(完整版)磁共振血管成像

1、磁共振血管成像 一、磁共振成像 磁共振成像(Magnetic resonance imaging, MRI )是近年來應(yīng)用于臨 床的先進(jìn)影像學(xué)檢查技術(shù)之一。1946年美國哈佛大學(xué)的Percell及斯 坦福大學(xué)的Bloch分別獨(dú)立地發(fā)現(xiàn)磁共振現(xiàn)象并接收到核子自旋的電 信號，同時(shí)將該原理最早用于生物實(shí)驗(yàn)。1971年發(fā)現(xiàn)了組織的良、惡 性細(xì)胞的MR信號有所不同。1972年P(guān). C. Lauterbur 用共軛攝影法 產(chǎn)生一幅試管的MF圖像。1974年出現(xiàn)第一幅動(dòng)物的肝臟圖像。隨后 MRI技術(shù)在此基礎(chǔ)上飛速發(fā)展，繼而廣泛地應(yīng)用于臨床。 磁共振成像的基本原理是將受檢物體置于強(qiáng)磁場中，某些質(zhì)子的磁矩 沿磁

2、場排列并以一定的頻率圍繞磁場方向運(yùn)動(dòng)。在此基礎(chǔ)上使用與質(zhì) 子運(yùn)動(dòng)頻率相同的射頻脈沖激發(fā)質(zhì)子磁矩，使其發(fā)生能級轉(zhuǎn)換，在質(zhì) 子的馳豫過程中釋放能量并產(chǎn)生信號。MRI的接受線圈獲取上述信號 后通過放大器進(jìn)行放大，并輸入計(jì)算機(jī)進(jìn)行圖像重建，從而獲得我們 需要的磁共振影像。 磁共振成像的優(yōu)勢在于無輻射、無創(chuàng)傷；多方位、任意角度成像；成 像參數(shù)多，對病變部位和性質(zhì)有較強(qiáng)的診斷意義；軟組織分辨率高等， 日益受到臨床的關(guān)注與歡迎。 二、磁共振血管成像 磁共振血管成像(Magnetic Resonance Angiography，MRA是顯示血 管和血流信號特征的一種技術(shù)。 MRAF但可以對血管解剖腔簡單描繪，

3、 而且可以反應(yīng)血流方式和速度等血管功能方面的信息。近幾年來該技 術(shù)發(fā)展迅速，可供選擇的磁共振血管成像技術(shù)有多種： （一）時(shí)間飛越法 時(shí)間飛越法（Time of Flight，TOF血管成像的基本原理是采用了“流 動(dòng)相關(guān)增強(qiáng)機(jī)制，是目前較廣泛采用的MRA方法。TOF血管成像用 具有非常短TR的梯度回波序列。由于 TR短，靜態(tài)組織在沒有充分弛 豫時(shí)就接受到下一個(gè)脈沖的激勵(lì)，在脈沖的反復(fù)作用下，其縱向磁化 矢量越來越小而達(dá)到飽和，信號被衰減 ，對于成像容積以外的血流， 因?yàn)殚_始沒有接受脈沖激勵(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)被激勵(lì)而產(chǎn)生較強(qiáng)的信號。 TOF MRA極大地依賴于血管進(jìn)入掃

4、描層面的角度，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血管走向。另外，在TOF血管成 像中，通過在成像區(qū)域遠(yuǎn)端或近端放置預(yù)飽和帶，去除來自某一個(gè)方 向的血流信號，因而可以選擇性地對動(dòng)脈或靜脈成像。 1. 三維（3D）單容積采集TOF法 MRA 3D TOF法MRA用同時(shí)激勵(lì)一個(gè)容積，這種容積通常 38mml厚，含 有幾十個(gè)薄層面。3D TOF的最大優(yōu)點(diǎn)是可以薄層采集，可薄于 丨mm, 最終產(chǎn)生很高分辨率的投影。另外，3D TOF對容積內(nèi)任何方向的血流 均敏感，所以對于迂曲多變的血管，如腦動(dòng)脈的顯示有一定優(yōu)勢。但 是對于慢血流，因其在成像容積內(nèi)停留時(shí)間較長，反復(fù)接受多個(gè)脈沖 的激勵(lì)，

5、可能在流出層塊遠(yuǎn)端之前產(chǎn)生飽和而丟失信號，所以3D TOF 不適于慢血流的顯示，也因此不能對大范圍血管（例如頸部血管）成 像，這是3D TOF的主要缺陷。3D TOF般不用于靜脈以及具有嚴(yán)重 狹窄和流速較低的動(dòng)脈。 2. 二維（2D）單層面重疊 TOF法 MRA 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對比，因此2DTOF主 要用于慢血流的顯示，2D TOF對慢血流比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

6、。 另外，由于2DTOF的飽和效應(yīng)較小，故可以對大范圍的血管成像，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)的血管區(qū)域 （例如肢體血管） ，還可以采用心電門控 2DTOF 方法成像，降低運(yùn)動(dòng)偽影，心電觸發(fā) 2D TOFMRA在檢測血管阻塞性疾 病方面具有較高的敏感性和特異性。 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。 3. 多個(gè)重疊薄層塊采集 MRA 多個(gè)重疊薄層塊采集（ Multiple Overlapped Thin Slab Acqu

7、isition ， MOTS）MRA吉合上述2種方法，連續(xù)采集多個(gè)重疊的薄的 3D層塊， 因?yàn)檫@些層塊薄，所以當(dāng)血液穿過它時(shí)幾乎沒有飽和。典型的 MOTSA 層塊大約1648 mml厚，層塊越薄，穿過層塊的飽和越少，流動(dòng)信號越 強(qiáng)。MOTS的優(yōu)點(diǎn)是可在大的血管成像范圍內(nèi)提供高對比和高分辨率 的圖像。MOTS的缺陷是存在層塊邊緣偽影 (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血管 的暗線， 這是由于層塊邊緣的信號比中間的要暗。 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勺成像 時(shí)間較長。

8、(二) 相位對比法 相位對比(Phase Contrast , PC)法MRA術(shù)是另一種有價(jià)值的評價(jià) 血管疾病的方法。PCA與 TOF MRA勺重要區(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。相位對比血管成像最 常用的方法是用雙極梯度對流動(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。第一部分過程中，沿 梯度方向場強(qiáng)不同，因而進(jìn)動(dòng)頻率不同，最后造成相位不同；第二部 分開始后，靜止組織自旋反轉(zhuǎn)過來進(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

9、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) 的剩余相位與移動(dòng)距離成正比，即與速度成正比。PC MRA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。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， 即選定了梯度的幅值和間期， 在圖像上能突出顯示該速度的血流。 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。

10、如果血管垂直 于編碼方向，它在PCMRAt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勺參數(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： 1.3D PC 3D PC是最基本的PC方法，其優(yōu)點(diǎn)是能用很小體素采集， 以減少體素內(nèi)失相位并提高對復(fù)雜流動(dòng)和湍流的顯示。另外， 3D PC 可在多個(gè)視角對血管進(jìn)行投影。 2.2D PC 2D PC 是對一個(gè)或多個(gè)單層面成像；每次只激發(fā)一個(gè)層 面。2D PC成像時(shí)間短，但空

11、間分辨力低，常用于3D PC的流速預(yù)測 成像。 3.電影PC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搏門控。電影PC在評 價(jià)搏動(dòng)血流和各種病理流動(dòng)狀態(tài)方面很有用。與TOF法相比，PC MRA 有更好的背景抑制，具有較高的血管對比；能區(qū)分高信號組織（例如 脂肪和增強(qiáng)的腫瘤組織）與真實(shí)血管，能提高小血管或慢血流的檢測 敏感度，而TOF可用于觀察血管與周圍結(jié)構(gòu)的關(guān)系。目前，常用PC法 進(jìn)行腦靜脈竇的成像。 （三）三維對比劑動(dòng)態(tài)增強(qiáng)血管成像 近年來隨著磁共振成像設(shè)備軟件和硬件的發(fā)展，尤其是梯度磁場技術(shù) 的發(fā)展，MF掃描速度越來越快，一種新的 MR

12、A方法一對比增強(qiáng)MRA （Co ntrast En ha need MRA，CE- MRA 應(yīng)運(yùn)而生。CE- MRA適用范圍 廣，實(shí)用性強(qiáng)，尤其對生理運(yùn)動(dòng)區(qū)的胸部血管（包括心臟大血管、肺 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，CE- MRA能夠克服普通TOF和PCA技術(shù)成像時(shí)間較長、 過高評價(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，其信號強(qiáng)度也很小。如果 在血管內(nèi)團(tuán)注順磁對比劑，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， 在血管與背 景間形成強(qiáng)烈對比。 另外，根據(jù)對比劑到達(dá)各級血管的首過時(shí)間，可以設(shè)定最佳數(shù)據(jù)采集 時(shí)間，有目的性選擇動(dòng)脈或靜脈成像。用于這種動(dòng)態(tài)CE- MRA