壓縮感知技術(shù)在顱腦MRI的臨床應(yīng)用進(jìn)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(xué)方面的特殊序列而成為研究顱腦結(jié)構(gòu)與功能的首選影像技術(shù)。MRI的數(shù)據(jù)在k空間中收集，通過傅里葉變換與圖像空間進(jìn)行數(shù)學(xué)關(guān)聯(lián)，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(shù)據(jù)點數(shù)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(wěn)定的患者和兒童患者的MRI檢查，MRI長時間的掃描進(jìn)程可能會使這些患者對鎮(zhèn)靜需求增加，還可能因為運動產(chǎn)生的偽影致使圖像質(zhì)量受損，影響臨床診斷。而且，長時間的圖像采集過程也會導(dǎo)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(lǐng)域值得關(guān)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(shù)據(jù)進(jìn)行重建不會導(dǎo)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(shù)，該技術(shù)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(shù)據(jù)并采用有效的重構(gòu)算法實現(xiàn)原始信號的重構(gòu)，縮短信號采集所需時間，減少計算量，并達(dá)到在一定程度上保持原始信號的重建質(zhì)量的要求[4]。CS 技術(shù)在2007 年由Lustig 等[5]將其應(yīng)用到MRI領(lǐng)域。CS技術(shù)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(shù)應(yīng)用到MRI 中，進(jìn)一步證明使用CS 技術(shù)加速MRI 掃描是可行的。CS 技術(shù)的應(yīng)用可以很大程度地減少采樣數(shù)據(jù)量，從而可以減少后續(xù)數(shù)據(jù)傳輸、處理和存儲的壓力。CS 技術(shù)以一種創(chuàng)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(jìn)而縮短掃描時間。

CS 技術(shù)在不顯著降低圖像質(zhì)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(shù)已經(jīng)初步應(yīng)用于腹部[7]、心臟[8]、骨關(guān)節(jié)[9]、乳腺[10]及口腔[11]等疾病中，在中樞神經(jīng)系統(tǒng)[12]的研究也逐步展開。本文將對CS技術(shù)在中樞神經(jīng)系統(tǒng)的應(yīng)用進(jìn)展進(jìn)行介紹。

1 3D結(jié)構(gòu)像

3D加權(quán)MRI [3D T1WI、3D T2WI及3D T2液體抑制反轉(zhuǎn)恢復(fù)（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(guī)掃描序列。同時，3D T1WI 是腦結(jié)構(gòu)評估的關(guān)鍵組成部分，可用于定量腦容積測量（全腦、灰質(zhì)、白質(zhì)、腦區(qū)或亞區(qū)），提供有關(guān)衰老和各種神經(jīng)疾?。ㄈ绨柎暮Ｄ?、帕金森病和多發(fā)性硬化癥等）或神經(jīng)精神病（如精神分裂癥）的結(jié)構(gòu)變化信息[13]。癲癇、多發(fā)性硬化等病變因為病灶較小、位于皮層下等原因，在常規(guī)序列圖像中難以顯示，需要進(jìn)行各向同性的3D 容積采集，以便于顯示細(xì)小病變。而三維結(jié)構(gòu)像可以提供高空間分辨率及良好的灰白質(zhì)對比度，但是掃描時間卻大大增加[4]。這樣就有可能導(dǎo)致MRI 圖像運動偽影增加，圖像質(zhì)量降低。研究表明，應(yīng)用CS 技術(shù)能夠縮短3D T1WI 掃描時間，保證圖像質(zhì)量[13-16]。Duan 等[13]發(fā)現(xiàn)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(zhì)量，可用于放射學(xué)診斷。Lu等[14]在配備32通道接收線圈的3.0 T MRI狀態(tài)下將CS 4.6用于3D T1WI，其圖像質(zhì)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(zhì)量依然優(yōu)良。Duan等[13]發(fā)現(xiàn)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(zhì)量，可用于放射學(xué)診斷。Vranic等[16]將CS技術(shù)應(yīng)用到3D T1WI 和T2 FLAIR 序列的研究也進(jìn)一步證實CS 技術(shù)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(zhì)量與傳統(tǒng)成像相當(dāng)；3D T1WI和3D T2 FLAIR序列比常規(guī)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(fā)性硬化癥的應(yīng)用，同樣證明CS在減少成像時間的同時可以獲得高診斷質(zhì)量的顱腦圖像。但是，Molnar等[18]的研究發(fā)現(xiàn)，T2 FLAIR序列受CS技術(shù)的影響更大，其圖像清晰度會隨著AF 的增加而下降。這一結(jié)果與上述結(jié)論相矛盾，所以CS技術(shù)在T2 FLAIR序列的應(yīng)用可作進(jìn)一步探討。

M?nch 等[19]、Ikeda 等[20]均證明在3D T2WI 序列施加CS 技術(shù)，可在減少掃描時間的同時獲得比傳統(tǒng)并行采集加速更優(yōu)異的圖像。兒童的醫(yī)學(xué)成像具有很大的挑戰(zhàn)性，原因有很多：解剖結(jié)構(gòu)體積小、先天性畸形的解剖結(jié)構(gòu)復(fù)雜、耐受長時間鎮(zhèn)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(shù)要求較高，用較短的時間獲得高質(zhì)量圖像是一個非常重要的前提。Bardo 等[21]從技術(shù)原理的角度證實CS技術(shù)在胎兒MRI檢查的可行性和重要性。馬一鳴等[22]將CS技術(shù)應(yīng)用到胎兒顱腦3D T2WI中，通過分析圖像灰白質(zhì)SNR和對比噪聲比（contrast to noise ratio, CNR）分析發(fā)現(xiàn)CS技術(shù)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(zhì)量，提高胎兒中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾患診斷準(zhǔn)確率，同時減少掃描時間，進(jìn)一步保障孕婦與胎兒檢查中的安全。Meister 等[23]將CS 技術(shù)應(yīng)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(shù)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(shù)可以減少掃描時間，改善圖像質(zhì)量，提高圖像清晰度和分辨率。

由此可見，CS技術(shù)在三維結(jié)構(gòu)像的研究較多且成熟，研究過程可重復(fù)性高，縮短掃描時間獲得的圖像質(zhì)量可以滿足臨床診斷需要。三維結(jié)構(gòu)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(zhì)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(yīng)用于顱內(nèi)動脈疾?。íM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(shù)字減影血管造影（digital subtraction angiography, DSA）相當(dāng)[26]。但是3D TOF-MRA較長的采集時間可能導(dǎo)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(jìn)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(zhì)組成，其存儲形式主要是二維矩陣，因此在數(shù)學(xué)上被認(rèn)為是稀疏的[28]。CS技術(shù)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(yīng)用CS 技術(shù)是可行的。近期，很多研究將CS 技術(shù)應(yīng)用于3D TOF-MRA。Lin等[29]的研究比較傳統(tǒng)MRA 與CS-MRA 的圖像質(zhì)量，CS-MRA 的AF 設(shè)置為2，降噪20%，傳統(tǒng)MRA未設(shè)置AF和降噪比例，二者其他參數(shù)完全相同，其結(jié)果發(fā)現(xiàn)CS-MRA 在顯示動脈圖像方面其質(zhì)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(nèi)動脈病變的診斷性能與傳統(tǒng)MRA 的相當(dāng)，掃描時間降低50%。同樣由Fushimi等[30]對腦動脈瘤患者進(jìn)行稀疏采樣TOF掃描研究發(fā)現(xiàn)，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(dāng)。而Kim等[31]對腦動脈瘤患者進(jìn)行CS-TOF和PI-TOF掃描，該研究認(rèn)為PI可以縮短掃描時間，但是AF的增加會導(dǎo)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(shù)略有不同，圖像切片厚度分別為0.4 mm 和0.6 mm，掃描層數(shù)分別為236 和177，AF 分別為4.6 和廣義自動校準(zhǔn)部分并行采集（generalised autocalibrating partially parallel acquisition, GRAPPA）2，盡管個別參數(shù)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(zhì)量和診斷性能。Lu 等[14]比較了CS-TOF 和PI-TOF 的圖像質(zhì)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(shù)完全相同。結(jié)果發(fā)現(xiàn)CS 顯著縮短采集時間，對顱內(nèi)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(fā)現(xiàn)了與稀疏欠采樣相關(guān)的彎曲條紋樣偽影，這些偽影被認(rèn)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(tǒng)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(yōu)化后的CS-SPACE（sampling perfection with application optimized contrasts using different flip angle evolution）應(yīng)用于顱內(nèi)黑血血管壁成像，得到良好的圖像質(zhì)量和可靠的血管區(qū)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(nèi)血管疾病通常具有發(fā)病急、病情重、患者狀態(tài)差的特點。應(yīng)用CS技術(shù)縮短了MRA掃描時間，圖像質(zhì)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(yù)后有很大的正向影響，臨床和患者之間形成一個良性循環(huán)。

3 彌散加權(quán)成像

彌散加權(quán)成像（diffusion weighted imaging, DWI）廣泛應(yīng)用于中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾病和各種腫瘤的微觀結(jié)構(gòu)和生理特征的診斷[33]。目前，DWI 采用了兩種采集技術(shù)，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(yōu)勢，在臨床實踐中廣泛應(yīng)用。但是，EPI-DWI 在不同介質(zhì)交界處成像時會產(chǎn)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(zhì)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(shù)應(yīng)用到TSE-DWI 序列，采用根均方誤差（root mean square error, RSME)和結(jié)構(gòu)相似性（structural similarity, SSIM)系數(shù)作為評價圖像質(zhì)量的重要指標(biāo)。結(jié)果發(fā)現(xiàn)AF＜8 是在保持圖像質(zhì)量的同時減少掃描時間的最佳選擇。Sartoretti等[37]將CS 技術(shù)應(yīng)用到EPI-DWI 發(fā)現(xiàn)，由于EPI與CS技術(shù)不兼容，EPI常見的偽影，如相位編碼方向上的化學(xué)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(xiàn)出來。Zhang 等[39]在研究使用核低秩CS方法與傳統(tǒng)的CS方法在重建DWI時發(fā)現(xiàn)，傳統(tǒng)CS-DWI在AF大于4 時，海馬體與周圍組織難以區(qū)分，推薦DWI 可應(yīng)用AF 為2時的CS技術(shù)。

總之，CS技術(shù)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(shù)可以同時解決DWI成像過程中的不足之處，對圖像質(zhì)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(nèi)生物組織的微觀結(jié)構(gòu)和生理特征的有力工具，能夠定量反映人體內(nèi)水分子在三維空間中的彌散效應(yīng)。DTI 這種獨特的能力已在前沿研究和臨床應(yīng)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(xì)微結(jié)構(gòu)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(nèi)獲得高質(zhì)量的彌散圖像，大大限制了DTI的實際應(yīng)用。其原因是[41]：由于彌散成像是在強彌散加權(quán)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(zhì)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(quán)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(rèn)為PI 會導(dǎo)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(jìn)程受限，而CS技術(shù)恰巧可以解決這個問題，并且可以增加用于內(nèi)核校準(zhǔn)的全采樣k 空間的大小，減少迭代次數(shù)。該研究將PI-CS結(jié)合應(yīng)用到DTI上發(fā)現(xiàn)其重建圖像質(zhì)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(yōu)化結(jié)構(gòu)輪廓的顯示。

目前將CS 技術(shù)應(yīng)用到DTI 序列的研究較少，未來將CS 技術(shù)應(yīng)用到不同部位、不同性質(zhì)病灶的DTI 序列中，研究其圖像質(zhì)量的變化。

5 酰胺質(zhì)子轉(zhuǎn)移成像

酰胺質(zhì)子轉(zhuǎn)移（amide proton transfer, APT）成像是基于化學(xué)交換飽和轉(zhuǎn)移（chemical exchange saturation transfer,CEST）的分子MRI技術(shù)的一種變體，它基于游離體水質(zhì)子和組織中內(nèi)源性移動蛋白和多肽的酰胺質(zhì)子（-NH）之間的化學(xué)交換[42]。這一過程可以通過在人體組織中選擇性誘導(dǎo)射頻飽和，減少水信號的測量[43]。大量的臨床前和臨床數(shù)據(jù)表明，APT加權(quán)（APT weighted, APTw）MRI能夠無創(chuàng)識別和區(qū)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(fù)發(fā)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(zhuǎn)化。所以，快速CEST 圖像技術(shù)的開發(fā)是提高APT 在日常臨床實踐中應(yīng)用的一個重要前提。

Heo等[44]將CS 技術(shù)分別應(yīng)用到健康人群和腫瘤患者中發(fā)現(xiàn)，該技術(shù)將2D CEST擴展到3D CEST，在不影響APTw圖像質(zhì)量的情況下，AF可以達(dá)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(zhì)量，例如減少運動對不同射頻飽和偏移的影響。同時發(fā)現(xiàn)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(jìn)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(jìn)一步增加，所以該研究還發(fā)現(xiàn)，沿著射頻偏倚方向應(yīng)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(shù)與PI結(jié)合應(yīng)用到CEST發(fā)現(xiàn)，可以在不改變圖像質(zhì)量的情況下加速掃描過程，對頭部掃描的最佳AF可達(dá)到10。

腦腫瘤病因復(fù)雜、潛伏時間長、對患者生存質(zhì)量危害較大，故早發(fā)現(xiàn)、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(yù)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(yīng)不一，CS技術(shù)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(shù)在3D APT的研究較少，腦腫瘤在人群中的發(fā)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(quán)成像

磁敏感加權(quán)成像（susceptibility weighted imaging,SWI）是利用血液代謝物、鐵、鈣等不同組織和物質(zhì)之間磁敏感差異性，增加組織間對比的MRI 技術(shù)[46]。SWI 原理是以組織磁化率不同為基礎(chǔ)，通過對組織產(chǎn)生磁化效應(yīng)，在回波時間足夠長時，沉積的順磁性物質(zhì)會改變局部組織的磁性，使不同部位質(zhì)子的進(jìn)動頻率出現(xiàn)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(shù)進(jìn)行成像，顯著降低T2WI背景場的噪聲影響；（3）在多個方向上進(jìn)行完全流動補償，并在相位圖片的基礎(chǔ)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(tǒng)的MRI 圖像，可充分顯示組織之間內(nèi)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(jīng)廣泛應(yīng)用于腦創(chuàng)傷[48]、急性腦卒中[49]、神經(jīng)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(jìn)行常規(guī)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(shù)完全相同。分析紅核的SNR 和CNR，評價紅核、黑質(zhì)、大腦內(nèi)靜脈、基底靜脈的可見性。其結(jié)果發(fā)現(xiàn)利用CS技術(shù)加速SWI上可行的，為了紅核/黑質(zhì)及大腦內(nèi)靜脈的可視化，推薦CS 4作為常規(guī)SWI掃描的最佳AF，可以達(dá)到在不損害圖像質(zhì)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(dǎo)致生理運動減少。

SWI序列成像可呈現(xiàn)的疾病范圍越來越廣，但是目前少見CS技術(shù)與SWI結(jié)合的研究，需要進(jìn)一步研究探索其更多的可能性。

綜上所述，CS技術(shù)在保障圖像質(zhì)量的前提下，能夠明顯縮短顱腦3D 結(jié)構(gòu)像、3D TOF MRA、DWI、DTI 及3D APT 的掃描時間，提供豐富的結(jié)構(gòu)與功能影像信息，具有廣闊的應(yīng)用前景。

作者利益沖突聲明：全部作者均聲明無利益沖突。