第八节　流动现象和无创性血管成像

在血管内流动的血液是一种维持生命必不可少的物质。随着生活水平提高及营养过剩，血管源性疾病逐年增多，对人体健康构成严重威胁。检查血管病变大多采用X线血管造影、DSA及CTA检查。MR成像为我们提供了一种不用对比剂就可显示血管解剖的技术，即无创性磁共振血管成像，简称MRA。

MRA的基础是血管内流动的血液。但是，血液流动不仅可以成像，它还引起其他问题。血管的搏动会引起搏动伪影，血液的流动会导致血管内信号缺失，还可能导致高信号。这一节主要介绍产生这些现象的原因、如何减弱相关伪影以及如何利用流动血液进行MRA。

一、血流模式

学习目的

　了解血流的种类。

　了解血流模式改变如何影响图像质量。

名词解释

　层流，涡流。

与MRI和MRA有关的血管及血流状态，包括扫描野内血管形态、血液流动模式、流动方向、血流速度、血管与扫描层面的关系及血管形态的变化，如血管分叉、弯曲、管腔狭窄等形态变化，都可影响血管内血液流动的模式。血流模式与最终的图像对比度相关。

在正常情况下，直行血管内不同部位血液的流动速度不同。从血管断面看，中心区流速最快，边缘较慢，这种流动方式称为层流（图1-8-1-1A，B）。

在血管分叉或转弯处，有些向前流动的血液会撞击血管壁，导致部分血流方向改变，甚至与主流方向相背（图1-8-1-1C）。

当血管局部的斑块或钙化等异常使血管狭窄时，流动的血液通过狭窄后，血流速度将明显加快，且伴有流动方向改变或出现涡流。涡流与血管内反向流动的血液会导致成像区域的氢质子失相位，使MRA的局部信号变暗或出现伪影，影响图像质量和诊断。

在一个扫描体素内，氢质子小磁矩的方向不一将引起体素内失相位，与这个体素对应的像素的MR信号将降低。如果扫描体素包含狭窄、分叉、层流边缘等部位，将造成体素内血液的氢质子流速不一、方向不同，在MR图像表现为相应部位的信号减低或变暗。这种现象在MRA更常见。究其原因，对于静止的氢质子而言，在梯度场的作用下，它的进动频率和相位改变是阶梯性的（图1-8-1-2A）；但对于流动血液的氢质子而言，当它流动到一个新位置时，相对于新位置那些静止的氢质子，它的进动频率和相位与周围不同（图1-8-1-2B）。体素内氢质子之间进动频率和相位不同的这个区域，MR成像时信号将衰减、变低。

二、流动补偿

学习目的

　了解流动补偿的作用。

　了解流动补偿作用效果不佳的原因。

静止氢质子和流动氢质子的相位差别可通过流动补偿（FC）技术克服。FC技术采用的梯度模式及其对氢质子的作用机制如图1-8-2-1所示，它主要作用于沿着扫描层面方向和频率编码方向缓慢流动的血液氢质子并产生效应。经过流动补偿梯度作用后，静止与流动的氢质子相位出现一致，MR系统在这一时刻采集信号，就不会受同一体素内相位偏差的影响，从而克服相位不一致导致的MR信号丢失。

FC技术仅在一定的流速范围内有效，在人体主要对缓慢、匀速流动的血液或脑脊液产生效应（图1-8-2-2）。如果液体流速很快，在FC梯度尚未完成作用时血液可能已经流出扫描层面，或是在最后一个负向梯度作用时流动的氢质子提前发生相位重聚，而在MR系统采集信号时体素内的氢质子又出现相位差。如果血液流速不均匀，在这种“90-180-90”模式的梯度组合作用下，氢质子相位也不能重聚，也就无法消除体素内的相位差。此外，血流方向与FC梯度场方向一致对FC发挥效用至关重要。这些都可能是FC技术有时作用效果不佳的原因。

在下一节将要讨论的TOF法MRA和PC法MRA都可应用FC技术。在常规MRI检查中也广泛应用FC技术。由于FC技术需要施加额外的梯度脉冲，故扫描序列的TE时间会延长，当TR时间不变时，总的扫描层数会减少。

三、时间飞跃法血管成像

学习目的

　了解流空效应和流入增强效应的形成机制。

　了解血流饱和现象的成因及防止措施。

　掌握使TOF现象最大化的方法。

名词解释

　流空现象，流入增强效应。

　饱和现象，饱和效应。

在MR成像时，位于Z轴的净磁化矢量需要RF脉冲激发，在XY平面的氢质子磁矩需要复相脉冲或梯度场作用并形成相位一致，才能产生MR信号。对于静止组织，这很正常。但对于流动组织，如血液，情况就比较复杂。

以SE序列为例，静止的氢质子受到RF脉冲和梯度场作用后，产生一个信号。对于流动的血液，如果一个氢质子在流入扫描层面后受到RF脉冲激发，在流出该层面前受到相位回聚脉冲的作用，产生信号并被线圈接收，这部分血流就会依据血液自身的弛豫特性产生信号，这部分血流的氢质子和周围静止的氢质子没有实质性不同（图1-8-3-1）。

如果血液流速很快，流入扫描层面的氢质子受到RF脉冲的激发作用，但它随局部血液迅速流出。在相位回聚脉冲作用时，受激发脉冲作用的氢质子已流出扫描层面，而接受这个相位回聚脉冲作用的氢质子尚未被RF脉冲激发，故该层面的血流不产生MR信号（见图1-8-3-1），这种现象称为信号流空（signal void）。

从图1-8-3-1可见，血液能否产生信号取决于血流速度、扫描层厚及TE时间。如果血流速度快，氢质子将无法在一个层面同时接受激发脉冲和相位回聚脉冲的作用，将不产生信号，出现流空效应；反之，慢流速的血液往往可以产生信号。如扫描层面较厚，血流中氢质子在流出扫描层面前可能受激发脉冲和相位回聚脉冲的作用而产生信号；而层厚较薄时可能出现流空效应。如TE时间足够短，血流中氢质子在离开扫描层面前可能完成信号采集；如TE时间较长，可能出现流空效应。

SE和FSE序列的TE时间往往较长，所以血流多出现流空效应。GRE和SPGR序列的TE时间很短，特别是FGRE和FSPGR的TE时间极短，血流通常表现为高信号，这种现象称为流入增强效应（图1-8-3-2）。

在GRE序列的参数中，短TE往往使TR缩短，但TR过短将使XY平面的横向磁化矢量没有充足的时间恢复到Z轴；在随后的RF激发脉冲作用时，能够用于成像的纵向磁化矢量就会逐渐变少，图像的信号逐渐减弱。这种由于多次RF激发脉冲作用，纵向磁化矢量逐渐减少，MR信号逐渐变弱的现象，称为饱和效应。那些新流入扫描层面的血液由于尚未受RF脉冲的反复作用，纵向磁化矢量很充足，产生的信号也较高（流入增强）。在GRE序列，静止组织的饱和效应衬托流动血液的流入增强效应，使流动血液的亮度更显著。

在进行多层扫描时，流动血液的流入增强效应可被削弱。如果扫描层面的顺序（如头侧向足侧）与血流方向一致，血液可能被饱和。如图1-8-3-3A所示，在第一层扫描时流入的血液是新鲜的，MR成像时显示正常的信号强度；当扫描第二层时，流入第二层的血液实际上已在第一层受激发并产生信号，其纵向磁化矢量尚未完全恢复，此刻又在第二层受RF激发脉冲作用，将使第二层面的血液信号减弱；依此类推，随着扫描层面增多，流入的血液不断接受RF脉冲激发，其纵向磁化矢量将越来越小，流动血液的信号也越来越弱。这种现象称为血流的饱和效应。为减轻血流的饱和效应，应设定扫描层面顺序与血液流动的方向不一致，如图1-8-3-3B所示，设定扫描层面的方向与血流的方向相反，这样可在较大的扫描范围及较多的扫描层面保持血流的高信号。原因是在每一个层面采集信号时，血液中都存在未曾受RF脉冲作用的新鲜氢质子，流入增强效应可以充分表现。

时间飞跃（TOF）现象是指MRI系统利用梯度场的作用，强化血流的流入增强效应，同时采用短TR强化静止组织的饱和效应，结果使血液呈明显的高信号，而背景组织呈低信号。TOF现象导致的血液高信号，不仅反映血液自身的弛豫特点，更是因为流动血液的流入增强和背景组织的饱和效应彼此映衬的结果。如果血流缓慢，使局部血液在一个扫描层面内过长停留，血液将被饱和，血液的信号将变暗。所以，当血管和扫描层面垂直时，TOF效应最明显。斜行穿过扫描层面的血管及流动血液，或多或少将出现饱和效应，使其血液信号亮度不及垂直于扫描层面的血液（血管）。

利用血流的TOF效应进行MRA检查时，设计扫描方案的原则如下：尽可能使扫描层面与血管方向垂直，使扫描层面顺序与血流方向相反，薄层，翻转角度适当。其目的是使血管呈高信号，背景组织因饱和而呈低信号。但TOF-MRA会使动脉和静脉同时显影。虽然静脉血的流动方向可因与扫描层面顺序一致而出现饱和效应，但仍显示高信号。动、静脉信号重叠有时会影响动脉血管显示。为了显示单一方向血流的血管，需要消除反方向血流的信号。TOF法MRA结合预饱和技术，可以实现这个目标。第九节将介绍预饱和技术。

TOF-MRA分为二维和三维成像。三维（容积）成像的层面更薄、SNR更高、图像质量更好。为减弱饱和效应，容积成像往往包含多个容积块，每次RF脉冲激发一个容积块。在最先接受扫描的容积块，血液流入一侧的MR信号最亮。在最后接受扫描的容积块，血液流出一侧可能因饱和效应而使MR信号减低。成像容积越大，血液流出侧的饱和效应越明显。快速流动的血液不易出现血流饱和效应。所以，3D TOF-MRA最适合检查流速较快的血液（动脉及较大的静脉血管），而不适合评价流速较慢的小静脉血管。

四、相位对比法血管成像

学习目的

　了解相位对比法MRA的成像原理。

　掌握设定流速编码的原则。

　掌握相位对比法MRA的临床应用。

名词解释

　双极梯度。

　流速编码。

TOF-MRA检查简单易行，适应性广，但不易显示血流较慢的血管和扫描层面内走行的血管。另有一种MRA技术，它利用流速进行MR血管成像，称为相位对比法MRA（PC-MRA）。PC-MRA检查时，图像对比度取决于血流的速度和方向。PC-MRA检查不仅可以显示血管解剖，还可以测量血流速度。

在MR成像时，受RF脉冲激发作用而产生的横向磁化矢量具有一定的大小和方向。这个方向与相位有关，它是横向磁化矢量在旋转运动过程中某一个时间点所处的位置。普通MRI主要基于该磁化矢量的大小重建图像，并没有表现它的相位信息。PC-MRA则充分利用磁化矢量的这两个信息。

GRE序列是PC-MRA的基本扫描序列。它利用一个双极梯度对血流进行速度编码。双极梯度是指两个强度相同，但方向相反的梯度组合，一正一负（图1-8-4-1）。通过双极梯度的作用，MRI系统可以使流动的氢质子产生相位差。这个相位差不仅可以被MRI系统记录，而且可以重建图像，这是PC-MRA的主要内容。详述如下。

PC-MRA检查时，成像区组织在RF脉冲激发作用后，所有氢质子的相位出现一致。此时施加一个双极梯度场。对于不流动的氢质子，受双极梯度场第一叶的影响，氢质子的进动频率和相位都将发生改变，改变的程度与梯度场强正相关（图1-8-4-2A）；随后双极梯度第二叶发生作用，因这两个叶大小相等、方向相反，故对氢质子的作用完全相反。这样经过双极梯度作用后，不流动氢质子的进动频率和相位都与初始状态一致。但是，对于流动的氢质子，作用效果明显不同。在双极梯度场作用下，流动氢质子的相位最终无法回到初始状态，相位偏差由此产生（图1-8-4-2B）。相位偏差的程度取决于流速和双极梯度场的强度。

这时候MRI系统施加一个反向的双极梯度。同理，反向双极梯度作用的结果是，不流动氢质子的相位仍将回到初始状态（图1-8-4-3A）；而流动的氢质子，将会产生另一个相位偏差（图1-8-4-3B），其方向与第一次双极梯度作用产生的相位偏差方向相反。

血液中流动的氢质子经双极梯度两次作用后，分别产生一个相位偏差，但方向相反。这个相位偏差通常以相位偏移的程度（Φ）表示，可通过如下公式计算大小：

式中，γ代表旋磁比；ΔM1代表外加梯度场振幅的大小（从最高值到最低值）；υ代表沿着梯度场方向流动的氢质子的流速，它有方向性，表现为正负值。一般规定，流动从上向下是正值，从下向上是负值；流动从右向左是正值，从左向右是负值；流动从后向前是正值，从前向后是负值。

在这两次双极梯度场作用的同时，MRI系统分别采集信号，并将两次采集的信号进行基于体素的加减，即体素对体素的相加或相减。相减结果还有助于消除磁场不均匀或磁敏感效应引起的相位偏差。对两次采集的信号相减，就可去掉静止组织的信号，仅保留存在相位偏移的流动氢质子的信号。

将两次采集的信号相减后，所获图像称为信号相位图（phase images）；将两次采集的信号结合后，所获图像称为信号强度图（magnitude images）。前者主要用于计算血流速度，后者多用于观察血管结构。有两种减影后的相位图。一种减影是将两次偏移的相位相减（图1-8-4-4），得到累积相位差　θ（phase difference）。根据公式1-8-4-1，这个累积相位差θ有大小和方向，其在MRA相位图显示为，朝向阅片者流动的血液呈高信号，与此反方向流动的血液呈不同程度的低信号。另一种减影是两次信号相减，其结果是复变微分的差别（complex difference），它没有方向性，大小是θ角对应的边。

PC-MRA检查时，如果目标血管的血流方向与双极梯度场的方向相同，血管成像的效果最佳。为了能在一次检查中同时满意地显示各个方向走行的血管，通常需要在三个方向逐个施加流速编码梯度场，但这会成倍增加扫描时间。

影响流动氢质子相位偏差大小的内因是血流速度，外因主要是速度编码参数（流速编码值）。后者将决定PC法血管成像过程中双极梯度的振幅大小。理论上，流速编码值应是能造成目标血管内血流相位偏差最大的值（180°），也就是使目标血管显示最亮的值。

当设置的流速编码较小（我们预测血流缓慢）时，为得到最大的相位偏差，双极梯度的振幅必须加大。如果设置的流速编码小于目标血管内实际的流速，双极梯度的振幅使真实血流产生的相位差将大于180°，例如可能是200°。对于周期性进动的磁化矢量而言，200°和-160°的效果一样，但-160°相位偏差的图像信号为黑色。所以当流速编码小于目标血管的实际流速时，成像血管的MR信号将变暗（图1-8-4-5A）。

血管内血流的运动多是层流模式，邻近血管壁时流速慢，中心流速快。如果我们设置的流速编码接近血管壁内流速，血管壁将表现为清晰的高信号，但流速更快的中心区可能呈低信号（图1-8-4-5B）。这种由于预设的速度编码低于真实的血流速度，而使血流的信号减低，称为混淆伪影（aliasing artifact）。另一方面，如果预设的流速编码值较高，血管中心区流速快的血液将呈高信号，边缘区流速慢的血液信号往往较低，血管影像的边缘可能模糊不清，容易误诊为血管狭窄。

在评价血管形态时，一般采用三维PC-MRA扫描，完成扫描后对信号强度图进行最大密度投影重组。设定3D PC-MRA流速编码时，一般选择比真实血液流速较小的数值。其益处是，采用低流速编码参数扫描时，血管边缘显示清晰（层流模式），而血管中心区的低信号一般不会明显。

在定量流速分析时，一般选择2D PC-MRA扫描。为了准确计算血管中心的峰值流速，设定的流速编码参数应接近预想的峰值流速，这样可使目标血管内流动血液的MR信号真实、可靠。PC-MRA检查时人体主要血管的流速编码参数值见表1-8-4-1。

PC-MRA消除背景信号彻底，成像范围大，血管对比好。但3D PC-MRA扫描时间较长，故临床应用少。2D PC-MRA主要用于显示颅内静脉窦形态，连接心电门控或指脉门控扫描后可测定血流速度。