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 )是近年來應用于臨 床的先進影像學檢查技術(shù)之一。1946年美國哈佛大學的Percell及斯 坦福大學的Bloch分別獨立地發(fā)現(xiàn)磁共振現(xiàn)象并接收到核子自旋的電 信號，同時將該原理最早用于生物實驗。1971年發(fā)現(xiàn)了組織的良、惡性細胞的MR言號有所不同。1972年P(guān). C. Lauterbur 用共軻攝影法 產(chǎn)生一幅試管的MF像。1974年出現(xiàn)第一幅動物的肝臟圖像。隨后 MRI技術(shù)在此基礎上飛速發(fā)展，繼而廣泛地應用于臨床。磁共振成像的基本原理是將受檢物體置于強磁場中，某些質(zhì)子的磁矩 沿磁場排列并以

2、一定的頻率圍繞磁場方向運動。在此基礎上使用與質(zhì) 子運動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行放大，并輸入計算機進行圖像重建，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,而且可以反應血

3、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）時間飛越法時間飛越法（Time of Flight , TOF血管成像的基本原理是采用了 “流 動相關(guān)增強機制，是目前較廣泛采用的MR防法。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 豫時就接受到下一個脈沖的激勵，在脈沖的反復作用下，其縱向磁化 矢量越來越小而達到飽和，信號被衰減 ，對于成像容積以外的血流， 因為開始沒有接受脈沖激勵而處于完全弛豫狀態(tài)，當該血流進入成像 容積內(nèi)時被激勵而產(chǎn)生較強的信號。TOF MR微大地依賴于血管進入掃描層面的角度,所以在用

4、TOF法進行血管成像時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)域遠端或近端放置預飽和帶，去除來自某一個方 向的血流信號，因而可以選擇性地對動脈或靜脈成像。1 .三維（3D）單容積采集TOF法MRA3D TOF法MR標用同時激勵一個容積，這種容積通常 38mnff,含 有幾十個薄層面。3D TOF的最大優(yōu)點是可以薄層采集，可薄于 l mm, 最終產(chǎn)生很高分辨率的投影。另外，3D TOFM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)停留時間較長，反復接受多個脈沖 的激勵，可能在流出層塊遠端之前產(chǎn)生飽和而

5、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一般不用于靜脈以及具有嚴重 狹窄和流速較低的動脈。2 .二維（2D）單層面重疊 TOF法MRA2D TOF是依次采集一組薄的二維層面，在一個 TR周期只采集一個層面，因為在TR之間血流只需要穿行一個層面的短距離，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。另外，由于2DTOF的飽和效應較小，故可以

6、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。在搏動性強的血管區(qū)域（例如肢體血管），還可以采用心電門控2DTOF方法成像，降低運動偽影，心電觸發(fā) 2D TOFMR底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 .多個重疊薄層塊采集MRA多個重疊薄層塊采集（Multiple Overlapped Thin Slab Acquisition , MOTS A MR蝠合上述2種方法，連續(xù)采集多個重疊的薄

7、的 3D層塊， 因為這些層塊薄，所以當血液穿過它時幾乎沒有飽和。典型的 MOTSA 層塊大約1648 mnff,層塊越薄，穿過層塊的飽和越少，流動信號越 強。MOTSAJ優(yōu)點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。MOTSAJ缺陷是存在層塊邊緣偽影 （Slab Boundary Artifact SBA和血管截斷現(xiàn)象。SB*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 時間較長。（二）相位對比法相位對比（Phase Contrast , P。法MRAi術(shù)是另一

8、種有價值的評價 血管疾病的方法。PCAf TOF MRA勺重要區(qū)別是像素強度代表的是磁 化矢量的相位或相位差，而不是組織磁化強度。相位對比血管成像最 常用的方法是用雙極梯度對流動編碼，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 梯度方向場強不同，因而進動頻率不同，最后造成相位不同；第二部 分開始后，靜止組織自旋反轉(zhuǎn)過來進動，最終正相期獲得的相位與負 相期丟失的相位相等，靜息組織相位最終為零而流動組織的自旋還要 運動一段距離到不同位置，所以第二部分結(jié)束時相位不回到零，流動的剩余相位與移動距

9、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動質(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行減影；靜態(tài)組織減影后相位為零，流動組織根據(jù)不同速度具有不同的相位差值最后, 將相位差轉(zhuǎn)變成像素強度顯示在影像上。流動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動才會產(chǎn)生相位變化。如果血管垂直 于編碼方向，它在PCMRAt會看不到。操作者可選擇編碼梯度沿任意 軸，例如層面選擇方向

10、、頻率編碼方向、相位編碼方向或所有三個方 向。當流動在每個方向都有時，采集需沿三軸加流動編碼梯度，這樣 掃描時間是沿一個方向時的 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)點是能用很小體素采集， 以減少體素內(nèi)失相位并提高對復雜流動和湍流的顯示。另外，3D PC可在多個視角對血管進行投影。2.2D PC2D PC是對一個或多個單層面成像；每次只激發(fā)一個層面。2D PC成像時間短，但空間分辨力低，常用于 3D PC的流速預測 成像。3.電影PC 電影PC是以2D PC為基礎，其圖像是在心動周期的不

11、 同時刻（時相）獲得的，這種采集需要心電或脈搏門控。電影PC在評價搏動血流和各種病理流動狀態(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 脂肪和增強的腫瘤組織）與真實血管，能提高小血管或慢血流的檢測敏感度，而TO時用于觀察血管與周圍結(jié)的關(guān)系。目前，常用PC法進行腦靜脈竇的成像。（三）三維對比劑動態(tài)增強血管成像近年來隨著磁共振成像設備軟件和硬件的發(fā)展，尤其是梯度磁場技術(shù)的發(fā)展，MR3描速度越來越快，一種新的 MRA方法一對比增強MRA（Contrast Enhanced MRA , CE- MRA 應運而生。CE- MRAS用范圍廣，實用性

12、強，尤其對生理運動區(qū)的胸部血管（包括心臟大血管、肺血管）、腹部血管以及搏動性強的四肢血管顯示極佳。例如，在肢體 血管成像中，CE- MRA夠克服普通TO林口 PCA技術(shù)成像時間較長、 過高評價血管狹窄、搏動偽影明顯的缺點，并具有高空間分辨力。CE- MR糜用極短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，其信號強度也很小。如果 在血管內(nèi)團注順磁對比劑，血液的 T1弛豫時間會極度縮短，血管 T1 弛豫時間遠短于背景組織的 T1弛豫時間，血液呈高信號，在血管與背 景間形成強烈對比。另外，根據(jù)對比劑到達各級血管的首過時間，可以設定最佳數(shù)據(jù)采集時間，有目的性選擇動脈或靜脈成像。用于這種動態(tài)CE- MR