磁共振血管成像技术111

1、 磁共振血管成像以其无创性和图像的直观清晰性，越来越受到临床的重视。近年来磁共振血管成像(MRA)技术发展迅速，可供选择的磁共振血管成像(MRA)技术有多种，充分理解MRA技术的原理及其特性，有利于日常工作中恰当地应用这些技术。 目前比较常用的普通磁共振血管造影成像方法有时间飞跃法（time-of-flight，TOF）、相位对比法（phase contrast，PC）以及对比增强磁共振血管造影法（contrast-enhanced magnetic resonance angiography，CE MRA）。在MRA 中起重要作用的流动效应有二种：饱和效应和相位效应，二者均可区分流动血液和静

2、止组织。CE-MRA则是利用了对比剂作用，改变血液的弛豫时间 下面就几种技术作一简单的分析和比较，希望对我们临床中正确选择和使用不同的方法有帮助。 时间飞越法血管成像采用流动相关增强机制，是最广泛采用的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，静态组织没有充分弛豫就接受下一个脉冲激励，在脉冲的反复作用下，其纵向磁化矢量越来越小而达到饱和，信号被衰减；对于成像容积以外的血流，因为开始没有接受脉冲激励而处于完全弛豫状态，当该血流进入成像容积内时才被激励而产生较强的信号。 TOF MRA的对比极大地依赖于血管进入的角度，所以在用TOF法进行血管成像时扫描层面一般要垂直于

3、血管走行。另外，在TOF血管成像中，通过在成像区域远端或近端放置预饱和带，去除来自某一个方向的血流信号，因而可以选择性地对动脉或静脉成像。 目前已有效地应用于身体各部位的TOF技术有多种，并且各具特色。 3D TOF同时激励一个容积，这种容积通常38cm厚，含有几十个薄层面。3D TOF的最大优点是可以采集薄层，可薄于1mm，最终产生很高分辨率的投影。另外，3D TOF对容积内任何方向的血流均敏感，所以对于迂曲多变的血管，如脑动脉的显示有一定优势。但是对于慢血流，因其在成像容积内停留时间较长，反复接受多个脉冲的激励，可能在流出层块远端之前产生饱和而丢失信号，所以3D TOF不适于慢血流的显示，

4、也因此不能对大范围血管(例如颈部血管)成像，这是3D TOF的主要缺陷。3D TOF一般不用于静脉以及具有严重狭窄和流速较低的动脉。 2D TOF是依次采集一组薄的二维层面，在一个TR周期只采集一个层面，因为在TR之间血流只需要穿行一个层面的短距离，所以血流被饱和的程度较小，即使慢血流也能形成良好的信号对比，因此2D TOF主要用于慢血流的显示，2D TOF对慢血流比3D TOF要敏感得多，可较好地描述显著狭窄区的真正管径，2D TOF可用于脑部静脉血管成像。另外，由于2D TOF的饱和效应较小，故可以对大范围的血管成像，例如，在颈部血管和肢体血管成像中宜选用2D TOF方法。 在搏动性强的血

5、管区域（例如肢体血管），还可以采用心电门控2D TOF方法成像，降低运动伪影，心电触发2D TOF MRA在检测血管阻塞疾病方面具有较高敏感性和特异性。 由于2D TOF的分辨力不如3D TOF，所以实际扫描中层面之间要有一定重叠，这样既提高了2D TOF MRA的分辨力，又降低了层面间的黑线伪影，使血管投影均匀。 MOTSA结合上述2种方法，连续采集多个重叠的薄的3D层块，因为这些层块很薄，所以当血液穿过它时几乎没有饱和。典型的MOTSA层块大约1648 mm厚，层块越薄，穿过层块的饱和越少，流动信号越强。MOTSA的优点是可在大的血管成像范围内提供高对比和高分辨率的图像。MOTSA的缺陷是

6、存在层块边缘伪影伪影（Slab Boundary Artifact, SBA）和血管截断现象。SBA伪影表现为层块的相接处的一条穿过血管的暗线，这是由于层块边缘的信号比中间的要暗。层块之间互相重叠，可以减少SBA伪影，重叠越多，SBA伪影越小，但造成MOTSA的成像时间较长。近来采用坡度（ramped）射频激励以补偿层块边缘处的流动信号饱和，但是仅能部分校正层块边缘伪影。1.3多个重叠薄层块采集多个重叠薄层块采集（multiple overlapped thin slab acquisition, MOTSA）MRA 除TOF MRA外，相位对比（Phase Contrast, PC）法MRA

7、（简称PCA）技术是另一个有价值的评价血管疾病的方法。PCA与TOF MRA的重要区别是像素强度代表的是磁化矢量的相位或相位差，而不是组织磁化强度。 相位对比血管成像最常用的方法是用双极梯度对流动编码，即在梯度回波序列的层面选择与读出梯度之间施加一个双极的编码梯度，该梯度由两部分组成，这两部分梯度脉冲的幅度和间期相同，而方向相反。第一部分过程中，沿梯度方向场强不同，因而进动频率不同，最后造成相位不同。第二部分开始后，静止组织自旋反转过来进动，最终正相期获得的相位与负相期丢失的相位相等，静息组织相位最终为零；而流动组织的自旋还要运动一段距离到不同位置，所以第二部分结束时相位不回到零，流动的剩余相

8、位与移动距离成正比，即与速度成正比。PC MRA过程基本上由三步构成，首先，采集两组或几组不同相位的运动质子群的影像数据；然后，选取一种适宜的演算方法对采集的相位进行减影，静态组织减影后相位为零，流动组织根据不同速度具有不同的相位差值；最后，将相位差转变成像素强度显示在影像上。 流动组织的相位偏移不仅与速度成正比，而且与梯度的幅值和间期成正比。通过改变梯度的幅值和间期，使某种速度的血流产生的相位差最大，则该速度的血流在图像上信号最高。采集前可根据所要观察的血流的速度，选择一个速度编码值（Venc），即选定了梯度的幅值和间期，则在图像上能突出显示该速度的血流。一般，快血流速Venc约为80cms

9、，中等速度Venc约40cms，慢血流Venc约10cms。 另外，只有沿编码方向的自旋运动才会产生相位变化，如果血管垂直于编码方向，它在PC MRA上会看不到。操作者可选择编码梯度沿任意轴，例如层面选择方向、频率编码方向、相位编码方向或所有三个方向。当流动在每个方向都有时，采集需沿三轴加流动编码梯度，这样扫描时间是沿一个方向时的23倍。 PC MRA的参数选择灵活性较大，使之比TOF成像方式更为复杂。常用的PC方法有： 3D PC是最基本的PC方法，其优点是能用很小体素采集，结果减少体素内失相并提高对复杂流动和湍流的显示。另外，3D PC可在多个视角对血管进行投影。 是对一个或多个单层面成像

10、， 每次只激发一个层面。2D PC成像时间短，但空间分辨力低，常用于3D PC的流速预测成像。 电影PC是以2D PC为基础，其图像是在心动周期的不同时刻（时相）获得的，这种采集需要心电或脉博门控。电影PC在评价搏动血流和各种病理流动状态方面很有用。 近年来随着磁共振成像设备软件和硬件的发展，尤其是梯度磁场技术的发展，MR扫描速度越来越快，一种新的MRA方法即对比增强MRA（Contrast Enhanced MRA，CE-MRA）应运而生。CE-MRA适用范围广，实用性强，尤其对生理运动区的胸部（包括心脏大血管、肺血管）血管、腹部血管以及搏动性强的四肢血管显示极佳。例如，在肢体血管成像中，C

11、E-MRA能够克服普通TOF和PCA技术成像时间较长、过高评价血管狭窄、搏动伪影明显的缺点，并具有高空间分辨力。 CE-MRA使用极短TR与极短TE的快速梯度回波序列，在如此短TR与TE的情况下，各种组织的纵向磁化都很小，其信号强度也很小。如果在血管内团注磁共振顺磁对比剂，血液的T1弛豫时间会极度缩短，血管T1弛豫时间远短于背景组织的T1弛豫时间，血液呈高信号，在血管与背景间形成强烈对比。 另外，根据对比剂到达各级血管的首过时间，可以设定最佳数据采集时间，有目的地选择动脉或静脉成像。用于这种动态CE-MRA的脉冲序列的扫描时间要求非常短，才能与各级血管的首过时间同步。扫描时间一般为10ms-20ms，对于胸、腹部应该行屏气扫描。另外，CE-MRA中一般采用0.1-0.3mmol/Kg的对比剂注射剂量。 与TOF法相比，PC MRA有更好的背景抑制，具有较高的血管对比，能区分高信号组织（例如脂肪和增强的肿瘤组织）与真实血管，能提高小血管或慢