吳良文，丁少偉，韓晶

1.蘇州科技城醫(yī)院工程處，江蘇蘇州 215153；2.蘇州承澤醫(yī)療科技有限公司，江蘇蘇州 225123；3.蘇州科技城醫(yī)院影像科，江蘇蘇州 215153

前言

頸動(dòng)脈粥樣硬化與缺血性腦卒中的發(fā)生密切相關(guān)，早期診斷與治療可以降低發(fā)病率和死亡率［1］。影像學(xué)檢查是評(píng)估頸動(dòng)脈粥樣硬化斑塊的主要方式，常用的影像學(xué)檢查方法包括：多普勒超聲（Duplex Ultrasound,DUS）、CT血管成像（Computed Tomography Angiography,CTA），數(shù)字減影血管造影（Digital Subtraction Angiography,DSA）和磁共振血管成像（Magnetic Resonance Angiography,MRA）等［2］。MRA 無(wú)需注射對(duì)比劑，具有無(wú)創(chuàng)傷、無(wú)輻射等優(yōu)勢(shì)，傳統(tǒng)的三維時(shí)間飛躍法（Time of Flight,TOF）MRA在臨床上廣泛應(yīng)用［3］。TOF 技術(shù)基于血液的流入增強(qiáng)效應(yīng)，根據(jù)血液流速使用具有短重復(fù)時(shí)間的射頻脈沖序列采集頸動(dòng)脈血管原始圖像。由于血管內(nèi)血液流速不一，甚至湍流的存在，會(huì)造成血管內(nèi)部分信號(hào)的丟失［4］；另外頸動(dòng)脈掃描過(guò)程中，呼吸、血管搏動(dòng)以及吞咽等生理運(yùn)動(dòng)都會(huì)產(chǎn)生偽影，影響血管的連續(xù)顯示。常規(guī)TOF 序列采用笛卡爾K 空間采集方式，對(duì)運(yùn)動(dòng)比較敏感；而徑向（Radial）采集K 空間中心區(qū)域過(guò)采樣，可以對(duì)運(yùn)動(dòng)偽影進(jìn)行糾正［5］。目前未見(jiàn)將Radial采集技術(shù)應(yīng)用于頸動(dòng)脈3D TOF序列的報(bào)道。本研究將頸動(dòng)脈Radial 3D TOF 成像和常規(guī)3D TOF 成像進(jìn)行對(duì)比，探討Radial 3D TOF 序列在頸動(dòng)脈MRA中的應(yīng)用。

1 Radial 3D TOF采集原理

在3D TOF 序列中采用黃金角（Golden-Angle）Radial采集技術(shù)，在Kx-Ky平面內(nèi)采用Radial K 空間采集，在Kz方向依然采用笛卡爾采集方式，其中旋轉(zhuǎn)黃金角Kθ大小為：

通過(guò)變換梯度方向矩陣而非梯度3 個(gè)方向梯度值的方式對(duì)頸動(dòng)脈成像區(qū)實(shí)現(xiàn)Radial 3D TOF磁共振成像掃描；Radial采集時(shí)圖像分辨率由讀出行采樣點(diǎn)數(shù)決定，加上TOF 本身流入效應(yīng)對(duì)背景有所抑制使得Radial 條紋狀Streak 偽影不明顯，因此可對(duì)輻條數(shù)Spokes作理論縮減實(shí)現(xiàn)欠采樣加速掃描。

對(duì)采集到的每個(gè)輻條Spoke K空間回波數(shù)據(jù)y首先進(jìn)行三線性插值處理，在非笛卡爾K空間中對(duì)每個(gè)輻條Spoke 回波數(shù)據(jù)先進(jìn)行兩倍復(fù)數(shù)三線性插值求得插值后回波數(shù)據(jù)的相位，再進(jìn)行回波數(shù)據(jù)兩倍模值三線性插值，最后用所求插值后模值數(shù)據(jù)及相位數(shù)據(jù)算出每個(gè)輻條Spoke 的插值回波數(shù)據(jù)。接著對(duì)回波數(shù)據(jù)進(jìn)行梯度延遲處理，將每一個(gè)Spoke回波數(shù)據(jù)通過(guò)一維快速反傅里葉變換得到每一個(gè)Spoke 的時(shí)域數(shù)據(jù)IKθ(x)，設(shè)置K 空間起始偏移Δk，將IKθ(x)施加不同Δk產(chǎn)生的相位得到I(Kθ,Δk)(x)，再進(jìn)行一維快速傅里葉變換（Fast Fourier Transform,FFT）獲得不同Δk的Radial K 空間數(shù)據(jù)SΔk(K)，將不同Δk的SΔk(K)進(jìn)行非均勻快速傅里葉變換（Nonuniform Fast Fourier Transform,NUFFT）并進(jìn)行平方和（Sum of Square,SOS）通道合成得到不同Δk的Radial 2D 圖像IΔk(x,y)，由IΔk(x,y)可以得到不同Δk的校正函數(shù)CF(Δk)，從而確定校正的Radial K 空間偏移大小Δkopt，最后將IKθ(x)乘以Δkopt，所產(chǎn)生的相位補(bǔ)償，再進(jìn)行一維FFT 獲得Δkopt的Radial K 空間數(shù)據(jù)SΔkopt(K)。由于渦流的線性項(xiàng)產(chǎn)生K 空間偏移，在梯度延時(shí)處理中已校正，但渦流主磁場(chǎng)B0 項(xiàng)會(huì)產(chǎn)生K空間的相位累積，導(dǎo)致圖像出現(xiàn)偽影，這里做累積相位校正處理；對(duì)每一黃金角SΔkopt(Kθ)施加校正相位獲得Scorr(Kθ)：

其中，α和β為根據(jù)SΔkopt(K) 計(jì)算出的相位校正系數(shù)。

進(jìn)一步地，先求取Radial 密度補(bǔ)償函數(shù)和Golden-Angle Radial 采集軌跡，再運(yùn)用NUFFT 獲得3D 原始圖像；由于Spoke 回波信號(hào)被截?cái)嗪筒杉肼暤挠绊懀瑢?duì)重建圖像做FFT 得到笛卡爾下K 空間，進(jìn)行漢寧濾波再反傅里葉變換獲得濾波圖像，并進(jìn)行圖像裁剪進(jìn)一步獲取3D原始圖像。

2 材料與方法

2.1 一般資料

選取2020年10月～11月在蘇州科技城醫(yī)院就診且行頸動(dòng)脈MRA 檢查的全部患者，共36 例，其中男21例，女15例，年齡33～79歲，平均年齡（56.4±11.0）歲。本研究經(jīng)本院倫理委員會(huì)審核批準(zhǔn)，檢查前所有患者均簽署知情同意書(shū)。

2.2 MRI掃描

采用飛利浦Ingenia3.0T 超導(dǎo)磁共振成像系統(tǒng)，頭頸聯(lián)合線圈，患者體位為仰臥位，頭先進(jìn)，分別行頸動(dòng)脈常規(guī)3D TOF 和Radial 3D TOF 掃描，常規(guī)3D TOF 掃描參數(shù)：TR 24 ms，TE 6.5 ms，層厚1.4 mm，視野240 mm×240 mm，矩陣256×256，掃描時(shí)間7 min 53 s。Radial 3D TOF 掃描參數(shù)：TR 21 ms，TE 5.7 ms，層厚1.4 mm，視野240 mm×240 mm，矩陣256×256，掃描時(shí)間8 min 30 s。

2.3 圖像處理

將所有患者的頸動(dòng)脈常規(guī)3D TOF 和Radial 3D TOF 圖像傳輸至后處理工作站分別進(jìn)行三維最大強(qiáng)度密度投影（Maximum Intensity Projection,MIP）重建。

2.4 影像評(píng)估

2.4.1 客觀評(píng)價(jià)由一名具有磁共振診斷經(jīng)驗(yàn)的放射科醫(yī)師測(cè)量常規(guī)3D TOF 和Radial 3D TOF 原始圖像上頸動(dòng)脈的信噪比（Signal to Noise,SNR）、對(duì)比噪聲比（Contrast to Noise,CNR）。選取頸動(dòng)脈起始處平面、頸動(dòng)脈分叉前層面、顱底層面，將感興趣區(qū)（ROI，大小0.03～0.10 cm2）分別放置在雙側(cè)頸總動(dòng)脈（頭臂干）、頸內(nèi)動(dòng)脈、椎動(dòng)脈；以鄰近的肌肉組織作為背景組織（1 cm2）；同時(shí)測(cè)量背景噪聲（2 cm2）的信號(hào)強(qiáng)度。取各個(gè)部位的平均值作為最終值，計(jì)算SNR和CNR：SNR=動(dòng)脈信號(hào)強(qiáng)度/噪聲標(biāo)準(zhǔn)差；CNR=（動(dòng)脈信號(hào)強(qiáng)度-背景組織信號(hào)強(qiáng)度）/噪聲標(biāo)準(zhǔn)差。

2.4.2 主觀評(píng)價(jià)由同一名放射科醫(yī)師分別對(duì)常規(guī)3D TOF和Radial 3D TOF的3D MIP圖像進(jìn)行主觀評(píng)分，評(píng)分內(nèi)容包括血管銳利度、血管連續(xù)性和運(yùn)動(dòng)偽影：圖像清晰、血管連續(xù)無(wú)信號(hào)丟失、無(wú)偽影，可以用于診斷，4 分；圖像稍模糊，血管存在部分偽影，尚可用于診斷，3 分；圖像模糊，血管存在偽影，基本可以診斷，2分；圖像模糊，存在明顯偽影，無(wú)法診斷，1分。

2.5 統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

使用Excel軟件記錄所有數(shù)據(jù)。使用SPSS 26軟件進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，采用配對(duì)樣本t檢驗(yàn)對(duì)比常規(guī)3D TOF和Radial 3D TOF序列的SNR和CNR，采用非參數(shù)配對(duì)Wilcoxon符號(hào)秩檢驗(yàn)比較兩種TOF序列血管成像的主觀評(píng)分。P＜0.05為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

3 結(jié)果

3.1 客觀評(píng)價(jià)

Radial 3D TOF 的SNR（121.2±28.7）和CNR（101.8±24.1）均高于常規(guī)3D TOF 的SNR（80.0±23.5）和CNR（80.9±15.2），兩者差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.05），見(jiàn)表1。

表1 頸動(dòng)脈MRA的客觀評(píng)價(jià)結(jié)果Table 1 Comparison of objective assessments of carotid artery MRA between conventional 3D TOF and Radial 3D TOF

3.2 主觀評(píng)價(jià)

Radial 3D TOF的主觀評(píng)分（2.39±0.68）高于常規(guī)3D TOF（1.86±0.79），兩者差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（z=-0.436,P＜0.05）。Radial 3D TOF顯示頸動(dòng)脈血管更銳利，偽影更少，血管更連續(xù)（圖1）。

4 討論

TOF MRA 基于血液的流入增強(qiáng)效應(yīng)，無(wú)需對(duì)比劑即可進(jìn)行血管成像。常規(guī)TOF 使用笛卡爾K 空間采集方式，用于頸動(dòng)脈MRA 成像時(shí)，易受湍流和吞咽、呼吸等運(yùn)動(dòng)的影響。笛卡爾K空間采集方式為平行線對(duì)稱(chēng)填充，而Radial K 空間采集方式則是在一次回波時(shí)填充一條或多條通過(guò)中心區(qū)域的相互平行的數(shù)據(jù)列，而后旋轉(zhuǎn)式逐次采集直至覆蓋整個(gè)圓形的K空間區(qū)域。不同于笛卡爾K 空間采集方式，Radial K空間采集方式?jīng)]有固定的頻率和相位編碼方向，所以運(yùn)動(dòng)偽影不表現(xiàn)為沿著特定相位方向的鬼影，而是彌漫分布在整個(gè)圖像中；另外，所有的數(shù)據(jù)列均通過(guò)K 空間中心區(qū)域，K 空間中心區(qū)域過(guò)采樣，患者運(yùn)動(dòng)時(shí)采集的小部分?jǐn)?shù)據(jù)對(duì)整個(gè)圖像的影響有限，同時(shí)這些過(guò)采樣數(shù)據(jù)可以被用來(lái)進(jìn)行運(yùn)動(dòng)校正，上述這些特性使得Radial K 空間采集方式明顯對(duì)運(yùn)動(dòng)偽影不敏感，同時(shí)提升圖像的信噪比［5］。采集的相鄰回波數(shù)據(jù)列間旋轉(zhuǎn)角度為112.25°（即黃金角時(shí)，可以獲得更高效的采集效率［6］（圖2）。Radial K 空間采集技術(shù)在臨床已廣泛使用，螺旋槳技術(shù)：周期性重疊平行線增強(qiáng)重建（Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines With Enhanced Reconstruction,PROPELLER）；風(fēng)車(chē)技術(shù)：多葉片（Multivane）和刀鋒技術(shù)（Blade）等，最常見(jiàn)的是應(yīng)用于2D 快速自旋回波序列，用于全身各部位成像，可減輕層面內(nèi)的運(yùn)動(dòng)偽影和磁敏感偽影等［7-11］。Radial K 空間采集技術(shù)也用于彌散加權(quán)序列進(jìn)行頭顱和體部的DWI 成像，可減輕圖像的磁敏感偽影和變形［12-14］。Radial K空間采集技術(shù)在梯度回波序列也有廣泛的應(yīng)用。Radial K 空間采集技術(shù)可以抑制平衡穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)序列的運(yùn)動(dòng)偽影和條帶狀偽影。3D梯度回波序列應(yīng)用Radial K空間采集技術(shù)時(shí)在Kx-Ky平面內(nèi)采用Radial K 空間采集，在Kz方向依然采用笛卡爾采集方式，這種技術(shù)被稱(chēng)為星狀層積（Stack of Stars），目前多基于T1加權(quán)梯度回波序列用于體部動(dòng)態(tài)增強(qiáng)掃描，對(duì)于無(wú)法配合屏氣的患者也可以獲得高質(zhì)量的圖像［15-16］。近年來(lái)，以壓縮感知為基礎(chǔ),同時(shí)整合并行采集和黃金角Radial采集的成像技術(shù)：黃金角徑向稀疏并行采樣（Golden-Angle Radial Sparse Parallel,GRASP）發(fā)展迅速，其成像速度進(jìn)一步加快，并可以在任意時(shí)間進(jìn)行分辨率重建，對(duì)病變進(jìn)行定性和定量評(píng)估［17-19］。

本研究采用黃金角Radial采集技術(shù)的3D TOF進(jìn)行頸動(dòng)脈成像，結(jié)果顯示其呼吸、吞咽等運(yùn)動(dòng)偽影較輕，在主動(dòng)脈處尤為明顯，頸血管顯示的連續(xù)性優(yōu)于常規(guī)笛卡爾采樣的3D TOF。同時(shí)由于Radial采集時(shí)K空間中心區(qū)域大量數(shù)據(jù)重疊，因此圖像具有較高的SNR 和CNR（圖2）。目前Radial 采集已顯示出很多優(yōu)勢(shì)，但也帶來(lái)了一些挑戰(zhàn)：梯度大幅度切換時(shí)的梯度延遲以及梯度渦流；非笛卡爾重建過(guò)程比較耗時(shí)等。另外，本研究?jī)H將Radial K 空間采集技術(shù)初步應(yīng)用于頸動(dòng)脈成像中，目前尚無(wú)文獻(xiàn)和證據(jù)表明該技術(shù)能否完全取代常規(guī)TOF。

本研究存在一定的臨床適用性和局限性，一方面，Radial K 空間采集技術(shù)掃描時(shí)間稍長(zhǎng)，筆者通過(guò)臨床對(duì)比發(fā)現(xiàn)本方法可以減弱頸部掃描過(guò)程中常見(jiàn)呼吸和吞咽等運(yùn)動(dòng)對(duì)血管顯示產(chǎn)生的偽影，使血管顯示更均勻、連續(xù)。因此，筆者認(rèn)為Radial TOF 更適用于磁共振檢查中明顯配合不佳或有不自主運(yùn)動(dòng)的患者；另一方面，本研究?jī)H將Radial 3D TOF 和常規(guī)3D TOF 對(duì)比，是因?yàn)楸窘M受試者多為沒(méi)有明顯動(dòng)脈狹窄的患者，筆者希望未來(lái)進(jìn)行更具臨床價(jià)值（如頸動(dòng)脈明顯狹窄或需要臨床干預(yù)的患者的圖像乃至DSA 圖像）的對(duì)比，以期更深入討論該技術(shù)在臨床檢查中的實(shí)際意義。

總之，相比于常規(guī)3D TOF，Radial 3D TOF 可以獲得更好的頸動(dòng)脈圖像質(zhì)量，具有一定的應(yīng)用前景。