磁共振零回波時間(ZTE)序列技術研究

王聰，王婭，魯毅，孫學進

零回波時間(zero echo time,ZTE)MR技術作為一種三維短T2成像技術具有穩定、快速、低噪聲等特點，由Weiger等[1]提出。人體短T2成分主要有骨皮質、肌腱、韌帶、肺、牙齒等，其信號衰減較快，常規序列受空間編碼和信號采集時間限制難以有效采集短T2信號，常造成該部分組織信號的丟失，圖像表現為無或低信號區[2]。因此，目前臨床應用中以中、長T2信號為主，短T2信號應用較為少見。ZTE等短T2成像技術的出現彌補了傳統MRI技術的不足，經過近些年的飛速發展，ZTE序列已逐漸成熟并應用于臨床。本文在簡要介紹ZTE技術基本原理基礎上綜述ZTE相關技術及應用的新進展并對ZTE技術發展進行展望。

ZTE序列原理

不同于經典自旋回波序列和梯度回波序列，ZTE序列是基于投影重建(projection reconstruction,PR)法[3]，通過在預先開啟的梯度場中激勵自旋質子并直接檢測自由感應衰減(free induction decay,FID)信號的短T2成像技術。雖然其數據采集受接收延遲時間的限制，但是通過縮短線圈發射/接收模式切換時間及濾波時間的方式，可縮短接收延遲時間，一定意義上實現了回波時間為零的突破，因此可有效采集短T2信號[4,5]。

1.常規ZTE序列

ZTE序列原理可大致分為數據采集和圖像重建兩部分。①數據采集：目前，常規磁共振序列主要采用傅立葉變換(fourier transform,FT)法，沿直角笛卡爾軌跡填充K空間，受相位編碼時間限制，回波時間往往大于短T2信號的衰減時間，所以難以采集短T2信號。此外，常規序列在實施過程中首先施加射頻脈沖，然后通過射頻脈沖或梯度場的切換產生信號，而后對產生的信號進行編碼和采集，這種先激發后編碼的信號采集模式同樣造成短T2信號的提前衰減。ZTE序列采用投影重建法，在極坐標模型下，利用純頻率空間編碼的方式，由中心向外周呈放射狀填充K空間即徑向填充，去除了常規序列中相位編碼的延時，能以最快速度完成對信號空間編碼和數據采集[1]。ZTE序列的一維K空間數據采集原理(圖1)[1]是在一個重復時間(repetition time，TR)周期開始前首先進行梯度場的爬升，在梯度場開啟的情況下施加射頻脈沖，脈沖后預先開啟的梯度場立即對信號進行編碼和采集，最后調整梯度場，為下一個TR周期做準備。ZTE所采用的這種先編碼后激發的信號采集模式，去除了常規序列中射頻脈沖后的梯度切換，確保了信號產生與采集之間沒有任何延遲。②圖像重建：由于接收延遲時間的存在，導致K空間中心部分數據缺失，直接進行圖像重建會產生偽影，因此，ZTE序列的圖像重建可分為數據填補和圖像重建兩個過程。①數據填補：常規ZTE序列在數據采集過程中對數據進行過采樣，然后通過代數重建(algebraic reconstruction,AR)將一維數據中梯度方向相同、極性相反的兩組數據組合，而后利用插值的方法填補兩者之間的數據空白即K空間中心部分的數據，再經過反傅立葉變換獲取完整的一維K空間數據。②圖像重建:在數據填補的基礎上將不同方向的一維K空間數據組合，對組合后完整的K空間數據進行標準網格化處理，形成類似笛卡爾采樣數據即常規序列的K空間數據形式，最后通過三維傅立葉變換重建出圖像[1]。

圖1 ZTE序列一維K空間數據采集示意圖。首先，射頻脈沖RF發出前投影梯度場G爬升至特定強度和方向并在一個重復時間TR內保持不變；而后，對自旋施加射頻脈沖RF；經過接收延遲時間△后，投影梯度場立即對產生的FID信號進行空間編碼并完成數據采集AQ。序列的重復時間TR=編碼時間(Tenc)+梯度準備時間(TG)。

ZTE序列借助投影重建法和先編碼后激發的信號采集模式，實現了回波時間為零的突破，并且能夠以最大K空間速度對短T2信號進行采集。除此之外，與常規序列相比ZTE 序列的特點還包括[1]：①ZTE序列是固有的3D掃描序列。由于梯度場在射頻脈沖前開啟，射頻脈沖激發時無法再施加層面選擇梯度場，因此ZTE序列只能進行3D掃描。②靜音掃描。在ZTE序列的整個信號采集過程中，梯度場始終保持開啟狀態，只在相臨采集周期，即重復時間(repetition time,TR)之間才會進行適當調整，以改變采樣方向，因此該序列中梯度場只發生輕微改變，不會造成明顯噪聲。③成像穩定性高。梯度場的輕微變化減少了硬件的渦流效應，確保了K空間填充的準確性，避免了相關偽影，提高了成像的穩定性。④小翻轉角(flip angles,FA)和短TR。由于硬脈沖持續時間受到限制可獲得的FA較小，并且該序列的設計較為簡單，去除了常規序列中的梯度切換，因此TR較短。⑤對運動偽影及流動偽影不敏感。ZTE序列基于投影重建法，采用純頻率編碼的方式采集信號，因此可獲得最大K空間采集速度以減少運動及流動相關偽影對圖像的影響。⑥ZTE序列的局限性在于受該序列自身回波時間的限制，所獲得的圖像對比度較單一，通常為質子密度加權或者T1加權，并且容易受到來自線圈等硬件設備的短T2信號影響。

2.非常規ZTE序列

隨著ZTE技術的不斷發展，人們為了增加翻轉角度，減少接收延遲時間對圖像質量的影響，開發出多種ZTE技術相關序列，主要通過改變射頻脈沖類型，優化填補K空間中心數據的方式，有以下3種常用序列：

(1)傅立葉變換掃描成像(sweep imaging with Fourier transformation,SWIFT)序列:常規ZTE序列中由于脈沖持續時間有限可獲得最大射頻脈沖場B1的振幅較小，因此常規硬脈沖所產生的翻轉角度受限。SWIFT序列中[6-8]提出了采用經過振幅和頻率調制的射頻脈沖，其屬于絕熱脈沖的一種，通過分時方法在激勵脈沖后的幾微秒對信號進行采集，依次對不同頻率進行掃描并進行數據采集。數據采集完成后，經過3D反投影重建或者標準網格化的方法完成數據的處理，最終獲得掃描圖像[6]。

SWIFT技術有效克服了常規ZTE序列翻轉角較小的問題，協調了長脈沖與短接收延遲時間的關系，通過快速切換線圈的激勵與接收模式實現激發與接收的準同時進行。該序列的局限性在于高時間分辨率對線圈性能要求較高，并不適用于所有臨床掃描儀；特殊吸收率(specific absorption rate ,SAR)高于常規序列[6]。

(2)逐點編碼時間減少與徑向采集(pointwise encoding time reduction with radial acquisition,PETRA)序列:PETRA序列類似于鑰匙孔技術，采用徑向采集和笛卡爾單點采集兩種成像方法組合的方式，將K空間的數據采集分成中心和外周兩部分。K空間的外周部由ZTE序列通過徑向采集填充，K空間中心部由單點成像(single-point imaging,SPI)序列[9]通過笛卡爾軌跡逐點填充。完成數據采集后將兩組數據合并，經過重建生成圖像。

該方法混合了ZTE和SPI兩種序列，中心信號采集時間稍長，但圖像具有較好的均勻性和信噪比，在成像性能上優于常規ZTE序列且對硬件無特殊要求，可很好的應用于臨床MRI掃描儀[9,10]。

(3)水和脂肪抑制質子投影成像(water-and fat-suppressed proton projection imaging,WASPI)序列:WASPI序列具有抑制水和脂肪信號的作用，只保留短T2信號。WASPI序列中首先通過預脈沖選擇性飽和水和脂肪成分，飽和脈沖之后施加擾相梯度場，使水和脂肪的信號失相位有效抑制了水和脂肪的信號[11]。WASPI技術中K空間中心數據是通過降低梯度場強度，增加額外的徑向采集以實現對K空間中心數據的采樣，彌補了數據缺失[12]。該方法通過調整投影的角密度，時間分辨率通常高于PETRA序列。

綜上所述，常規ZTE序列由于設計簡單且梯度場變化小具有很好的穩定性，在使用非氫質子材料制作的線圈及接收延遲時間較小的情況下性能較好，但其對射頻系統及線圈要求較高；SWIFT序列有效克服了常規ZTE序列翻轉角較小的問題；PETRA序列在接收延遲時間較長時可減少圖像偽影；WASPI序列在成像組織的T2衰減時間較接收延遲時間足夠長時時間分辨率更高[13]。此外，線圈等硬件產生的背景信號通常不會影響常規序列，而對ZTE序列影響較大，因此，需要通過增加預脈沖[14]或使用專用線圈[15]來抑制背景信號。

應用

1.牙齒

目前，牙科成像的金標準依然是CT，其成像速度快、成本低，但軟組織對比度較差，存在電離輻射。相比之下，隨著ZTE等超短回波序列的應用，MRI圖像可同時提供牙髓質及牙釉質的對比度，并且無電離輻射。Ute等[16]應用一種無線、電感耦合口腔內線圈提高MRI圖像中牙齒軟組織分辨率。在體外、體內牙齒成像實驗中證實MRI可獲得與CT相似質量的圖像，并且體內高分辨率掃描僅用時4 min。Djaudat等[17]對比SWIFT、梯度回波、CT對牙齒裂縫顯示的敏感度分別對兩顆體外牙齒進行成像，已知兩顆牙齒上裂縫的部位及寬度，結果顯示SWIFT序列可顯示僅20 μm寬的牙齒裂縫，遠小于成像體素尺寸，而梯度回波序列及CT成像卻難以顯示該裂縫。該研究提示SWIFT序列可以有效檢測牙齒微裂紋。與此同時，小孔徑專用磁體、高溫超導導線等硬件的開發能降低磁共振設備的安裝、運行成本，為將來牙科專用MRI設備的普及創造了可能[18]。因此，軟件和硬件的發展使牙科診斷更加準確，有望改善齲齒等病變的早期診斷，避免了不必要的電離輻射，提高了被檢者的舒適度。

2.血管成像

零回波時間磁共振血管造影是將ZTE與連續式動脈自旋標記(arterial spin labeling，ASL)技術相結合的磁共振血管成像新技術[19]，無需注射對比劑，因此采集時間窗不受對比劑通過時間的限制，通過調整標記時間即可實現動態血管造影的效果。翟茂雄等[20]以CE-MRA血管成像為標準對47例患者行3D TOF-MRA與ZTE-MRA頭頸部血管成像，對比分析3D TOF-MRA與ZTE-MRA圖像質量及頸內動脈分支顯示情況。結果顯示ZTE-MRA血管成像的圖像質量明顯優于3D TOF-MRA，提示ZTE-MRA頭頸部動脈成像可替代CE-MRA，具有較好臨床應用價值。

3.骨肌系統

人體內的短T2組織大多集中在骨肌系統如骨皮質、肌腱、韌帶等。由于ZTE技術可直接顯示短T2成分，相對于常規序列能提供更多的骨質成分信息。其中，在對骨質疏松患者的診斷及骨折風險評估方面，ZTE技術不僅可采集骨內礦物質成分信號，同時可獲取骨內水和有機質成分信號，彌補了傳統骨質疏松診斷中雙能X線骨密度儀無法量化骨骼內水及有機質成分的不足，提高了骨質疏松的診斷及骨折風險評估的準確性[21]。Ryan等[22,23]將ZTE序列應用于肩關節及髖關節的檢查中，分別從骨對比度和關節形態等方面與CT檢查比較。研究表明ZTE序列提供了與CT相一致的骨對比度，骨內病變的顯示較CT更敏感，并且關節形態學上與CT存在顯著的一致性。提示磁共振ZTE序列可以有效替代CT檢查。Sung等[24]將PETRA序列及常規序列相結合有效提高了膝關節紊亂及半月板損傷的檢出率。并且，ZTE技術還應用于肌腱、韌帶等損傷研究。

除此之外，長T2抑制序列[25]及同相位零回波時間(in-phase zero echo time,ipZTE)序列[26]的開發提高了MRI骨肌系統中短T2信號的對比度，減少了偽影對圖像質量的影響，為PET/MR衰減校正和MRI引導放射治療計劃制定的實現奠定基礎。

4.放射治療計劃

放射治療中為提高放射靶區勾畫的準確性和放射治療計量的精準性，治療計劃的制定依賴于MRI和CT圖像。為獲取患者的MRI與CT圖像，需要對患者進行兩次獨立的圖像采集，這種模式存在著固有缺陷[27]。隨著CT技術[28]及ZTE等超短回波序列的開發和應用，MRI可以獲取用于放射治療計劃的電子密度分布和骨質信息，Centre等[29]在使用同一種計算方法的前提下以真實CT值為標準比較常規序列T1圖像與ZTE圖像計算出的偽CT值。結果顯示利用ZTE圖像得出的偽CT值與真實CT值之間的平均絕對誤差為20 HU，較常規序列T1圖像準確性提高，提示ZTE序列的應用提高了偽CT圖像的準確性。

因此，僅使用MRI的放射治療計劃流程是可行的，并且可充分發揮MRI高軟組織對比度的優勢，減少了靶區勾畫的模糊性、簡化工作流程、提高了患者福利。

5.肺

由于ZTE技術中信號采集時間短，有效地避免了呼吸運動對圖像的影響，能在較短的時間內提供高分辨率的肺部結構信息，具有較好的信噪比和對比度[30]。與CT相比ZTE技術在肺部的應用具有很大的潛力，能夠提高肺纖維化等肺部疾病早期診斷的特異性[31]。

6.靜音掃描

隨著磁共振設備的普及，MRI已作為常規檢查手段，但其噪聲對被檢者的影響逐漸引起人們的重視。調查顯示在MRI檢查中噪聲是導致患者無法忍受檢查的最主要原因，尤其對于焦慮患者以及嬰幼兒被檢者[32]。

ZTE序列中梯度場在幾乎整個TR周期內保持不變，并且在每個TR周期末僅有輕微調整，而不會關閉，梯度線圈的變形和振動可以忽略不計。因此，ZTE序列中梯度線圈不會產生明顯噪聲。隨著ZTE序列的不斷發展如ZTE-BURST[33]、looping star[34]等組合序列可在小噪聲的情況下獲得較高質量的顱腦T2、T2*加權圖像。除此之外，ZTE技術在靜音fMRI[8]、靜音T1WI[35]等方面已經取得一定進展。

近年來，ZTE序列的發展迅速，具有諸多優勢，在各個系統中都擁有廣闊的應用前景，并在許多領域已經取得了一定的進展，如在骨和骨內礦物質量化成像中的應用，可定量測量骨質成分用于骨質疏松的診斷[36]。臨床研究除了靜音掃描、骨肌系統、牙齒和放射治療外還用于腦血管、肺實質、血管斑塊以及鈉成像[20,37-39]。除此之外，ZTE技術還具有直接顯示和量化髓鞘的潛力[40]。

總之，ZTE序列的開發與應用，不僅在成像方面彌補了傳統磁共振檢查的不足，實現了對骨皮質等短T2組織的成像，而且降低了磁共振掃描噪聲，提高了磁共振檢查的舒適度，在一定程度上拓展了磁共振成像的應用范圍。雖然ZTE序列的應用受到自身回波時間及線圈等硬件性能要求的限制，但是通過配合其他成像序列以及高性能的硬件設備，可在一定程度上彌補其不足，以便更好的發揮該序列的特點。目前，ZTE技術的臨床應用方興未艾，有望在未來磁共振成像中得到廣泛應用，使磁共振成像進入新時代。