磁共振血管造影
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相当于流动缓慢的静脉血流。
MRA方法
MRA成像方法是基于GE梯度回波序列
TOF —— Time of Flight 时间流逝法 PC —— Phase Contrast 相位对比法
与TOF 信号有关因素
用GE方法，基于血液流入效应进行成像。
饱和效应 (静态组织，低信号)
流入相关增强效应 (激发层面上游血液，强信号)
MRA临床应用
胸部血管MRA
主动脉及分支、肺动、静脉系用CE-MRA 2D、3D-TOF用于主动脉显示 2D-PC加心电同步技术常用于主动脉流量分析 腹部血管MRA 首选CE-MRA 3D-TOF与PC可用于肾动脉 四肢血管MRA 3D-CE-MRA对四肢血管的动脉、静脉期显示好 MCA较好显示四肢血管(需心电同步) 2D-TOF也可用于四肢血管显示
MR偶数回波应用
血管若出现该效应，说明含有层流。否则可能有
占位性病变或者其他原因引起阻塞，血管无血流通过，
出现高信号。 某些情况下，长T2的病变(肿瘤、ቤተ መጻሕፍቲ ባይዱ栓、坏死和梗
塞)和层流的偶数回波增强的血管均为高信号，不易
分开，则可利用奇、偶数回波的不同影像来区别。
MR高速血流截止(流出)效应
常规SE序列中，信号产生要受90和180同时作 用，否则不产生信号。 垂直于成像平面流动的质子，在层面内仅存在一 段时间，若流速快时，则可能不能同时收到两个激 励脉冲的作用，导致血液质子信号比小于静止组织。
2D TOF具有较小的流入饱和效应，对于慢速，
如静脉及静脉窦成像很好，对于血流方向一致的血
管，显示良好。 3D TOF因层面较厚，空间分辨率差，相位弥散
大，层面内流动由于血管弯曲可能产生信号损失。
TOF动脉或静脉MRA
在TOF成像周期前，若采用预脉冲将被成像区
域的上方或下方饱和，就可使一个方向上流动的
流出效应 (被激发的流动流体，低信号)
流动去相位效应 (流动自旋在梯度方向产生相位弥 散，低信号。可用流动补偿解决，原理同偶数回波)
2D-TOF
在2D TOF中，每次只激发一个层面，层厚 小，通常流入血液处于未饱和，只要流动与层 面垂直，快慢流动均可获得较好的信号。
3D-TOF
采用体积成像，慢速流动
Vc 随层面厚度增加或TE减小而增高。 层厚 D= l cm，TE＝30 ms， 则：Vc= 60 cm/s 相当于动脉最大速度。 MR影像动脉血管将由于截止效应而信号丢 失。如果使 D 增加或 TE 缩短，将Vc变得高 于动脉血流速度很多，仍然可能采集到从动 脉血管发出的信号。
流入效应
用快速序列(TR<<T1)，选择激励角度，静态组织
肺动脉、静脉
腹腔动脉、肝肾动脉、肠系膜动脉、腹主动脉
门静脉系统
盆腔及四肢
头颈部
垂直相位编码(Rosagital)
在对脊柱或颈椎成像时，一般相位编码常取在
水平方向，大致CSF的流动方向垂直，这种流动
伪影为与流动方向平行的线条。若将相位与频率 编码方向互换，血液和CSF基本沿相位编码方向
运动，由于相位编码作用时间短及次数少，所以
3. 参于静态自旋，S1，S2的大小，方向相同；对于
流动自旋 流动漂移与流速成正比。 s1- s2=PC信号 (矢量差) |S2-S1|=MC信号
(强度差， 任意)。
PCA
Normal image of hand(rephase-dephase subtraction)
PCA应用
MCA图像的强度对应于流速的快慢，无方向性。 PCA图像的强度对应于流速的快慢及方向，下向
MRA临床应用
颅内血管MRA
3D-TOF 3D-PC用于动、静脉及复杂血流显示，时间长 2D-TOF矢状窦等慢流显示
2D-PC也可用于矢状窦成像及流速预测
3D-CE-MRA用于动、静脉显示
颈部血管MRA
多块重叠3D-TOF及3D-CE-MRA对颈部动脉显 示最佳
多层2D-TOF，2D，3D-PC用于动、静脉显示
移动质子引起的附加相移小，伪影也小。
黑血法(BBMRA)
将血流以(SE序列流入效应)低信号突出显示的成像 方式，采用空间预饱和技术抑制双侧血液信号，则 流入成像区后，血液已饱和，消除了血液信号，使 血管与静止组织产生明显对比。 BBMRA不能区分动
静脉和固有空洞(鼻
窦)，但对于确定严
重血管狭窄好。
MRA 流出效应
流速高(层流)的动脉血管截面在MR影像上往往为 低信号的“血液流空”。 血流速度高导致的血液与激励成像层面的RF脉冲 在时间上错位而产生的一种流动效应。
MRA 流出效应
液体信号丢失的程度取决于脉冲序列、流速和层厚。 当流速为
Vc D
(TE 2)
截止速度，称流空或黑血。
MRA 流出效应
次梯度场中有不同的相位漂移，有一个净相位。
流动质子的相位漂移
流动相位效应
PCA相位对比磁共振血管造影
利同一区域获得两组流动自旋相位不同状态的数 据，定量比较二者相位差异并转换成图像对比。与 MCA相比，PCA表现涡流更佳，无体素内去相位效 应。
PCA——方法
1. 利用GE序列的流动补偿，使所有流速的流体的自 旋的横向磁化S1在回波形成时位于X轴方向。 2. 利用流动敏感的梯度场，使流动自旋横向磁化S2 的相位产生一个 角 (0,)。
PCA 与 TOF
慢流显示
PCA可根据流速设定流动敏感度，即使慢速
流动血液也能较好显示。 3D-TOF的血流信号强度取决于激发容积厚度，
厚度宽时，慢流血液不能显示。
PCA 与 TOF
信号强度
PCA的信号强度只取决于流速；而TOF的信
号强度与组织T1有关。亚急性出血在TOF图像 上为强信号，会掩盖血流信号。
MR偶数回波意义
利用层流的奇数回波信号丢失和的偶数回波信号 增强作为判据，对以层流形式流血液与静止组织进 行鉴别。
静脉、脑窦和因某些原因导致流动缓慢的一般认
为是层流。
若流速极慢，则在奇数回波上也呈现高信号。
MR偶数回波意义
脑顶叶后方的静脉血管在奇数回波像(左)信号丢 失，偶数回波像(右)信号增强。
MIP
3D-PCA 每像素的亮度对应于流速，3D图像需经
MIP重建以显示血管影像。
MIP
AVM in right fronto-basal region
PCA 与 TOF
背景抑制
PCA信号仅取决于局部血液流速，静态组织不
产生信号。所以血管更能显示。 TOF静态组织仍有信号，需要用脂肪抑制与 MTC方法来提高血管显示质量。
自旋无法在一个TR时间内流
出整个激发范围，被多次激 发，产生流入饱和效应，出 现流入端为强信号，在流出 端呈现信号逐渐下降。
TOF
TOF增加对比度方法
减小激发角度 2D TOF 采用30-50
3D TOF 采用15-20
减小层厚与3D激发体积范围
采用多容积激发
背景抑制(MTC磁化转移)
TOF——应用
0
Gr0dt Gvtdt
附加相移 (r0,t)/Gr0 2(v,t2)/Gr0 0 0 T/2 T2/4 0 - T2+ T2/2 T/2 -2T2+ T2/4 0 0
回波 序号
1 2
T=TE，180脉冲相当于G反向
MR流动补偿
流动补偿显示颈椎间盘突出
MR流动效应
层流的奇数回波自旋相位“弥散效应” 层流的偶数回波自旋相位“聚合效应” 所以层流的偶数回波具有消除磁场的非均匀性引 起的相位弥散作用。
流，为白的高信号。反向流动为低信号。静态组
织为中等灰度信号。若与ECG同步可用于液体 的流速与流量评估。
PCA
2D-PCA 仅流动血液产生MR信号，所以成像时 层厚可达100mm，得整个范围血管的MIP。 2D-PCA空间分辨率差，常用于3D-PCA的流速 预测成像。 2D-PCA反应流动自旋的流速及方向，结合ECG， 在一周期内不同心动时相，分别采集流动信号，重 建不同时相的相关血流图，并连续显示，形成2D-
血液达饱和，利用此法可显示动脉或静脉。
TOF动脉或静脉MRA
MCA幅度对比磁共振血管造影
利用流动自旋的相位效应，产生一组血管高信号与
另一组血管低信号图，利用减影方法得到血管图像。
MCA
方法
1. 利用GE序列的流动补偿，得到液体高信号图。 2. 利用流动敏感的梯度场，加强液体的去相位作 用，产生液体的低信号图。
经多次激发，被激励过的组织的Mz尚未完成恢复，
Mz 处于饱和状态。 而从层面外流入层面的血液，因未受RF脉冲激励， 具有最大Mz。层面外流入的血液能采集到比静止组 织更强的信号。
MRA——流入效应
当流速超过Vc=D/TR时信号最强。 Vc与TR
反比。如：TR=1000 ms D=1cm Vc= 1 cm/s
黑血法
MR偶数回波意义
第一回波血流为低信号
肝脏(2000/15)门静脉主干 及其分支显示为低信号
偶回波血流为高信号
肝脏(2000/90)门静脉主干及 其分支显示为高信号
MR偶数回波意义
双侧大腿：
右侧股静脉 出现血流非 常缓慢情况 下的偶数回
波现象。
MR偶数回波意义
由前图：奇
偶数图像的 差，得右侧 股静脉的高 强度影。
当目标血管流速超过序列的流动敏感度， 角会大于
180度，出现回卷，则高速流动的自旋表现为低信号。
若序列流动敏感度选得太高，则血管信号强度不足。
序列的流动敏感度通常稍大于靶血管的最大流速。
PCA 的流动敏感性
流动显示方向
MCA与PCA对流动显示依赖于流动敏感度梯度
方向，所以要合理选择X、Y和Z三处方向的流动敏 感采集梯度，才能获得完整的空间方向的流动信号。
CE-MRA 对比度增强MRA
方法
使用极短TR(<5ms)与极短TE(<2ms)的梯度回
波法，由于组织的纵向恢复小，所即使是脂肪
(短T1)，其信号也很小。
在血管内注入造影剂(比常规多2-3倍)，使血
液的T1很短，呈现高信号，而周围其他静态组
织为低信号。
CE-MRA 对比度增强MRA
应用范围
心脏、大血管
磁共振血管造影
MR Angiography
DSA与MRA
DSA与MRA
MR流动补偿
MR流动效应
沿梯度场方向运动的层流的偶数回波是层流独有 的现象，湍流无序，自旋相位为“弥散效应”。
(t) (t)
时间 0 T/2 T 3T/2 2T
t
0 t
Grdt
t 0
r r0 vt
3. 由于静态组织在两组图像中具有相同信号，通
过减影法，可获得血管图像。
应用
可显示慢速层流的血流，一般在主要流动方向上 采用该技术(四肢血管造影)，
流动与静止质子相位
梯度场强度和作用时间、间隔，会影响流体相位变化。
静态质子在正反向梯度场作用下，相位变化为零。 运动质子在两次梯度间位置发生了移动，导致在两
PCA电影，判断流动方向和变化规律。
PCA应用
MCA图像的强度对应于流速的快慢，无方向性。 PCA图像的强度对应于流速的快慢及方向，下向 流，为白的高信号。反向流动为低信号。静态组织 为中等灰度信号。若与ECG同步可用于液体的流速
与流量评估。
PCA 的流动敏感性
序列的流动敏感度 PCA中 角不能大于。 角的大小取决于流动序列 的梯度选择，若适当，则 =180度，信号最大。
MRA方法
MRA成像方法是基于GE梯度回波序列
TOF —— Time of Flight 时间流逝法 PC —— Phase Contrast 相位对比法
与TOF 信号有关因素
用GE方法，基于血液流入效应进行成像。
饱和效应 (静态组织，低信号)
流入相关增强效应 (激发层面上游血液，强信号)
MRA临床应用
胸部血管MRA
主动脉及分支、肺动、静脉系用CE-MRA 2D、3D-TOF用于主动脉显示 2D-PC加心电同步技术常用于主动脉流量分析 腹部血管MRA 首选CE-MRA 3D-TOF与PC可用于肾动脉 四肢血管MRA 3D-CE-MRA对四肢血管的动脉、静脉期显示好 MCA较好显示四肢血管(需心电同步) 2D-TOF也可用于四肢血管显示
MR偶数回波应用
血管若出现该效应，说明含有层流。否则可能有
占位性病变或者其他原因引起阻塞，血管无血流通过，
出现高信号。 某些情况下，长T2的病变(肿瘤、ቤተ መጻሕፍቲ ባይዱ栓、坏死和梗
塞)和层流的偶数回波增强的血管均为高信号，不易
分开，则可利用奇、偶数回波的不同影像来区别。
MR高速血流截止(流出)效应
常规SE序列中，信号产生要受90和180同时作 用，否则不产生信号。 垂直于成像平面流动的质子，在层面内仅存在一 段时间，若流速快时，则可能不能同时收到两个激 励脉冲的作用，导致血液质子信号比小于静止组织。
2D TOF具有较小的流入饱和效应，对于慢速，
如静脉及静脉窦成像很好，对于血流方向一致的血
管，显示良好。 3D TOF因层面较厚，空间分辨率差，相位弥散
大，层面内流动由于血管弯曲可能产生信号损失。
TOF动脉或静脉MRA
在TOF成像周期前，若采用预脉冲将被成像区
域的上方或下方饱和，就可使一个方向上流动的
流出效应 (被激发的流动流体，低信号)
流动去相位效应 (流动自旋在梯度方向产生相位弥 散，低信号。可用流动补偿解决，原理同偶数回波)
2D-TOF
在2D TOF中，每次只激发一个层面，层厚 小，通常流入血液处于未饱和，只要流动与层 面垂直，快慢流动均可获得较好的信号。
3D-TOF
采用体积成像，慢速流动
Vc 随层面厚度增加或TE减小而增高。 层厚 D= l cm，TE＝30 ms， 则：Vc= 60 cm/s 相当于动脉最大速度。 MR影像动脉血管将由于截止效应而信号丢 失。如果使 D 增加或 TE 缩短，将Vc变得高 于动脉血流速度很多，仍然可能采集到从动 脉血管发出的信号。
流入效应
用快速序列(TR<<T1)，选择激励角度，静态组织
肺动脉、静脉
腹腔动脉、肝肾动脉、肠系膜动脉、腹主动脉
门静脉系统
盆腔及四肢
头颈部
垂直相位编码(Rosagital)
在对脊柱或颈椎成像时，一般相位编码常取在
水平方向，大致CSF的流动方向垂直，这种流动
伪影为与流动方向平行的线条。若将相位与频率 编码方向互换，血液和CSF基本沿相位编码方向
运动，由于相位编码作用时间短及次数少，所以
3. 参于静态自旋，S1，S2的大小，方向相同；对于
流动自旋 流动漂移与流速成正比。 s1- s2=PC信号 (矢量差) |S2-S1|=MC信号
(强度差， 任意)。
PCA
Normal image of hand(rephase-dephase subtraction)
PCA应用
MCA图像的强度对应于流速的快慢，无方向性。 PCA图像的强度对应于流速的快慢及方向，下向
MRA临床应用
颅内血管MRA
3D-TOF 3D-PC用于动、静脉及复杂血流显示，时间长 2D-TOF矢状窦等慢流显示
2D-PC也可用于矢状窦成像及流速预测
3D-CE-MRA用于动、静脉显示
颈部血管MRA
多块重叠3D-TOF及3D-CE-MRA对颈部动脉显 示最佳
多层2D-TOF，2D，3D-PC用于动、静脉显示
移动质子引起的附加相移小，伪影也小。
黑血法(BBMRA)
将血流以(SE序列流入效应)低信号突出显示的成像 方式，采用空间预饱和技术抑制双侧血液信号，则 流入成像区后，血液已饱和，消除了血液信号，使 血管与静止组织产生明显对比。 BBMRA不能区分动
静脉和固有空洞(鼻
窦)，但对于确定严
重血管狭窄好。
MRA 流出效应
流速高(层流)的动脉血管截面在MR影像上往往为 低信号的“血液流空”。 血流速度高导致的血液与激励成像层面的RF脉冲 在时间上错位而产生的一种流动效应。
MRA 流出效应
液体信号丢失的程度取决于脉冲序列、流速和层厚。 当流速为
Vc D
(TE 2)
截止速度，称流空或黑血。
MRA 流出效应
次梯度场中有不同的相位漂移，有一个净相位。
流动质子的相位漂移
流动相位效应
PCA相位对比磁共振血管造影
利同一区域获得两组流动自旋相位不同状态的数 据，定量比较二者相位差异并转换成图像对比。与 MCA相比，PCA表现涡流更佳，无体素内去相位效 应。
PCA——方法
1. 利用GE序列的流动补偿，使所有流速的流体的自 旋的横向磁化S1在回波形成时位于X轴方向。 2. 利用流动敏感的梯度场，使流动自旋横向磁化S2 的相位产生一个 角 (0,)。
PCA 与 TOF
慢流显示
PCA可根据流速设定流动敏感度，即使慢速
流动血液也能较好显示。 3D-TOF的血流信号强度取决于激发容积厚度，
厚度宽时，慢流血液不能显示。
PCA 与 TOF
信号强度
PCA的信号强度只取决于流速；而TOF的信
号强度与组织T1有关。亚急性出血在TOF图像 上为强信号，会掩盖血流信号。
MR偶数回波意义
利用层流的奇数回波信号丢失和的偶数回波信号 增强作为判据，对以层流形式流血液与静止组织进 行鉴别。
静脉、脑窦和因某些原因导致流动缓慢的一般认
为是层流。
若流速极慢，则在奇数回波上也呈现高信号。
MR偶数回波意义
脑顶叶后方的静脉血管在奇数回波像(左)信号丢 失，偶数回波像(右)信号增强。
MIP
3D-PCA 每像素的亮度对应于流速，3D图像需经
MIP重建以显示血管影像。
MIP
AVM in right fronto-basal region
PCA 与 TOF
背景抑制
PCA信号仅取决于局部血液流速，静态组织不
产生信号。所以血管更能显示。 TOF静态组织仍有信号，需要用脂肪抑制与 MTC方法来提高血管显示质量。
自旋无法在一个TR时间内流
出整个激发范围，被多次激 发，产生流入饱和效应，出 现流入端为强信号，在流出 端呈现信号逐渐下降。
TOF
TOF增加对比度方法
减小激发角度 2D TOF 采用30-50
3D TOF 采用15-20
减小层厚与3D激发体积范围
采用多容积激发
背景抑制(MTC磁化转移)
TOF——应用
0
Gr0dt Gvtdt
附加相移 (r0,t)/Gr0 2(v,t2)/Gr0 0 0 T/2 T2/4 0 - T2+ T2/2 T/2 -2T2+ T2/4 0 0
回波 序号
1 2
T=TE，180脉冲相当于G反向
MR流动补偿
流动补偿显示颈椎间盘突出
MR流动效应
层流的奇数回波自旋相位“弥散效应” 层流的偶数回波自旋相位“聚合效应” 所以层流的偶数回波具有消除磁场的非均匀性引 起的相位弥散作用。
流，为白的高信号。反向流动为低信号。静态组
织为中等灰度信号。若与ECG同步可用于液体 的流速与流量评估。
PCA
2D-PCA 仅流动血液产生MR信号，所以成像时 层厚可达100mm，得整个范围血管的MIP。 2D-PCA空间分辨率差，常用于3D-PCA的流速 预测成像。 2D-PCA反应流动自旋的流速及方向，结合ECG， 在一周期内不同心动时相，分别采集流动信号，重 建不同时相的相关血流图，并连续显示，形成2D-
血液达饱和，利用此法可显示动脉或静脉。
TOF动脉或静脉MRA
MCA幅度对比磁共振血管造影
利用流动自旋的相位效应，产生一组血管高信号与
另一组血管低信号图，利用减影方法得到血管图像。
MCA
方法
1. 利用GE序列的流动补偿，得到液体高信号图。 2. 利用流动敏感的梯度场，加强液体的去相位作 用，产生液体的低信号图。
经多次激发，被激励过的组织的Mz尚未完成恢复，
Mz 处于饱和状态。 而从层面外流入层面的血液，因未受RF脉冲激励， 具有最大Mz。层面外流入的血液能采集到比静止组 织更强的信号。
MRA——流入效应
当流速超过Vc=D/TR时信号最强。 Vc与TR
反比。如：TR=1000 ms D=1cm Vc= 1 cm/s
黑血法
MR偶数回波意义
第一回波血流为低信号
肝脏(2000/15)门静脉主干 及其分支显示为低信号
偶回波血流为高信号
肝脏(2000/90)门静脉主干及 其分支显示为高信号
MR偶数回波意义
双侧大腿：
右侧股静脉 出现血流非 常缓慢情况 下的偶数回
波现象。
MR偶数回波意义
由前图：奇
偶数图像的 差，得右侧 股静脉的高 强度影。
当目标血管流速超过序列的流动敏感度， 角会大于
180度，出现回卷，则高速流动的自旋表现为低信号。
若序列流动敏感度选得太高，则血管信号强度不足。
序列的流动敏感度通常稍大于靶血管的最大流速。
PCA 的流动敏感性
流动显示方向
MCA与PCA对流动显示依赖于流动敏感度梯度
方向，所以要合理选择X、Y和Z三处方向的流动敏 感采集梯度，才能获得完整的空间方向的流动信号。
CE-MRA 对比度增强MRA
方法
使用极短TR(<5ms)与极短TE(<2ms)的梯度回
波法，由于组织的纵向恢复小，所即使是脂肪
(短T1)，其信号也很小。
在血管内注入造影剂(比常规多2-3倍)，使血
液的T1很短，呈现高信号，而周围其他静态组
织为低信号。
CE-MRA 对比度增强MRA
应用范围
心脏、大血管
磁共振血管造影
MR Angiography
DSA与MRA
DSA与MRA
MR流动补偿
MR流动效应
沿梯度场方向运动的层流的偶数回波是层流独有 的现象，湍流无序，自旋相位为“弥散效应”。
(t) (t)
时间 0 T/2 T 3T/2 2T
t
0 t
Grdt
t 0
r r0 vt
3. 由于静态组织在两组图像中具有相同信号，通
过减影法，可获得血管图像。
应用
可显示慢速层流的血流，一般在主要流动方向上 采用该技术(四肢血管造影)，
流动与静止质子相位
梯度场强度和作用时间、间隔，会影响流体相位变化。
静态质子在正反向梯度场作用下，相位变化为零。 运动质子在两次梯度间位置发生了移动，导致在两
PCA电影，判断流动方向和变化规律。
PCA应用
MCA图像的强度对应于流速的快慢，无方向性。 PCA图像的强度对应于流速的快慢及方向，下向 流，为白的高信号。反向流动为低信号。静态组织 为中等灰度信号。若与ECG同步可用于液体的流速
与流量评估。
PCA 的流动敏感性
序列的流动敏感度 PCA中 角不能大于。 角的大小取决于流动序列 的梯度选择，若适当，则 =180度，信号最大。