更快更准确的MR血管造影成像方法

更快更准确的MR血管造影成像方法

关键词: MR血管造影成像

约瑟夫・郝思曼

本文作者: Joseph E.Heiserman, MD, PhD。本文译自《MR ANGIOGRAPHY—Toward Faster and More Accurate Methods》。

译者: 西门子迈迪特(深圳)磁共振有限公司徐健; 校对: 王爱萍、刘克成。

自从大约10年前首次实现临床应用以来，磁共振(MR)血管造影技术被证明为非介入评估颈动脉和颅内动脉血管的一个非常有用的工具。实际上，MR血管造影不是一种孤立的方法，而是能区别不同血流或内管内腔与其相连软组织边界的不同技术的综合。这些不同方法以不同方式相互补充; 某些特殊方法尤其适用于一些特定的临床应用。

尽管取得这些成功，目前大多数MR血管造影技术仍然存在伪影或其他缺点，限制了它的广泛应用。所有这些影响因素可大概分为两种，即由流入相关引起的伪影(与纵向磁化损失有关)和散相引起的伪影(与横向磁化损失有关)。

有许多改进方法能减小或尽量避免该类伪影，但至今为止这些方法依赖于扫描参数，而这些参数的实现又受限于扫描系统的硬件设计。近年来，磁共振扫描系统的性能得到了飞速发展，特别是梯度和接收通道的性能得到很大改善。这些新的扫描系统已经得到广泛的临床应用，有望改善一些MR血管造影方法的质量。本文简要描述目前已有的MR血管造影成像方法并回顾相关的伪影及局限，然后简述一下这些新技术及其对MR血管造影图像质量的影响。

一MR血管造影成像:不同技术方法的综合

任何能区别血流和相连软组织的成像方法都可能用于MR血管成像。实际上，这些成像方法可分为三种: 饱和法、减影法和造影剂成像法。

1. 饱和法

饱和法包括常用的时飞法(TOF)。通过反复施加射频脉冲使背景软组织信号达到饱和而呈低信号，而成像容积内由于新鲜血液的填充而使血管内信号强度保持不变(流入相关增强)，从而使血管显像。它主要使用2D，3D技术和三维多块重叠(MOSTA)序列。在2D TOF MR血管成像中，通常是沿着与血流方向垂直的方向连续采集薄的层片。层面内恒定的新鲜血液补充使信号损失最小，并使血管内信号保持较高的强度。该方法可使血管—背景对比度最高，较适合用于低速血流的成像。血管内的高强度信号允许选择较小的体素，可使平面内图像有较高分辨率。由于层面很薄，故需要在片选方向施加较大的梯度强度，而这将会增加回波时间(TE)。本文后面部分将会谈到，TE时间的增长将会导致无序血流区域信号的损失。

利用3D TOF成像方法，可以采集相对较厚的扫描带，在选层方向可获得1mm 左右的极佳的分辨率。三维采集可使信噪比最大，且允许使用最短的TE时间，以减小无序血流区域信号的损失。然而，3D厚扫描带数据的采集与流入血流的饱和有关，从而导致血管对比度的损失。

另外曾介绍过一种混合方法，它是在采样中使用三维薄扫描带重叠的方法。层面编码方向的重叠部分要么被丢弃要么被平均，结果导致成像时间的增加。该方法可使常规3D成像方法的饱和效应最小，并通过减少最小TE时间来减少无序血流区域的信号损失。因而，该方法是2D和3D方法的折衷，但对低速血流不敏感，也没有办法解决由无序血流引起的信号损失问题。

黑血法通过使血流信号流空而不是优化血管内信号强度来产生血管和静态组织的对比度。尽管存在难以区分血流与软骨和气腔窦中低信号区域的新问题，该方法仍能使流动相关散相引起的伪影最小。

2. 减影法

相位对比MR造影技术利用施加对称梯度产生大小相同极性相反的相位漂移进行减影而成像。在静止组织内，相位漂移将相互抵消，而在血管内血流的相位漂移并不完全抵消。连续采集的图像的减影将能明显抑制背景信号，血流的定量分析可基于相位漂移与血管内均匀流速的固定关系。然而，需要预先估计感兴趣血管内的血流最大流速，以避免由折叠伪影引起的误差，而且该方法对时间敏感性要求比较高。与TOF方法相似，体素内的相位漂移将引起信号损失。减影法有很多变种，其中一些方法与TOF法的差别不大。

3. 造影剂成像法

在血管内团注造影剂，可以使血液的T1值缩短。

血管内信号的增强，可用于MR血管造影研究，通过减小TR时间以缩短扫描时间或减小流动相关信号的损失。由于血管高浓度的限制，血管内信号与流动无关，仅仅反映对比增强的血液信号的强度。

与常规血管造影成像方法相比，这种情形限制了血管造影的功能性研究。在后续相关文章中将会详细讨论该方法。

二MR血管造影中精确信号损失的原因

1. 体素尺寸的大小决定最终的精度

在某些应用中，需要对血管尺寸进行定量测量。最好的例子是动脉内膜切除术前需要对颈动脉血管狭窄进行外科手术前的评估。这时，诊断设备需要以特定的测量协议来测定血管狭窄比例。目前，由无序流动引起的信号损失限制了MR 血管造影技术对严重血管狭窄评估的精度。如果不是这样，并且不受流动效应的限制，精度最终将由体素尺寸来决定。有限象素大小引入的误差分析表明当前临床MR血管造影成像精度限制在±10%左右。部分容积误差导致精度的损失，这些误差可用插值方法来弥补。亚毫米级分辨率可在临床应用中实现，通过数字减影技术可使MR血管造影的精度接近±5%的水平。超过该水平，精度将被内在因素如血管壁的运动等所限制。

2. 图像后处理有关的误差

典型MR血管造影采集的数据包含多幅覆盖感兴趣解剖部位的轴向图像。将这些数据转化成投影图像来模拟常规的血管造影，可使其更便于理解。最常用的策略是最大密度投影; 然而该方法会引起对血管狭窄的过高估计和其他伪影。更复杂的方法是使用积分并结合最大象素值方法。可使用不同图像后处理以解决特定问题。例如，颈动脉血管狭窄中，小血管不如相连的大血管的边缘部分清楚。可开发一些特别的方法来满足这些需要。

3. 信号损失: 流动饱和和相位散失

头和颈动脉内的血流是动态的。在内径恒定的直血管内，流动形式主要为层流，呈现为沿血管中心有最大速度的抛物线形状。流速随心动周期而改变。在低阻抗的血管中，如颈动脉和颅内动脉，血流的幅度不断在变化，由于没有流动反转，所以流动的方向不变。在心脏收缩期的峰值处，一般颈内动脉血流速度可达到70cm/s ，在心脏舒张期，速度下降到30cm/s 。然而，在动脉分叉处，或在直径不同的血管内和血管弯曲处，血流速度是不一致的。如颈动脉球，其内径由于血流的回流而改变，在颈动脉的虹吸部由于动脉血流流线的重新分布导致弯曲率改变从而导致角加速度的改变。对某些病人，这些效应在动脉扭曲或回路处更加突出。在病理部位，如动脉粥样硬化、溃疡、狭窄、动脉瘤内部，都可能发生血流的不一致性。

本文描述的MR 血管造影的不同方法中，血流信号的损失主要归结为由流动饱和效应或流体散相引起的。在低速、均一的血流中，当血流速度与扫描带或层面厚度与重复时间TR 的比值相当时，由于90°脉冲的反复作用，将导致流动信号的损失。实际上，血流不能完全流过受激扫描带，而受到射频脉冲的反复激发，从而阻止纵向磁化的完全恢复。该效应使血管内血流信号强度减小，其最小值取决于磁化方向的平衡值。

在某些部位，流速方向或幅度以体素大小的水平变化，由于体素内相位相互抵消或散相而导致信号的损失。该效应可使受影响的体素内的信号减小到零，导致显著无序血流的流动间隙，如血管内或末稍的严重狭窄处。在梯度磁场存在的整个期间T 内，流动血流将获得相对于静态组织的附加相位漂移ϕ，该相移与磁场强度G 、血流速度V 、血流加速度a 以及高阶项的运动成正比:

ϕ=γG(xT+

21vT 2+6

1aT 3+…) 这些相移在TE 时间期间，或者更准确地说，在梯度存在的那部分TE 时间内累积。这就是所谓的场回波(FE)时间(Field Echo Time)，如图1和2所示，由于梯度强度和持续时间不同，不同空间轴上的相位漂移是不同的。因而沿给定的梯度轴的流动分量受体素内的散相量的支配，而散相量由该方向的梯度强度和梯度持续时间决定。 体素内散相不仅限于流动相关的相位漂移。不同磁化率组织的交界面，例如头骨的软组织与骨头的结合处，血流与血管壁的交界面(程度更低)都可能导致信号损失。这些附加相移在相应的TE 时间内累积。

由于体素内散相与FE 有紧密的联系，减小这种信号损失的方法之一是尽量使FE 时间最小。在实际中，非对称采样(部分付立叶方法)、使梯度脉冲上升时间最小和运用不同梯度波形都可使MR 血管造影脉冲序列中的FE 时间最小。

在选片和读梯度方向施加合适的梯度波形可使运动相关散相最小。理论上，