磁共振血管成像

磁共振血管成像
一、磁共振成像
磁共振成像（Magnetic resonance imaging, MRI）是近年来应用于临床的先进影像学检查技术之一。

1946年美国哈佛大学的Percell及斯坦福大学的Bloch分别独立地发现磁共振现象并接收到核子自旋的电信号，同时将该原理最早用于生物实验。

1971年发现了组织的良、恶性细胞的MR信号有所不同。

1972年P. C. Lauterbur用共轭摄影法产生一幅试管的MR图像。

1974年出现第一幅动物的肝脏图像。

随后MRI技术在此基础上飞速发展，继而广泛地应用于临床。

磁共振成像的基本原理是将受检物体置于强磁场中，某些质子的磁矩沿磁场排列并以一定的频率围绕磁场方向运动。

在此基础上使用与质子运动频率相同的射频脉冲激发质子磁矩，使其发生能级转换，在质子的驰豫过程中释放能量并产生信号。

MRI的接受线圈获取上述信号后通过放大器进行放大，并输入计算机进行图像重建，从而获得我们需要的磁共振影像。

磁共振成像的优势在于无辐射、无创伤；多方位、任意角度成像；成像参数多，对病变部位和性质有较强的诊断意义；软组织分辨率高等，日益受到临床的关注与欢迎。

二、磁共振血管成像
磁共振血管成像（Magnetic Resonance Angiography，MRA）是显示血
管和血流信号特征的一种技术。

MRA不但可以对血管解剖腔简单描绘，而且可以反应血流方式和速度等血管功能方面的信息。

近几年来该技术发展迅速，可供选择的磁共振血管成像技术有多种：
(一)时间飞越法
时间飞越法（Time of Flight，TOF）血管成像的基本原理是采用了“流动相关增强’机制，是目前较广泛采用的MRA方法。

TOF血管成像用具有非常短TR的梯度回波序列。

由于TR短，静态组织在没有充分弛豫时就接受到下一个脉冲的激励，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被激励而产生较强的信号。

TOF MRA极大地依赖于血管进入扫描层面的角度，所以在用TOF法进行血管成像时扫描层面一般要垂直于血管走向。

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。

1.三维(3D)单容积采集TOF法MRA
3D TOF法MRA采用同时激励一个容积，这种容积通常3～8mm厚，含有几十个薄层面。

3D TOF的最大优点是可以薄层采集，可薄于l mm，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，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。

2.二维（2D）单层面重叠TOF法MRA
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在检测血管阻塞性疾病方面具有较高的敏感性和特异性。

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。

3.多个重叠薄层块采集MRA
多个重叠薄层块采集（Multiple Overlapped Thin Slab Acquisition，MOTSA）MRA结合上述2种方法，连续采集多个重叠的薄的3D层块，因为这些层块薄，所以当血液穿过它时几乎没有饱和。

典型的MOTSA
层块大约16~48 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的缺陷是存在层块边缘伪影（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。

（二）相位对比法
相位对比（Phase Contrast，PC）法MRA技术是另一种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。

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，即选定了梯度的幅值和间期，在图像上能突出显示该速度的血流。

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2~3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：
1.3D PC 3D PC是最基本的PC方法，其优点是能用很小体素采集，以减少体素内失相位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。

2.2D PC 2D PC是对一个或多个单层面成像；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。

3.电影PC 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搏门控。

电影PC在评价搏动血流和各种病理流动状态方面很有用。

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，能提高小血管或慢血流的检测
敏感度，而TOF可用于观察血管与周围结构的关系。

目前，常用PC法进行脑静脉窦的成像。

（三）三维对比剂动态增强血管成像
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—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血管（包括心脏大血管、肺血管）、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，CE－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，有目的性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10s~20s，对于胸、腹部应该行屏气扫描。

另外，CE－MRA 中一般采用0.1~0.4mmol／Kg的对比剂注射剂量。

在CE－MRA中，还可以采用数字减影技术，在钆对比剂注射前和注射过程中获得的两组图像之间作对应像素信号强度相减，减影MRA相对
于非减影MRA提高了对比／噪声比，改善了对血管的显示。