磁共振弥散张量成像的原理、参数及影响因素

医学影像学杂志2007年第17巷第 塑 ! ! 苎：!! !： 型 ! 磁共振弥散张量成像的原理、参数及影响因素 袁蕾蕾 综述，赵 斌 审校 (1．泰山医学院 山东 泰安 271000；2 山东省医学影像学研究所 山东 济南 250021) 【摘 要】 弥散张量成像是磁共振成像的一项技术。本文主要介绍弥散张量成像的原理、量化参数及其影响因素。 【关键词】 弥散张量成像；迹，平均弥散系数；表观弥散系数；部分各向异性 中图分类号：R445．2 文献标识码：A 文章编号：1006—9011(20(0)05—0517—04 The principle of di埔 0n tensor imaging and its parameter and influence factors YUAN lei·lei，ZHAO Bin Taishan Medical College，Shandong Medical^ Research Institute，J／nan 250012，P．R．Ch／na 【Abstract】 The article is to hatroduce the principle of diffusion ten~or magnetic resonarl~iITl ng(卟 MIu)，explain how quantitative parameters can be derived and discuss how it affect image q~Uty， 【Key words】 Diffusion tensor il／lag~；Trace inean diffusivity；Apparem diffusion coefficient；Fractional anisotropy 弥散张量成像是一种脑功能成像方法，以一种特殊形式 揭示病变的特点，并可用于显示脑白质内神经传导束的走行 方向，是 目前用于脑白质发育，诊断脑白质疾病的重要 方法。 1 弥散张量成像的基本原理 水分子以随机方式运动称为布朗运动，在 MR领域称弥 散，它为研究组织细微结构提供可能。在体内充满液体的腔 隙内，如脑液腔系统内，水分子在各方向自由弥散。这种弥 散称为各向同性，即弥散程度在各方向上都是相等的。在体 素容积内若没有显著 的方向性 ，如 体素容积为 2．5mm× 2，5mm×2．5mm内的灰质，弥散也同样各向同性。然而，细胞 膜、大分子及其他物质的存在妨碍了水分子的运动，从而导 致水分子单位时间内位移沿特定方 向减小或表现为弥散系 数的变化，因此灰质的表观弥散系数 (^J)C)要比正常脑脊液 低L1j。通过在传统磁共振成像序列加入两个大的脉 冲磁场 梯度(弥散编码梯度)，就可以提高检测弥散信号的灵敏性， 从而得到弥散加权图像。若取得两个以上弥散权重值的图 像，就可以估计每个体素的 AI)C值从而产生 AI)C图。 在体素容积内若液体有显著方向性的差异，则液体沿长 轴方向的表观弥散系数高于垂直于长轴方向的，称为各向异 性。Moseley等 J提出脑白质的弥散也是各向异性。显然，单 一 的 ADC值是不能充分表达这种组织的弥散特点的，需要 更加精确的描述。有关各向异性的弥散是通过张量来说 明 的。张量是一个 3×3对称矩阵，即仅包括 9个独立元素。 对角线元素标志着沿正交坐标轴的位移，而非对角线元 作者简介：袁蕾蕾(1979一)，女，山东省泰安市人，毕业于山东大 学医学院，学士，在读硕士研究生，主要从事医学影像诊断学 I DII D21 D3l I D=I D12 D筮 D32 I 1 D,3 D 1)33 1 素标志着与正交位移的相关性。如 D12就是沿轴 1和轴 2之 间位移的相关性。当非对角线元素等于 0时，就表示正交方 向上的位移没有相关性。这种现象可以发生在纤维张量与 参照框架一致时L2]。此时，对角线元素与张量的本征值(即 沿基本轴的扩散系数)相符合。 Basser等I3]研究发现弥散张量通过使用不同的弥散编码 梯度一系列不同弥散权重值来得到的要解一个未知数 X，至 少需要一个关于 X的方程式。那么弥散张量有 9个独立元 素，所以至少需要 9个与弥散张量有关的方程来解 9个未知 数。Basser发现了如何通过应用至少 9个非共线性梯度来建 立一系列方程式，从而计算每个体素的弥散张量值。应用这 种由数值形成的图像被称为弥散张量磁共振成像。 2 量化指标 2．1 DTI的参数 IYI7有三个主要参数：平均弥散系数或迹；各向异性；张 量方向，以下进行介绍。 2．1．1 迹 迹是临床最有用的 171"I参数，它是弥散张量的对 角线三个元素的弥散系数值的和(Dl1+D +D33)，而 Trace／3 与弥散系数的均方相等。在弥散成像应用早期很多术语用 于表述这个测量值 ，包括迹 ADC和平均迹 ADC。因为迹是描 述弥散的特性，而 ADC是一个计量值，所以这些术语并不准 确，应尽量避免使用H]。迹最显著的特性是在一定的弥散权 重范围内(b<1000s m／nI2)，实质内平均弥散系数是一致的 (0．7×10I3 n s )。尽管它不能区分解剖结构，但可以区 517 维普资讯 http://www.cqvip.com 医学影像学杂志2OO7年第 l7卷第 5期 J Med lma — ~ng — Vo — 1．17 No — ． 5 2007 分弥散的正常与异常，如急性脑梗塞与正常脑组织。 2．1．2 各向异性 在张量模型引入磁共振成像之前，就已 经有几个参数用于计算弥散系数，如从两个正交方向得到的 ADc比。这种参数是有局限性的。试想一束纤维的方向与x 轴和 Y轴均成 45。，则 ADC~／ADQ=1，若纤维方向沿 Y轴，则 比值达到最大，纤维方向沿 x轴，则比值达到最小 J。这种 测量方法依赖于纤维束的方向，被称为旋转变量。 来自于张量的本征值的各向异性指数被称为旋转不变 量。最简单的各项异性指数就是最大本征值与最小本征值 的比(即 l／ )。然而，研究显示根据本征值大小进行分类 会在低信噪比的情况下造成偏倚。为避免这一问题，开始应 用一些不需要分类的参数，但这些参数对低信噪比的敏感性 低一些。两个常用参数即部分各向异性(FA)和相对各 向异 性(RA)。 FA(。，= 和 RA(。)= 其中 =1／，3( 1+ + ) 这两个参数的计算公式分子相同，而且均与三个本征值 有关。既然张量值可以从每个元素的平方和得到 ，那么张量 值也可以从本征值的平方和得到。所以 FA测量的是评估各 向异性弥散的张量的一部分。FA值从 O(各向同性)到 1(各 向异性)。RA的分母是平均弥散系数。这个指数恒等于变 异系数 ，即平均值的差。为保证它的值在 0和 1之间可 引用，另一个参数 。即 =RA／-,／2。 2．1．3 张量方向 可以根据在每一个体素的弥散分子最不 受限的方向得出纤维束的长轴方向。Cran在 1997年发现方 便并且比较容易的从弥散张量所含信息中显示出纤维方向 的图【6J。主要是按纤维方向的不同用不同的颜色来表示。 最常用的是用红色代表左右走行，绿色代表前后走行，蓝色 代表上下走行。 通过对每一体素中的主要纤维方向的观察与跟踪，可以 得到非常醒 目的主要 白质纤维束的走行。在纤维束跟踪中， 数学计算非常重要，必须 自动重建纤维束通路。 2．2 影响参数的因素 DTI所得到的量化指标的准确与否取决于很多因素，这 些因素可能会影响不同中心的 DTI结果的比较[ 。因此在 临床应用中要考虑到这些因素的影响。 2．2．1 梯度调整 要想得到质量较高的 DTI数据，就要确保 系统校准 良好 ，对 于弥散编码梯度更是如此。如果没有调 整，与弥散有关的信号减低或多或少会受到影响，从而导致 各向异性的偏倚 以及纤维方向图整体色调的改变。若梯度 的振幅成阶梯样变化 ，梯度的直线性也非常重要。 2．2．2 患者的活动 DTI的大多数数据都是用 EPI序列获 得的，目的就是通过快速扫描防止因患者活动而造成数据不 准确。但是有两种形式的活动一直困扰 DTIIs]：自主和不 自 518 主运动。前者包括不配合的患者出现的头部活动，因此得到 的信号可能不是来 自于同一组织，后者包括心跳等因素，那 么张量的值也不很准确。 2．2．3 心脏搏动 早在九十年代初 Chien等l-9 J就提出心脏 搏动在单方向弥散加权成像中的影响。然而 ，对于张量的影 响近几年才开始研究。心脏搏动首先就是组织结构的局部位 移(导致弥散加权成像无法对准局部靶点)是在心室周围，由 于从信号强度得来的张量对应的不是同一部位，所以该部位 张量的值并不准确。心脏搏动的另一影响相对微小，由于体 素内的旋进运动导致信号减低，体素内组织的任何运动都会 造成相关的额外的弥散，导致高或低估弥散各向异性 ，纤维 方向出现偏倚。可以通过掌握心动周期，确保每个周期内尤 其在舒张期每一幅图像定位都与组织结构相一致。掌握心 动周期 ，最常用的方法【10]就是从心电图连续 4 7个 R波测 得，平均心动周期大约 250ms，而从体积描记波到无效收缩的 最佳延迟应 >220ms。 2．2．4 部分容积 应用 目前 MRI技术得到的所有 DTI信息 是在体素的基础上量化的。因此 ，每一个体素的参数都受到 其 内部 弥散特性 的的影 响，体 素越大 ，被 平均 的介质越 多u ，其复杂性越大。那么，DTI主要的三个指数是怎样表 述自己的呢? 迹：在早期的论述中，由于迹在整个实质中是均一的。所 以体素内由两种类型的组织造成的部分容积伪影是表现不 出来的。但是在脑脊液中的弥散张量的轨迹要比组织 内高 出4倍。所以在脑脊液的边缘，尤其在灰质 和脑脊液交界 处，脑脊液造成 的部分容 积伪影 会导致过 高估计组织 的 迹u 。相对体素越大 ，高估的可能性越大。所以在进行组 与组之间比较时，要特别注意体素的不同。 各向异性 ：体素平均弥散张量的各向异性代表了沿特定 轴弥散的受限程度。所以体素内所含纤维方向越多，体素平 均张量各向异性越复杂。要增加的容积各向异性取决于基 本的微组织结构u引。在某些区域内纤维方 向只有一个较突 出，增大容积仅仅使更多同方向纤维加入，对各向异性的影 响较少。而在某些区域 ，内含很多不同方向的纤维或者同一 束纤维有弯曲、缠结、倾斜等等，此时增加容积会使不同方向 的纤维加入，各向异性会更复杂。无论取样容积在三维上有 任何改变 ，这种影响都可以发生。因为取样容积是一个立方 体，这种部分容积改变而导致的各向异性的变化在脑白质中 比较明显。各向异性减低的另外一个原因就是包含在取样 容积内部分结构或成份是一种各向异性较低的组织。Ma 等u J提出白质和灰质的各向异性在脑脊液部分容积干扰下 分别减低(脑脊液各 向异性近于 0E“J，结论是脑脊液的影响 会导致低估各向异性。相对取样容积越大，低估的可能性越 大。另外，在纤维方向复杂的区域。取样容积越大纤维方向 越复杂(powder averaging)。所 以在进行组与组之 间比较时。 要特别注意取样容积的不同。 以上对于各向异性的讨论均适用于纤维方向。如 pow． der averaging主要原因是张量模型建立在设计好的特定纤维 维普资讯 http://www.cqvip.com 医学影像学杂志2007年第 17卷第5期 J ! 竖 !： ! !： 方向基础上的。 2．2．5 部分容积问题的解决 解决脑脊液干扰问题就是应 用反转脉冲抑制来 自于脑脊液的信号 ，如 FLAIR。Nine等 应用 FLAIR抑制脑脊液信号后 ，白质和灰质的各向异性都有 所提高。Paievic等I16】提出了如何提高某些区域如穹隆(贴近 脑室走形)的纤维束成像质量，但是心 电门控 的应用影响 FLAIR，因为 rm 是不断变化的，它取决于患者的心率。另一 解决办法就是建立脑脊液成像模型，增加图像分辨率有助于 改善由纤维方向平均化带来的很多问题。 2．2．6 射频噪声 射频噪声对于张量测量的影响主要是使 本征值产生偏倚。在一些单一的介质内(如脑脊液和灰质)， 射频噪声导致三个本征值相同。噪声在这些区域造成的影 响要 比在一些各向异性的区域严重的多(这些区域在本征值 上有本质区别)。主要影响就是各向异性的明显偏倚，在各 向异性低的区域更明显。另外，在一些分类偏倚上也有争论 即有些各向异性参数过分简单化，如 l／ (按大小将本征值 分类)会放大噪声对本征值造成的影响 ¨。本征值受影响 也会导致其他参数(不需将本征值大小分类的)的变化。而 迹是三个本征值 的和 ，对噪声的影响不如其它各向异性指数 敏感。噪声对于纤维方向的影响多种多样，从而影响纤维追 踪 。 2．2．7 涡流 用于弥散编码的磁场梯度的大幅度切换会在 磁共振传导中产生涡流，导致或多或少作用于读出的梯度场 强。在相位编码方向上因为低带宽，用 EPI探测更容易出现 伪影。X、Y、Z轴上的涡流 ，会使相位编码方向上的图像产生 切变、伸展、位移[18．19]。一个典型的迹象就是在相位编码方 向上各向异性区有明显的边。Alexander建议用双极弥散编 码梯，而、Nine等提议使用预加权弥散编码梯度来改善数据获 得过程中的问题 ，后处理的办法就是就将每幅弥散图像调整 成标准图像。另一个后处理的办法就是用涡流影响形成的 模型来调整相位图，并且画出场强形成的涡流图。 2．2．8 探测方向的数目 尽管只需要九个弥散方向就可以 评估张量，但是研究发现如果使用更多的探测方向，得到的 数据会更多 ，张量的测量会更精确[2o．21j。有人提出至少需要 20个探测方向用来评估张量，但是对疾病的过程及治疗效果 进行监测、应结合临床应用。这样，扫描时间及患者的耐受 力都要考虑在内，因此 20个方向是不切实际的。 2．3 分析方法 有两种方法用于 DTI数据的分析，以感兴趣区为基础的 方法和以体素为基础的方法。前者倾向于操作过程中形成 的偏倚及部分容积效应 j。后者可以通过监测所有体素 数据来避免操作形成的偏倚。但是直接应用存在很多问题。 特别是在脑部较大区域内以参数为基础的统计分析是不准 确的。另外 ，由于参数的选择变化很大，所以有可能会出现 一 系列不同的统计结果。 总之，DTI提供了研究组织微结构的量化参数，但是这些 参数可能会受到很多因素影响。所以在不同研究或不同中 心之间进行 比较时要特别注意。 参考文献 ： 『1] Alexander AL．Tsumda JS，Parlc DC．Elimination 0f eddy cunx~t arti— facts in diffusion—weigted echo-planar：the use of bipolar gradients[J]． Magn Reson Med，1997，38：1016—1021． [2] Meselay ME，Cohetl Y，Kacharcyk J．Diffusion wei曲ted MR imaging of anrlsotropicwater diffusion in eat central nerfltoM8 system[J] RMiolo— gY，1990，187：429—446． [3] ~t88erPJ，Matiello J，Le BihanD．Estinmtion ofthe effective sdf-diffu· sion tensor from the NMR spin echo[J]．J Magn Resort B，1994，103： 247—254． [4] Bastin ME．Correction ofeddy current—induced artifacts in diffusion ten一 8or ilnllging using interactive Cl'O~一correlation[J]．Magn Reson Imag， 1999．17：1011—1024． [5] Concha L，Gross DW，Beaulieu C．Diffusion tensor tractography of the limbic system[1]．Am J Neuroradiol，2005，26：399—412． [6] Haselgrove JC，Moore JR．Correctionfor distortionof echo planarimages used to calculate the apparent diffusion c~fiqcient【J]．Magn Reson Med ，1996。36：960—964． [7] Jezzard P，Barnett AS，Pierpanli C．Chometerization of correction for eddy current artifactsinecho planar diffusionimaging[J]．Magn Reson Med ，1998，39：801—812． [8] Hol~ny AI，Gor DM，WattsR．Diffusion—tensorMRtractography ofso． matotopic organization of corticospinal tractsintheinternalintheinter— hal lsu1e：infial anatomic results in contradistinction to prior reports [J]．Radiology，2OO5，234：649—653． [9] Checn D，Buxton RB，Kworg KK，et a1．MR diffusion imaging of the brain[J]．J ComputAssist Tomogr，1990，14：514—520． [10J Jones DK，Horstleld MA，A optimal strategies for．masmng diffusion in anisotropic systems by magl'letic resotlance im ng．Magn Reson Med，1999，515—525． 【11 J Jones DK，Syrnms MR，Cerci~ al M， a1．"Pae effect offiher size on the ontcon~of VBM analyses of DT-MRI data neuroimage，2OO5，26 ： 546—554． [12 J Konishi J，Yamada K，Kizu O。et a1．MR tractography for the evaluation of functional recovery from lenticulostriate infarcts[J]．Neurology， 2005。64：108—113． [13] Ly~go~ME ，Busza AL，Calamante F，et a1．Effect of diffusion anisotropy on lesion delineation in a rat model of cerebral ischemla 【J J．Magn Reaen Med，1997，38：662—668． 【14] Ma X，Kadah YM，LaConte SM，et a1．Enhancing treasured diffusion anisotropy in gray matter by eliminating CSF contamination with n AIR[JJ．Magn Reson Med，2OO4，51：423—427． [15] Nines RG，Jezzard P，Clare S．Investigations on the eflqciency of cal"一 diac gated methods for the acquisition of diffusion—wei曲ted images lJ J．J Magn Reson，2005，177：102 —110． [16] Pajevic S，Pierpaoli C．Color schemes to represent the orientation of anisotropic tissues from diffu sion tensordata：Application towhite T嘣 一 terfiber tract mapping in the human brain[J]．Magn Reson Med。 1999，43：526 —540． [17] Papad~is NG，Xing D，Houston GC，et a1．A study of rotat／onMly in— variant and symmetricindicesofdiffusion anisotropy[J]．Magn Reson Imaging，1999，17：881—892． 5l9 维普资讯 http://www.cqvip.com 维普资讯 http://www.cqvip.com