磁共振血流测定

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1、首都医科大学宣武医院放射科　李坤成磁共振血流测定技术的最新进展，使我们能获得大血管血流量和血流速定性和定量的信息。磁共振血流定量主要应用相位移动技术，具有很高的准确性，在整体和局部心功能测定和心脏瓣膜病、肺动脉疾病、胸主动脉疾病、先天性心脏病及缺血性心脏病的诊断上，能发挥较大作用。一、磁共振血流测定发展回顾应用磁共振方法测定血流始于五十年代中期，Moran于1982年，在常规MR序列中加入一个速度编码相位调制磁场，从而获得血流定量图像。1984年Bryant等应用梯度回波序列和相位差异技术，首次将MR血流测定用于临床，对健康志愿者行股动脉

2、和预动脉血流测定。测量结果用一种连续流动的水模离体实验和活体多普勒超声所证实。Singer和Crooks则利用TOF技术，测量了活体颈内静脉的血流。还有几个研究组建议将TOF用于MR血流测定。Nayler等研制出特殊设计的梯度回波序列测定血流，用短TE结合偶数回波相位重聚，避免了信号丢失。此序列经快速重复，可在心动周期多时相上行血流测定。应用此方法行活体研究，由左室每搏输出量测量得出流速图，进而与计算出的主动脉血流比较，显示了其准确性。1987年Underwood等对13例各种心血管病患者，进行了速度编码电影MRI的最初临床应用。二、磁共

3、振血流测定方法测量血流有TOF和PC两种基本方法，后者又称速度编码电影MRI(VECMRI)。（一）、TOF技术为了在TOF原理基础上进行血流定量研究，通常应用横行经过血管的饱和带，设置一条暗线，对血管内定点血液作标记，然后，测定标记血液在确定时间内的移动距离，称团注追踪技术。移动距离与所用时间相除，即可计算出血流速度：V＝D／T　　D：移动距离　T：时间这种方法对向前和向后流动的血流均敏感，总采集时间不超过15秒，可在一次屏息内完成。团注追踪方法的主要优点是原理简单、实施快速和对外部相位变化不敏感。此方法的固有限度是必须是进行层面设置和

4、难以计算血流量。由于该方法只能测得血管中心的峰值流速，不能获得血管内的二维流速图，因此，应用TOF方法不能准确测量血管断面上每一点的流速。此外，TOF技术依赖于信号的振幅测定，而报幅不仅取决于流速，还取决于质子密度、T1、T2值，特别是血液流动的方式。已经证实TOF技术难以对血流进行准确定量研究，所以，TOF方法并未象PC技术那样广泛地用于MR血流测定。（二）、PC或VEC　MRI技术流动编码相位位移应用双极梯度磁场，后者由位相相反的两叶组成，当第一叶应用时，静止和流动组织的自旋都进行相位的积聚，随之应用第二叶，静止质子丧失相位，总相位为

5、零；而流动的血液在两个梯度之间，经过不同的正负梯度，所以，累加后产生相位位移。此相位差异与血液在速度编码方向上的流动成正比，符合公式：δ相位＝g×v×T×Agg：旋磁比　　T：梯度脉冲的持续时间　　Ag：梯度脉冲每一叶的面积　　v：血流速度速度可以在单一方向（如血流方向）、或所有三维方向上编码。梯度可以在振幅和周期上改变，以适应快速或缓慢血流的情况。相位位移与流速成正比，在PC图像上，显示为像素信号强度的变化：在流动编码轴正向上的运动，像素显示为亮（或暗）信号；在反向上的运动则显示为暗（或亮）信号，二者相反，而静止组织呈灰色信号。为测定每

6、搏血流必须应用心电图门控时，需要两种（正和负）流动编码采集，在心动周期每一点上作为内插对。为降低背景嗓声，相位编码的像素的信号强度能由磁化矢量影像加强，这是内插相位差异技术的副产物，此种加权图像被称为“磁化矢量加权像’’，或“流动图像’’。为了测定流动图或血管腔断面流量，通常应用磁化矢量加权图像来确定检查区域，检查区域在整个心动周期连续图像上被叠加，并随心动周期心脏位置的改变而变化。在PC图像上测得检查区域的平均速度，乘以血管的横断面积，即得出血流量。平均血流量（F）＝平均速度（V）×血管横断面积（A）几个研究组报道了MR血流测定的准确性

7、和局限必,其误差主要来源于与血流有关的信号丢失。丢失的原因有几种，编码范围选择不当，可导致血流缓慢的血管和小血管显示不清。体素内去相位和层面内慢速血流饱和作用，可由缩小体素和增加TR值而减弱。长TE可影响喷射速度测量的准确性，短TE（<４ms）可克服湍流引起信号的丢失。发生于低信号区哉的湍流，能引起相位偏移，进而增加了速度的误差。尽管湍流仅占动态血流的一小部分，但可造成流量测定的明显误差。目前，已经成功地应用梯度线圈屏蔽或湍流抑制技术，使其降至最低。真实血流和MR测定的血流呈非线性关系，见公式：F测＝F真cosθθ为非线性角，F测和F真分

8、别是测定和真实血流值，二者这种余弦关系可导致小量测量误差，例如：20°的非线性仅产生6％的误差。因为血管横断面直径测量随断面斜度而变化，成比例地抵消了速度测量的误并，垂直非线性所导致的误差被缩