磁共振血管成像技術(shù)111

磁共振血管成像技術(shù)影像科YangzhouNo.1people`shospital摘要

磁共振血管成像以其無創(chuàng)性和圖像的直觀清晰性，越來越受到臨床的重視。近年來磁共振血管成像(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)。

摘要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（phasecontrast，PC）以及對(duì)比增強(qiáng)磁共振血管造影法（contrast-enhancedmagneticresonanceangiography，CEMRA）。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。

1時(shí)間飛越法（TOF）MRA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_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)才被激勵(lì)而產(chǎn)生較強(qiáng)的信號(hào)。

TOFMRA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血管走行。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(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。

1.1

三維（3D）單容積采集TOF法MRA3DTOF同時(shí)激勵(lì)一個(gè)容積，這種容積通常3~8cm厚，含有幾十個(gè)薄層面。3DTOF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，3DTOF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3DTOF不適于慢血流的顯示，也因此不能對(duì)大范圍血管(例如頸部血管)成像，這是3DTOF的主要缺陷。3DTOF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。

1.2二維（2D）單層面重疊TOF法MRA2DTOF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2DTOF主要用于慢血流的顯示，2DTOF對(duì)慢血流比3DTOF要敏感得多，可較好地描述顯著狹窄區(qū)的真正管徑，2DTOF可用于腦部靜脈血管成像。另外，由于2DTOF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2DTOF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)2DTOFMRA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2DTOF的分辨力不如3DTOF，所以實(shí)際掃描中層面之間要有一定重疊，這樣既提高了2DTOFMRA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)血液穿過它時(shí)幾乎沒有飽和。典型的MOTSA層塊大約16~48mm厚，層塊越薄，穿過層塊的飽和越少，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的缺陷是存在層塊邊緣偽影偽影（SlabBoundaryArtifact,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(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（multipleoverlappedthinslabacquisition,MOTSA）MRA

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相位對(duì)比（PC）法血管成像除TOFMRA外，相位對(duì)比（PhaseContrast,PC）法MRA（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TOFMRA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。PCMRA過程基本上由三步構(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。

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相位對(duì)比（PC）法血管成像

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80cm／s，中等速度Venc約40cm／s，慢血流Venc約10cm／s。

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相位對(duì)比（PC）法血管成像另外，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PCMRA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