNR(B)、奈奎斯特鬼影(C)、畸变(D)、扩散梯度畸变(E)、FA(F)随时间变化图 图例中AP/PA代表相位编码方向。中心A的磁场不均匀性和FA随时间波动较大，其他参数波动相对较小

参数磁场不均匀性SNR奈奎斯特鬼影畸变扩散梯度畸变FA磁场不均匀性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畸变0.549-0.3110.1571.0000.605-0.029扩散梯度畸变0.193-0.172-0.5320.6051.000-0.035FA-0.017-0.576-0.154-0.029-0.0351.000

图4 各中心各参数的CV 图5 各中心数据散点图 对各中心6个参数进行PCA之后，提取3个主成分的散点图

参数成分1成分2成分3磁场不均匀性0.5990.3220.392SNR-0.5410.699-0.217奈奎斯特鬼影-0.1920.04730.931畸变0.8580.2830.273扩散梯度畸变0.7640.237-0.523FA0.259-0.875-0.0349

3 讨论

跨地区多中心联合脑成像是当前国际研究热点，如2004年启动的Alzheimer影像计划主要有30余家机构联合开展。美国人类脑连接计划也涉及全美多家单位。多中心合作研究可以扩大样本的多样性和规模，缩短采集周期，但不同中心数据的异质性也增加了后续数据分析的复杂性。MR图像质量评估和检测对保障多中心研究结果的准确性和可靠性具有重要意义。

主磁场的均匀性是MRI的关键因素之一，主磁场均匀性差可引起MR信号衰减加快，还可加剧图像的畸变[13]。本研究结果发现主磁场的不均匀性和畸变有较强相关性，表明质量控制分析可较敏感地预测图像可能存在的质量问题。

奈奎斯特鬼影是EPI序列成像的固有问题，EPI序列使用正负两种频率编码梯度采集数据，由于涡流等的存在，实际作用在层面的梯度磁场与理论波形存在差异，造成K空间数据的奇数行和偶数行受不同模态的干扰[11]。本研究结果显示各中心奈奎斯特鬼影的数值在可接受范围内(ghost ratio<5%)。

扩散MRI是在平面回波成像的基础上添加了扩散梯度，而扩散梯度也会由涡流效应引入畸变，这种畸变可能出现在各方向，因此对于DWI数据一般需要进行预处理，以减小畸变程度。

FA用于评估自由水扩散的各向异性程度。由于水模各向同性，理论上其FA值应为零，但在实际测量中发现FA存在明显偏差，而Jones等[14-15]的研究也发现存在这种偏差。可能原因包括：①随机噪声的干扰；②扫描前水模未静置；③SMS序列本身的原因；④机器增加扩散梯度后产生的误差。本研究协方差分析结果显示，FA和SNR有非常强的相关性，提示出现FA偏差的主要原因是噪声的干扰。

国内外已有不少研究[16-17]对MRI的质量控制方法进行了探讨。相比既往研究，本研究质量控制方法有以下特点：①主磁场的不均匀性是影响MR结构和功能成像的一个指标，故本研究将其纳入质量控制指标；②DWI是本次多中心项目的重要内容，本研究采用DWI分析MR扩散梯度系统对成像质量的影响。受实际条件限制，本研究存在以下不足：为兼顾各中心的一致性，本研究采用常规临床水模，而非ACR标准水模，故无法计算ACR标准中的部分参数，如层面准确性等；常规均匀水模对多层同时激发序列重建结果的准确性存在一定影响；实际扫描中受检者的个体生理噪声存在也会影响MR图像的数据质量，但在水模质量控制实验中无法探测。

本研究对8个中心的同型号MR设备进行质量控制研究，结果显示各中心的机器性能稳定，中心内各指标间差异无统计学意义(P>0.05)，但中心间各指标差异均存统计学意义(P<0.001)，且中心D和F与其他中心差异更大。

当水模数据检测出严重伪影时，可能反映MR设备的主磁场、梯度系统等硬件系统存在问题，此时进行人体检测结果将发生较大偏差，导致数据不可靠。本研究持续性观测质量控制参数，有助于追踪评估MR设备性能的稳定性[8]。本研究结果表明在相同厂家和型号MR设备之间扩散MR数据仍存在较显著差异，值得进一步加以分析。跨机型设备的软硬件差异可能进一步扩大数据差异[4-9]，提示严格的质量控制分析是多中心大样本实验数据质量的前提和保障。