三維快速自旋回波成像技術(shù)——SPACE

李國斌，張衛(wèi)軍

自從德國弗萊堡大學(xué)的Jurgen Hennig等人在1986提出了快速自旋回波(turbo spin echo，TSE) 成像技術(shù)以來，TSE已經(jīng)成為磁共振成像中必不可少的工具，在常規(guī)臨床掃描中，超過30%的協(xié)議(protocol) 都基于TSE。雖然相對于普通自旋回波(spin-echo，SE)，TSE的數(shù)據(jù)采集速度已經(jīng)有所提高，但在應(yīng)用于三維成像時(shí)，其掃描時(shí)間仍可能長達(dá)幾十分鐘，臨床上難以接受。TSE采集效率的限制主要來自于： ①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(yīng)很嚴(yán)重；②射頻能量吸收率(specific absorption rate，SAR)很高，尤其是在超高場系統(tǒng)上，比如3 T系統(tǒng)。

在2000年，美國維吉尼亞大學(xué)的John Mugler等提出并首先在西門子系統(tǒng)上實(shí)現(xiàn)了SPACE (sampling perfection with application-optimized contrasts by using different flip angle evolutions，SPACE)三維快速自旋回波成像技術(shù)[1,2]，通過在回聚脈沖中使用可變翻轉(zhuǎn)角 (variable flip angle) 的設(shè)計(jì)，成功解決了上述TSE留下來的難題。簡單來說，SPACE技術(shù)具有如下幾個(gè)特征：①基于TSE成像技術(shù)，即一次激發(fā)，采集若干個(gè)回波，可以獲得TSE的對比度；②采用可變翻轉(zhuǎn)角的超長回波鏈采集，根據(jù)磁共振信號衍化的基本原理，優(yōu)化的變翻轉(zhuǎn)角模式可以克服T2衰減效應(yīng)，避免長回波鏈帶來的模糊效應(yīng)，而且由于回聚脈沖不再是統(tǒng)一的大角度，SAR也顯著降低，所以即便是在3 T系統(tǒng)上，SPACE的回波鏈長度(ETL)也可以輕松達(dá)到幾百以上；③SPACE針對質(zhì)子密度對比度，T2以及T1對比度設(shè)計(jì)了不同優(yōu)化的可變翻角模式；④SPACE優(yōu)化了序列的設(shè)計(jì)，例如采用硬脈沖作為回聚脈沖，回波間隔(echo spacing)很短，相同的時(shí)間內(nèi)，允許采集更多的數(shù)據(jù)。

具備上述的技術(shù)優(yōu)勢，SPACE提供了快速高分辨率的三維TSE對比度成像；其在臨床上的應(yīng)用越來越廣泛，從開始的頭部掃描，延伸到腹部[3]，以及骨關(guān)節(jié)成像，甚至到血管成像， 滿足高精度的診斷需求。下面通過一些典型應(yīng)用來介紹SPACE技術(shù)的發(fā)展階段，盤點(diǎn)目前研究熱點(diǎn)，展望將來的發(fā)展方向。

1 頭部成像

頭部T2加權(quán)成像是SPACE技術(shù)最早成功應(yīng)用的例子。其優(yōu)化的原理是：基于腦組織的T1和T2信息，先預(yù)設(shè)回波信號強(qiáng)度的變化曲線，根據(jù)布魯赫方程用迭代算法反演出翻轉(zhuǎn)角的變化模式。目前頭部掃描中，SPACE能提供成熟的T2以及T1加權(quán)的、各向同性的高分辨率的成像(見圖1、2)。在T1加權(quán)掃描中，SPACE引入獨(dú)特的DEFT脈沖設(shè)計(jì)[4]，進(jìn)一步確保了對比度在長回波鏈采集的情況下不失真。

2 脊椎成像

圖1 SPACE頭部T2加權(quán)成像, 3.0 T MAGNETOM Verio系統(tǒng)，矢狀位掃描，冠狀位以及橫斷位為MPR重建后圖像，分辨率0.9 mm×0.9 mm×0.9 mm， 掃描時(shí)間4 min 40 s

圖2 SPACE頭部T1加權(quán)成像，3.0 T MAGNETOM Verio系統(tǒng)，矢狀位掃描，冠狀位以及橫斷位為MPR重建后圖像，分辨率1.0 mm×1.0 mm×1.0 mm， 掃描時(shí)間4 min 29 s

圖3 SPACE胸椎T2加權(quán)成像，3.0 T MAGNETOM Verio系統(tǒng)，矢狀位全選擇性回聚法采集，冠狀位以及橫斷位為MPR重建后圖像，分辨率0.9 mm×0.9 mm×0.9 mm， 掃描時(shí)間4 min 46 s

在厚片選擇性采集時(shí)，如脊椎成像(見圖3)，SPACE提供兩種可選采集方式[5,6]：①選擇性激發(fā)加非選擇性回聚，結(jié)合相位循環(huán)技術(shù)(phase cycling)去除由非選擇性回聚引入的自由感應(yīng)衰減(free induction decay，F(xiàn)ID)信號偽影；②選擇性激發(fā)加全選擇性回聚。

兩種方法各有利弊：非選擇性回聚法，回波間隔小，相同時(shí)間內(nèi)數(shù)據(jù)采集效率比全選擇性回聚法高，因而信噪比更好，但由于需要至少兩次平均去除FID信號偽影，所以總的采集時(shí)間比全選擇性回聚法更長，而且由激發(fā)時(shí)脂肪信號的化學(xué)位移導(dǎo)致的偽影在非選擇性回聚法中較難以去除。全選擇性回聚脈沖支持多厚片交替采集模式，這是另一種加快SPACE掃描速度的方法[7]。

3 關(guān)節(jié)成像

針對于關(guān)節(jié)成像，SPACE提供優(yōu)化的PD加權(quán)模式，圖4是一例膝關(guān)節(jié)掃描的例子。新的K空間靈活重排算法，尤其是移位式徑向重排 (shifted radial reordering)[8]采集的引入，顯著提高了中等T2組織，如關(guān)節(jié)軟骨等的成像質(zhì)量。傳統(tǒng)的中心徑向重排(centric radial reordering) 技術(shù)應(yīng)用于多回波采集時(shí)，第一個(gè)或最后的回波必須置于K空間中心。如果有效TE不在兩端，中心徑向重排將不再適用，而只能采用圖像質(zhì)量較差的線性重排技術(shù)(linear reordering)，而移位式徑向重排則是中心徑向重排和線性重排的優(yōu)勢互補(bǔ)。

圖4 SPACE膝關(guān)節(jié)PD加權(quán)壓脂成像，1.5 T MAGNETOM ESSENZA系統(tǒng)，矢狀位掃描，冠狀位以及橫斷位為MPR重建后圖像，分辨率0.7 mm×0.7 mm×0.7 mm， 掃描時(shí)間5 min 50 s。 該掃描采用了移位式徑向采集，經(jīng)過重建的圖像可以更直觀地顯內(nèi)側(cè)示半月板桶柄樣撕裂

圖5 1.5 T MAGNETOM ESSENZA 系統(tǒng)。

4 水成像

如圖5所示，重T2加權(quán)的SPACE在水成像，例如磁共振胰膽管造影[3]、泌尿系造影以及椎管造影等方面也顯示出其優(yōu)勢。

5 血管成像

近年來，SPACE技術(shù)被越來越廣泛地用于血管成像，NATIVE-SPACE就是一個(gè)典型的例子[9,10]。NATIVE-SPACE是一種無需對比劑的動(dòng)脈血管成像技術(shù)，通過分別在心臟收縮期和舒張期各采集一組圖像，相減得到動(dòng)脈像(見圖6)，而且SPACE本身的變翻轉(zhuǎn)角回聚脈沖模式增加了對流動(dòng)的敏感性[11]。另外，SPACE也被廣泛應(yīng)用于血管壁成像，取得了不錯(cuò)的效果[12,13]。

可以看到在臨床應(yīng)用上，相對于二維TSE成像，SPACE具有如下幾點(diǎn)優(yōu)勢：①真正的高分辨率。通常二維TSE成像能夠提供相當(dāng)高的層面內(nèi)分辨率，但層厚一般都在3 mm以上，再考慮到層間距，層面方向的分辨率進(jìn)一步降低，體素的這種幾何形狀在一定程度上使其層面內(nèi)高分辨率喪失了意義。細(xì)小的病灶極有可能由于部分容積效應(yīng)而被掩藏起來。SPACE的掃描一般提供各向同性的分辨率，不僅減輕了部分容積效應(yīng)，而且支持任意平面重建，實(shí)際上提高了成像效率。②高信噪比。二維成像中選擇較厚的層片，部分源于硬件的限制，例如最大選層梯度的局限，而信噪比的制約也是一個(gè)原因，以犧牲層面方向的分辨率換取層面內(nèi)高分辨率。與二維成像不同，三維激發(fā)的信號區(qū)域一般較大，信號強(qiáng)度極高，其信噪比足以支持所有維度的高分辨率成像。③高采集效率。三維成像允許SPACE采用超長回波鏈，長度甚至達(dá)到1000以上[14]，二維中由于受相位編碼步限制，是不可能實(shí)現(xiàn)的。而且三維成像為并行采集和K空間重排提供更大自由度，具備更高的加速潛力，這都是二維成像的局限所在。

隨著硬件的不斷發(fā)展，并行采集加速因子越來越高，以及新的采集技術(shù)[7,15]，例如Compressed Sensing等的不斷成熟，三維成像的速度將越來越快，SPACE技術(shù)將會(huì)在臨床中得到更廣泛的應(yīng)用。

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