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倪红艳 祁吉
天津市第一中心医院放射科<?xml:namespace prefix = o ns = "urn:schemas-microsoft-com:office:office" />
近年来磁共振血管成像（Magnetic Resonance AngiograPhy，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。本文就目前常用的几种磁共振血管成像技术的原理、特点做一些简单介绍。
一 几种常用的磁共振血管成像技术
l．时间飞越法（TOF）MRA
时间飞越法（Time ofFlight，TOF）血管成像的基本原理是采用了“流动相关增强’机制，是最广泛采用的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。
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。
a．三维(3D）单容积采集TOF法MRA
3D TOF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的最大优点是可以采集簿层，可薄于lmm，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。
b.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2DTOF 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。
c.多个重叠薄层块采集MRA
多个重叠薄层决采集（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。
d．SLINKY采集MRA
SLINKY采集(Sliding Interleaved Ky，SLINKY ）技术是在MOTSA和ramped扫描的基础上发展而来的新的血管成像技术，也使用多个薄层块3D采集，但其采集方式做了重大改进。SLINKY沿层面方向（Z-轴）以连续kZ的方式采集，但在层面内相位方向以Interleaved方式采集（例如步幅编码为9，第一次采集1,4,7相位；第二次采集2,5,8相位，第三次3，6，9，以此类推。），层块采集集中在Nz* NY／n * TR的时间间隔(Nz为沿Z-轴的层块相位编码总数，NY为沿Y-轴的相位编码总数，n为每一次采集的相位数，TR为重复时间）；沿Z-轴以一个层厚的空间步幅移动采集。而MOTSA是以连续kZ和连续Ky的方式采集，层块采集集中在Nz* Nv* TR的时间间隔，沿Z-轴以大约一个层块的空间步幅移动采集。在SLINKY的这种采集方式中；由沿层块方向的穿过层决的饱和引起的流动依赖性信号波动转化为沿Ky轴的循环强度调制，这使得穿过整个层块的层面之间的血流依赖性信号强度均一化了，就去除了血管内的信号强度波动，这样也就解决了MOTSA的SBA伪影和血管截断问题。SLINKY的这种采集方式类似于真正的2D采集，大大减少了血管饱和效应，有利于显示慢血流和小血管。另外，SLINKY还改善了对血流方向和速度的敏感性，对不同方向和速度的血管具有相同的信号均一性，改善了血管狭窄和其他血管异常的显示率，有利于显示复杂血流。虽然采集方式不同，SLINKY具有与其他方法一样的重建和后处理方法；但是其重建和后处理所用的时间要比其他方法要长。SLINKY的缺点是对原始数据相位不一致敏感，易引起相位方向的幻影伪影。
我们在头颈部的血管成像研究表明SLINKY能非常好地显示血管分支；尤其是在显示小血管方面，不但能显示多级小血管，而且小血管清晰度很高。同时SLINKY图像的血管管壁光滑度和血管连续性也很好。
2. 相位对比法血管成像
除TOF MRA外，相位对比（Phase Contrast，PC）法MRA（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测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80cm／s，中等速度Venc约40cm／s，慢血流Venc约10cm／s。
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：
a.3D PC
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。
b．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。ZD 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。
c. 电影PC
电影（cine)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。另外，利用PC的速度一相位固有关系可以获得n流的生理信息，有利于血流定量和方向研究。目前，常用PC法进行脑静脉窦的成像。
3 三维（3D）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。如果在血管内团注磁其振顺磁对比剂，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10s－20s，对于胸、腹部应该行屏气扫描。另外，CE－MRA中一般采用o.1－0.3mmol／Kg的对比剂注射剂量。
在CE－MRA中，还可以采用数字减影技术，在钇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。
二 磁共振血管成像的图像后处理方法
经过上述各个方法的血管图像采集获得原始图像之后，必须进行图像后处理以获得整个成像范围的血管影像，使用最多的后处理方法是最大信号投影重建技术。随着计算机软件的发展，目前还可以根据实际需要选用其它的一些后处理方法。
l 最大信号投影
最大信号投影（Maximum Intensity Projection，MIP）是对沿视角投影的轨迹上的容积数据中的最大信号进行编码，将三维空间的高强度信号投影干一个平面内，形成连续的血管影像。MIP的缺点是不能区分信号近似的结构＼不能充分显示重叠结构的关系。
2 多平面容积重组技术
多平面容积重组（Multiplanar Volume reformation，MPVR）技术又称多平面重组技术（Multiplanar reformation，MPR），在某一方向扫描的基础上，通过用任意截面截取的三维体积数据获得任意平面或曲面的重组影像。该方法可以选择性地显示某个范围区域内的血管或某一支曲管，有利于显示血管与周围结构的关系。
3 遮蔽表面显示
遮蔽表面显示（Shaded Surface Display，SSD）是将容积扫描数据按表面数学模式进行计算处理，将超过预设的信号阈值的相邻像素连接而重组成明暗区另帕勺图像，可极好地显示复杂的、重叠结构的三维关系及相关结构的表面形态。故SSD影像可以显示血管表面形态，特别突出血管瘤等异常结构。
4 容积再现
容积再现（Volume Rendering，VR）是使假定的投射线从给定的角度上穿过扫描容积，对容积内的像素信息作综合显示。需结合深度、遮蔽表面显示技术．旋转技术及适当的信号强度切割技术共同施行。可赋予影像以不同的伪彩与透明度，给以近似亘实的三维结构的感受，该方式在重建中丢失的数据信息很少，可更佳地显示解剖结构的空间关系。可突出显示血管与周围组织的关系，可显示血管三维立体结构，对管腔内病变更加敏感。目前在心脏与冠脉成像中应用较多。
5、仿真内窥镜技术
仿真内窥镜技术（Virtual EndoscoPy，VE）利用计算机软件功能将扫描获得的图像数据进行后处理，重建出空腔器官内表面的立体图像，类似纤维内窥镜所见。直观显示血管腔内部的病变，例如，对颈动脉钙化斑块的显示。尽管二射线血管造影长期以来被看作是 全标准的血管成像技术，但它是有创的，而MRA则是新的、无创性的血管成像技术。随着硬件、软件和无肾毒性对比剂的不断发展，MRA的应用将会继续扩大。 | 
