梯度勻場參數(shù)優(yōu)化及其在非人靈長類動物磁共振成像中的應用

俞文文，王征，聶生東

1.上海理工大學 醫(yī)療器械與食品學院，上海 200093；2.中國科學院上海生命科學研究院 神經科學研究所，上海 200031

引言

近年來，磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）技術得到飛速發(fā)展，已成為開展腦科學研究最為重要的影像方法之一。其中，基于血氧水平依賴的功能磁共振成像（Blood Oxygen-Level Dependent Functional Magnetic Resonance Imaging，BOLD fMRI）、擴散張量成像（Diffusion Tensor Imaging，DTI）以及磁共振波譜（Magnetic Resonance Spectroscopy，MRS）技術的發(fā)展，使MRI從簡單的解剖結構顯示延伸到了基于腦功能的皮層定位、基于水分子擴散模型的腦白質纖維追蹤以及基于化學偽影的神經遞質定量檢測等范疇，成為了當今研究神經系統(tǒng)和腦功能的多面手。

由于進化上相近，非人靈長類的腦結構、功能活動等多方面與人類非常相似，通過使用獼猴等非人靈長類動物開展MRI研究腦功能網(wǎng)絡及其高級認知功能是未來神經科學發(fā)展的重要方向[1-2]。但與人類的大腦相比，獼猴的腦體積?。◣缀跏侨四X體積的二十分之一），且顱骨幾何形狀不規(guī)則，尤其是眶額、顳葉附近空腔較大。除此之外，獼猴額葉區(qū)域的非均質結構包括額葉靜脈竇、骨頭、皮下脂肪以及骨髓等，大面積覆蓋著額部，從而導致磁共振圖像中該區(qū)域的磁敏感效應遠遜于人腦。在以往使用3.0 T MRI設備開展的獼猴實驗中，所采集的BOLD fMRI和DTI圖像中明顯觀察到了眶額區(qū)域的幾何畸變、信號損失、“模糊偽影”，這些都是由于局部磁場不均勻性引起的，而正是因為獼猴額部頭骨的大面積不規(guī)則幾何結構以及解剖結構導致了局部磁場均勻性差。

由于沒有專門針對非人靈長類動物的MRI設備，目前大多此類實驗都是直接使用臨床MRI設備完成的。以西門子臨床用機器為例，其自帶的三維勻場方法是為人體成像設計的，單個體素分辨率為7.8 mm×7.8 mm×7.8 mm。對于非人靈長類動物的腦體積而言，這一設置過于粗糙，不能夠準確地計算補償。為在此基礎上進一步優(yōu)化勻場效果，在以往開展的動物掃描實驗中，通常進一步通過人工交互式實時勻場方式，仔細調整各階勻場電流大小，并通過氫質子共振峰半高寬來判斷勻場效果。常規(guī)方式往往非常耗時，無形中增加了麻醉動物的實驗時間，從而增加實驗風險；另外一方面，勻場質量高度依賴于操作者的經驗以及樣品的性質。

基于以上原因，本文嘗試在3.0 T MRI設備上優(yōu)化勻場序列參數(shù)，借助體模驗證勻場效果，并進一步將優(yōu)化參數(shù)方案應用于獼猴的活體實驗中，在改善勻場效率的同時，提高腦功能研究中常用的BOLD fMRI、DTI掃描的圖像信噪比，減小由于磁場不均勻性導致的圖像偽影。

1 勻場簡介

主磁場的均勻性是MRI磁體的一個重要技術指標。在MRI設備中，磁場均勻性直接影響MRI圖像的信噪比、幾何畸變以及核磁共振譜線寬度和譜線分辨能力。盡管在理論設計時可以做到完美均勻，但在實際加工制造磁體時，工藝誤差是不可避免的。目前，工程上進行補救的方法是勻場（包括被動勻場、超導勻場），即通過補償校正把產生的偏差補償?shù)浇咏鼮榱?，以使其盡可能恢復到設計值。

除了主磁場本身的均勻性外，即使磁體腔內被理想地看作一個均勻磁場空間，當被測物（人或動物）進入磁場后，由于生物體內存在著各種在磁場中表現(xiàn)為順磁性和抗磁性的組織，在它們的界面上磁化率突變也會引起局部磁場的不均勻性，產生磁化率效應，從而引起信號損失和圖像幾何畸變偽影。針對這種情況，應進一步使用室溫勻場[3]，即通過給勻場線圈施加適當?shù)碾娏鳎镁€圈周圍產生的微小磁場，對主磁場進行修正從而調整磁場均勻性，這種方式又稱為電阻勻場。室溫勻場一般用于動態(tài)的精細勻場，即在掃描時對被測對象磁化率梯度引起的不均勻性進行勻場，優(yōu)點是用戶可自行調整勻場電流，更靈活地校正由于被測試樣品引入的局部磁場不均勻。

MRI發(fā)展到今天，在眾多科研工作者的共同努力下，陸續(xù)設計出各式各樣的室溫勻場方法，如搜索勻場[4-5]、基于場圖的勻場[6-11]、動態(tài)勻場[12-14]、z-勻場[15-18]等。本文中所使用的三維梯度勻場法屬于基于場圖的勻場技術，具體是通過成像脈沖序列，獲得被測物在空間各點上的磁場不均勻項分布（即相位差成像[19]），再根據(jù)x、y、z勻場線圈產生的特定磁場大小及空間分布，計算出最優(yōu)化的各個勻場線圈電流組合，從而補償樣品在空間各點上存在的磁場不均勻性?；诖?，通過分析B0場圖的諧波成分（即ΔB0），以此計算并調整各勻場線圈中的電流，從而實現(xiàn)自動勻場。該方法最早由Prammer等[7]提出，后續(xù)研究者又在此基礎上進行了深入改進[8,20-24]。目前許多臨床磁共振成像設備都是采用這一類方法進行自動勻場。

2 材料與方法

2.1 設備與實驗對象

所有磁共振實驗均使用SIEMENS公司Tim Trio 3.0 T MRI系統(tǒng)，內置體線圈作為發(fā)射線圈，實驗室自制8通道相控陣線圈作為接收線圈。

為更好的驗證實驗效果，本次使用美國放射學會（American College of Radiology，ACR）小體模（全塑料材質，專為尺寸較小線圈，如膝線圈、四肢線圈、乳房線圈等測試使用，外徑4.5英寸，圓筒長4.5英寸，內部包含復雜幾何結構以及空腔）進行測試，借助其內部的復雜集合結構、空腔，模擬活體動物頭部復雜情況，驗證勻場效果。

本次實驗選取健康成年食蟹猴1只（性別：雄性，年齡：6.8歲，體重：5.5 kg）。食蟹猴（學名：Macaca fascicularis），也稱長尾獼猴，屬于靈長目猴科，獼猴屬。該實驗動物營養(yǎng)狀態(tài)良好，精神狀態(tài)佳，無神經系統(tǒng)病史。

2.2 動物實驗步驟

磁共振實驗前12 h禁食、水，以防止動物麻醉狀態(tài)時堵塞呼吸管道。采用氯胺酮誘導麻醉，劑量10 mg/kg，肌肉注射，隨后行氣管插管，并將動物頭部固定在實驗室自制的立體定位儀上，打開磁共振兼容電熱水毯維持體溫，打開呼吸機及監(jiān)護系統(tǒng)監(jiān)視生命體征各項指標，同時給予異氟烷氣體（濃度1%～1.5%）維持麻醉。準備結束后，將動物頭部置于接收線圈內正中，送入磁體腔內，開始磁共振掃描。以上動物實驗所有規(guī)程均經過中國科學院上海生命科學研究員生命科學倫理委員會批準。

2.3 勻場實現(xiàn)及參數(shù)設置

借助梯度回波序列快速、易操作及其對B0場偏差高度敏感等優(yōu)勢，常采用雙回波三維梯度回波序列測量被測物感興趣區(qū)域內的ΔB0場圖，見圖1。

圖1 雙回波三維梯度回波序列時序圖

在不均勻磁場中采集到的數(shù)據(jù)將受到不均勻磁場ΔB0的相位調制，即局部磁場不均勻性將改變該區(qū)域中共振信號的相位。處理兩次采集的回波得到兩幅相位數(shù)據(jù)圖，將兩次所得到的相位圖相減，即有：

經相位解卷繞后[25]，長、短兩個回波各自相位成像，兩幅相位圖對應空間位置上的像素逐個相減，即可得到與磁場偏差成比例的ΔB0分布場圖[26]，列式如下：

除了獲得表征當前磁場空間分布的相位差數(shù)據(jù)，梯度勻場的實現(xiàn)還需要讀取機器各個勻場線圈通入單位電流（1 A）對磁場影響的場圖數(shù)據(jù)，以及計算能使勻場區(qū)域內磁場不均勻性最小化的勻場電流。整體的勻場計算實現(xiàn)流程，見圖2。

圖2 梯度勻場流程

本次實驗中主要對比了系統(tǒng)自帶三維勻場方法與參數(shù)優(yōu)化后的高分辨率梯度回波勻場方法，主要參數(shù)設置的如下：系統(tǒng)自帶三維勻場方法采用雙回波穩(wěn)態(tài)序列，視野大小500 mm×350 mm×500 mm，編碼矩陣64×48×64，空間分辨率78 mm×78 mm×78 mm；參數(shù)優(yōu)化勻場方法采用三維梯度雙回波序列，視野大小128 mm×128 mm×128 mm，編碼矩陣64×64×64，空間分辨率2 mm×2 mm×2 mm，重復時間為10 ms，回波時間分別為，TE1=2.2 ms，TE2=4.4 ms。

2.4 磁場均勻性測量

當射頻脈沖結束后，氫核自旋開始自由進動和弛豫，受自旋—自旋弛豫過程影響，這時接收線圈中感應到的交變電流會慢慢衰減直至消失，此衰減的交變電流稱為自由感應衰減（Free-Induction Decay，F(xiàn)ID）信號。磁場的不均勻性會直接影響FID信號的持續(xù)時間，從而影響到FID的面積。通過對時域FID信號進行傅里葉變換，可以得到頻譜圖。而該頻譜圖的半高寬（Full Width at Half Maximum Height，F(xiàn)WHM）常用來作為磁場均勻性的判斷標準。即磁場均勻性越好，F(xiàn)WHM越小。

3 結果

3.1 體模實驗

通過對ACR水模先后共10次的測試，不同勻場方法測量得到的FWHM結果，見表1。水模初始進入磁場中的狀態(tài)為裝機調試場（出廠設置），此時測得的FWHM為（105.65±1.047）Hz，使用系統(tǒng)自帶三維自動勻場方法（DESS序列）后測得的FWHM可以達到（30.58±0.414）Hz，使用經過參數(shù)優(yōu)化后的勻場方法（mGRE序列）后測得的FWHM可以達到（19.97±0.452）Hz。

不僅在定量指標上看到變化，比較兩種方法在勻場前后的場圖，也能直觀、形象的看到差別，見圖3。圖中第一列顯示了磁共振信號幅值圖（圖3a），第二到第四列分別顯示了主動勻場前（圖3b）、三維自動勻場后（圖3c）以及參數(shù)優(yōu)化勻場后（圖3d）的場圖，上述3組場圖均為兩次TE得到的相位圖接纏繞后相減計算得到的相位差值圖。所有圖像均在3.0 T磁共振設備上使用雙回波三維梯度回波序列采集（圖像分辨率2 mm×2 mm×2 mm），第一至第三行分別顯示了橫斷位、冠狀位以及矢狀位層面。為便于觀察，圖中使用偽彩顯示相位在+π～-π范圍內的變化值?？梢园l(fā)現(xiàn)，在體模的液體與空氣交界面附近有明顯的場相位變化，隨著勻場的優(yōu)化，在界面處變化趨于平緩，不均勻區(qū)域明顯減小。

3.2 動物實驗

非人靈長類動物的頭部，尤其是眼眶上緣區(qū)域明顯比人類的頭部覆蓋更厚的肌肉，見圖4。其中，圖4a顯示了活體動物結構像的磁共振信號幅值圖，圖中第二、三列分別顯示了三維自動勻場后（圖4b）以及參數(shù)優(yōu)化勻場后（圖4c）的相位差值情況。兩組圖均在3.0 T磁共振設備上使用gre-field-mapping序列采集（圖像分辨率2 mm×2 mm×2 mm），第一至第三行分別顯示了橫斷位從上至下的3個不同層面。當使用以平面回波為基礎的序列成像時，尤其在眼眶附近圖像畸變嚴重，常規(guī)三維勻場后，在場圖上仍然這些對應的區(qū)域場仍然場均勻性較差（圖4b）。使用參數(shù)優(yōu)化勻場后，尤其在眶額附近區(qū)域，場的均勻性得到改善（圖4c）。

表1 三維自動勻場方法和參數(shù)優(yōu)化采樣后勻場方法勻場效果定量比較

圖3 勻場前后的ACR體模場圖對比

經過有效的勻場，使用平面回波序列采集的圖像畸變將得到改善，見圖5。圖5a顯示了常規(guī)勻場后的回波平面成像（Echo-Planner Imaging，EPI），圖5b顯示了參數(shù)優(yōu)化勻場后的EPI圖像。兩幅圖均在3.0 T磁共振設備上使用BOLD_EPI序列采集（圖像分辨率2 mm×2 mm×2 mm），第一至第三行，自左至右分別顯示了橫斷位自上至下連續(xù)無間隔的9個不同層面。通過采集獼猴全腦的BOLD fMRI圖像可以證明，勻場效果較差時，表現(xiàn)出全腦圖像在相位編碼方向的幾何畸變，從眼球形狀可以明顯看出，圖像被拉伸（圖5a）；在勻場效果較好時，偽影減輕，圖像幾何畸變不再明顯（圖5b）。

圖4 成年獼猴頭部場圖對比

圖5 勻場后的成年獼猴頭部BOLD EPI圖對比

4 討論

一般情況下，高分辨率梯度勻場都能取得較好的勻場效果，但也存在不足，主要體現(xiàn)在以下幾個方面：① 某些特殊情況下，如動物頭部因外科手術引入含磁性物質（如骨釘、牙科水泥等）導致磁場均勻性嚴重破壞時，由于采用了梯度回波序列，因此無法獲得理想的磁場分布圖像；② 由于空間分辨率較高，圖像信噪比往往較低，由于相位解卷繞算法是一種非線性算法，其誤差具有傳遞性，當相位數(shù)據(jù)信噪比較差時，其解卷繞后的數(shù)據(jù)也將變得不準確，這將大大影響勻場計算的效果；③ 由于采用了XY方向的相位編碼，掃描及計算所需時間較長，不適合對大尺寸樣品進行勻場。針對以上問題，目前已有相關的技術解決方案：例如，在磁場非常不均勻的情況下，采用自旋回波脈沖序列替代常規(guī)的梯度回波脈沖序列；為縮短三維梯度勻場的時間，在相位編碼時采用非均勻采樣在K空間上加速。

當然，對于單體素MRS來說，對整個頭部區(qū)域采集完整的三維B0場圖是多余的，而且可能并非最優(yōu)的方案。因此，Gruetter等[8-9]提出了一種快速自動勻場技術——投影映射快速自動勻場技術（Fast, Automatic Shimming Technique by Mapping Along Projections，F(xiàn)ASTMAP）， 區(qū)別于上述需采集整幅?B0分布圖像的勻場方式，這種方法基于一種稀松，但是高效的采集方式，即只沿6個方向投影測量?B0，這樣可以在有效縮短獲取靜磁場信息所需時間的同時，提取必要的一階、二階勻場線圈最佳電流調整信息。在此基礎上，后續(xù)又出現(xiàn)了提高效率和可靠性的投影映射快速自動勻場技術[10]和使用任意映射采集參數(shù)的魯棒自動勻場技術。這些基于FASTMAP的優(yōu)化改進方法或提升了精確性，或進一步縮短了采集時間，又或將其應用擴展至二維層面勻場[11]。

為了獲得更好的非人靈長類動物勻場效果，本文也嘗試了各種勻場方法的組合，并在實際操作過程中發(fā)現(xiàn)：①與體模相比，動物實驗掃描信噪比較弱，個別情況下，單獨使用高分辨率參數(shù)勻場并不能顯著提高勻場效果，可以嘗試結合高分辨率參數(shù)與手動交互式勻場，實驗結果顯示，組合使用兩種方法較單獨使用任一種方法，能更高效的達到預期的勻場效果；② FASTMAP適用于較小體積內的快速勻場，在相對大的測試區(qū)域內，無法達到理想的勻場效果，為了獲得更好的勻場效果，可以重復3～4次，如果仍然無法滿足半高寬要求，可以結合手動交互式勻場再進行細微調整。

5 結論

磁場均勻性是磁共振技術的基礎，也是平面回波成像、彌散成像、波譜分析等一系列序列實現(xiàn)的前提條件。本研究采用梯度回波序列，通過序列參數(shù)優(yōu)化，提高空間分辨率，縮小勻場范圍，能夠幫助優(yōu)化局部勻場效果，進而減小由于磁場不均勻導致的畸變。該方法較常規(guī)三維勻場序列參數(shù)，能夠在細節(jié)上更好的處理勻場電流補償，在非人靈長類動物等頭部尺寸較小、勻場要求更高的情況下，能夠一定程度上提高勻場效果。本文研究結果，可為非人靈長類動物腦功能成像的優(yōu)化提供參考。

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