蔡春祥,周小兵

(江蘇省興化市人民醫(yī)院放射科,江蘇興化,225700)

磁共振成像作為一種高端的影像檢查手段,它的技術(shù)日新月異,脈沖序列層出不窮。放射狀K空間采集技術(shù)是一種以特殊k空間填充方式進(jìn)行圖像采集的新技術(shù),其控制數(shù)據(jù)采集方式與傳統(tǒng)線性k空間采集方式截然不同。本研究主要通過骨關(guān)節(jié)MR成像中對(duì)三維自旋回波序列2種不同采集方式進(jìn)行比較,評(píng)價(jià)2種采集方式的優(yōu)越性。

1 資料與方法

1.1 一般資料

本組男 12例,女 8例,年齡 12～75歲,平均48歲。20例患者均為有臨床癥狀的膝關(guān)節(jié)創(chuàng)傷患者。

1.2 研究方法

20例同時(shí)進(jìn)行PD-SPACE及改良后的PDSPACE矢狀位掃描,進(jìn)行圖像質(zhì)量評(píng)分。檢查材料與技術(shù)使用Siemens Magnetom Trio Tim 3.0 T超導(dǎo)型磁共振成像儀,最大梯度場(chǎng)強(qiáng)45 Mt/m,最大切換率200 T/(m.s)和膝關(guān)節(jié)專用線圈。矢位狀PROP T2WI序列:TR4500 ms,TEl09 ms,矩陣256×256,回波鏈長(zhǎng)度ET L28,帶寬 50 Hz,視野160 em×160 em,層厚6 mm,掃描時(shí)間448 s。

改良后序列:T R 8 000 ms,TE 133 ms,TI 2 000 ms,矩陣288×288,帶寬41.67 Hz,視野2 4em ×24 em,層厚6mm,層 距1 mm,NEX 1.5,掃描時(shí)間208 S。軸位FRFSE T2 wI序列:TR 4500 ms,TE 102 ms,矩陣 384×256,ETL 19,帶寬31.25Hz,視野24em ×18cm,層厚6 mm,層距1 mm,NEX 2,掃描時(shí)間113 S。軸位FLAIR序列:T R 8 600 ms,TE 120 ms,TI 2100ms,矩陣288×192,帶寬31.25Hz,視野24 em×24 cm,層厚6 mm,層距1 mm,NEX 2,掃描時(shí)間175 s。

1.3 圖像質(zhì)量評(píng)分與SNR和CNR測(cè)量計(jì)算

圖像質(zhì)量評(píng)分:由2名放射科醫(yī)生對(duì)A組圖像質(zhì)量進(jìn)行評(píng)分。評(píng)分標(biāo)準(zhǔn)包括3個(gè)等級(jí):Ⅰ:圖像質(zhì)量好,結(jié)構(gòu)顯示清楚。Ⅱ:圖像質(zhì)量一般,結(jié)構(gòu)顯示良好。Ⅲ:圖像質(zhì)量差,偽影較重,嚴(yán)重影響病變的顯示。

2 結(jié) 果

20例患者等級(jí)Ⅰ級(jí)原序列3,改良后序列13;等級(jí)Ⅱ級(jí)原序列10級(jí),改良后序列6;等級(jí)Ⅲ級(jí)原序列2,改良后序列1。2位高年資醫(yī)師對(duì)圖像分析無差異性,用改良后序列所產(chǎn)生的圖像明顯優(yōu)于機(jī)器原序列所產(chǎn)生的圖像,有顯著統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P<0.05)。

3 討 論

MR成像是通過對(duì)采集到的MR信號(hào)進(jìn)行k空間定位編碼,再經(jīng)過傅立葉轉(zhuǎn)換解碼,得到MR的圖像數(shù)據(jù),把不同強(qiáng)度的MR信號(hào)分配到各個(gè)像素中,構(gòu)成MR的圖像。k空間定位編碼需要層面選擇,相位編碼和頻率編碼3個(gè)互相垂直的梯度場(chǎng)完成[1]。梯度場(chǎng)使受到激勵(lì)的每個(gè)體素發(fā)出的信號(hào)都具有不同頻率,不同相位,構(gòu)成k空間定位。k空間內(nèi)的點(diǎn)陣與圖像中的點(diǎn)陣并不一一對(duì)應(yīng),但k空間中的每一點(diǎn)都參與圖像中所有點(diǎn)信號(hào)的形成。填充在k空問中心的MR信號(hào)因相位編碼梯度最小,散相效應(yīng)小,因此這里的MR信號(hào)強(qiáng)度最大,主要決定圖像對(duì)比[2]。k空間外圍部分相位編碼梯度逐漸增大,使空間不同點(diǎn)之間相位差增大,填充在這部分的MR信號(hào)提供空問信息多,主要決定圖像的解剖細(xì)節(jié),即空間分辨率[3]。

在臨床三維MR成像掃描中,作者經(jīng)常會(huì)面對(duì)一些創(chuàng)傷患者,這類患者在掃描中不能耐受時(shí)間較長(zhǎng)的掃描,不能很好地配合檢查。而沿任何磁場(chǎng)梯度方向的運(yùn)動(dòng)都會(huì)造成異常相位的累積,它們都會(huì)導(dǎo)致信號(hào)在相位編碼方向上的錯(cuò)誤繪制,出現(xiàn)偽影 ,使圖像模糊,質(zhì)量下降,不能清晰準(zhǔn)確地顯示解剖和病變結(jié)構(gòu),提供足夠的診斷信息。目前臨床上應(yīng)用的三維序列中,都是各向異性成像,不能提供分辨力高的重建圖像[4],顯示韌帶、肌健及小病變效果不佳。常用一些改變掃描參數(shù),盡量縮短掃描時(shí)間的方法,如快速成像技術(shù),減少激勵(lì)次數(shù),改變矩陣等,但都是以犧牲圖像的SNR和CNR為代價(jià),結(jié)果不盡人意[5]。

隨著MR新技術(shù)的研發(fā),這是一種以特殊K空間填充方式進(jìn)行圖像采集的新技術(shù),能夠在很大程度上解決一直困繞作者的難題。傳統(tǒng)快速自旋回波等脈沖序列K空間是在采集1次回波后充填2行K空間,由上往下逐行填滿,每個(gè)TR,1個(gè)快速回波鏈采集1次激發(fā)的所有相位編碼行,重復(fù)激發(fā)直至K空間填滿,只有1次激發(fā)覆蓋K空間中心[6]。而BLADE技術(shù)的圖像數(shù)據(jù)采集方式是1種獨(dú)特的K空間填充模式[7]。這種填充模式以輻射狀的“葉片”用旋轉(zhuǎn)的方式采集數(shù)據(jù)。槳葉在K空間增加角度時(shí)有效旋轉(zhuǎn),K空間的中心被重復(fù)采集,直到整個(gè)圖像采集完成。所有K空間數(shù)據(jù)要經(jīng)過數(shù)據(jù)采集、相位校正、旋轉(zhuǎn)校正、平移校正、權(quán)重計(jì)算和異常點(diǎn)剔除,然后通過傅立葉變換進(jìn)行圖像重建[8]。在合成圖像時(shí),剔除運(yùn)動(dòng)幅度大且具有較低權(quán)重的失真數(shù)據(jù),從而消除了運(yùn)動(dòng)偽影和磁敏感性偽影[9]。螺旋槳采集技術(shù)由于在合成圖像時(shí)剔除了運(yùn)動(dòng)幅度大而且權(quán)重較低的失真數(shù)據(jù),從而減少了圖像模糊[10]。孟春玲等研究報(bào)道應(yīng)用螺旋槳技術(shù)與線性K空間填充方式在顱腦MRI成像中偽影明顯減少,圖像質(zhì)量明顯高于后者。

與傳統(tǒng)線性K空間采集技術(shù)中決定圖像對(duì)比度的K空間中心只接受1次激勵(lì)后的填充相比,放射狀K空間填充技術(shù)因其獨(dú)特的采集方式K空間中心重疊采樣,其數(shù)據(jù)量豐富,K空間周圍也有相當(dāng)部分重疊,在圖像重建中又經(jīng)過一系統(tǒng)去偽存真的處理,在理論上,其圖像SNR和CNR較傳統(tǒng)線性K空間采集技術(shù)有明顯提高。在文獻(xiàn)中運(yùn)用這2種技術(shù)行頭顱MR成像對(duì)比的統(tǒng)計(jì)學(xué)研究已有報(bào)道,而在骨關(guān)節(jié)系統(tǒng)中尚未見國(guó)內(nèi)文獻(xiàn)報(bào)道,本研究通過比較這2種成像技術(shù)在膝關(guān)節(jié)患者進(jìn)行了這方面的統(tǒng)計(jì)學(xué)研究,結(jié)果顯示在圖像SNR上,PROP PD-SPACE和FRF PD-SPACE有明顯提高.在提高圖像SNR的同時(shí),PROP并沒有降低對(duì)病變對(duì)比度的顯示效果,甚至PROP PD-SPACE要高于FRF PDSPACE,而且掃描時(shí)間較前減少約1/4。

[1]Gold G E,Busse R F,BeehlerC,et al.Isotropic MRI of the knee with 3D fast spin-echo extended echo-train acquisition(XETA):initial experience[J].Am Jroentgenol,2007,188:1287.

[2]Lichy M P,Wietek B M,Mugler JP III,et al.Magnetic resonance imaging of the body trunk using a single-slab,3-dimensional,T2-weighted turbo-spinecho sequence with high sampling efficiency(SPACE)for high spatial resolution imaging:initial clinical experiences[J].Invest Radiol,2005,40:754.

[3]Mugler JPⅢ,Bao S,Mulkern R V,et al.Optimized single-slab threedimensional spin-echo MR imaging of the brain[J].Radiology,2000,216:891.

[4]Masi J N,Sell C A,Phan C,et al.Cartilage MR imaging at 3.0 versus that at 1.5 T:preliminary results in a porcine model[J].Radiology,2005,236:140.

[5]Link T M,Sell C A,Masi J N,et al.3.0 vs 1.5 T MRI in the detection of focal cartilage pathology ROC analysis in an experimental model[J].Osteoarthritis Cartilage,2006,14:63.

[6]M osher T J.Musculoskeletal imaging at 3T:current techniques and future applications[J].Magn Reson Imaging Clin North Am,2006,14:63.

[7]Welsch G H,Zak Z,Mamisch T C,et al.Three-dimensional magnetic resonance observation of cartilage repair tissue(3D MOCART)score assessed with an Isotropic 3D-T rue-FISP Sequence at 3.0 Tesla[M].InvestRadiol,2009:44.

[8]Romaneehsen B,Oberholzer K,Muller L P,et al.Rapid musculoskeletal magnetic resonance imaging using integrated parallel acquisition techniques(IPAT)initial experiences[J].Rofo,2003,175:1193.

[9]Kreitner K F,Romaneehsen B,Krummenauer F,et al.Fast magnetic resonance imaging of the knee using a parallel acquisition technique(mSENSE):a prospective performance evaluation[J].Eur Radiol,2006,16:1659.

[10]Eckstein F,Kunz M,Hudelmaier M,et al.Impact of coil design on the contrast-to-noise ratio,precision,and consistency of quantitative cartilage morphometry at 3 Tesla:a pilot study for the osteoarthritis initiative[J].Magn Reson Med,2007,57:448.