科研MRI質(zhì)量控制系統(tǒng)的開發(fā)與應(yīng)用

韓夢楊，王雪雪，張建業(yè)，童琪琦，陳紅，張芳崧，丁禪駿，王金紅

1.上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬精神衛(wèi)生中心 醫(yī)學(xué)影像科，上海 200030；2.健康醫(yī)療大數(shù)據(jù)研究中心 之江實驗室，浙江 杭州 311121

引言

人腦是自然界進化的奇跡，是由數(shù)百種不同類型的神經(jīng)元構(gòu)成的極為復(fù)雜的組織結(jié)構(gòu)，理解大腦的結(jié)構(gòu)與功能是21 世紀(jì)最具挑戰(zhàn)性的前沿科學(xué)問題。當(dāng)前，各國腦科學(xué)研究計劃相繼誕生，多數(shù)成為國家重點研究項目。磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）是腦科學(xué)研究最重要的現(xiàn)代影像學(xué)方法，已成為腦科學(xué)研究和臨床應(yīng)用的重要工具，并且已經(jīng)被廣泛應(yīng)用于探索大腦結(jié)構(gòu)和功能網(wǎng)絡(luò)連接圖譜的科學(xué)研究中。MRI 技術(shù)是用于人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)的成像[1]，是一種革命性的醫(yī)學(xué)診斷工具，極大地推動了醫(yī)學(xué)、神經(jīng)生理學(xué)和認(rèn)知神經(jīng)科學(xué)的迅速發(fā)展。

功能磁共振成像（Functional Magnetic Resonance Imaging，fMRI）是基于血氧水平依賴的神經(jīng)成像技術(shù)，通過檢測大腦血氧水平變化，間接反映神經(jīng)元活動[2]。經(jīng)過近30 年的蓬勃發(fā)展，fMRI 已成為研究人類神經(jīng)科學(xué)以及各種神經(jīng)和精神疾病不可或缺的工具[3]。與常規(guī)MRI 相比，fMRI 可以檢測到很微弱的神經(jīng)元活動，其對硬件性能和質(zhì)量控制的依賴度也更高。

磁共振彌散張量成像（Diffusion Tensor Imaging，DTI）是通過磁共振水分子彌散成像觀察腦白質(zhì)纖維束結(jié)構(gòu)形態(tài)，用以診斷和分析神經(jīng)系統(tǒng)疾病的重要方法，但其目前發(fā)展受信噪比（Signal to Noise Ratio，SNR）及圖像質(zhì)量的限制，許多因素都會影響DTI 成像質(zhì)量，如主磁場（B0 場）的變化會導(dǎo)致嚴(yán)重的信號失真，從而影響各向異性分?jǐn)?shù)（Fractional Anisotropy，F(xiàn)A）值的測量[4]。因此，制定準(zhǔn)確有意義的DTI 測量指標(biāo)是未來DTI 質(zhì)量控制發(fā)展的目標(biāo)[5]。

fMRI 和DTI 作為科研MRI 常用的序列，其數(shù)據(jù)的質(zhì)量是腦科學(xué)精準(zhǔn)研究的前提，但隨著MRI 設(shè)備使用時間和頻率的增加，性能的穩(wěn)定性和可靠性逐漸弱化[6]，可能導(dǎo)致數(shù)據(jù)產(chǎn)生異質(zhì)性，大大增加后續(xù)數(shù)據(jù)分析的復(fù)雜性。

科研MRI 圖像質(zhì)量相較于臨床更嚴(yán)格，同一研究項目自始至終應(yīng)采用同一設(shè)備進行采集?；颊吲c對照組之間、基線和隨訪之間可能會有微小的差異。因此，為了檢測這些變化，MRI 數(shù)據(jù)的采集必須非常精確和一致?；谝陨闲枨?，本研究研發(fā)了一套MRI 質(zhì)量控制系統(tǒng)，在常規(guī)質(zhì)量控制指標(biāo)的前提下，細(xì)化增加了DTI及fMRI 各級指標(biāo)，對MRI 設(shè)備性能及圖像質(zhì)量進行監(jiān)測，以保障設(shè)備運行的穩(wěn)定性及數(shù)據(jù)采集的一致性。

1 資料與方法

1.1 儀器選擇

2020 年9 月至2022 年3 月，采用Siemens Verio 3.0 T MRI 掃描儀（德國西門子股份公司，德國），32 通道頭線圈，約每周對MRI 設(shè)備進行質(zhì)量控制（疫情期間除外）1 次。每次掃描將Phantom Plastic Bottle 1900MI 水模固定擺放在相同位置，并靜置5 min 后開始掃描[7]。掃描序列及參數(shù)：① 主磁場場圖（B0 gre_field_mapping），視野220 mm×220 mm，層數(shù)50，TR 705 ms，TE18 ms，TE210.46 ms，分辨率3 mm isotropic，帶寬260 Hz/Px，掃描時間82 s；② 平面回波成像（Echo Planar Imaging，EPI）序列，視野220 mm×220 mm，層數(shù)74，TR 5000 ms，TE 90.8 ms，分辨率2 mm isotropic，帶寬1276 Hz/Px，多層同時激發(fā)因子2，并行成像采集技術(shù)加速因子2，相位編碼為頭足方向（AP/PA），掃描時間55 s；③ DTI序列，b 值650 s/mm2，擴散方向12，掃描時間110 s，其他參數(shù)與EPI 序列相同；④ fMRI 序列（Bold），視野220 mm×220 mm，層數(shù)50，TR 2000 ms，TE 30 ms，分辨率3 mm isotropic，帶寬2330 Hz/Px，采集數(shù)目100，掃描時間208 s[8]。

1.2 計算方法

計算B0 場不均勻性、SNR、圖像均勻度、奈奎斯特偽影、幾何畸變、彌散FA、fMRI 波動和漂移百分比、fMRI 信號波動噪聲比（Signal to Fluctuation Noise Ratio，SFNR）、fMRI 頻譜分析，記錄各參數(shù)。

（1）B0 場不均勻性：在梯度回波類（Gradient Echo，GRE）序列中，采集兩個不同TE 的相位圖像，可利用它們的相位之差計算出B0 場的不均勻性。步驟如下：① 在生成的相位差圖像上，將半徑為水模實際半徑90%的圓形感興趣區(qū)（Region of Interest，ROI）放置在圖的中心位置，見圖1；② 取ROI 范圍內(nèi)相位差的最大值，并轉(zhuǎn)換成頻率后，可按公式（1）計算出B0 場的不均勻程度。

圖1 相位差圖

式中，ΔTE 為成像序列參數(shù)中兩個TE 的差值，f為B0 場的中心頻率。

（2）自旋回波序列（Spin Echo，SE）EPI 圖像中SNR 的計算方法：將兩幅重復(fù)掃描得到的圖像相減，得到純噪聲圖。取兩次重復(fù)掃描的均值圖，作為信號圖。將半徑為水模實際半徑80%的圓形ROI 放置在純噪聲圖和信號圖的中心位置，其中在純噪聲圖上如圖2 所示?？砂垂剑?）計算出SNR[9-10]。

圖2 SE EPI的純噪聲圖

式中，Smean為信號圖ROI 內(nèi)的均值，σ為純噪聲圖ROI 內(nèi)的標(biāo)準(zhǔn)差，為噪聲估計的校正因子。

（3）GRE EPI 圖像中SNR 的計算方法：所有100 次測量的圖像均值作為信號圖，選取圖中水模中心的1 個圓形ROI，半徑為水模半徑的80%，將ROI 內(nèi)的值求平均，作為信號S。將所有測量圖像按順序標(biāo)號，分別將序號為奇數(shù)和偶數(shù)的圖像求和后做差，得到空間噪聲圖，見圖3，選取同樣大小的ROI，將ROI 內(nèi)值的方差作為噪聲N。可按公式（3）計算出SNR。

圖3 GRE EPI圖像的空間噪聲圖

式中，M為圖像的重復(fù)測量次數(shù)，此處為100。

（4）圖像均勻度：在采樣的水模圖像中，劃出半徑為水模實際半徑80%的圓形ROI。計算ROI 內(nèi)信號的最大值Max（ROI）、最小值Min（ROI），可按公式（4）計算出均勻度Uniformity[9,11]。

（5）奈奎斯特偽影：在SE EPI 序列圖像上，可測量偽影比率（Ghost to Signal Ratio，GSR）來估計那奎斯特偽影的大小。它描述了在圖像信號在相位編碼（Phase Encoding，PE）方向上偏移而泄漏的偽影占圖像中心信號的比率。① 在圖像上取5 個ROI，分別記為R1、R2、R3、R4、R5。其中，R1 為圓形，半徑為水模實際半徑的80%，作為信號區(qū)域。R2（左）、R3（右）、R4（上）、R5（下）為大小相等且對稱的矩形，其長度為水模實際直徑的80%，寬度為水模實際直徑的5%，放置在圖像背景中，見圖4；② 對5 個ROI 分別求平均值，記為Icenter、Ileft、Iright、Itop、Ibottom，可按公式（5）計算出GSR。

圖4 奈奎斯特偽影圖

（6）幾何畸變：磁化率偽影畸變由無彌散加權(quán)的SE EPI 圖像計算而得。由于畸變主要集中在PE 方向，本研究采集的軸位圖中水模為正圓形，且未在頻率編碼方向上發(fā)生畸變，圖像中的直徑是真實值，對其測量并記為DiaRO。在PE 方向上，測量發(fā)生了畸變的水模直徑，記為DiaPE，見圖5?？砂垂剑?）計算出畸變程度Distortion。

圖5 磁化率偽影畸變測量圖

（7）彌散梯度渦流畸變計算方法：使用包含彌散加權(quán)梯度的SE EPI 圖像計算。但由于此圖像中同時混合了上述兩種畸變，因此需同時結(jié)合無彌散加權(quán)的SE EPI圖像計算，排除磁場不均勻?qū)е碌幕?。在無彌散梯度圖像上求水模的二值圖Mask0。在彌散加權(quán)圖像中，對第i個彌散梯度方向的圖求水模的Maski。隨后將每個Maski與Mask0相減，見圖6。對各個差值圖之和求平均可算出由彌散梯度渦流引起的畸變Distortion，見公式（7）。

圖6 掩膜差值圖

式中，n為彌散梯度方向個數(shù)。

（8）彌散FA：FA 衡量的是水分子彌散的各向異性程度，在理想情況下，水模的水分子呈自由擴散，因此為各向同性，F(xiàn)A 處處為0[12]。而在實際中，由于圖像噪聲的存在，使得計算出的FA 在不同位置出現(xiàn)較小的波動，且噪聲越高，F(xiàn)A 值越大。因此，在水模中測量FA可反映圖像的噪聲分布情況。在彌散加權(quán)SE EPI 序列的圖像中，計算圖像各處FA。根據(jù)DTI，通過擬合計算出二階彌散張量，可得3 個特征值與3 個正交的特征向量。描述各向異性程度的FA 可由公式（8）計算。

式中，λ1、λ2、λ3分別為3 個特征值，MD為這3 個特征值的均值。

（9）fMRI 波動和漂移百分比：在大腦的fMRI掃描中，由血氧水平依賴（Blood Oxygenation Level Dependent，BOLD）效應(yīng)而產(chǎn)生的圖像信號改變僅占初始信號的百分之幾[13-14]。為了準(zhǔn)確地測量如此小的信號變化，MRI 系統(tǒng)必須具有遠(yuǎn)低于此幅度的信號時間波動水平。水模中無BOLD 效應(yīng)，因此，測量到的信號隨時間變化主要由掃描儀自身產(chǎn)生，與機器穩(wěn)定性有關(guān)。較大幅度的信號變化可能表示機器內(nèi)的溫度發(fā)生了改變。

使用GRE EPI 序列做的100 次測量中，可計算圖像各處在時間維度上的信號波動和漂移。波動百分比（Percent Fluctuation，PF）指信號的時間波動占信號強度的百分比，而漂移百分比（Percent Drift，PD）指信號漂移占信號強度的百分比。利用二階多項式擬合每個體素上隨測量次數(shù)變化的信號，得到信號波動曲線如圖7 所示[15]。

圖7 信號波動曲線

PF 計算為實際信號與擬合值殘差的標(biāo)準(zhǔn)差與信號的比值，見公式（9）。

式中，r為殘差，S為平均信號強度。

PD 計算為擬合后曲線的最大值與最小值之差與信號的比值，見公式（10）。

（10）fMRI 的SFNR：fMRI 信號在時間維度上的波動還與圖像噪聲相關(guān)。在不同的圖像上，空間內(nèi)隨機分布的噪聲可使同一位置的信號也在時間維度上產(chǎn)生一定程度的波動。可使用SFNR 來評估fMRI 序列在時間維度上的噪聲水平，其為PF 在圖像空間的分布。

對每個體素，計算所有圖像在時間維度上的均值，作為信號圖，見圖8a。

圖8 信號波動噪聲比的求解

在每個體素中，利用二階多項式擬合隨測量次數(shù)變化的信號，并與原始信號做差，進行去趨勢操作，使信號均值為零。將去趨勢后的標(biāo)準(zhǔn)差作為波動噪聲圖，見圖8b。

SFNR 圖可由信號圖和波動噪聲圖的比值算出，見圖8c。選取圖中的圓形ROI，其中圓心在水模中心，半徑為水模半徑的80%，將ROI 內(nèi)的所有值求平均作為SFNR。

（11）fMRI 頻譜分析：從fMRI 信號的頻譜圖中可判斷出MRI 掃描儀受外部環(huán)境干擾的情況。如果在圖像采集過程中，周圍環(huán)境有周期性的噪聲干擾，如MRI機器的水冷系統(tǒng)或梯度誘導(dǎo)的共振。此時，將信號進行傅里葉變換至頻率域后，會在某一頻率上出現(xiàn)高峰信號。

利用二階多項式對每一體素的信號擬合，進行去趨勢操作。將殘差進行傅里葉變換，觀察其特征，見圖9。

圖9 fMRI信號的頻譜圖

2 結(jié)果

依此方法編輯程序，設(shè)計軟件iQuarter，在完成序列采集后，后臺質(zhì)控程序在查詢到新數(shù)據(jù)傳入后自動開始對圖像處理，計算出上述質(zhì)控指標(biāo)，將當(dāng)日結(jié)果統(tǒng)計在網(wǎng)頁中顯示。例如，某一日的測量中所有質(zhì)控指標(biāo)如圖10 所示，并分為B0 場、DTI 及fMRI 指標(biāo)3 個欄目顯示。

圖10 水模單日質(zhì)控指標(biāo)

當(dāng)日結(jié)果還可與歷史結(jié)果相比較。圖11～13 顯示了一段時間使用同一個水模采集的各項參數(shù)的質(zhì)控數(shù)據(jù)。

圖11 水?？傎|(zhì)控結(jié)果：B0場相關(guān)指標(biāo)

圖12 水?？傎|(zhì)控結(jié)果：彌散相關(guān)指標(biāo)

B0 場不均勻性、SNR、DTI 圖像均勻度、奈奎斯特偽影、幾何畸變-磁化率偽影、fMRI 圖像均勻度、波動百分比、SFNR、空間信噪比，分別在0.1 ppm、41 dB、80%、0.6%、2 mm、73.6%、0.05%、350 dB、50.7 dB上下波動，并保持相對穩(wěn)定。

時間節(jié)點為2022 年1 月14 日的SNR、奈奎斯特偽影、幾何畸變-渦流偽影、SFNR 及空間信噪比，出現(xiàn)1 次異常值。

2020 年9 月至2021 年8 月20 日中心頻率、幾何畸變-渦流偽影、漂移百分比，分別在123.2005 MHz、0.5、0.07%上下波動，并保持相對穩(wěn)定。

2021 年9 月10 日至2022 年3 月中心頻率、幾何畸變-渦流偽影、漂移百分比，分別在123.1943 MHz、0.3、0.43%上下波動，并保持相對穩(wěn)定。

時間節(jié)點為2021 年9 月10 日的中心頻率、幾何畸變-渦流偽影及漂移百分比與2021 年8 月20 日的數(shù)據(jù)比較，出現(xiàn)明顯起伏。

周期質(zhì)控數(shù)據(jù)圖中奈奎斯特偽影、幾何畸變-磁化率偽影（AP）及幾何畸變-磁化率偽影（PA）3 個指標(biāo)均進行了2 次相同的測量，分別為圖中的測量1 和測量2，兩組曲線的擬合程度較高，說明數(shù)據(jù)測量具備可重復(fù)性。

2022 年1 月14 日水模質(zhì)控掃描原始數(shù)據(jù)圖如圖14所示，當(dāng)日科室志愿者32 通道掃描圖如圖15 所示。

圖14 2022年1月14日水模質(zhì)控掃描圖

圖15 2022年1月14日志愿者32通道掃描圖

3 討論

數(shù)據(jù)質(zhì)量的可靠性和可重復(fù)性一直是學(xué)術(shù)研究面臨的首要問題，MRI 設(shè)備的穩(wěn)定性是保障數(shù)據(jù)采集準(zhǔn)確性的前提。對MRI 設(shè)備性能的質(zhì)量控制主要是通過對影像數(shù)據(jù)的質(zhì)量監(jiān)控分析而對影像設(shè)備的指標(biāo)和性能進行監(jiān)測和維護。在影像數(shù)據(jù)分析過程中，定期的設(shè)備質(zhì)量控制是極為重要的一部分，它保證影像數(shù)據(jù)的質(zhì)量，對影像數(shù)據(jù)分析結(jié)果是否合理、正確起決定性作用。

本研究所開發(fā)并應(yīng)用的多模態(tài)影像數(shù)據(jù)質(zhì)控軟件iQuarter，具備智能影像數(shù)據(jù)質(zhì)量監(jiān)控分析模式，即當(dāng)MRI 設(shè)備把數(shù)據(jù)發(fā)送過來時，iQuarter 可自動接收數(shù)據(jù)并智能地識別DTI 和fMRI 數(shù)據(jù)，從而進行質(zhì)量監(jiān)控和分析，降低了質(zhì)控人員手工測量的時間成本并避免了人為因素的誤差。應(yīng)用質(zhì)控軟件iQuarter 對我院Siemens Verio 3.0 T MR 掃描儀采用定制的質(zhì)控序列，定期進行質(zhì)量監(jiān)控。采用設(shè)備出廠自帶的水模作為掃描對象開展日常質(zhì)量控制工作，降低成本，便于實現(xiàn)、推廣。

iQuarter 在整個應(yīng)用周期中，其監(jiān)測結(jié)果如圖10～13所示。研究發(fā)現(xiàn)整體指標(biāo)趨于平穩(wěn)，但監(jiān)測到2次異常值。第一次異常點為2021 年9 月10 日測得質(zhì)控數(shù)據(jù)中的中心頻率、幾何畸變-渦流偽影及漂移百分比。第二次異常點為2022 年1 月14 日測得質(zhì)控數(shù)據(jù)中的SNR、奈奎斯特偽影、幾何畸變-渦流偽影、SFNR 及空間信噪比。

（1）2021 年9 月10 日數(shù)據(jù)異常分析

起因于2021 年8 月21 日，當(dāng)日值班技術(shù)員發(fā)現(xiàn)MRI 設(shè)備周邊地面有滲水，出于安全因素考慮暫停使用設(shè)備，立即向西門子售后報修。西門子工程師抵達(dá)現(xiàn)場，經(jīng)檢測發(fā)現(xiàn)梯度線圈損壞。

西門子Verio 的梯度線圈是水冷的，梯度線圈在平時使用時X、Y、Z 3 個軸向一直有電流產(chǎn)生，B0 場和梯度場會相互之間產(chǎn)生應(yīng)力。相互拉扯的力最終會導(dǎo)致梯度線圈裂開然后滲水，梯度線圈用得越多越容易損壞滲水。由于科研MRI 經(jīng)常掃描高b 值的序列，且掃描時間較長，對梯度線圈損耗進一步增加。

工程師給予處理意見：預(yù)定配件梯度線圈、降低水循環(huán)水壓、配件更換前每天監(jiān)查水壓、暫停掃描。2021 年8 月22 日至9 月1 日等待配件期間水壓從0.8 bar 降至0.6 bar。2021 年9 月2 日配件抵達(dá)，工程師進場維修。2021 年9 月5 日完成更換梯度線圈，MRI重新勵磁，完成西門子質(zhì)量保證測試。2021 年9 月6 日科研Bold 序列掃描中斷，煙霧報警提示。2021 年9 月7 日工程師調(diào)整線纜角度，設(shè)備正常使用。

2021 年9 月10 日在設(shè)備經(jīng)過更換梯度線圈、重新勵磁這種重大調(diào)整后進行質(zhì)量控制掃描。與2021 年9 月10 日之前的數(shù)據(jù)對比，中心頻率、幾何畸變-渦流偽影及漂移百分比3 項數(shù)據(jù)出現(xiàn)異常值。中心頻率及幾何畸變-渦流偽影下降，漂移百分比上升。根據(jù)西門子Verio 的官方標(biāo)準(zhǔn)，該機型中心頻率范圍應(yīng)在122.8～123.6 MHz 區(qū)間內(nèi)。由于重新勵磁，我院Verio 設(shè)備的中心頻率實際變化范圍在123.194～123.201 MHz 之間波動，屬于正常范圍。幾何畸變-渦流偽影及漂移百分比由于沒有官方標(biāo)準(zhǔn)，無法判斷是否屬于正常區(qū)間內(nèi)。通過后續(xù)持續(xù)的質(zhì)量控制，發(fā)現(xiàn)這3 項指標(biāo)雖然與維修前的數(shù)據(jù)有差異，但從維修后的周期性數(shù)據(jù)來分析還是處于平穩(wěn)狀態(tài)。說明設(shè)備已經(jīng)處于修理完畢新的穩(wěn)定狀態(tài)，可持續(xù)使用。

由于設(shè)備梯度線圈損壞、重新勵磁等這些計劃外的維修調(diào)整，導(dǎo)致了數(shù)據(jù)存在異質(zhì)性，研究課題組應(yīng)當(dāng)把2023 年9 月10 日作為時間節(jié)點，分段分析前后數(shù)據(jù)。先獨立處理節(jié)點數(shù)據(jù)，再酌情合并處理，以保證科研的真實性及一致性。

（2）2022 年1 月14 日數(shù)據(jù)異常分析

2022 年1 月14 日對MRI 設(shè)備進行定期質(zhì)控掃描，經(jīng)質(zhì)控軟件iQuarter 進行數(shù)據(jù)分析，測得質(zhì)控數(shù)據(jù)中的SNR、奈奎斯特偽影、幾何畸變-渦流偽影、SFNR 及空間信噪比，均出現(xiàn)異常值。通過上述參數(shù)的異常及水模圖周邊出現(xiàn)明顯的點狀顆粒影（圖14），優(yōu)先懷疑32 通道頭線圈損壞或者插槽損壞。

為了排除故障，本研究招募本科室志愿者1 名，簽署MRI 掃描知情同意書及注意事項，分別使用12 通道頭線圈和32 通道頭線圈進行掃描。掃描結(jié)果顯示12 通道頭線圈圖像無異常偽影，圖像清晰；32 通道頭線圈圖像偽影嚴(yán)重（圖15）。因此排除了床體插槽的損壞，進而懷疑32 通道線圈損壞。向西門子售后報修，經(jīng)工程師檢測，分析結(jié)果為頭部32通道線圈內(nèi)部部分通道損壞。

工程師給予的處理意見為更換頭部線圈。1 周后線圈到貨，更換新的頭部線圈，2022 年1 月21 日進行質(zhì)量控制掃描，經(jīng)質(zhì)控軟件iQuarter 進行數(shù)據(jù)分析，相關(guān)MRI 設(shè)備質(zhì)控參數(shù)恢復(fù)正常狀態(tài)，與2022 年1 月14 日之前的歷史數(shù)據(jù)未見明顯差異。

應(yīng)告知課題組2023 年1 月21 日更換了32 通道頭線圈，但由于通道數(shù)及品牌一致，質(zhì)控分析數(shù)據(jù)未見明顯差異。后續(xù)研究數(shù)據(jù)與之前數(shù)據(jù)應(yīng)可同批次處理，科研的一致性不受影響。

通過上述兩個案例及長期的數(shù)據(jù)監(jiān)測圖表，可以了解到質(zhì)控軟件iQuarter 可以對MRI 設(shè)備進行長期的穩(wěn)定性監(jiān)測并在設(shè)備出現(xiàn)異常后能夠及時報告，避免繼續(xù)使用對設(shè)備造成損害，為科研掃描的數(shù)據(jù)質(zhì)量提供保障[16]。成功的計量質(zhì)控體系可以讓使用者充分了解設(shè)備的變化、差異和圖像瑕疵的來源，并能輔助維護設(shè)備和管理圖像質(zhì)量[17]。

4 結(jié)論與展望

本研究主要針對DTI 和fMRI 序列進行分析，兩種序列受不同的質(zhì)控指標(biāo)影響。DTI 代表性參數(shù)包含SNR、圖像均勻度、幾何畸變-磁化率偽影、幾何畸變-渦流偽影、奈奎斯特偽影。DTI 序列由于b 值的增加對梯度場和SNR 的要求越來越高。DTI 圖像易受到偽影的影響，如磁敏感性偽影、運動偽影等。因此需要通過提高SNR、降低B0 不均勻性、補償渦流、校正偽影等手段，來提高DTI 圖像的質(zhì)量。奈奎斯特偽影是由于正負(fù)編碼梯度的延遲等，引起k 線奇偶行中心不一致導(dǎo)致，如果偽影過大，會降低結(jié)果的可靠性。

fMRI 代表性參數(shù)包含圖像均勻度、波動百分比、漂移百分比、SFNR、空間信噪比、頻譜圖。波動百分比可評估剔除磁場漂移后的信號時域波動；漂移百分比通過二次線性擬合可評估磁場漂移的程度；SFNR 可用于評估設(shè)備硬件的信號穩(wěn)定性；頻譜圖是從頻域分析梯度、射頻等是否引起異常頻率波動[18]。

因此任一指標(biāo)的異常都會降低相應(yīng)序列的可信度，對后續(xù)數(shù)據(jù)分析結(jié)果的可靠性造成疑慮，導(dǎo)致數(shù)據(jù)最終的處理結(jié)果出現(xiàn)假陽性或者假陰性。一旦出現(xiàn)異常，通過與設(shè)備科及廠家的及時溝通，分析解決問題。無論是計劃內(nèi)的硬件或軟件升級，還是計劃外的維修處理，都會導(dǎo)致質(zhì)控數(shù)據(jù)出現(xiàn)動態(tài)變化，應(yīng)告知課題組讓其選擇研究數(shù)據(jù)分析時間的節(jié)點，合并分析還是分批獨立分析，以保證DTI 和fMRI 研究結(jié)果的可靠性和可重復(fù)性[19]。

此外iQuarter 具有易部署、自動化分析、穩(wěn)定性高、結(jié)果可視化等特點，在大數(shù)據(jù)時代為醫(yī)療影像數(shù)據(jù)質(zhì)量控制管理工作提供方便，全面提升醫(yī)院醫(yī)療或科研單位質(zhì)量管理的工作效率。

本研究不足之處在于，質(zhì)控軟件iQuarter 當(dāng)日采集的質(zhì)控數(shù)據(jù)結(jié)果只是一個數(shù)值點，由于設(shè)備不同，也沒有標(biāo)準(zhǔn)的性能指標(biāo)，因此只能通過長時間的數(shù)據(jù)觀察，確立“基線”，評估此臺設(shè)備各項參數(shù)應(yīng)有的質(zhì)控標(biāo)準(zhǔn)[20-21]。

本研究的優(yōu)勢在于有了長期穩(wěn)定的質(zhì)控數(shù)據(jù)，當(dāng)出現(xiàn)異常值時能直觀地發(fā)現(xiàn)問題，然后對癥處理。將穩(wěn)定的設(shè)備參數(shù)提供給科研課題組，在分析數(shù)據(jù)的時候有了保障。本文也是應(yīng)用質(zhì)控軟件iQuarter 對Verio 核磁進行長期監(jiān)測的應(yīng)用研究及維修反饋。

綜上所述，本研究所研發(fā)的質(zhì)控軟件iQuarter，有望成為DTI 和fMRI 序列日常質(zhì)量的監(jiān)測工具，及時有效地監(jiān)控設(shè)備狀態(tài)，保障科研數(shù)據(jù)采集設(shè)備狀態(tài)的穩(wěn)定性、數(shù)據(jù)采集的一致性，為后續(xù)數(shù)據(jù)結(jié)果分析增加信心。希望我國在不久的將來，能推出完善的相關(guān)質(zhì)控產(chǎn)品并商品化，能兼容更多的設(shè)備，監(jiān)測更多設(shè)備性能及圖像質(zhì)量的參數(shù)，為我國腦科學(xué)影像研究保駕護航。