Angiografia rezonansu magnetycznego: stan obecny i przyszłe kierunki rozwoju

Kliniczne zastosowania angiografii rezonansu magnetycznego (MRA) szybko się rozwijają, ponieważ postęp technologiczny zarówno w zakresie sprzętu, jak i technik obrazowania przezwycięża wcześniejsze ograniczenia, a ryzyko związane z dożylnym podawaniem środków kontrastowych i wielokrotną ekspozycją na promieniowanie jonizujące staje się bardziej istotne dla klinicysty i pacjenta. Obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego (MRI) ma tę zaletę, że opiera się na wewnętrznych właściwościach magnetycznych tkanek ciała i krwi w zewnętrznym polu magnetycznym w celu wytworzenia obrazu, bez potrzeby stosowania promieniowania jonizującego lub nefrotoksycznych środków kontrastowych. Dzięki coraz większej dostępności i zastosowaniu magnesów o mocy 3,0 tesli (T), które uzyskały aprobatę FDA w 2002 roku, oraz zoptymalizowanym sekwencjom impulsów, wysokiej jakości obrazy o doskonałej rozdzielczości przestrzennej można uzyskać w krótszym czasie skanowania, przy mniejszej ilości lub braku wstrzyknięć środków kontrastowych. W tym manuskrypcie dokonamy przeglądu ostatnich osiągnięć w zakresie (1) wykonywania MRA przy 3,0T, w tym „niskodawkowego” MRA z wzmocnieniem kontrastowym (CE), oraz (2) nowych technik MRA bez wzmocnienia kontrastowego (NCE).

MRA przy 3,0T

Przy 3,0T dwa razy więcej protonów jest wyrównanych z polem magnetycznym w porównaniu z 1,5T, co daje teoretycznie podwojony stosunek sygnału do szumu (SNR). Ten wzrost SNR można wykorzystać do zwiększenia rozdzielczości przestrzennej, skrócenia czasu akwizycji lub połączenia obu tych czynników w celu uzyskania takiej samej charakterystyki SNR jak w przypadku 1,5T w krótszym czasie. Zwiększona rozdzielczość przestrzenna pozwala na lepsze uwidocznienie zmian chorobowych, a krótszy czas akwizycji pozwala ograniczyć artefakt ruchowy i zmniejszyć wymagania dotyczące wstrzymywania oddechu. Dodatkowo, efekt wzmocnienia kontrastu między naczyniami a tłem przez gadolin (Gd) jest jeszcze bardziej wyraźny przy 3,0T, dając obrazy o wyższym kontraście i dlatego wymagając niższych dawek środków na bazie Gd, aby osiągnąć podobną jakość obrazu występującą przy niższych natężeniach pola (Rysunek 1).

Typowo techniki CE-MRA są stosowane częściej niż techniki NCE-MRA. Zalety CE-MRA w porównaniu z innymi technikami MRA, takimi jak time-of-flight (TOF) i phase-contrast (PC), obejmują krótszy czas akwizycji, lepsze pokrycie anatomiczne i mniejszą podatność na artefakty spowodowane przepływem krwi i pulsacyjnością. Aby uniknąć łącznego wzmocnienia tętniczego i żylnego, konieczne jest skrócenie czasu akwizycji w celu uzyskania obrazów wyłącznie w fazie „tętniczej”. Można to osiągnąć stosując akwizycje z obrazowaniem równoległym lub techniki czasowo-rozdzielcze. Przy 3,0T, zysk w SNR może pozwolić na wyższe współczynniki przyspieszenia w równoległym obrazowaniu by zmniejszyć czasy skanowania i poprawić rozdzielczość przestrzenną nawet dalej .

While 3,0T otwiera wiele możliwości dla przyszłości MRA, to też niesie ze sobą nowy zestaw klinicznych i technologicznych problemów , które muszą być zaadresowane przed zdobywaniem powszechnego użycia. Sekwencje impulsów, które zostały zoptymalizowane dla 1,5T mogą wymagać dostosowania do zastosowań 3,0T. Dodatkowo, wysokie natężenie pola magnetycznego zwiększa depozycję energii w pacjencie i niejednorodność pola, jak omówiono poniżej.

Contrast-enhanced MRA at 3.0T

Achociaż środki oparte na gadolinie mają doskonałe wyniki w zakresie bezpieczeństwa, doniesienia łączące gadolin z nefrogennym włóknieniem układowym wywołały ponowne zainteresowanie „niskimi dawkami” CE-MRA i NCE-MRA . Ponadto, niskie dawki kontrastu pomagają również obniżyć koszty wykonywania CE-MRA. Chelaty gadolinu są związkami paramagnetycznymi, które skracają czasy relaksacji T1 i T2 poprzez zaburzenie interakcji spin- sieć i spin-spin. Te efekty działania Gd na tkanki organizmu są względnie niezależne od zwiększonego natężenia pola magnetycznego. Tak więc, chociaż czasy relaksacji T1 tkanek ciała są zwiększone przy 3,0T, czasy relaksacji T1 środków kontrastowych Gd pozostają względnie niezmienione przy wyższych natężeniach pola magnetycznego. Powoduje to zauważalny wzrost stosunku kontrastu do szumu (CNR) w basenie krwi do tła w porównaniu z 1,5T. Wzrost CNR przy 3,0T może być wykorzystany do poprawy jakości obrazu przy zastosowaniu tej samej ilości kontrastu lub do zmniejszenia ilości podawanego dożylnie kontrastu w porównaniu z podobnym skanem przy 1,5T (ryc. 2). Tomasian i wsp. wykazali ostatnio, że w przypadku 3,0T MRA tętnic nadaortalnych zmniejszenie dawki kontrastu z 0,15 do 0,05 mmol/kg nie pogorszyło jakości obrazu, szybkości akwizycji ani rozdzielczości przestrzennej. Choroba okluzyjna tętnic była wykrywana niemal w równym stopniu przez obu czytelników, bez istotnej różnicy w punktacji definicji tętnic.

CE-MRA została ustanowiona jako nieinwazyjna alternatywa dla konwencjonalnej angiografii w ocenie choroby naczyń obwodowych i może być alternatywą dla CTA w diagnostyce ostrej zatorowości płucnej. MRA dolnej kończyny jest zwykle związany z najwyższymi protokołami dawki kontrastu ze wszystkich technik obrazowania MR, często wymagając podwójnej dawki (0,2 mmol/kg) lub więcej kontrastu Gd, który ma być podany . Wykazano, że ilość kontrastu Gd wymagana przy 3,0T dla MRA kończyn dolnych może być zredukowana do jednej trzeciej tej stosowanej przy 1,5T (tj. z 0,3 mmol/kg do 0,1 mmol/kg). Wynikowe obrazy przy niższych dawkach kontrastu miały lepszą definicję tętnic niż obrazy o wysokiej dawce, przypuszczalnie z powodu niższego szczątkowego sygnału tła z początkowego wstrzyknięcia kontrastu i mniejszego zanieczyszczenia żylnego .

Wenalna jakość CE-MRA przy 3,0T została również oceniona z niską dawką Gd. Attenberger i wsp. wykazali jednakową jakość obrazu przy ocenie tętnic nerkowych, porównując 0,1 mmol/kg dimegluminy gadobenianu przy 3,0T z 0,2 mmol/kg gadobutrolu przy 1,5T . Kramer i wsp. porównali niską dawkę (0,1 mmol/kg) dimegluminy gadopentetatu przy 3,0T z konwencjonalną cyfrową angiografią subtrakcyjną (DSA) w celu oceny zwężenia tętnicy nerkowej u 29 pacjentów, uzyskując obrazy o jakości od dobrej do doskonałej z czułością i swoistością wynoszącą odpowiednio 94% i 96%. Te ustalenia sugerują, że przy 3.0T, dawka kontrastu w obecnej praktyce jest prawdopodobnie wyższa niż potrzeba i może być obniżona bez negatywnego wpływu na rozdzielczość przestrzenną lub ogólną jakość obrazu.

Obecne techniki CE-MRA używające konwencjonalnych środków kontrastowych Gd są ograniczone przez potrzebę stosunkowo szybkiej akwizycji obrazów podczas pierwszego przejścia materiału kontrastowego przez naczynia będące przedmiotem zainteresowania. Nowsze, wewnątrznaczyniowe środki kontrastowe oparte na Gd mogą pomóc w przezwyciężeniu tych ograniczeń. Gadofosveset trisodowy, wewnątrznaczyniowy środek kontrastowy wiążący się z białkami, który został ostatnio zatwierdzony przez FDA do stosowania w CE-MRA segmentów aortalno-biodrowych, różni się od innych środków kontrastowych na bazie gadolinu znacznie dłuższym czasem życia wewnątrznaczyniowego i wyższą relaksowalnością. Gadofosveset wymaga mniejszej całkowitej ilości kontrastu (Rycina 3) i wydłuża okno obrazowania do 60 minut lub więcej. Obrazy mogą być uzyskane w fazie stanu ustalonego po dożylnym podaniu kontrastu, co pozwala na wydłużenie czasu skanowania w celu uzyskania obrazów CE-MRA o bardzo wysokiej rozdzielczości przestrzennej. Badanie przeprowadzone przez Klessen i wsp. wykazało, że 10 mL trisodu gadofosvesetu daje jakościowo lepsze obrazy z wyższym kontrastem tętniczym w porównaniu z 30 mL dimegluminy gadopentetatu. Spekuluje się, że dalsza optymalizacja protokołu wstrzyknięcia może jeszcze bardziej poprawić wyniki uzyskane w tym badaniu.

Obrazowanie równoległe przy 3.0T

Obrazowanie równoległe dalej zwiększa korzyści 3.0T przez undersampling obszaru zainteresowania jako kompromis dla zwiększonej szybkości akwizycji obrazu. Obrazowanie równoległe zastosowano w CE-MRA w celu skrócenia czasu skanowania i poprawy rozdzielczości przestrzennej poprzez poprawę pokrycia anatomicznego i usunięcie artefaktu aliasingu przy użyciu cewek wielokanałowych (ryc. 4). Poszczególne cewki, które mają różną czułość przestrzenną, są używane do jednoczesnego odbioru sygnału MR po pojedynczym impulsie o częstotliwości radiowej (RF). Pozwala to na szybszą akwizycję obrazu z mniejszą liczbą artefaktów ruchowych, mniejszą liczbą impulsów wzbudzających RF i mniejszym obciążeniem energetycznym dla pacjenta, ale występują pewne aliasingi spowodowane brakiem danych w przestrzeni k w wyniku zbyt niskiego próbkowania. W badaniu Fenchel i wsp. wykazano, że wysokiej jakości CE-MRA ze zintegrowaną techniką akwizycji równoległej (iPAT2) i pojedynczym wstrzyknięciem kontrastu pozwala uzyskać odpowiednią jakość obrazu całego naczynia tętniczego z akceptowalnymi wartościami SNR i CNR w zastosowaniach obejmujących całe ciało, w czasie krótszym niż 60 sekund. Obrazowanie równoległe może również zwiększyć pokrycie anatomiczne. Lum i wsp. zademonstrowali ostatnio zastosowanie techniki dwuwymiarowego autokalibrującego obrazowania równoległego (2D-ARC) w celu zwiększenia pokrycia w CE-MRA jamy brzusznej. Subiektywna jakość obrazu i widoczność naczyń była oceniana u zdrowych ochotników i pacjentów z podejrzeniem choroby odnowy naczyń podczas MRA z i bez 2D-ARC. Wyniki wykazały równoważną jakość obrazu w obu metodach, z korzyścią w postaci 3,5-krotnego zwiększenia objętości obrazowania i całkowitego pokrycia jamy brzusznej w tym samym czasie akwizycji w przypadku MRA z 2D-ARC. Ta sama technika może być również wykorzystana do wykonania MRA całej klatki piersiowej o wysokiej rozdzielczości w krótszym czasie, co jest istotne w ocenie pacjentów z podejrzeniem zatorowości płucnej lub u których występuje brak oddechu (ryc. 5, 6).

Ograniczenia i obawy dotyczące bezpieczeństwa CE-MRA przy 3,0T

Silniejsze pole magnetyczne przy 3,0T powoduje istotne wyzwania i ograniczenia, które nie zostały jeszcze w pełni przezwyciężone. Konstruktywne i destrukcyjne interferencje spowodowane niejednorodnością pola RF i zwiększonym współczynnikiem absorpcji swoistej (SAR) są głównymi problemami podczas obrazowania przy 3,0T.

Niejednorodność pola RF może powodować powstawanie obszarów interferencji i utratę pełnego pokrycia anatomicznego w polu obrazu. Przy 3,0T częstotliwość rezonansowa protonów w wodzie wynosi 128 MHz, czyli dwukrotnie więcej niż w systemie 1,5T, co oznacza, że długość fali o częstotliwości radiowej zmniejsza się o połowę z 52 cm do 26 cm. Ta skrócona długość fali może obejmować wymiary pola widzenia przy obrazowaniu jamy brzusznej i miednicy, występujące częściej u osób o dużym pokroju ciała. Ponieważ dwie fale RF nakładają się na siebie w polu obrazowania, konstruktywna lub destrukcyjna interferencja może powodować odpowiednio rozjaśnienie lub zaciemnienie obszarów. Podobny artefakt może wystąpić u osób z dużą ilością płynu w jamie brzusznej (np. wodobrzusze lub ciąża). Prąd elektryczny krąży w płynie pod wpływem silnego pola magnetycznego i zakłóca impulsy pola RF, powodując zakłócenia. Postępy w konstrukcji cewek, takich jak cewki z wieloma cewkami nadawczymi, mogą tłumić prądy wirowe i poprawiać jednorodność pola RF przy wyższych natężeniach pola. Poza ulepszoną konstrukcją cewki, wykazano, że nowe sekwencje impulsów, takie jak trójwymiarowo dostosowane impulsy RF, poprawiają jednorodność wzbudzenia częstotliwości radiowej.

Pulsacje RF przenoszą energię na protony w obrębie pacjenta i ostatecznie generują ciepło jako produkt uboczny uwalniania energii. Ciepło wytwarzane w organizmie pacjenta może mieć szkodliwe skutki fizjologiczne i jest starannie monitorowane w warunkach obrazowania, z aktualnymi limitami całkowitego ogrzewania ciała ustalonymi przez FDA na poziomie 4 W/kg dla całego ciała w okresie 15 minut. SAR pozwala oszacować energię zdeponowaną w tkance przez impuls RF i wzrasta z kwadratem częstotliwości rezonansowej. Przy 3,0T, częstotliwość rezonansowa jest dwukrotnie wyższa niż w systemie 1,5T, a zatem SAR wzrasta czterokrotnie. Opracowywane są zmodyfikowane sekwencje impulsów, techniki akwizycji i konstrukcje sprzętu, aby pomóc w zarządzaniu zwiększonym SAR przy wyższych polach. Zastosowanie obrazowania równoległego również stanowi ważne rozwiązanie tego problemu, ponieważ cewki z wieloma detektorami używane do jednoczesnego kodowania większego obszaru anatomicznego służą zarówno skróceniu czasu akwizycji, jak i zmniejszeniu liczby impulsów RF potrzebnych do uzyskania obrazu.

Angiografia rezonansu magnetycznego bez kontrastu (NCE-MRA)

Powszechne stosowanie NCE-MRA było ograniczone przez wydłużony czas akwizycji i artefakty ruchowe, które sprzyjają CE-MRA. Jednak kilka czynników przyczyniło się do ponownego zainteresowania metodami NCE-MRA, w tym ulepszenia sprzętu i oprogramowania MR oraz obawy dotyczące bezpieczeństwa kontrastu opartego na gadolinie w grupach pacjentów wysokiego ryzyka. To ostatnie jest szczególnie niepokojące, ponieważ pacjenci z umiarkowaną lub ciężką niewydolnością nerek oraz zaburzeniami naczyniowymi lub metabolicznymi są narażeni na rozwój wyniszczającej i prawdopodobnie zagrażającej życiu choroby, jaką jest nefrogenne włóknienie układowe (NSF). Ostatnia metaanaliza przeprowadzona przez Agarwal i wsp. wykazała, że prawdopodobieństwo rozwoju NSF było 27 razy większe u pacjentów z przewlekłą chorobą nerek (N = 79/1393, 5,7%) narażonych na gadolin w porównaniu z osobami kontrolnymi z przewlekłą chorobą nerek (N = 3/2953, 0,1%), które nie otrzymywały gadolinu. Stanowi to istotne wyzwanie dla obrazowania, ponieważ zespół metaboliczny, cukrzyca i choroby nerek z każdym rokiem dotykają coraz większy odsetek populacji. Mogą również wystąpić sytuacje, w których preferowane jest wykonanie NCE-MRA z powodu utrudnionego dostępu dożylnego lub przeciwwskazań do podania dożylnego materiału kontrastowego. Wysokiej rozdzielczości CE-MRA zwykle wymaga dużego cewnika dożylnego, który może być trudny do umieszczenia u pacjentów, którzy są otyli lub mają słabe żyły, a dożylne środki kontrastowe zwykle nie są podawane w czasie ciąży z powodu teratogennych efektów obserwowanych w badaniach na zwierzętach.

NCE-MRA jest dostępny od początku obrazowania MR i jest rutynowo używany do obrazowania wewnątrzczaszkowego. Został on również zatwierdzony do stosowania w chorobach naczyń wieńcowych, piersiowych, nerkowych i obwodowych. W ostatnim przeglądzie Provenzale i wsp. stwierdzili podobną jakość diagnostyczną MRI w połączeniu z MRA w porównaniu z CTA w diagnostyce rozwarstwienia tętnic szyjnych i kręgowych, bez wyraźnej przewagi którejkolwiek z metod. TOF MRA został również porównany z angiografią tomografii komputerowej (CTA) i cyfrową angiografią subtrakcyjną (DSA) w śledzeniu leczonych tętniaków mózgu i ma wysoką czułość w wykrywaniu resztkowego przepływu w obrębie tętniaka .

Wieńcowy MRA został zatwierdzony głównie w 1,5T , ale jego zastosowanie kliniczne zostało ograniczone przez ograniczenia w wizualizacji dystalnego segmentu i choroby małych gałęzi . oraz powszechne wprowadzenie wieńcowego CTA. Jednak koronarografia MRA nadal odgrywa ważną rolę w ocenie anomalnych początków tętnic wieńcowych (ryc. 7), szczególnie u pacjentów pediatrycznych. Ponadto koronarografia MRA może mieć znaczenie w ocenie pacjentów z istotnym zwężeniem w segmentach tętnic wieńcowych z umiarkowanym lub ciężkim zwapnieniem, ze względu na zwiększony artefakt i trudności w uwidocznieniu zwężenia za pomocą CTA u pacjentów z dużą ilością wapnia. Dodatkowo, przy 3,0T lepszy SNR może zwiększyć widoczność dystalnych segmentów tętnic wieńcowych, a krótszy czas obrazowania może poprawić ostrość obrazu. Ze względu na zwiększone artefakty z sekwencjami SSFP przy 3,0T, metody MRA wieńcowego wzmocnionego kontrastem zostały ponownie przeanalizowane z obiecującymi wynikami początkowymi .

Time-of-Flight MRA

Time-of-flight (TOF) jest najczęściej stosowaną techniką NCE MRA, zwłaszcza w zastosowaniach obwodowych i wewnątrzczaszkowych. TOF opiera się na tłumieniu sygnału tła przez szybkie, selektywne dla plastrów impulsy wzbudzające o częstotliwości radiowej, które nasycają sygnał z tkanki stacjonarnej, dając w rezultacie tłumiony sygnał tła. Ponieważ sygnał żylny mógłby potencjalnie przesłonić wizualizację sąsiednich tętnic, przepływ żylny jest zwykle selektywnie tłumiony przez zastosowanie pasma nasycenia po żylnej stronie obrazowanego plastra w celu zniweczenia sygnału, gdy wchodzi on do obrazowanego plastra. Ta sama zasada może być zastosowana do przepony podczas oddychania i serca podczas cyklu sercowego. W płaszczyznach tkankowych o dużej prędkości przepływu, napływająca krew będzie wolna od impulsu wzbudzającego, który nasyca tkanki tła, dając w efekcie silny sygnał. Wolny przepływ krwi lub zastój, wsteczne napełnianie, kręte naczynia lub naczynia w tej samej płaszczyźnie co wycinek obrazu powodują nasycenie przepływu krwi w objętości obrazu i słabą wizualizację naczyń.

Akwizycje TOF mogą być wykonywane przy użyciu próbkowania 2D lub 3D, przy czym 3D TOF jest najczęściej stosowany w naczyniach wewnątrzczaszkowych ze względu na kręty charakter drzewa tętniczego, tendencję do przepływu w płaszczyźnie obrazowania i potrzebę wysokiej rozdzielczości przestrzennej. Angiografia 2D TOF jest częściej stosowana klinicznie w ocenie tętnic szyjnych (ryc. 8) i naczyń obwodowych (ryc. 9), które są zorientowane ortogonalnie do płaszczyzny obrazowania. Podczas gdy nasycenie protonów w obrębie naczyń w płaszczyźnie jest największym ograniczeniem TOF, można je przezwyciężyć, stosując stopniowo zwiększające się kąty przerzucania przez płytę w celu skompensowania nasycenia krwi wpływającej do płyty, wielokrotną akwizycję nakładających się cienkich płyt (MOTSA), która nabywa objętość obrazu jako wiele cienkich płyt 3D i ma mniejsze nasycenie sygnału niż w akwizycji 3D pojedynczej objętości.

Gating EKG został z powodzeniem zastosowany w technikach CE-MRA w aorcie piersiowej, gdzie ruch serca może powodować rozmycie ściany naczynia w części wstępującej aorty. W przypadku obrazowania tętnic obwodowych, gdzie przepływ krwi zależy od fazy cyklu serca, można zastosować bramkowanie skurczowe w celu określenia czasu akwizycji obrazu podczas szczytowego przepływu krwi. Lanzman i wsp. opisali ostatnio zastosowanie obiecującej nowej techniki 3D NCE-MRA z bramkowaniem EKG u pacjentów z chorobą tętnic obwodowych, wykazując odpowiednią jakość obrazu i ujawnienie istotnych zwężeń tętnic w kończynach dolnych bez potrzeby stosowania egzogennych środków kontrastowych.

Steady-State Free Precession MRA

Zrównoważone techniki steady-state free precession (SSFP) są popularne dla NCE MRA ponieważ kontrast obrazu jest określony przez stosunek T2/T1, który prowadzi do z natury jasnych obrazów krwi z małą zależnością od napływu krwi. Zarówno tętnice, jak i żyły mają jasny sygnał w SSFP MRA, co sprawia, że technika ta dobrze nadaje się do zastosowań MRA klatki piersiowej (Rycina 10), gdzie naczynia są większe i gdzie ważna jest ocena zarówno struktur tętniczych, jak i żylnych (np. we wrodzonych chorobach serca). W scenariuszach klinicznych, w których sygnał żylny może zakłócać interpretację MRA (np. MRA nerek), techniki tłumienia napływu żylnego mogą być zastosowane do technik SSFP MRA w celu uzyskania czysto tętniczych obrazów MRA.

W retrospektywnej analizie przeprowadzonej przez François i wsp. u 23 pacjentów, u których wykonano zarówno CE-MRA, jak i 3D SSFP aorty piersiowej, pomiar średnicy aorty był zasadniczo jednakowy w obu metodach, przy czym w 3D SSFP uwidoczniono znacznie lepiej korzeń aorty. W osobnym badaniu porównano CE-MRA z 3D SSFP do oceny żył płucnych (PV) przed zabiegiem ablacji prądem o częstotliwości radiowej, a obrazy 3D SSFP wykazały dokładne pomiary średnicy PV z lepszym SNR i CNR. W badaniu Krishnam i wsp. wykazano, że SSFP MRA aorty piersiowej z bramkowaniem EKG w swobodnym oddechu ma taką samą czułość diagnostyczną i swoistość w porównaniu z CE-MRA u 50 pacjentów z podejrzeniem choroby aorty piersiowej. Niezależna jakościowa i ilościowa analiza obrazu wykazała, że obie techniki zapewniają doskonałą widoczność wszystkich segmentów aorty. SSFP MRA wykazała lepszą widoczność korzenia aorty i miała wyższe wartości SNR i CNR dla wszystkich segmentów, jednocześnie pozwalając pacjentowi na swobodne oddychanie podczas obrazowania.

3D SSFP MRA została również zastosowana do oceny tętnic nerkowych. Maki, et al. porównali 3D SSFP MRA z CE-MRA przy 1,5T u 40 pacjentów i wykazali, że 3D SSFP MRA miał czułość 100% i swoistość 84%. Podobnie Wyttenbach i wsp. oceniali 53 pacjentów z podejrzeniem zwężenia tętnicy nerkowej za pomocą 3D SSFP i CE-MRA przy 1,5T, przy czym czułość i swoistość 3D SSFP MRA wynosiła odpowiednio 100% i 84%. W badaniu Lanzmana i wsp. porównano jakość obrazu i widoczność tętnic nerkowych przy 1,5T i 3,0T i wykazano znaczący wzrost SNR i CNR przy 3,0T, odpowiednio o 13-16% i 16-23%, z największą poprawą średniej jakości obrazu przy segmentowych odgałęzieniach tętnic. Zysk ten, choć znaczący, jest mniejszy niż oczekiwany przez teoretycznie podwojenie SNR przewidywane przy 3,0T z powodu SSFP polegającego na kontraście ze stosunku T2/T1.

Tętnicze znakowanie spinowe (ASL) jest techniką, która może być połączona z SSFP w celu poprawy jakości obrazu poprzez lepsze tłumienie tkanek tła. Protony znajdujące się przed polem obrazowania są „znakowane” impulsem inwersyjnym w celu zapewnienia kontrastu. Tkanka tła może być tłumiona przez odjęcie obrazu bez znacznika od obrazu krwi ze znacznikiem w dwóch akwizycjach lub przez zastosowanie przestrzennie nieselektywnego impulsu znacznika w całym polu obrazowania oprócz impulsu znacznika zastosowanego do tętnic będących przedmiotem zainteresowania w jednej akwizycji. ASL z SSFP zapewnia jasnokrwiste, wolne od żył obrazy o wysokim SNR, szczególnie przydatne do obrazowania tętnic szyjnych i nerkowych (Rysunek 11) ze względu na zmniejszoną wrażliwość na artefakty przepływu. Złożone naczynia aorty w stosunku do tętnic nerkowych są dobrze uwidocznione w tej technice, a wstępne doświadczenia kliniczne wykazały porównywalne wyniki z CE-MRA zarówno u zdrowych ochotników, jak i u pacjentów ze zwężeniem tętnic nerkowych (Figura 12) . Używając tego typu sekwencji u 67 pacjentów z podejrzeniem zwężenia tętnicy nerkowej, Glockner i wsp. stwierdzili, że SSFP dostarcza obrazów diagnostycznych w większości przypadków, ale ma większą częstość występowania wyników fałszywie dodatnich i ujemnych w porównaniu z CE-MRA.

ASL jest ograniczony przez poleganie na prędkości tętnicy w celu zastąpienia krwi w płaszczyźnie obrazowania krwią znakowaną. W tętnicach obwodowych o wolniejszym przepływie, napływ znakowanej krwi może zbliżyć się do T1 otaczających tkanek, eliminując w ten sposób efekt znakowania. Można to częściowo przezwyciężyć przez wielokrotne akwizycje z cieńszą płytą, ale kosztem dłuższego czasu obrazowania.

Phase-Contrast MRA

Phase-Contrast (PC) MRA generuje obraz przez dwukrotne zastosowanie bipolarnego gradientu kodującego prędkość podczas sekwencji impulsów w przeciwnych kierunkach, co powoduje zmianę fazy netto równą zero w nieruchomych tkankach, przy jednoczesnym zastosowaniu zmiany fazy w poruszającej się krwi, wytwarzając sygnał. Siła sygnału jest proporcjonalna do prędkości poruszającej się krwi i siły bipolarnego gradientu kodowania przepływu, co jest określone przez ustawienie wartości kodowania prędkości (Venc). Wartość Venc opisuje maksymalną prędkość, która może być dokładnie zakodowana bez aliasingu, podobnie jak w przypadku pomiaru prędkości metodą Dopplera. W ten sposób MRA z kontrastem fazowym dostarcza obrazów anatomicznych naczyń, oprócz danych hemodynamicznych o przepływie, w przeciwieństwie do technik TOF i CE-MRA. Wewnątrznaczyniowa utrata sygnału na obrazie 3D PC MRA przy i dystalnie od hemodynamicznie istotnego zwężenia (Rycina 13) jest spowodowana intrawokselową dyspersją fazy związaną z przepływem turbulentnym i może być wykorzystana do oszacowania hemodynamicznego znaczenia zwężeń. PC MRA może być użyta do identyfikacji kierunku i prędkości przepływu i ma lepsze tłumienie tła w porównaniu z TOF. Jej zastosowanie jest ograniczone przez dłuższy czas akwizycji obrazu i większą wrażliwość na zmiany prędkości i wielkości przepływu krwi podczas cyklu serca. Przy 3,0T, chociaż nie ma zwiększonej dokładności pomiaru przepływu w porównaniu z 1,5T, jest większy sygnał i mniejszy szum mierzony dla danego VENC. To pozwala VENC być zwiększone, zmniejszając artefakty aliasingowe w regionach wyższego przepływu bez zwiększania ogólnego szumu obrazu do niedopuszczalnych poziomów .

Tradycyjnie PC MRA wykonywano z trójkierunkowym kodowaniem prędkości bez informacji czasowej w celu uzyskania angiogramu MR typu „złożona różnica”. W tym podejściu każda akwizycja była powtarzana trzykrotnie z innym kierunkiem kompensacji prędkości i raz bez kompensacji przepływu. Ponieważ w przypadku 3D PC MRA konieczne są cztery akwizycje, czas skanowania jest długi, a objętość obrazowania ograniczona. W celu skrócenia czasu skanowania bez pogorszenia pokrycia lub rozdzielczości zastosowano techniki obrazowania równoległego oraz promieniowe rozpróbkowanie 3D, czyli Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR). Ponadto te techniki przyspieszania akwizycji obrazu umożliwiły akwizycję informacji czasowych w uzupełnieniu standardowej akwizycji 3D PC MRA, dzięki czemu uzyskano czterowymiarowe (4D = trójwymiarowe kodowanie przestrzenne, trójkierunkowe kodowanie prędkości i czasu) PC MRA do różnych zastosowań naczyniowych. Podczas gdy te nowsze sekwencje 4D PC MRA mogą być używane do NCE MRA, przyszłość tych technik leży w dostarczaniu dodatkowych informacji hemodynamicznych. W przeciwieństwie do konwencjonalnego dwuwymiarowego (2D) PC MRA, gdzie naczynie będące przedmiotem zainteresowania musi być znane przed skanowaniem, a płaszczyzna obrazu musi być wyznaczona na skanerze podczas badania, techniki 4D PC MRA pozwalają na ocenę post priori prędkości przepływu w każdym naczyniu w obrębie objętości obrazowania z tej samej akwizycji. Ponadto, techniki 4D PC MRA mogą być stosowane do jakościowej oceny złożonych wzorców przepływu w układzie sercowo-naczyniowym (Rycina 14) i nieinwazyjnego obliczania różnych parametrów hemodynamicznych, w tym gradientów ciśnienia, naprężenia ścinającego ścianę i wskaźnika naprężenia oscylacyjnego. Wdrożenie tych technik do rutyny klinicznej jest obecnie ograniczone przez naszą zdolność do przetwarzania i interpretacji dużej ilości danych generowanych przez te sekwencje.

.