磁共振血管成像技術(shù)111

1、 磁共振血管成像以其無(wú)創(chuàng)性和圖像的直觀清晰性，越來(lái)越受到臨床的重視。近年來(lái)磁共振血管成像(MRA)技術(shù)發(fā)展迅速，可供選擇的磁共振血管成像(MRA)技術(shù)有多種，充分理解MRA技術(shù)的原理及其特性，有利于日常工作中恰當(dāng)?shù)貞?yīng)用這些技術(shù)。 目前比較常用的普通磁共振血管造影成像方法有時(shí)間飛躍法（time-of-flight，TOF）、相位對(duì)比法（phase contrast，PC）以及對(duì)比增強(qiáng)磁共振血管造影法（contrast-enhanced magnetic resonance angiography，CE MRA）。在MRA 中起重要作用的流動(dòng)效應(yīng)有二種：飽和效應(yīng)和相位效應(yīng)，二者均可區(qū)分流動(dòng)血液和靜

2、止組織。CE-MRA則是利用了對(duì)比劑作用，改變血液的弛豫時(shí)間 下面就幾種技術(shù)作一簡(jiǎn)單的分析和比較，希望對(duì)我們臨床中正確選擇和使用不同的方法有幫助。 時(shí)間飛越法血管成像采用流動(dòng)相關(guān)增強(qiáng)機(jī)制，是最廣泛采用的MRA方法。TOF血管成像使用具有非常短TR的梯度回波序列。由于TR短，靜態(tài)組織沒(méi)有充分弛豫就接受下一個(gè)脈沖激勵(lì)，在脈沖的反復(fù)作用下，其縱向磁化矢量越來(lái)越小而達(dá)到飽和，信號(hào)被衰減；對(duì)于成像容積以外的血流，因?yàn)殚_(kāi)始沒(méi)有接受脈沖激勵(lì)而處于完全弛豫狀態(tài)，當(dāng)該血流進(jìn)入成像容積內(nèi)時(shí)才被激勵(lì)而產(chǎn)生較強(qiáng)的信號(hào)。 TOF MRA的對(duì)比極大地依賴于血管進(jìn)入的角度，所以在用TOF法進(jìn)行血管成像時(shí)掃描層面一般要垂直于

3、血管走行。另外，在TOF血管成像中，通過(guò)在成像區(qū)域遠(yuǎn)端或近端放置預(yù)飽和帶，去除來(lái)自某一個(gè)方向的血流信號(hào)，因而可以選擇性地對(duì)動(dòng)脈或靜脈成像。 目前已有效地應(yīng)用于身體各部位的TOF技術(shù)有多種，并且各具特色。 3D TOF同時(shí)激勵(lì)一個(gè)容積，這種容積通常38cm厚，含有幾十個(gè)薄層面。3D TOF的最大優(yōu)點(diǎn)是可以采集薄層，可薄于1mm，最終產(chǎn)生很高分辨率的投影。另外，3D TOF對(duì)容積內(nèi)任何方向的血流均敏感，所以對(duì)于迂曲多變的血管，如腦動(dòng)脈的顯示有一定優(yōu)勢(shì)。但是對(duì)于慢血流，因其在成像容積內(nèi)停留時(shí)間較長(zhǎng)，反復(fù)接受多個(gè)脈沖的激勵(lì)，可能在流出層塊遠(yuǎn)端之前產(chǎn)生飽和而丟失信號(hào)，所以3D TOF不適于慢血流的顯示，

4、也因此不能對(duì)大范圍血管(例如頸部血管)成像，這是3D TOF的主要缺陷。3D TOF一般不用于靜脈以及具有嚴(yán)重狹窄和流速較低的動(dòng)脈。 2D TOF是依次采集一組薄的二維層面，在一個(gè)TR周期只采集一個(gè)層面，因?yàn)樵赥R之間血流只需要穿行一個(gè)層面的短距離，所以血流被飽和的程度較小，即使慢血流也能形成良好的信號(hào)對(duì)比，因此2D TOF主要用于慢血流的顯示，2D TOF對(duì)慢血流比3D TOF要敏感得多，可較好地描述顯著狹窄區(qū)的真正管徑，2D TOF可用于腦部靜脈血管成像。另外，由于2D TOF的飽和效應(yīng)較小，故可以對(duì)大范圍的血管成像，例如，在頸部血管和肢體血管成像中宜選用2D TOF方法。 在搏動(dòng)性強(qiáng)的血

5、管區(qū)域（例如肢體血管），還可以采用心電門控2D TOF方法成像，降低運(yùn)動(dòng)偽影，心電觸發(fā)2D TOF MRA在檢測(cè)血管阻塞疾病方面具有較高敏感性和特異性。 由于2D TOF的分辨力不如3D TOF，所以實(shí)際掃描中層面之間要有一定重疊，這樣既提高了2D TOF MRA的分辨力，又降低了層面間的黑線偽影，使血管投影均勻。 MOTSA結(jié)合上述2種方法，連續(xù)采集多個(gè)重疊的薄的3D層塊，因?yàn)檫@些層塊很薄，所以當(dāng)血液穿過(guò)它時(shí)幾乎沒(méi)有飽和。典型的MOTSA層塊大約1648 mm厚，層塊越薄，穿過(guò)層塊的飽和越少，流動(dòng)信號(hào)越強(qiáng)。MOTSA的優(yōu)點(diǎn)是可在大的血管成像范圍內(nèi)提供高對(duì)比和高分辨率的圖像。MOTSA的缺陷是

6、存在層塊邊緣偽影偽影（Slab Boundary Artifact, SBA）和血管截?cái)喱F(xiàn)象。SBA偽影表現(xiàn)為層塊的相接處的一條穿過(guò)血管的暗線，這是由于層塊邊緣的信號(hào)比中間的要暗。層塊之間互相重疊，可以減少SBA偽影，重疊越多，SBA偽影越小，但造成MOTSA的成像時(shí)間較長(zhǎng)。近來(lái)采用坡度（ramped）射頻激勵(lì)以補(bǔ)償層塊邊緣處的流動(dòng)信號(hào)飽和，但是僅能部分校正層塊邊緣偽影。1.3多個(gè)重疊薄層塊采集多個(gè)重疊薄層塊采集（multiple overlapped thin slab acquisition, MOTSA）MRA 除TOF MRA外，相位對(duì)比（Phase Contrast, PC）法MRA

7、（簡(jiǎn)稱PCA）技術(shù)是另一個(gè)有價(jià)值的評(píng)價(jià)血管疾病的方法。PCA與TOF MRA的重要區(qū)別是像素強(qiáng)度代表的是磁化矢量的相位或相位差，而不是組織磁化強(qiáng)度。 相位對(duì)比血管成像最常用的方法是用雙極梯度對(duì)流動(dòng)編碼，即在梯度回波序列的層面選擇與讀出梯度之間施加一個(gè)雙極的編碼梯度，該梯度由兩部分組成，這兩部分梯度脈沖的幅度和間期相同，而方向相反。第一部分過(guò)程中，沿梯度方向場(chǎng)強(qiáng)不同，因而進(jìn)動(dòng)頻率不同，最后造成相位不同。第二部分開(kāi)始后，靜止組織自旋反轉(zhuǎn)過(guò)來(lái)進(jìn)動(dòng)，最終正相期獲得的相位與負(fù)相期丟失的相位相等，靜息組織相位最終為零；而流動(dòng)組織的自旋還要運(yùn)動(dòng)一段距離到不同位置，所以第二部分結(jié)束時(shí)相位不回到零，流動(dòng)的剩余相

8、位與移動(dòng)距離成正比，即與速度成正比。PC MRA過(guò)程基本上由三步構(gòu)成，首先，采集兩組或幾組不同相位的運(yùn)動(dòng)質(zhì)子群的影像數(shù)據(jù)；然后，選取一種適宜的演算方法對(duì)采集的相位進(jìn)行減影，靜態(tài)組織減影后相位為零，流動(dòng)組織根據(jù)不同速度具有不同的相位差值；最后，將相位差轉(zhuǎn)變成像素強(qiáng)度顯示在影像上。 流動(dòng)組織的相位偏移不僅與速度成正比，而且與梯度的幅值和間期成正比。通過(guò)改變梯度的幅值和間期，使某種速度的血流產(chǎn)生的相位差最大，則該速度的血流在圖像上信號(hào)最高。采集前可根據(jù)所要觀察的血流的速度，選擇一個(gè)速度編碼值（Venc），即選定了梯度的幅值和間期，則在圖像上能突出顯示該速度的血流。一般，快血流速Venc約為80cms

9、，中等速度Venc約40cms，慢血流Venc約10cms。 另外，只有沿編碼方向的自旋運(yùn)動(dòng)才會(huì)產(chǎn)生相位變化，如果血管垂直于編碼方向，它在PC MRA上會(huì)看不到。操作者可選擇編碼梯度沿任意軸，例如層面選擇方向、頻率編碼方向、相位編碼方向或所有三個(gè)方向。當(dāng)流動(dòng)在每個(gè)方向都有時(shí)，采集需沿三軸加流動(dòng)編碼梯度，這樣掃描時(shí)間是沿一個(gè)方向時(shí)的23倍。 PC MRA的參數(shù)選擇靈活性較大，使之比TOF成像方式更為復(fù)雜。常用的PC方法有： 3D PC是最基本的PC方法，其優(yōu)點(diǎn)是能用很小體素采集，結(jié)果減少體素內(nèi)失相并提高對(duì)復(fù)雜流動(dòng)和湍流的顯示。另外，3D PC可在多個(gè)視角對(duì)血管進(jìn)行投影。 是對(duì)一個(gè)或多個(gè)單層面成像

10、， 每次只激發(fā)一個(gè)層面。2D PC成像時(shí)間短，但空間分辨力低，常用于3D PC的流速預(yù)測(cè)成像。 電影PC是以2D PC為基礎(chǔ)，其圖像是在心動(dòng)周期的不同時(shí)刻（時(shí)相）獲得的，這種采集需要心電或脈博門控。電影PC在評(píng)價(jià)搏動(dòng)血流和各種病理流動(dòng)狀態(tài)方面很有用。 近年來(lái)隨著磁共振成像設(shè)備軟件和硬件的發(fā)展，尤其是梯度磁場(chǎng)技術(shù)的發(fā)展，MR掃描速度越來(lái)越快，一種新的MRA方法即對(duì)比增強(qiáng)MRA（Contrast Enhanced MRA，CE-MRA）應(yīng)運(yùn)而生。CE-MRA適用范圍廣，實(shí)用性強(qiáng)，尤其對(duì)生理運(yùn)動(dòng)區(qū)的胸部（包括心臟大血管、肺血管）血管、腹部血管以及搏動(dòng)性強(qiáng)的四肢血管顯示極佳。例如，在肢體血管成像中，C

11、E-MRA能夠克服普通TOF和PCA技術(shù)成像時(shí)間較長(zhǎng)、過(guò)高評(píng)價(jià)血管狹窄、搏動(dòng)偽影明顯的缺點(diǎn)，并具有高空間分辨力。 CE-MRA使用極短TR與極短TE的快速梯度回波序列，在如此短TR與TE的情況下，各種組織的縱向磁化都很小，其信號(hào)強(qiáng)度也很小。如果在血管內(nèi)團(tuán)注磁共振順磁對(duì)比劑，血液的T1弛豫時(shí)間會(huì)極度縮短，血管T1弛豫時(shí)間遠(yuǎn)短于背景組織的T1弛豫時(shí)間，血液呈高信號(hào)，在血管與背景間形成強(qiáng)烈對(duì)比。 另外，根據(jù)對(duì)比劑到達(dá)各級(jí)血管的首過(guò)時(shí)間，可以設(shè)定最佳數(shù)據(jù)采集時(shí)間，有目的地選擇動(dòng)脈或靜脈成像。用于這種動(dòng)態(tài)CE-MRA的脈沖序列的掃描時(shí)間要求非常短，才能與各級(jí)血管的首過(guò)時(shí)間同步。掃描時(shí)間一般為10ms-20ms，對(duì)于胸、腹部應(yīng)該行屏氣掃描。另外，CE-MRA中一般采用0.1-0.3mmol/Kg的對(duì)比劑注射劑量。 與TOF法相比，PC MRA有更好的背景抑制，具有較高的血管對(duì)比，能區(qū)分高信號(hào)組織（例如脂肪和增強(qiáng)的腫瘤組織）與真實(shí)血管，能提高小血管或慢