2016, Vol. 33文章信息
- 李律, 周赜辰, 苑纯, 郭华
- LI Lyu, ZHOU Ze-chen, YUAN Chun, GUO Hua
- 基于优化后流动敏感黑血序列的豆纹动脉3T磁共振成像
- Imaging Lenticulostriate Arteries at 3 Tesla Using Optimized Flow-Sensitive Black-Blood Technique
- 波谱学杂志, 2016, 33(4): 528-538
- Chinese Journal of Magnetic Resonance, 2016, 33(4): 528-538
- http://dx.doi.org/10.11938/cjmr20160402
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文章历史
收稿日期: 2016-03-15
收修改稿日期: 2016-10-23
DOI:10.11938/cjmr20160402
2. Department of Radiology, University of Washington, Seattle, WA98195-5502, USA
2. Department of Radiology, University of Washington, Seattle, WA 98195-5502, USA
豆纹动脉是发自大脑动脉的微小血管，为基底神经节等结构供血，与基底神经节的相关疾病有重要关联.许多文献研究指出，豆纹动脉的阻塞会导致腔隙性脑梗死[1-3].现在临床上常用的豆纹动脉成像的方法是数字减影血管造影（Digital Subtraction Angiography，DSA）技术[4]，这是由于DSA具有极高的分辨率，对微小血管具有良好的分辨能力.然而，DSA的应用限制在于其有创性，同时DSA在成像对比度上也不够灵活，这些弱点严重影响了DSA在临床上的广泛应用.
磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）具有无创、无电离辐射、对比度多样、成像平面选择灵活等优势，被广泛应用到大量的临床问题中.非增强磁共振血管造影（Magnetic Resonance Angiography，MRA）技术可以在不需要造影剂的情况下进行血管造影成像.由于造影剂对人体肾功能有潜在的危害，所以这种不使用造影剂的血管成像方法在血管相关的临床问题上得到了广泛的应用[5, 6].前些年，有文献[7-10]报道了在超高场（7 T）磁共振系统下对豆纹动脉进行成像的研究.研究人员在超高场磁共振系统下，使用时间飞跃法（Time-Of-Flight，TOF）对豆纹动脉进行成像，得到了高质量的豆纹动脉亮血图像.然而，由于豆纹动脉极小的血管直径（大约为0.3~0.7 mm）[9, 11]和较低的血流速度，现在临床使用的MRI系统（1.5 T和3 T）仍然很难对其进行成像. 近些年，一种流动敏感黑血（Flow-Sensitive Black-Blood，FSBB）成像序列被尝试用于3 T磁共振系统下豆纹动脉成像中[12-15].这种血管成像技术通过流动敏感效应，消除了成像平面需要与血流流动方向垂直的约束，同时也进一步改善了流速相对较慢的小血管的显影效果.
在临床3 T MRI系统上进行豆纹动脉成像时，空间分辨率、图像信噪比、成像速度都是非常关键的.在使用FSBB序列时，还有另外一个关键因素，就是血流信号压制效果，因为这决定了最终图像的对比度，尤其是对小血管的显影情况.只有当图像对比度、分辨率、信噪比、成像速度都达到临床使用的要求时，这样的成像技术才能够在临床上被推广与应用.本研究旨在优化FSBB技术，探索其在3 T磁共振系统上进行豆纹动脉成像的临床应用价值.
1 材料与方法 1.1 基于流动敏感梯度的黑血技术基于流动敏感梯度的黑血技术是一种产生黑血对比度的血管成像方法，其对血液信号的抑制效果是通过调整序列对流动效应的敏感性来控制的，该方法对于流动方式较复杂的血流具有较好的抑制效果.
1.1.1 流动敏感梯度的黑血对比度产生机制FSBB技术对流动敏感的原因在于序列中引入了一个流动敏感梯度模块，如图 1所示.这是一个双极性的梯度场，并且正负极梯度与水平时间轴所包围的面积是相等的.该梯度场的0阶矩和1阶矩可以分别通过(1) 式与(2) 式计算得到：
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(1) |
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(2) |
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| 图 1 流动敏感梯度 Fig. 1 Flow-sensitive gradient |
在(1) 式与(2) 式中，与分别代表梯度的0阶矩和1阶矩，t代表时间，G代表梯度场强度.对于该双极性梯度场，由于其正负极梯度与水平时间轴所包围的面积相等，所以其0阶矩；而对于其1阶矩，经过积分运算可以推导出，其中length为双极性梯度中某个极性的梯度持续时间，slope为梯度每次上升或者下降的时间，G为梯度的最大梯度值，具体如图 1所示. 因此，对处于静止状态的质子，在经历了该外加流动敏感梯度之后，其水平磁化矢量的相位依然回聚；而对处于运动状态的质子，则会产生一定的相位偏差，并且运动速度不同的质子会产生不同的相位.在颅内血管中，血液流速情况复杂，一个成像体素里存在不同大小流速与流动方向的质子，从而在该体素内形成了不同的相位累积分布，这样的散相效果导致了该体素信号的减弱或消失，从而产生了黑血的对比度.
1.1.2 基于流动敏感梯度的黑血序列设计本研究中用到的黑血序列是基于传统的扰相梯度回波（Spoiled Gradient Echo, SPGR）序列[5, 16]，结合流动敏感梯度构成的.其中扰相梯度回波序列会在每个脉冲重复间隔时间（TR）的末尾进行梯度散相（Gradient Spoiling）[17]，并辅以射频散相（RF spoiling）[18, 19]，使得每个体素内的横向磁化矢量被充分散相，这样在下一次射频脉冲激发的时候，所产生的磁共振信号（横向磁化矢量）只取决于纵向磁化矢量的恢复情况，即可得到T1加权的图像对比度，并且该成像序列的TR较短，采集效率较高，能够在有限时间内完成较高分辨率的三维成像.
另外为了引入黑血效应，这里在射频脉冲的末端到读出梯度的前端之间施加了流动敏感梯度.传统的FSBB序列会将流动敏感梯度同时加在x、y、z三个轴上，以获得最大的合梯度.FSBB序列时序图如图 2所示.
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| 图 2 传统FSBB序列时序图.其中虚线表示流动敏感梯度，在x, y, z三个方向上同时施加 Fig. 2 Traditional FSBB sequence. The flow-sensitive gradients which are represented by the dashed lines are applied in x, y, z directions at the same time |
该序列在实际应用时，流动敏感梯度的长度由回波时间（TE）控制.TE越长，流动敏感梯度的时间也就越长，压血效果越好，但是同时也会降低图像信噪比，所以该梯度的长度只能在一个适中的范围内.对于该梯度的大小，在不超出硬件与生理的的限制范围下应该尽量大，从而获得较好的压血效果.对于一般管腔直径较大、流速较快的血流，传统的FSBB序列已经可以得到很好的黑血成像效果，但是对于本文的研究对象——豆纹动脉，由于其管腔直径小、血流速度慢，所以对分辨率、信噪比与压血效果都有着极高的要求，同时扫描时间也需要控制在合理的范围内，此时传统的FSBB序列就不能很好地满足这些要求.
由于磁共振硬件方面的限制（比如梯度线圈发热保护），磁共振系统不能够长时间持续地产生较高的梯度场，如果使用的梯度场过强，那么系统就会在每个脉冲重复间隔的最后自动增加一段空闲时间，以保证磁共振系统的安全.在一个序列的一个脉冲重复间隔中，梯度开启时间与脉冲重复间隔的比值被称为梯度的占空比（Duty Cycle）.如果为了增强压血效果而使用较大的梯度值，系统会自动降低占空比，从而保证梯度系统的安全.然而降低占空比会使得整个序列运行的时间增加.为了使得扫描时间在合理的范围内，并行成像（Parallel Imaging）[20-22]的加速倍数就需要设置得更高，其结果是保证了扫描时间的合理，却降低了图像信噪比.因此，图像分辨率、信噪比、压血效果与扫描时间对于豆纹动脉成像来说是4个非常关键却又互相制约的因素.
1.3 优化流动敏感梯度为了设计对豆纹动脉成像最优化的FSBB序列，流动敏感梯度是该序列改进的重点.
梯度场是具有方向性的物理量，并且只有血液流动速度在梯度方向上的分量才能够累积相位，产生血流信号抑制的效果.传统的FSBB序列不考虑成像部位和血管方向，直接在x、y、z三个方向上都施加流动敏感梯度，以达到最大的合梯度，这样的梯度设计显然不是最优的.
一般的，对于一部分感兴趣的血管，其总体方向可以由(3) 式计算得到，
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(3) |
在(3) 式中，所有的血管被分成很多个小段，k表示第k条血管，j表示某条血管中的第j小段，是一个（x, y, z）空间里的三维单位向量，
根据解剖学理论，豆纹动脉的总体方向在头脚方向上，也就是说，头脚方向的血流速度是豆纹动脉中血流速度的主导方向[23].由此可知，在头脚方向上的梯度对压制豆纹动脉的血流信号起着主导作用.在本研究中，流动敏感梯度被优化为只在头脚方向上施加（如图 3所示）.
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| 图 3 为豆纹动脉成像优化的FSBB序列时序图.其中虚线表示流动敏感梯度，只在头脚方向上施加（图中梯度加在层选方向上仅作为一个示例，具体加在哪个方向与成像平面相关） Fig. 3 Optimized FSBB sequence for lenticulostriate arteries imaging. The flow-sensitive gradients which are represented by the dashed lines are applied in only foot-head direction (the direction in which the flow-sensitive gradients are applied is related with the imaging plane, and this sequence diagram is just an example) |
优化的流动敏感梯度可以在极大地保持原有压血效果的同时，增大系统的梯度占空比，使得梯度系统能够被更加高效地使用.在梯度占空比较高的条件下，使用同样的分辨率，可以在不使用并行成像加速技术的情况下保证合理的扫描时间，从而获得更高的图像信噪比.
1.4 MRI实验志愿者MRI扫描实验都在飞利浦3 T MRI系统（3 T Philips Achieva TX, Philips Healthcare, Best, The Netherlands）上完成，使用32通道的头部接收线圈.该项研究取得了当地伦理委员会的认证，并且在每次实验前志愿者都填写了知情同意书.
在对本研究中的FSBB序列进行优化之前，亮血与黑血的混合对比度磁共振血管造影成像（Hybrid of Opposite-Contrast MR Angiography, HOP-MRA）[24]技术首先在豆纹动脉成像上被测试.这是一种能够同时获得亮血和黑血对比度的血管成像序列，并且对这两种对比度的图像进行加权相减之后，可以获得对比度增强的亮血图像.首先进行HOP-MRA测试的原因在于：（1）测试亮血影像对豆纹动脉的显影能力；（2）测试黑血影像对豆纹动脉的显影能力；（3）测试对比增强的亮血影像对豆纹动脉的显影能力.根据HOP-MRA的成像结果，我们就能够在亮血、黑血或对比度增强的亮血中选择一种对豆纹动脉最有效的成像方法.HOP-MRA序列具体成像参数如下：TR/TE1/TE2 = 60 ms/2.6 ms/19.3 ms，翻转角度（FA）= 15˚，成像视野（FOV）= 200×180× 50 mm3，采集的体素分辨率=0.8×0.8×0.8 mm3，重建的体素分辨率=0.4×0.4×0.4 mm3，采集带宽（BW）= 289.2 Hz/pixel，流动敏感梯度1阶矩m1 = 2 099 ms2·mT·m-1（x、y、z三个方向上施加相同的梯度场），扫描时间=804 s，并行成像灵敏度偏码（SENSitivity Encoding, SENSE）因子=1（即不使用并行成像加速），成像平面在轴位上.
在使用FSBB序列对志愿者进行豆纹动脉成像实验时，我们首先对传统的与优化后的FSBB序列的成像参数，如成像分辨率、TE、流动敏感梯度的大小、采集带宽等进行逐一优化，使得成像序列在分辨率、图像信噪比、血流信号抑制能力与扫描时间上达到较好的平衡.对于传统的FSBB序列：TR/TE = 55 ms/13 ms，翻转角度（FA）= 14˚，成像视野（FOV）= 200×190×50 mm3，采集的体素分辨率=0.5×0.5×1.0 mm3，重建的体素分辨率=0.5×0.5×0.5 mm3，采集带宽（BW）= 144.4 Hz/pixel，流动敏感梯度1阶矩m1 = 1 107 ms2·mT·m-1（x、y、z三个方向上施加相同的梯度场），梯度占空比=42.5%，扫描时间=475 s，并行成像SENSE因子=2；对于优化的FSBB序列：TR/TE = 29 ms/13 ms，流动敏感梯度1阶矩m1 = 639 ms2·mT·m-1（只在头脚方向上），梯度占空比=76.6%，扫描时间=497 s，并行成像SENSE因子=1（即不使用并行成像加速），其他的参数都与传统的FSBB序列相同.
对于传统的和优化的FSBB序列，本研究在成像平面为冠状位和轴位时分别进行了比较，由于梯度场线圈使用的不同，序列的TR以及扫描时间会有微小的变化，但是变化很小，可忽略其带来的影响.在冠状位和轴位上分别进行两种序列测试的原因在于，一方面能够比较在哪个平面成像对豆纹动脉的成像更为有利；另一方面，由于本研究中使用的32通道头线圈在头脚方向上敏感度变化较小，而当成像平面为冠状位时，SENSE并行成像的降采方向刚好在头脚方向上，那么SENSE采集技术解混叠的过程就会引入很大的噪声，而这些噪声并不是由序列本身产生的，因此在该因素的干扰下，本文中优化的序列就很难与传统的序列进行成像质量的比较.当成像平面为轴位时，SENSE并行成像技术引入的噪声就会在正常的范围内，两种序列的成像质量也就能进行公平地比较了.
2 结果与讨论 2.1 HOP-MRA序列豆纹动脉成像结果图 4展示了一位健康志愿者的HOP-MRA豆纹动脉成像结果.其中的亮血影像通过最大强度投影（Maximum Intensity Projection, MIP）的方法投影到冠状位显示，黑血影像通过最小强度投影（Minimum Intensity Projection, mIP）的方法投影到冠状位显示.图(a)是由HOP-MRA序列的第一个回波得到的亮血影像的MIP.图(b)是由HOP-MRA序列的第二个回波得到的黑血影像的mIP.图(c)是由未经MIP的亮血影像与未经mIP的黑血影像加权相减，得到的对比度增强的亮血影像的MIP.所有图像中，白色箭头所指示的就是显影的豆纹动脉的位置.可以看到图(a)中的亮血影像对豆纹动脉的显影能力要明显低于图(b)中的黑血影像，即使是图(c)中对比度增强的亮血影像，其对豆纹动脉的显影能力也仅仅与图(b)中的黑血影像类似.
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| 图 4 HOP-MRA豆纹动脉混合对比度成像.(a)第一个回波产生的亮血图像的MIP.(b)第二个回波产生的黑血图像的mIP.(c)由亮血和黑血原始图像加权相减得到的对比度增强的亮血图像的MIP Fig. 4 Lenticulostriate arteries imaging with HOP-MRA sequence. (a) The MIP of bright-blood images from the first echo in HOP-MRA. (b) The mIP of black-blood images from the second echo in HOP-MRA. (c) The MIP of the weighted subtraction between bright-blood images and black-blood images |
图 5展示了一位健康志愿者的豆纹动脉黑血影像结果.所有的黑血影像都通过mIP方法投影到冠状位来显示.图(a)与图(b)是在冠状位成像的豆纹动脉影像，其中图(a)是优化的FSBB序列的结果，图(b)是传统的FSBB序列的结果.图(c)与图(d)是在轴位成像的豆纹动脉影像，其中图(c)是优化的FABB序列的结果，图(d)是传统的FBSS序列的结果.白色箭头指示的豆纹动脉在图(a)与图(c)中的成像效果要好于图(b)与图(d).对图 5中4幅图像分别进行信噪比计算，可以得到：图(a)的信噪比为17.56；图(b)的信噪比为12.61；图(c)的信噪比为20.99；图(d)的信噪比为15.78，可见图(a)与图(c)明显显示出更高的图像信噪比.由于在采集线圈的头脚方向上线圈敏感度变化较小，而图(b)的解混叠方向刚好就在头脚方向，2倍的SENSE在重建的时候就会放大许多噪声，所以图(b)显示出特别低的信噪比，并且由于图像中下部更靠近空腔，磁敏感度变化较大，因此也会造成一定的信号丢失.前述的两种效应两相叠加，造成了图(b)中显著的黑色伪影.这使得判断序列本身对图(a)与图(b)成像质量的影响受到了干扰.但是通过图(c)与图(d)的对比，仍然可以看到使用优化的FSBB序列带来的信噪比的增加对于豆纹动脉成像质量的提升.图(a)与图(b)在图像的锐利程度上要好于图(c)与图(d)，这是因为在冠状位采集时，层方向在前后方向上，在轴位采集时，层方向在头脚方向上，所以在冠状位采集时投影到冠状位平面后分辨率为0.5×0.5 mm3，在轴位采集时投影到冠状位平面后分辨率为0.5×1.0 mm3，因此前者的豆纹动脉影像会显得更加锐利.
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| 图 5 FSBB序列豆纹动脉成像.(a)优化的FSBB序列的结果，成像平面为冠状位.(b)传统的FSBB序列的结果，成像平面为冠状位.(c)优化的FSBB序列的结果，成像平面为轴位.(d)传统的FSBB序列的结果，成像平面为轴位 Fig. 5 Lenticulostriate arteries imaging with FSBB sequence. (a) Images of optimized FSBB sequence, images were acquired in coronal plane. (b) Images of traditional FSBB sequence, images were acquired in coronal plane. (c) Images of optimized FSBB sequence, images were acquired in transverse plane. (d) Images of traditional FSBB sequence, images were acquired in transverse plane |
通过首先进行的HOP-MRA的在体实验结果可以看到，依赖于流入效应的亮血影像对豆纹动脉的显影效果较差，而依赖于流动效应的黑血影像对豆纹动脉的显影效果则要好很多.这是因为基于流入效应的亮血影像对于流速的要求较高，如果血流在数个脉冲重复间隔时间内仍然留在成像体积内，那么这部分血流就几乎不会产生亮血对比度.由于豆纹动脉管腔直径非常小，血流速度非常缓慢，所以要依赖于流入效应对其进行成像非常困难.然而对于依赖于流动效应的黑血影像，只要施加的流动敏感梯度的1阶矩在血流方向上足够大，缓慢的血流信号就能被抑制掉，所以其在豆纹动脉的成像上具有巨大的优势.可以认为在对比增强的亮血影像[图 4(c)]中，豆纹动脉的显影效果几乎全部由黑血影像[图 4(b)]提供.对于豆纹动脉，图 4(c)与图 4(b)相比并没有提供更多的信息.因此，在后续对豆纹动脉成像方法的优化上，我们直接舍弃了基于流入效应的亮血 成像方法，也舍弃了对比度增强的亮血成像方法，而仅使用FSBB技术，从而获得了对FSBB技术优化的更大空间.
在利用FSBB序列进行豆纹动脉成像时，要求层内成像分辨率在极高的水平（0.5×0.5 mm2左右），并且要求较大的流动敏感梯度1阶矩（m1）来抑制较低速度的血流信号.由于使用的序列是SPGR序列，采集的空间分辨率也很高，并且为了流动敏感梯度有较大的1阶矩，回波时间相对也较长，所以图像整体信噪比较低.另一方面，由于磁共振系统硬件的限制，在传统的FSBB序列中，极大的流动敏感梯度会降低梯度的占空比，使得整体扫描时间变得很长，为了控制扫描时间在合适的范围内，并行成像的技术被应用在传统的FSBB序列中，从而减少了扫描时间，但是进一步降低了信噪比.
由FSBB序列的在体实验结果可以看到，仅在头脚方向施加流动敏感梯度和在x、y、z三个方向上均施加流动敏感梯度相比，虽然整体的m1值减小了，但是对豆纹动脉的压血效果还是有着很好的保持.然而，在三个方向同时施加梯度会导致梯度占空比急剧减小，为了保证扫描时间的合理，使用了2倍的并行成像，从而降低了图像信噪比.从并行成像的原理出发，即使线圈的设计是完美的，图像的信噪比也要降低为原来的
志愿者使用FSBB序列所得到的豆纹动脉成像结果初步显示了本文提出的优化的FSBB序列对3 T MRI系统上豆纹动脉成像的价值.
然而，在本实验中仍会有少数的豆纹动脉结构不能够在优化的FSBB序列中显现，而在传统的FSBB序列中显现，如图 5中白色三角形所示.这很可能是因为这些血管的方向在很大程度上垂直于头脚方向，或者是这些血管几乎平行于传统FSBB序列里的合梯度方向并且其血流速度非常慢.更加精确且有效的流动敏感梯度优化设计在日后仍需要进一步地研究.
3 结论本文研究了在3 T MRI系统下利用FSBB技术对豆纹动脉进行成像的方法，着重分析了其成像原理并优化了成像序列中的流动敏感梯度，提出了一种针对豆纹动脉具有优化成像效果的FSBB改进技术.
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