磁共振血管造影

磁共振血管造影 MRAngiography DSA與MRA DSA與MRA MR流動補償 MR流動效應 沿梯度場方向運動的層流的偶數回波是層流獨有的現象 湍流無序 自旋相位為 彌散效應 T TE 180 脈衝相當於G反向 流動補償顯示頸椎間盤突出 MR流動補償 MR流動效應 層流的奇數回波自旋相位 彌散效應 層流的偶數回波自旋相位 聚合效應 所以層流的偶數回波具有消除磁場的非均勻性引起的相位彌散作用 MR偶數回波意義 利用層流的奇數回波信號丟失和的偶數回波信號增強作為判據 對以層流形式流血液與靜止組織進行鑒別 靜脈 腦竇和因某些原因導致流動緩慢的一般認為是層流 若流速極慢 則在奇數回波上也呈現高信號 MR偶數回波意義 腦頂葉後方的靜脈血管在奇數回波像 左 信號丟失 偶數回波像 右 信號增強 MR偶數回波意義 第一回波血流為低信號肝髒 2000 15 門靜脈主幹及其分支顯示為低信號 偶回波血流為高信號肝髒 2000 90 門靜脈主幹及其分支顯示為高信號 MR偶數回波意義 雙側大腿 右側股靜脈出現血流非常緩慢情況下的偶數回波現象 MR偶數回波意義 由前圖 奇偶數圖像的差 得右側股靜脈的高強度影 MR偶數回波應用 某些情況下 長T2的病變 腫瘤 血栓 壞死和梗塞 和層流的偶數回波增強的血管均為高信號 不易分開 則可利用奇 偶數回波的不同影像來區別 血管若出現該效應 說明含有層流 否則可能有占位性病變或者其他原因引起阻塞 血管無血流通過 出現高信號 MR高速血流截止 流出 效應 常規SE序列中 信號產生要受90 和180 同時作用 否則不產生信號 垂直于成像平面流動的質子 在層面內僅存在一段時間 若流速快時 則可能不能同時收到兩個激勵脈衝的作用 導致血液質子信號比小於靜止組織 流速高 層流 的動脈血管截面在MR影像上往往為低信號的 血液流空 血流速度高導致的血液與激勵成像層面的RF脈衝在時間上錯位而產生的一種流動效應 MRA流出效應 MRA流出效應 液體信號丟失的程度取決於脈衝序列 流速和層厚 當流速為截止速度 稱流空或黑血 Vc隨層面厚度增加或TE減小而增高 層厚D lcm TE 30ms 則 Vc 60cm s相當於動脈最大速度 MR影像動脈血管將由於截止效應而信號丟失 如果使D增加或TE縮短 將Vc變得高於動脈血流速度很多 仍然可能採集到從動脈血管發出的信號 MRA流出效應 用快速序列 TR T1 選擇激勵角度 靜態組織經多次激發 被激勵過的組織的Mz尚未完成恢復 Mz處於飽和狀態 而從層面外流入層面的血液 因未受RF脈衝激勵 具有最大Mz 層面外流入的血液能採集到比靜止組織更強的信號 流入效應 當流速超過Vc D TR時信號最強 Vc與TR反比 如 TR 1000msD 1cmVc 1cm s相當於流動緩慢的靜脈血流 MRA 流入效應 MRA方法 TOF TimeofFlight時間流逝法PC PhaseContrast相位對比法 MRA成像方法是基於GE梯度回波序列 用GE方法 基於血液流入效應進行成像 飽和效應 靜態組織 低信號 流入相關增強效應 激發層面上游血液 強信號 流出效應 被激發的流動流體 低信號 流動去相位效應 流動自旋在梯度方向產生相位彌散 低信號 可用流動補償解決 原理同偶數回波 與TOF信號有關因素 在2DTOF中 每次只激發一個層面 層厚小 通常流入血液處於未飽和 只要流動與層面垂直 快慢流動均可獲得較好的信號 2D TOF 採用體積成像 慢速流動自旋無法在一個TR時間內流出整個激發範圍 被多次激發 產生流入飽和效應 出現流入端為強信號 在流出端呈現信號逐漸下降 3D TOF TOF增加對比度方法減小激發角度2DTOF採用30 50 3DTOF採用15 20 減小層厚與3D激發體積範圍采用多容積激發背景抑制 MTC磁化轉移 TOF 2DTOF具有較小的流入飽和效應 對於慢速 如靜脈及靜脈竇成像很好 對於血流方向一致的血管 顯示良好 3DTOF因層面較厚 空間解析度差 相位彌散大 層面內流動由於血管彎曲可能產生信號損失 TOF 應用 在TOF成像週期前 若採用預脈衝將被成像區域的上方或下方飽和 就可使一個方向上流動的血液達飽和 利用此法可顯示動脈或靜脈 TOF動脈或靜脈MRA TOF動脈或靜脈MRA 利用流動自旋的相位效應 產生一組血管高信號與另一組血管低信號圖 利用減影方法得到血管圖像 MCA幅度對比磁共振血管造影 方法1 利用GE序列的流動補償 得到液體高信號圖 2 利用流動敏感的梯度場 加強液體的去相位作用 產生液體的低信號圖 3 由於靜態組織在兩組圖像中具有相同信號 通過減影法 可獲得血管圖像 應用可顯示慢速層流的血流 一般在主要流動方向上採用該技術 四肢血管造影 MCA 梯度場強度和作用時間 間隔 會影響流體相位變化 靜態質子在正反向梯度場作用下 相位變化為零 運動質子在兩次梯度間位置發生了移動 導致在兩次梯度場中有不同的相位漂移 有一個淨相位 流動與靜止質子相位 流動質子的相位漂移 流動相位效應 利同一區域獲得兩組流動自旋相位不同狀態的資料 定量比較二者相位差異並轉換成圖像對比 與MCA相比 PCA表現渦流更佳 無體素內去相位效應 PCA相位對比磁共振血管造影 1 利用GE序列的流動補償 使所有流速的流體的自旋的橫向磁化S1在回波形成時位於X軸方向 2 利用流動敏感的梯度場 使流動自旋橫向磁化S2的相位產生一個 角 0 3 參於靜態自旋 S1 S2的大小 方向相同 對於流動自旋 流動漂移與流速成正比 s1 s2 PC信號 向量差 S2 S1 MC信號 強度差 任意 PCA 方法 Normalimageofhand rephase dephasesubtraction PCA MCA圖像的強度對應於流速的快慢 無方向性 PCA圖像的強度對應於流速的快慢及方向 下向流 為白的高信號 反向流動為低信號 靜態組織為中等灰度信號 若與ECG同步可用於液體的流速與流量評估 PCA應用 2D PCA僅流動血液產生MR信號 所以成像時層厚可達100mm 得整個範圍血管的MIP 2D PCA空間解析度差 常用於3D PCA的流速預測成像 2D PCA反應流動自旋的流速及方向 結合ECG 在一週期內不同心動時相 分別採集流動信號 重建不同時相的相關血流圖 並連續顯示 形成2D PCA電影 判斷流動方向和變化規律 PCA PCA應用 MCA圖像的強度對應於流速的快慢 無方向性 PCA圖像的強度對應於流速的快慢及方向 下向流 為白的高信號 反向流動為低信號 靜態組織為中等灰度信號 若與ECG同步可用於液體的流速與流量評估 PCA的流動敏感性 序列的流動敏感度PCA中 角不能大於 角的大小取決於流動序列的梯度選擇 若適當 則 180度 信號最大 當目標血管流速超過序列的流動敏感度 角會大於180度 出現回卷 則高速流動的自旋表現為低信號 若序列流動敏感度選得太高 則血管信號強度不足 序列的流動敏感度通常稍大於靶血管的最大流速 PCA的流動敏感性 流動顯示方向MCA與PCA對流動顯示依賴於流動敏感度梯度方向 所以要合理選擇X Y和Z三處方向的流動敏感採集梯度 才能獲得完整的空間方向的流動信號 MIP 3D PCA每圖元的亮度對應於流速 3D圖像需經MIP重建以顯示血管影像 MIP AVMinrightfronto basalregion PCA與TOF 背景抑制PCA信號僅取決於局部血液流速 靜態組織不產生信號 所以血管更能顯示 TOF靜態組織仍有信號 需要用脂肪抑制與MTC方法來提高血管顯示品質 PCA與TOF 慢流顯示PCA可根據流速設定流動敏感度 即使慢速流動血液也能較好顯示 3D TOF的血流信號強度取決於激發容積厚度 厚度寬時 慢流血液不能顯示 PCA與TOF 信號強度PCA的信號強度只取決於流速 而TOF的信號強度與組織T1有關 亞急性出血在TOF圖像上為強信號 會掩蓋血流信號 MRA臨床應用 顱內血管MRA3D TOF3D PC用於動 靜脈及複雜血流顯示 時間長2D TOF矢狀竇等慢流顯示2D PC也可用于矢狀竇成像及流速預測3D CE MRA用於動 靜脈顯示頸部血管MRA多塊重疊3D TOF及3D CE MRA對頸部動脈顯示最佳多層2D TOF 2D 3D PC用於動 靜脈顯示 MRA臨床應用 胸部血管MRA主動脈及分支 肺動 靜脈系用CE MRA2D 3D TOF用於主動脈顯示2D PC加心電同步技術常用於主動脈流量分析腹部血管MRA首選CE MRA3D TOF與PC可用於腎動脈四肢血管MRA3D CE MRA對四肢血管的動脈 靜脈期顯示好MCA較好顯示四肢血管 需心電同步 2D TOF也可用於四肢血管顯示 CE MRA對比度增強MRA 方法使用極短TR 5ms 與極短TE 2ms 的梯度回波法 由於組織的縱向恢復小 所即使是脂肪 短T1 其信號也很小 在血管內注入造影劑 比常規多2 3倍 使血液的T1很短 呈現高信號 而周圍其他靜態組織為低信號 CE MRA對比度增強MRA 應用範圍心臟 大血管肺動脈 靜脈腹腔動脈 肝腎動脈 腸系膜動脈 腹主動脈門靜脈系統盆腔及四肢頭頸部 垂直相位編碼 Rosagital 在對脊柱或頸椎成像時 一般相位編碼常取在水準方向 大致CSF的流動方向垂直 這種流動偽影為與流動方