【科研進展】基于3D pcASL灌注成像的動脈通過時間研究初探

摘要

随着磁共振成像（MRI）技術的不斷提高，動脈自旋标記（ASL）技術作為一種完全無創性的新的灌注技術已經在逐漸被應用。它具有高度可重複性。與常用的基于對比度的血氧水平依賴（BOLD）技術相比,ASL技術可以從生理學意義更準确的測量神經活動，有更準确預測神經功能的位置和磁場強度的潛力。而且與動态磁敏感對比成像（DSC）相比，其采用的示蹤劑為内源性的動脈血的水分子，不需要注射，不具有創傷性。在ASL裡，動脈通過時間（ATT）指動脈血從标記處到達成像所在的組織毛細管的時間，是用來計算CBF絕對值的主要參數。本文旨在研究并實現正常人及病患的動脈通過時間成像，探讨基于ASL技術的動脈通過時間成像在顱腦疾病診斷中的應用價值。

關鍵詞：動脈通過時間；腦血流量；動脈自旋标記；磁共振成像；灌注成像

MRI灌注成像的方法可分為動态磁敏感對比成像(DSC)和動脈自旋标記成像（ASL）兩大類。動态磁敏感對比成像中钆對比劑可能誘發腎源性系統纖維化，所以腎功能不全患者不宜進行這種灌注成像。

相比之下，采用動脈自旋标記（ASL）的腦灌注成像更安全，同時這種方法所采用的示蹤劑是可以自由擴散的動脈血中的水分子，因此用這種方法進行灌注成像能更真實的反映組織的血流灌注信息。它具有高度可重複性。與常用的基于對比度的血氧水平依賴（BOLD）技術,ASL技術可以從生理學意義更準确的測量神經活動。

動脈傳輸時間（ATT）是用來計算CBF絕對值的主要參數，反映自旋标記的分子到達感興趣區域的持續時間[1]。本研究中采用由ASL技術獲得的數據，基于單個體素的算法來計算ATT。本研究共采用的四組數據，作為對照的兩例正常人數據和兩例病人數據。ATT在輔助CBF進行腦血管疾病及腦腫瘤鑒别診斷有着重要意義。

灌注是指血液通過毛細血管床與組織進行氧和養分及代謝物交換的過程，定義為每單位時間内對單位質量的人體組織的血液輸送量，單位為ml/100g/min[3]。灌注下降異常是其主要的病症和診斷依據。另外，腦血流CBF的改變是大腦被激活的早期标志。

人腦正常的神經心理和高級神經活動要求以一定的血流灌注為基礎，灌注是指血流通過毛細血管網，将攜帶的氧和營養物質輸送給組織細胞的重要功能，一般等同于血流過程，是以流動效應為基礎的，存在于正常組織和疾病狀态，毛細血管中的血液流動使灌注成像成為可能。

核醫學的放射性示蹤劑稀釋原理和中心容積定律（central volume principle)，局部平均傳輸時間是局部腦血容量和局部腦血流量之比。如公式（1）

rMTT=rCBV/rCBF (1)

（1） 局部腦血容量（regional cerebral blood volume rCBV) 指存在于一定量腦組織血管結構内的血容量，根據時間—密度曲線下方封閉的面積計算得出。rCBV=K∫△R2*(t)dt

（2） 局部腦血流量（regional cerebral blood flow,rCBF)指在單位時間内流經一定量腦組織血管結構的血流量，腦血流量值越小，意味着腦組織的血流量越低。rCBF=Cmax(曲線最大高度）

（3） 局部平均通過時間（regional mean transit time,rMTT)開始注射對比劑到時間—密度曲線下降至最高強化值一半時的時間，主要反映的是對比劑通過毛細血管的時間（s）。

（4） 峰值時間（TTP）指在TDC上從對比劑開始出現到對比劑濃度達到峰值的時間。TP值越大，意味着最大對比劑團峰值到達腦組織的時間越晚。

（5）MTT是腦血液研究的重要參數，其長短明确反映了腦組織血液微循環的通暢情況，當平均通過時間較長時，說明血液在局部組織内停留時間較長，多數情況是由于病理狀态造成的微循環不暢。

MRI灌注成像的方法可分為動态磁敏感對比成像(DSC)和動脈自旋标記成像（ASL）兩大類。前者使用外源性順磁性對比劑钆螯合物作為示蹤劑，而後者采用内源性動脈血中的水分子作為示蹤劑。[6]但動态磁敏感對比成像具有如下幾個缺點：1）順磁性對比劑钆螯合物是大分子化合物，不能自由通過血腦屏障BBB；2）組織信号變化與對比劑濃度不具有線性關系，因而所提供的是間接征象；3）灌注成像一般需要較高的注射速率，因而可能導緻對比劑外滲；4）由于钆對比劑可能誘發腎源性系統纖維化，所以腎功能不全患者不宜進行這種灌注成像。相比之下，采用動脈自旋标記（ASL）的腦灌注成像更安全，同時這種方法所采用的示蹤劑是可以自由擴散的動脈血中的水分子，因此用這種方法進行灌注成像能更真實的反映組織的血流灌注信息。

ASL技術最早在1992年提出，随後這項技術不斷被研發改進。傳統的ASL技術根據标記方法的不同分為FAIR、EPISTAR；标記脈沖的類型可以分為脈沖式标記、連續式标記和速率選擇标記。傳統的ASL技術基于2D采集方式，因此信噪比很低，這非常不利于顯示灌注變化，3D ASL有更高的信噪比，更短的掃面時間的優勢。

ATT是影響由強度差值圖像（△M）計算的CBF絕對值的主要因素。在ASL裡，ATT指動脈血從标記處到達成像所在的組織毛細管的時間[7]。通過定義可知，ATT是開始射頻标記到獲得數據之間最小的延時。為了計算CBF絕對值，必須知道ATT。計算CBF時，ATT的不确定影響已經被一些作者所研究[8]。已經有多種測定ATT的方法被提出，包括用動脈血流粉碎梯度或者通過改變後标記延時。ATT值依賴于幾何設置，如層厚和方向，成像的位置，标記和成像切片的間隔。這些研究都沒有實踐，因為所有已知的測定ATT的方法都太耗時而且受低信噪比和血管内的信号噪聲影響，因此測量結果不準确。

三種實用方法已被用來解決在ATT的不确定性：第一，從其他的ATT研究中選取每片ATT經驗值來應用；第二，曾有人提出，當定量灌注成像的多個切片以升序獲取時，使用單一減法（II QUIPSS），對于每個片層的平均ATT正好與在同一個片後标記的延遲時間一緻，腦血流量測量可以相應地調整；第三，ASL成像序列已被修改包含ATT，但非線性方程已經解決了生成CBF和ATT。這最後方法有相同的通過改變後标記的延遲時間來測量的ATT缺點。

這些問題，不僅說明了定量的ATT與ASL成像幾何關系，但也允許常用的假設來估計ATT。這一發現提供了一個解釋和比較對基于ASL的CBF研究間的框架。特定空間的ATT數據在選擇最佳的ASL成像參數可能是有用的，并且有助于最大限度地減少定量計算CBF絕對值的誤差。

△M是灌注引起的磁場強度差值；M0是質子密度加權像；TI是反轉時間；f是腦血流量；λ是血氧分配系數；T1a是動脈血的T1 ；τa是動脈通過時間；C是校正系數[9]，表示毛細血管床上血管外和血管内的磁場強度變換，由公式（8）計算得到；απ是射頻脈沖的ASL效率。

公式（6）常用來計算CBF的，将方程變換為用其他參數表達τa，則得到公式(7),用來計算動脈通過時間。

T1app是表觀縱向弛豫時間,T1app可由T1計算得到，如公式（9）所示

數據處理總流程

首先，完整的ASL數據預處理及計算過程如流程圖1所示，分為ASL數據采集，ASL數據查看及區分，ASL數據格式轉換，T1像重切，ATT計算，ATT mapping結果共六個模塊。

磁共振信号強度變化差值ΔＭ

在ASL掃描中，原始圖像為對照圖像（control）和标記圖像(tag)，對照和标記圖像是以交錯方式獲得。ΔＭ通過對照和标記圖像的減影得到。即标記前後圖像的磁共振信号強度變化差值ΔＭ＝ Ｍtag－ Ｍcon。在計算中可以将磁場強度差值ΔM當做由血流交付的示蹤劑濃度。

質子密度像 PD

突出質子密度分布的圖像叫做質子密度像。體素内質子密度決定弛豫過程中縱向磁化的最大值。組織密度差産生的對比稱為質子密度對比度。MRI中通常通過選取長TR(2000ms)和短TE(30—40ms)，減少T1和T2對圖像影響，使信号強度與組織質子密度有關，生成質子密度像。

縱向弛豫時間像T1

在射頻脈沖的激發下，人體組織内氫質子吸收能量處于激發狀态。射頻脈沖終止後，處于激發狀态的氫質子恢複其原始平衡狀态，這個過程稱為弛豫。它所需的時間叫弛豫時間，弛豫時間表示系統由不穩定定态趨于某穩定定态所需要的時間。

弛豫時間有兩種即T1和T2，T1為自旋一點陣或縱向馳豫時間(又稱自旋-晶格弛豫時間)，T2為自旋一自旋或橫向弛豫時間(又稱自旋-自旋弛豫時間)。在弛豫過程中，氫質子将其吸收的能量釋放到周圍環境中，若質子及所處晶格中的質子也以與Larmor頻率相似的頻率進動，那麼氫質子的能量釋放就較快，組織的T1弛豫時間越短，T1加權像其信号強度就越高。短的T1值(簡稱為短T1)呈高信号，例如脂肪組織；長的T1值(簡稱長T1)為低信号，例如腦脊液。

腦血流量CBF

腦血流量是單位時間内流經一定量腦組織血管結構的血流量。腦血流是評價大腦健康狀态的重要指标。它是診斷和治療腦梗塞，腦出血，動脈瘤和先天性動脈和靜脈血管畸形等腦血管疾病的主要依據。

動脈通過時間的計算——ATT計算算法概述

ATT計算是使用基于單個體素的叠代算法：

步驟一：賦初始值。c(0)=1，τa(0)=0，k=1

步驟二：根據公式（7）如下計算ATT

步驟三：如果滿足條件|τa[k]-τa[k-1]|/τa[i]<δ 或者k>Nmax,跳到步驟四；

如果不滿足，則根據公式（8）計算校正系數，并且k加1。

步驟四：選擇下一個體素，跳到步驟二。

這裡δ=0.001 ,Nmax=500，λ=0.9mL/g,απ=0.95

T1a=1490ms,TI=1525ms,TR =4632ms,TE=10ms

此算法流程圖如下圖所示。

我們團隊會盡快把該技術的應用加入GE的AW工作站中。

參考文獻

[1] Qiu M, Paul Maguire R, Arora J, et al. Arterial transit time effects in pulsed arterial spin labeling CBF mapping: insight from a PET and MR study in normal human subjects[J]. Magnetic resonance in medicine, 2010, 63(2): 374-384.

[3] Liu T T, Brown G G, Aguirre G K, et al. Measurement of cerebral perfusion with arterial spin labeling: Part 1. Methods[J]. Journal of the International Neuropsychological Society, 2007, 13(3): 517-525.

[6] 馮錫鋼, 林意群. 磁共振動脈自旋标記灌注成像[J]. 中國醫學裝備, 2005, 2(3): 45-51.

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[9] Noguchi T, Yoshiura T, Hiwatashi A, et al. Perfusion imaging of brain tumors using arterial spin-labeling: correlation with histopathologic vascular density[J]. American Journal of Neuroradiology, 2008, 29(4): 688-693.