Syngo MR外周神經成像

費 佳，翁得河，趙 聰，李雪菁

MRI以出色的軟組織分辨力和多參數成像能力，成為外周神經成像的最佳手段。由于解剖學及神經生物學的復雜性，骶叢等外周神經成像常面臨很大挑戰：由于神經細小，空間走行及毗鄰關系復雜，與周圍臟器、軟組織關系緊密，毗鄰血管、脂肪、肌肉、淋巴結等結構，并且具有與這些組織相近的T1和T2弛豫時間，常規序列中信號對比差別不大，難以區分，在背景抑制的同時，往往會造成其本身信號的下降。由于掃描序列的局限性，需要成像時間長，但受血液流動信號的影響，常致外周神經顯示不理想。鄰近骨與空氣交界面的神經由于局部靜磁場的改變，圖像質量難以保證，而且容易產生磁敏感偽影。另外骶叢等外周神經，由于各分支走行角度不同，不能同時顯示，常規MRI技術很難完整顯示其形態結構[1-5]。

因此，外周神經成像關鍵要解決以下問題：(1)提高圖像的空間分辨率和信噪比(SNR)；(2)提高神經與周圍組織的對比度噪聲比(CNR)；(3)最大限度地抑制外周神經周圍背景信號；(4)有效地消除或減少各種偽影；(5)脈沖序列必須具有合理的掃描時間，以減少生理性運動或其它運動引起的圖像質量下降；(6)提高觀察的連續性[3-5]。

單一的成像技術難以滿足上述要求，syngo MR提供了多種解決方案，包括：SPACE-IR-blood suppression、MEDIC、VIBE、PSIF + 水激發(waterexcitation)+ diffusion等，為外周神經成像開辟了新的道路。

1 SPACE-IR-blood suppression

該序列將重T2脂肪抑制、快速成像與彌散等多種MRI技術相結合。

常規TSE受到T2衰減效應的限制，回波鏈不能太長，一般在30以下，否則T2衰減帶來的模糊效應很嚴重，因此數據采集效率難以滿足三維成像的需求。

SPACE (sampling perfection with applicationoptimized contrasts by using different flip angle evolutions, SPACE)三維快速自旋回波成像技術，采用可變翻轉角(variable flip angle)的回聚脈沖鏈設計成功解決了TSE留下來的難題，實現了外周神經的高分辨率三維成像。

SPACE基于TSE成像技術，即一次激發，采集若干個回波，可以獲得TSE的對比度，與常規TSE得到的T2像對比度相似。SPACE是TSE序列的變異，傳統TSE序列重聚回波的翻轉角恒定，而SPACE序列的重聚回波鏈的翻轉角是變化的，且回聚脈沖多為小角度。

圖1 基于TSE, 翻轉角可變的回聚脈沖示意圖 圖2 預演的回波信號變化示意圖 圖3 設計的回聚脈沖翻轉角示意圖Fig.1 basic idea of the morphing TSE using different fl ip angle evolutions.Fig.2 Signal intensity changes as a function of time for the prescribed signal evolution with corresponding range over which tissue signal intensities are approximately constant.Fig.3 Simple illustration depict refocusing fl ip angle variation for the prescribed signal evolution case

該序列具有以下優點：(1)采用可變翻轉角的超長回波鏈采集，根據信號衍化的基本原理，優化的變翻轉角模式可以綜合考慮翻轉后橫向平面的信號與T2衰減效應，使得每個RF翻轉脈沖后留在橫向平面的信號保持不變，信號曲線比較平緩，避免長回波鏈信號衰減帶來的模糊效應，見圖1。為了在大部分信號采集中得到高且幾乎恒定的信號，需要計算翻轉角的演變，見圖2，3。使用這種翻轉角變化可得到幾乎恒定的信號水平，從而通過更高的回波因子(turbo factor)加速圖像采集。而且由于回聚脈沖不再是統一的大角度，SAR也顯著降低，所以即便是在3.0T系統上，回波鏈長度(ETL)也可以輕松達到幾百以上，節省了激發次數，加快了3D采集的速度，可以在非常短的時間內得到重T2WI圖像，其高信噪比，足以支持所有維度的高分辨率成像。(2)可提供各向同性的分辨率，尤其是提高了層面選擇方向的分辨率，實現薄層掃描(0.1 mm)，不僅減輕了部分容積效應，可以更好地顯示細小復雜的神經，而且可進行各種后處理，支持任意方向和平面的重建。(3)優化了序列的設計，例如采用硬脈沖作為回聚脈沖，縮短了RF時間，回波間隔(echo spacing)很短，相同時間內，允許采集更多的數據，進一步提高采集效率。

由于T1對比對病變的敏感性不高，理想的外周神經成像序列應該是具有準備脈沖的重T2加權序列。其T2信號主要來源于神經內膜內富含高爾基復合體的液體，以及神經外膜中鑲嵌的水化膠原蛋白。syngo MR根據神經的顯微化學特性，選用適當的回波時間成像。然而，非神經組織和結構，如脂肪組織、緩慢流動的靜脈血、動靜脈壁及筋膜組織等在T2加權像中表現與神經相似，為此syngo MR提供了多種非神經組織信號抑制的技術[6]。

多種脂肪抑制技術，可以抑制外周神經周圍的脂肪，并有效地消除脂肪引起的化學位移偽影。(1) 頻率選擇脂肪飽和(fat saturation, FatSat)和頻率選擇性絕熱反轉恢復(spectral adiabatic inversion recovery, SPAIR)，可獲得高信噪比脂肪抑制圖像。(2)為提高對比度噪聲比(contrast to noise ratio, CNR)，常利用準備脈沖技術調制對比：短反轉時間反轉恢復序列(turbo inversion recovery magnitude, TIRM)，利用不同組織的T1弛豫特性確定最佳對比，對神經內水含量變化敏感，對磁場均勻度不敏感，可獲得更均勻徹底的脂肪抑制效果，從而提供良好的脂肪抑制T2對比，在T2對比圖像中，只剩下高信號的神經組織，以及周圍相對低的肌肉信號，因此在外周神經成像中更有用。

但TIRM序列不能抑制流動血液的信號，血液在此序列上呈現高信號并有流動偽影的產生。syngo MR血流抑制技術采用施加彌散梯度的方法，可以有效地抑制血流、腦脊液等流動液體(包括自由水分子)的信號。

由于施加了一個擴散梯度場，血流及其他生理運動中運動的自旋質子，在極性相反的彌散梯度方向上具有擴散運動，由此正反彌散梯度引起的相位變化不能相互抵消，數據采集時失相位，在圖像上表現為信號衰減或丟失，而在該方向上沒有位移的質子則不會受正反彌散梯度的影響而失相位。這種特性對于成像非常細小的神經，尤其是當細小的神經結構位于血管或者腦脊液周圍時更為重要，從而解決了常規序列難以區分微小神經和血管的難題[1]。

結合脂肪抑制技術和抑制血流信號的彌散技術，使背景組織信號抑制更加完全，被抑制的組織包括血管、肌肉、脂肪和腦脊液，外周神經顯示高信號，與鄰近結構形成良好對比，見圖4～6。

圖4 腰骶叢SPACE-IR-blood suppression 圖5 骶叢及其分支坐骨神經SPACE-IR-blood suppression 圖6 臂叢SPACEIR-blood suppression 圖7 MEDIC序列圖Fig.4 Lumbosacral plexus imaging with SPACE-IR-blood suppression.Fig, 5 Sacral plexus and sciatic nerve imaging with SPACE-IR-blood suppression.Fig.6 Brachial plexus imaging with SPACE-IR-blood suppression.Fig.7 Pulse sequence diagram of MEDIC.

2 多回波數據融合成像(multiple echo data image combination, MEDIC)

MEDIC是具有流動補償的多回波3D GRE序列，在一次小角度射頻脈沖激發后，利用讀出梯度場的多次切換，采集多個梯度回波(通常為3～6個)，這些梯度回波采用同一個相位編碼，最后這些回波都合并起來填充在K空間的同一條相位編碼線上，相當于采集單個回波的梯度回波序列進行多次重復，信噪比得以較大程度的提高，因此可以增加采集帶寬，從而加快了采集速度，提高了空間分辨率并減少了磁敏感偽影(圖7)。MEDIC最后生成的圖像是由所有掃描出的幅度圖作均方根(sum of square)的結果，由于同一次小角度射頻脈沖激發后采集的各個回波的TE不同，而MEDIC序列將這些具有不同T2權重的圖像融合，所以其有效TE為各個回波TE的平均值。

MEDIC序列的主要優點如下：

(1)由于所用帶寬較大，可以減輕磁敏感偽影及化學位移偽影；(2)在采集帶寬較大的情況下仍可以保持較高的信噪比，從而保持較高的空間分辨率。MEDIC 3D T2*WI序列可較好地顯示神經纖維的髓鞘。

3 VIBE(容積內插三維成像)

圖8 坐骨神經VIBE 圖9 PSIF序列圖Fig.8 Sciatic nerve imaging with VIBE.Fig.9 Pulse sequence diagram of PSIF.

VIBE是一種3D FLASH序列，提供T1WI對比。TIRM序列中，神經組織外的背景組織信號被抑制，故對鄰近解剖結構的顯示仍需借助T1WI。VIBE序列對K空間的外圍高頻部分填零，保留了圖像的細節信息，不會產生截斷偽影和部分容積效應。由于沒有對K空間進行完全采集，所以采集速度相對較快，短時間內可提供高SNR圖像。與2D GRE序列相比，由于是3D采集，可以提供更薄的層厚，沒有層間隔，空間分辨率高，見圖8。

4 PSIF+水激發(water-excitation)+ diffusion

由于外周神經具有較大的FA值(彌散各向異性)，因而可以對其進行彌散加權成像。

理論上，任何序列都可以與彌散梯度相結合形成彌散加權序列。常用的彌散加權序列主要包括非穩態彌散序列(例如單次激發EPI序列)和穩態彌散序列(包括基于PSIF的彌散序列等)兩類。

單次激發EPI彌散加權序列是目前DWI最常用且最成熟的方法之一，但用于外周神經成像卻有很多缺點：(1)單次激發EPI是在自旋激發后和信號讀出前某個方向施加雙極梯度場實現的，由于強大的雙極梯度場施加期間，微小的自旋運動產生明顯的相位偏移，會嚴重影響相位編碼的精確性。所以EPI對磁場不均勻極為敏感，在組織和含氣的界面易產生嚴重的圖像變形和磁敏感偽影；(2)強度非常大的彌散梯度場常產生明顯的渦電流，當極性相同時更是具有協同作用，這種渦電流嚴重危害EPI序列，不僅造成圖像畸變，而且容易產生N/2 ghost等偽影；(3) EPI由于受梯度和較低SNR的限制，空間分辨率往往較低：EPI讀出期間，T2*弛豫效應的衰減限制了空間分辨率。高b值DWI采集需要較大的梯度場強作用較長的時間，加上兩彌散梯度之間的時間延遲，使得回波時間在100ms范圍內，最終采集到的信號在讀出前就已經衰減，因此，難以提高空間分辨率；(4) SNR和掃描時間的限制也是需要解決的問題，由于EPI-DWI中的TE較長，長TE引起的T2信號丟失可導致SNR下降[7]。

3D-PSIF是一種基于穩態進動的彌散加權序列，最近用于高分辨率外周神經成像，可以克服微小神經成像中遇到的困難。3D-PSIF具有自旋回波的特點，得到的圖像類似于重T2加權圖像。同時，因為不是基于回波平面的彌散加權成像，組織的自旋馳豫對局部磁場不均勻不敏感，圖像沒有變形。

PSIF是FISP的時間反轉序列，可分為激發和相位重聚兩個階段，其中相位重聚階段為下一周期的相位變化做了準備。序列以一個選擇性RF脈沖開始，然后依次施加相位編碼梯度和頻率編碼梯度，此為第一個TR周期，稱為激發周期。序列的安排使得這段時間內不產生回波信號，RF脈沖激發后出現的橫向磁化FID信號也被序列在讀出梯度之前加入的散相梯度徹底驅散。因而對信號采集來說，這一周期為空周期。在相位重聚周期，隨著第二個RF激發脈沖的加入，新的FID及上一周期分散的橫向磁化矢量又開始回聚產生信號。這一回波信號是由RF脈沖激發產生的，因而為自旋回波信號。為了取得這一回波信號，序列在讀出和相位編碼方向上均使用了平衡梯度，因此，當回波出現時上述兩個方向的相移均為零。真正的回波信號是在t=TR時開始重聚，在t＞TR時才形成，信號經過兩個RF脈沖作用之后才采集，TE＞TR[2]，見圖9。

由此可見，PSIF序列具有天然的彌散效果，對液體的流速敏感，運動的自旋質子如血流在彌散梯度的作用下，在數據采集時刻，自旋質子失相位，在圖像上表現為信號丟失，而神經顯示為高信號，從而與鄰近的血管信號區分開來[8-10]。

圖10 水激發脂肪抑制原理示意圖Fig.10 Simple illustration of water excitation.

PSIF是在梯度回波序列的基礎上，只采集穩態序列中的自旋回波成分，其橫向磁化的衰減受T2控制。與其他擾相或重聚梯度回波技術，如FLASH、FISP等相比，可明顯減少T2*效應。因此，組織的自旋弛豫對局部磁場的不均勻不敏感，圖像不容易變形或產生磁敏感偽影[8-10]。

PSIF圖像中，流動受限或流速較慢的液體(包括小血管內的慢血流)也會呈高信號，仍然不能滿足外周神經成像的要求。為抑制腦脊液等的高信號并利用外周神經的各向異性特性提高顱神經等與周圍結構的對比，3D-PSIF-DWI巧妙地將彌散梯度與3D PSIF序列結合，沿讀出方向或三個正交方向施加彌散梯度，可明顯抑制流速較慢液體的高信號，獲得具有彌散加權特征的T2對比圖像[8-10]。

與非穩態彌散序列完全不同，3D DWI-PSIF序列基于PSIF內在的彌散敏感性，允許利用中等強度梯度和極短的梯度持續時間，通過在每個TR內施加較小幅度的彌散敏感梯度獲得較強的彌散加權圖像，具有快速和分辨率高的優點。而且DWI-PSIF不需要較長的回波時間，與T2相關的衰減不會限制圖像的空間分辨率[8-10]。通常，選取梯度值80～90mT/m/ms，既可獲得較滿意的神經與背景組織的對比，又保證了圖像的信噪比。

在病理情況下，除了蛋白含量發生變化外，組織水含量的變化也不容忽視，神經內的自由水和結合水都增加。在膝關節和肘關節等的常規T2序列掃描中，經常遇到皮下組織與筋膜水腫，導致T2信號過高，影響細小神經的觀察。而3D-PSIF由于采用彌散敏感梯度，可以選擇性地抑制水腫的皮下組織和筋膜中自由水的信號，從而突出神經的信號。

與EPl序列相比，3D DWI-PSIF序列用于外周神經成像，具有以下優勢：(1)該序列具有內在的彌散效果，可以抑制血流信號；(2)采用外加彌散梯度的方法可以進一步有效地抑制CSF等液體的信號，最終使得外周神經對比顯著提高；(3) PSIF序列利用梯度回波進行快速數據采集，成像效率高，能在短時間內獲得顯著的T2權重對比；(4)受磁場不均勻性影響較小，偽影和幾何失真小，圖像質量好；(5)該序列為3D傅立葉編碼，能在合理的掃描時間內獲得高空間分辨率(＜0.9 mm×0.9 mm×0.9 mm)的原始圖像，尤其是提高了層面選擇方向的分辨率。

3D-PSIF常結合水激發脂肪抑制技術，提高神經與周圍組織的對比，并有效抑制化學位移偽影。

水激發(water excitation, WE)是同時具有空間和頻率選擇性的二項式組合激發脈沖(spectral spatial pulses)，利用脂肪組織與水中H質子的自旋頻率差，選擇性激發水質子而不激發脂肪，從而起到脂肪抑制的效果。此空間和頻率選擇性脈沖由一連串選擇性RF子脈沖組成，同時施加層面選擇梯度，每一個子脈沖選擇一個層面，通過一連串子脈沖的相位累積選擇頻率，累積相位差的最終結果使水的磁化矢量處于橫向，信號被采集，而脂肪的磁化矢量回復縱軸，因而不產生信號，見圖10。

采用水激發壓脂具有以下優點：(1)與頻率壓脂相比，水激發對B0場和B1場(RF)的不均勻性不敏感，因而可以得到均勻一致的脂肪抑制效果。水激發對磁場的變化不敏感，原因有兩個：① spectral spatial pulses在一個TR中對每個層面只激發一次；而頻率壓脂在一個TR中對每個層面激發TR/N次；② Spectral spatial pulses是選擇性激發某一層，只要在激發層面內均勻即可，可最大限度地降低磁場不均勻對信號的影響；而頻率壓脂是在整個采集范圍內施加飽和脈沖，脂肪抑制的效果要求整個成像范圍內磁場均勻度都比較高。(2) SNR高。(3)水激發在抑制脂肪信號的同時，不會影響信號的穩態。(4)不增加采集時間。

3D-PSIF較常規TIRM或SPAIR的TSE序列能更好地區分神經與周圍的血管，見圖11。

3D-PSIF主要提供T2對比，病理狀態下，神經的信號異常增高，類似于常規T2像。除此以外，3D-PSIF也可用于靜脈給予釓劑后增強掃描。與3D VIBE增強序列相比，能更好地顯示神經纖維。

圖11 腰骶叢PSIF + 水激發(wate rexcitation)+diffusionFig.11 Lumbosacral plexus imaging with PSIF +WE (water-excitation)+ diffusion

由于使用并行采集技術，盡管3D-PSIF提供了各向同性的高空間分辨率和對比度，掃描時間并不長，通常不超過6 min。

由于神經組織外的背景組織信號被抑制，不利于鄰近解剖結構的顯示，所以3D DWI-PSIF不能取代常規T2序列。為了清晰地展示神經的毗鄰關系，仍需借助常規掃描。

值得一提的是，最終的圖像質量不但與成像序列及參數密切相關，掃描前的準備也是一個影響因素。特別是骶叢掃描前最好作腸道準備、排空膀胱。最佳成像平面的選擇應根據神經的走行特點，仍以骶叢為例，采用兩個互相垂直的平面，一個平行于神經的長軸，另一個顯示神經的切面，結合兩方面的信息。根據需要采用垂直冠狀位、平行骶骨長軸的冠狀位，或是介于二者之間的方位，掃描獲取骶叢原始資料。

為了完整清晰地顯示外周神經全貌，syngo MR提供了多種后處理技術：(1)對采集的冠狀面3D原始數據進行多平面重建(MPR)，可以從不同的角度和方位，獲得任意層面的圖像，消除重疊因素，更好地觀察神經的毗鄰關系和空間走行；(2)為了進一步突出神經的信號，提高神經的同層顯示率，可將得到的圖像進行薄層MIP(最大強度投影)，并進行不同角度旋轉，適當調整該角度，直到外周神經各分支同層顯示較滿意為止；(3)曲面重建(CPR)可追蹤及展現外周神經某一分支的全長。

隨著新的脈沖序列和采集技術，例如Compressed Sensing等的不斷成熟，syngo MR外周神經成像將會在臨床得到更廣泛的應用。

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