Radial 3D TOF和常規3D TOF在頸動脈成像中的對比

吳良文，丁少偉，韓晶

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

前言

頸動脈粥樣硬化與缺血性腦卒中的發生密切相關，早期診斷與治療可以降低發病率和死亡率［1］。影像學檢查是評估頸動脈粥樣硬化斑塊的主要方式，常用的影像學檢查方法包括：多普勒超聲（Duplex Ultrasound,DUS）、CT血管成像（Computed Tomography Angiography,CTA），數字減影血管造影（Digital Subtraction Angiography,DSA）和磁共振血管成像（Magnetic Resonance Angiography,MRA）等［2］。MRA 無需注射對比劑，具有無創傷、無輻射等優勢，傳統的三維時間飛躍法（Time of Flight,TOF）MRA在臨床上廣泛應用［3］。TOF 技術基于血液的流入增強效應，根據血液流速使用具有短重復時間的射頻脈沖序列采集頸動脈血管原始圖像。由于血管內血液流速不一，甚至湍流的存在，會造成血管內部分信號的丟失［4］；另外頸動脈掃描過程中，呼吸、血管搏動以及吞咽等生理運動都會產生偽影，影響血管的連續顯示。常規TOF 序列采用笛卡爾K 空間采集方式，對運動比較敏感；而徑向（Radial）采集K 空間中心區域過采樣，可以對運動偽影進行糾正［5］。目前未見將Radial采集技術應用于頸動脈3D TOF序列的報道。本研究將頸動脈Radial 3D TOF 成像和常規3D TOF 成像進行對比，探討Radial 3D TOF 序列在頸動脈MRA中的應用。

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，在Kx-Ky平面內采用Radial K 空間采集，在Kz方向依然采用笛卡爾采集方式，其中旋轉黃金角Kθ大小為：

通過變換梯度方向矩陣而非梯度3 個方向梯度值的方式對頸動脈成像區實現Radial 3D TOF磁共振成像掃描；Radial采集時圖像分辨率由讀出行采樣點數決定，加上TOF 本身流入效應對背景有所抑制使得Radial 條紋狀Streak 偽影不明顯，因此可對輻條數Spokes作理論縮減實現欠采樣加速掃描。

對采集到的每個輻條Spoke K空間回波數據y首先進行三線性插值處理，在非笛卡爾K空間中對每個輻條Spoke 回波數據先進行兩倍復數三線性插值求得插值后回波數據的相位，再進行回波數據兩倍模值三線性插值，最后用所求插值后模值數據及相位數據算出每個輻條Spoke 的插值回波數據。接著對回波數據進行梯度延遲處理，將每一個Spoke回波數據通過一維快速反傅里葉變換得到每一個Spoke 的時域數據IKθ(x)，設置K 空間起始偏移Δk，將IKθ(x)施加不同Δk產生的相位得到I(Kθ,Δk)(x)，再進行一維快速傅里葉變換（Fast Fourier Transform,FFT）獲得不同Δk的Radial K 空間數據SΔk(K)，將不同Δk的SΔk(K)進行非均勻快速傅里葉變換（Nonuniform Fast Fourier Transform,NUFFT）并進行平方和（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，所產生的相位補償，再進行一維FFT 獲得Δkopt的Radial K 空間數據SΔkopt(K)。由于渦流的線性項產生K 空間偏移，在梯度延時處理中已校正，但渦流主磁場B0 項會產生K空間的相位累積，導致圖像出現偽影，這里做累積相位校正處理；對每一黃金角SΔkopt(Kθ)施加校正相位獲得Scorr(Kθ)：

其中，α和β為根據SΔkopt(K) 計算出的相位校正系數。

進一步地，先求取Radial 密度補償函數和Golden-Angle Radial 采集軌跡，再運用NUFFT 獲得3D 原始圖像；由于Spoke 回波信號被截斷和采集噪聲的影響，對重建圖像做FFT 得到笛卡爾下K 空間，進行漢寧濾波再反傅里葉變換獲得濾波圖像，并進行圖像裁剪進一步獲取3D原始圖像。

2 材料與方法

2.1 一般資料

選取2020年10月～11月在蘇州科技城醫院就診且行頸動脈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。本研究經本院倫理委員會審核批準，檢查前所有患者均簽署知情同意書。

2.2 MRI掃描

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

2.3 圖像處理

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

2.4 影像評估

2.4.1 客觀評價由一名具有磁共振診斷經驗的放射科醫師測量常規3D TOF 和Radial 3D TOF 原始圖像上頸動脈的信噪比（Signal to Noise,SNR）、對比噪聲比（Contrast to Noise,CNR）。選取頸動脈起始處平面、頸動脈分叉前層面、顱底層面，將感興趣區（ROI，大小0.03～0.10 cm2）分別放置在雙側頸總動脈（頭臂干）、頸內動脈、椎動脈；以鄰近的肌肉組織作為背景組織（1 cm2）；同時測量背景噪聲（2 cm2）的信號強度。取各個部位的平均值作為最終值，計算SNR和CNR：SNR=動脈信號強度/噪聲標準差；CNR=（動脈信號強度-背景組織信號強度）/噪聲標準差。

2.4.2 主觀評價由同一名放射科醫師分別對常規3D TOF和Radial 3D TOF的3D MIP圖像進行主觀評分，評分內容包括血管銳利度、血管連續性和運動偽影：圖像清晰、血管連續無信號丟失、無偽影，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，無法診斷，1分。

2.5 統計學分析

使用Excel軟件記錄所有數據。使用SPSS 26軟件進行統計學分析，采用配對樣本t檢驗對比常規3D TOF和Radial 3D TOF序列的SNR和CNR，采用非參數配對Wilcoxon符號秩檢驗比較兩種TOF序列血管成像的主觀評分。P＜0.05為差異有統計學意義。

3 結果

3.1 客觀評價

Radial 3D TOF 的SNR（121.2±28.7）和CNR（101.8±24.1）均高于常規3D TOF 的SNR（80.0±23.5）和CNR（80.9±15.2），兩者差異具有統計學意義（P＜0.05），見表1。

表1 頸動脈MRA的客觀評價結果Table 1 Comparison of objective assessments of carotid artery MRA between conventional 3D TOF and Radial 3D TOF

3.2 主觀評價

Radial 3D TOF的主觀評分（2.39±0.68）高于常規3D TOF（1.86±0.79），兩者差異具有統計學意義（z=-0.436,P＜0.05）。Radial 3D TOF顯示頸動脈血管更銳利，偽影更少，血管更連續（圖1）。

4 討論

TOF MRA 基于血液的流入增強效應，無需對比劑即可進行血管成像。常規TOF 使用笛卡爾K 空間采集方式，用于頸動脈MRA 成像時，易受湍流和吞咽、呼吸等運動的影響。笛卡爾K空間采集方式為平行線對稱填充，而Radial K 空間采集方式則是在一次回波時填充一條或多條通過中心區域的相互平行的數據列，而后旋轉式逐次采集直至覆蓋整個圓形的K空間區域。不同于笛卡爾K 空間采集方式，Radial K空間采集方式沒有固定的頻率和相位編碼方向，所以運動偽影不表現為沿著特定相位方向的鬼影，而是彌漫分布在整個圖像中；另外，所有的數據列均通過K 空間中心區域，K 空間中心區域過采樣，患者運動時采集的小部分數據對整個圖像的影響有限，同時這些過采樣數據可以被用來進行運動校正，上述這些特性使得Radial K 空間采集方式明顯對運動偽影不敏感，同時提升圖像的信噪比［5］。采集的相鄰回波數據列間旋轉角度為112.25°（即黃金角時，可以獲得更高效的采集效率［6］（圖2）。Radial K 空間采集技術在臨床已廣泛使用，螺旋槳技術：周期性重疊平行線增強重建（Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines With Enhanced Reconstruction,PROPELLER）；風車技術：多葉片（Multivane）和刀鋒技術（Blade）等，最常見的是應用于2D 快速自旋回波序列，用于全身各部位成像，可減輕層面內的運動偽影和磁敏感偽影等［7-11］。Radial K 空間采集技術也用于彌散加權序列進行頭顱和體部的DWI 成像，可減輕圖像的磁敏感偽影和變形［12-14］。Radial K空間采集技術在梯度回波序列也有廣泛的應用。Radial K 空間采集技術可以抑制平衡穩態自由進動序列的運動偽影和條帶狀偽影。3D梯度回波序列應用Radial K空間采集技術時在Kx-Ky平面內采用Radial K 空間采集，在Kz方向依然采用笛卡爾采集方式，這種技術被稱為星狀層積（Stack of Stars），目前多基于T1加權梯度回波序列用于體部動態增強掃描，對于無法配合屏氣的患者也可以獲得高質量的圖像［15-16］。近年來，以壓縮感知為基礎,同時整合并行采集和黃金角Radial采集的成像技術：黃金角徑向稀疏并行采樣（Golden-Angle Radial Sparse Parallel,GRASP）發展迅速，其成像速度進一步加快，并可以在任意時間進行分辨率重建，對病變進行定性和定量評估［17-19］。

本研究采用黃金角Radial采集技術的3D TOF進行頸動脈成像，結果顯示其呼吸、吞咽等運動偽影較輕，在主動脈處尤為明顯，頸血管顯示的連續性優于常規笛卡爾采樣的3D TOF。同時由于Radial采集時K空間中心區域大量數據重疊，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勢，但也帶來了一些挑戰：梯度大幅度切換時的梯度延遲以及梯度渦流；非笛卡爾重建過程比較耗時等。另外，本研究僅將Radial K 空間采集技術初步應用于頸動脈成像中，目前尚無文獻和證據表明該技術能否完全取代常規TOF。

本研究存在一定的臨床適用性和局限性，一方面，Radial K 空間采集技術掃描時間稍長，筆者通過臨床對比發現本方法可以減弱頸部掃描過程中常見呼吸和吞咽等運動對血管顯示產生的偽影，使血管顯示更均勻、連續。因此，筆者認為Radial TOF 更適用于磁共振檢查中明顯配合不佳或有不自主運動的患者；另一方面，本研究僅將Radial 3D TOF 和常規3D TOF 對比，是因為本組受試者多為沒有明顯動脈狹窄的患者，筆者希望未來進行更具臨床價值（如頸動脈明顯狹窄或需要臨床干預的患者的圖像乃至DSA 圖像）的對比，以期更深入討論該技術在臨床檢查中的實際意義。

總之，相比于常規3D TOF，Radial 3D TOF 可以獲得更好的頸動脈圖像質量，具有一定的應用前景。