Angiografi med magnetisk resonans: nuvarande status och framtida riktningar

Kliniska tillämpningar för angiografi med magnetisk resonans (MRA) expanderar snabbt i takt med att tekniska framsteg inom både hårdvara och avbildningstekniker övervinner tidigare begränsningar, och att riskerna med intravenösa kontrastmedel och upprepad exponering för joniserande strålning blir alltmer framträdande för kliniker och patienter. Fördelen med magnetisk resonanstomografi (MRI) är att den bygger på de inneboende magnetiska egenskaperna hos kroppens vävnader och blod i ett externt magnetfält för att producera en bild, utan joniserande strålning eller nefrotoxiska kontrastmedel. Med den ökande tillgängligheten och användningen av 3,0-Tesla (T)-magneter, som godkändes av FDA 2002, och optimerade pulssekvenser kan högkvalitativa bilder med utmärkt rumslig upplösning erhållas på kortare skanningstider med mindre eller inga injektioner av kontrastmedel. I detta manuskript kommer vi att gå igenom den senaste utvecklingen när det gäller (1) att utföra MRA vid 3,0T, inklusive ”lågdos” kontrastförstärkt (CE) MRA, och (2) nya MRA-tekniker utan CE (NCE).

MRA vid 3,0T

Vid 3,0T riktas dubbelt så många protoner in i magnetfältet som vid 1,5T, vilket resulterar i ett teoretiskt sett fördubblat signal-till-brusförhållande (SNR). Denna ökning av SNR kan utnyttjas för att öka den spatiala upplösningen, minska förvärvstiden eller en kombination av de två för att uppnå samma SNR-egenskaper som vid 1,5T på kortare tid. Ökad spatial upplösning gör det möjligt att förbättra synligheten av lesioner, och snabbare förvärvstider bidrar till att minska rörelseartefakter och minska kraven på andningsuppehåll . Dessutom är gadoliniums (Gd) kontrastförstärkande effekter på kärlet i förhållande till bakgrunden ännu mer uttalade vid 3,0T, vilket ger bilder med högre kontrast och därför kräver lägre doser av Gd-baserade medel för att uppnå liknande bildkvalitet som vid lägre fältstyrkor (figur 1) .

Typiskt sett används CE-MRA-tekniker oftare än NCE-MRA-tekniker. Fördelar med CE-MRA i förhållande till andra MRA-tekniker, t.ex. time-of-flight (TOF) och fas-kontrast (PC), är bl.a. kortare förvärvstider, förbättrad anatomisk täckning och minskad känslighet för artefakter orsakade av blodflöde och pulsatilitet. För att undvika kombinerad arteriell och venös förstärkning krävs kortare förvärvstider för att få rent ”arteriella” fasbilder. Detta kan göras med hjälp av förvärv med parallell avbildning eller tidsupplösta tekniker. Vid 3,0T kan vinsten i SNR möjliggöra högre accelerationsfaktorer vid parallell avbildning för att minska skanningstiderna och förbättra den spatiala upplösningen ytterligare .

Samtidigt som 3,0T öppnar många möjligheter för MRA:s framtid, medför det också en ny uppsättning kliniska och tekniska problem som måste lösas innan det får en utbredd användning. Pulssekvenser som har optimerats för 1,5T kan behöva justeras för 3,0T-tillämpningar. Dessutom ökar den höga magnetfältsstyrkan energidepositionen i patienten och fältinhomogeniteten, vilket diskuteras nedan.

Kontrastförstärkt MRA vid 3,0T

Och även om gadoliniumbaserade medel har en utmärkt säkerhetsredovisning, har rapporter som kopplar gadolinium till nefrogen systemisk fibros väckt ett förnyat intresse för ”lågdos” CE-MRA och NCE-MRA . Dessutom bidrar låga kontrastdoser också till att minska kostnaderna för att utföra CE-MRA. Gadoliniumchelater är paramagnetiska föreningar som förkortar T1- och T2-relaxationstiderna genom att störa spin-lattice- respektive spin-spin-interaktioner. Dessa effekter av Gd på kroppsvävnader påverkas relativt lite av en ökad magnetfältsstyrka. Även om T1-relaxationstiderna för kroppsvävnad ökar vid 3,0 T, förblir T1-relaxationstiderna för Gd-kontrastmedel relativt oförändrade vid högre magnetfältsstyrkor. Detta resulterar i märkbara ökningar av förhållandet mellan blodpool och bakgrundskontrast och brus (CNR) jämfört med 1,5T. Ökningen av CNR vid 3,0T kan användas för att förbättra bildkvaliteten med samma mängd kontrast eller för att minska mängden intravenös kontrast som injiceras jämfört med en liknande skanning vid 1,5T (figur 2). Tomasian et al. visade nyligen att en minskning av kontrastdosen från 0,15 till 0,05 mmol/kg för 3,0T MRA av de supraaortiska artärerna inte påverkade bildkvaliteten, förvärvshastigheten eller den spatiala upplösningen . Arteriella ocklusiva sjukdomar upptäcktes nästan lika mellan de två läsarna, utan någon signifikant skillnad i arteriella definitionspoäng.

CE-MRA har etablerats som ett icke-invasivt alternativ till konventionell angiografi vid utvärdering av perifera kärlsjukdomar och kan vara ett alternativ till CTA för diagnos av akut lungemboli . MRA i de nedre extremiteterna är vanligtvis förknippad med de högsta kontrastdosprotokollen av alla MR-avbildningstekniker och kräver ofta en dubbel dos (0,2 mmol/kg) eller mer av Gd-kontrast som ska administreras . Det har visats att den mängd Gd-kontrast som behövs vid 3,0T för MRA av nedre extremiteter kan minskas upp till en tredjedel av den som används vid 1,5T (dvs. från 0,3 mmol/kg till 0,1 mmol/kg) . De resulterande bilderna vid lägre kontrastdoser hade bättre arteriell definition än högdosbilder, förmodligen på grund av lägre kvarvarande bakgrundssignal från den första kontrastinjektionen och mindre venös kontaminering .

Renal CE-MRA-kvalitet vid 3,0T har också utvärderats med lågdos Gd. Attenberger et al. visade samma bildkvalitet för utvärdering av njurartärerna genom att jämföra 0,1 mmol/kg gadobenat dimeglumin vid 3,0T med 0,2 mmol/kg gadobutrol vid 1,5T . Kramer et al. jämförde lågdos (0,1 mmol/kg) gadopentetatdimeglumin vid 3,0T med konventionell digital subtraktionsangiografi (DSA) för utvärdering av njurartärstenos hos 29 patienter, vilket gav bilder av god till utmärkt kvalitet med en sensitivitet och specificitet på 94 % respektive 96 % . Dessa resultat tyder på att vid 3,0T är kontrastdosen i nuvarande praxis sannolikt högre än vad som behövs och kan sänkas utan att den spatiala upplösningen eller den övergripande bildkvaliteten påverkas negativt.

Huvudsakliga CE-MRA-tekniker som använder konventionella Gd-kontrastmedel begränsas av behovet av att förvärva bilder relativt snabbt under den första passagen av kontrastmaterialet genom de aktuella kärlen. Nyare intravaskulära Gd-baserade kontrastmedel kan bidra till att övervinna dessa begränsningar. Gadofosveset trisodium, ett proteinbindande intravaskulärt kontrastmedel som nyligen fått FDA-godkännande för användning vid CE-MRA av aorto-iliakala segment, skiljer sig från andra gadoliniumbaserade kontrastmedel genom att det har en betydligt längre intravaskulär livslängd och högre relaxivitet . Gadofosveset kräver mindre totala mängder kontrast (figur 3) och förlänger avbildningsfönstren upp till 60 minuter eller mer. Bilder kan då erhållas under steady-state-fasen efter administrering av intravenös kontrast, vilket möjliggör längre skanningstider för att erhålla CE-MRA-bilder med mycket hög rumslig upplösning. En studie av Klessen et al. visade att 10 mL gadofosveset trisodium gav kvalitativt bättre bilder med högre arteriell kontrast jämfört med 30 mL gadopentetat dimeglumin. Ytterligare optimering av injektionsprotokollet spekuleras för att ytterligare förbättra de resultat som hittades i denna studie.

Parallel avbildning vid 3,0T

Parallel avbildning förbättrar ytterligare fördelarna med 3,0T genom att undersampling av intresseområdet som en kompromiss för ökad bildförvärvshastighet. Parallell avbildning har tillämpats på CE-MRA för att minska skanningstiden och förbättra den spatiala upplösningen genom att förbättra den anatomiska täckningen och ta bort aliasing artefakt med hjälp av flerkanaliga spolar (figur 4) . De enskilda spolarna, som har varierande rumslig känslighet, används för att samtidigt ta emot MR-signaler efter en enda radiofrekvent (RF) puls. Detta möjliggör snabbare bildinsamling med färre rörelseartefakter, färre RF-excitationspulser och lägre energibelastning för patienten, men viss aliasing förekommer på grund av att k-spacedata saknas till följd av underavampning. I en studie av Fenchel et al. har högkvalitativ CE-MRA med integrerad parallell förvärvsteknik (iPAT2) och en enda kontrastinjektion visat sig ge adekvat bildkvalitet av hela det arteriella kärlsystemet med acceptabla SNR- och CNR-värden för helkroppsapplikationer på mindre än 60 sekunder. Parallell avbildning kan också öka den anatomiska täckningen. Lum, et al. visade nyligen att man kunde använda en tvådimensionell självkalibrerande parallell avbildningsteknik (2D-ARC) för att öka täckningen vid CE-MRA i buken. Subjektiv bildkvalitet och kärlens synlighet graderades för friska frivilliga och patienter med misstänkt renovaskulär sjukdom för MRA med och utan 2D-ARC. Resultaten visade på likvärdig bildkvalitet i båda metoderna, med fördelen av en 3,5-faldig ökning av avbildningsvolymen och fullständig buktäckning inom samma förvärvstid för 2D-ARC MRA. Samma teknik kan också användas för att utföra högupplöst MRA av hela bröstkorgen på kortare tid, vilket är viktigt vid utvärdering av patienter som misstänks ha lungemboli eller som är andfådda (figur 5, 6).

Begränsningar och säkerhetsproblem för CE-MRA vid 3,0T

Det starkare magnetfältet vid 3,0T resulterar i betydande utmaningar och begränsningar som ännu inte helt har övervunnits. Konstruktiv och destruktiv interferens på grund av RF-fältets inhomogenitet och ökad specifik absorptionshastighet (SAR) är ett stort problem vid avbildning vid 3,0T.

RF-fältets inhomogenitet kan resultera i områden med interferens och förlust av fullständig anatomisk täckning inom bildfältet. Vid 3,0T är resonansfrekvensen för protoner i vatten 128 MHz, vilket är dubbelt så mycket som i ett 1,5T-system, vilket innebär att den radiofrekventa våglängden halveras från 52 cm till 26 cm. Denna förkortade våglängd kan spänna över dimensionerna av synfältet för buk- och bäckenbilder, vilket förekommer oftare hos personer med stor kroppshydda . När två RF-vågor överlappar varandra i bildfältet kan konstruktiv eller destruktiv interferens resultera i områden som blir ljusare respektive mörkare. En liknande artefakt kan uppstå hos personer med stora mängder vätska i buken (t.ex. ascites eller graviditet). Elektrisk ström cirkulerar i vätskan under det starka magnetfältet och stör RF-fältpulserna, vilket resulterar i interferens. Framsteg inom spolkonstruktionen, t.ex. multispoliga kroppsspolar, kan undertrycka virvelströmmar och förbättra RF-fältets homogenitet vid högre fältstyrkor . Förutom förbättrad spoldesign har nya pulssekvenser, t.ex. tredimensionellt skräddarsydda RF-pulser, visat sig förbättra homogeniteten hos radiofrekvent excitation.

RF-pulser överför energi till protoner i patienten och genererar i slutändan värme som en biprodukt av energiavgivningen. Värme som produceras i patienten kan ha skadliga fysiologiska effekter och övervakas noggrant vid bildbehandling, med nuvarande gränser för total kroppsvärme fastställda av FDA till 4 W/kg för hela kroppen under en 15-minutersperiod . SAR ger en uppskattning av den energi som deponeras i vävnaden av RF-pulsen och ökar med kvadraten på resonansfrekvensen. Vid 3,0T är resonansfrekvensen dubbelt så hög som i ett 1,5T-system, och SAR ökar därför fyra gånger . Modifierade pulssekvenser, förvärvstekniker och hårdvarukonstruktioner håller på att utvecklas för att underlätta hanteringen av det ökade SAR-värdet vid högre fält. Användningen av parallell avbildning ger också en viktig lösning på detta problem, eftersom de flera detektorspolar som används för att samtidigt koda en större anatomisk region tjänar till att både minska förvärvstiden och minska antalet RF-pulser som behövs för att förvärva en bild.

Non Contrast-Enhanced Magnetic Resonance Angiography (NCE-MRA)

Den utbredda användningen av NCE-MRA har begränsats av långdragna förvärvstider och rörelseartefakter som gynnar CE-MRA. Flera faktorer har dock bidragit till ett förnyat intresse för NCE-MRA-metoder, bland annat förbättringar av MR-hårdvara och -programvara och oro för säkerheten hos gadoliniumbaserad kontrast i högriskpatientgrupper. Det sistnämnda är särskilt oroande, eftersom patienter med måttlig till svår njurinsufficiens och vaskulära eller metaboliska störningar riskerar att utveckla den försvagande och eventuellt livshotande sjukdomen nefrogen systemisk fibros (NSF) . I en nyligen genomförd metaanalys av Agarwal et al. konstaterades att oddsen för att utveckla NSF var 27 gånger större hos patienter med kronisk njursjukdom (N = 79/1393, 5,7 %) som exponerats för gadolinium jämfört med kontrollpersoner med kronisk njursjukdom (N = 3/2953, 0,1 %) som inte fått gadolinium. Detta innebär en stor utmaning för avbildningen eftersom metabola syndromet, diabetes och njursjukdom fortsätter att drabba en större andel av befolkningen varje år. Det kan också uppstå situationer där NCE-MRA är att föredra på grund av svår IV-tillgång eller kontraindikation av IV-kontrastmedel. Högupplöst CE-MRA kräver vanligen en IV-kateter med stor borrning som kan vara svår att placera hos patienter som är överviktiga eller har dåliga vener, och IV-kontrastmedel ges vanligen inte under graviditet på grund av teratogena effekter som observerats i djurstudier.

NCE-MRA har funnits tillgänglig sedan MR-avbildningens början och används rutinmässigt för intrakraniala avbildningar. Den har också validerats för användning vid kranskärls-, bröstkorgs-, njur- och perifera kärlsjukdomar . I en nyligen genomförd genomgång fann Provenzale et al. liknande diagnostisk kvalitet på MRT i kombination med MRA jämfört med CTA vid karotis- och vertebral dissektion utan att någon av metoderna var klart överlägsen. TOF MRA har också jämförts med datortomografi (CTA) och digital subtraktionsangiografi (DSA) vid uppföljning av behandlade cerebrala aneurysm, och har hög känslighet när det gäller att upptäcka kvarvarande flöde inom aneurysmet .

Koronar MRA har validerats främst vid 1,5T , men dess kliniska användning har begränsats av begränsningar när det gäller att visualisera distala segment och sjukdomar i små förgreningar . samt av det utbredda införandet av koronar CTA. Koronar MRA har dock fortfarande en roll i utvärderingen av onormala kranskärlsutgångar (figur 7), särskilt hos pediatriska patienter. Dessutom kan koronar MRA spela en roll vid utvärdering av patienter med betydande stenos i kranskärlssegment med måttlig till allvarlig förkalkning, på grund av ökade artefakter och svårigheter att visualisera stenos med CTA hos patienter med höga kalciumvärden . Dessutom kan det förbättrade SNR vid 3,0T öka synligheten av distala kranskärlssegment och den kortare avbildningstiden kan förbättra bildskärpan . På grund av de ökade artefakterna med SSFP-sekvenser vid 3,0T har kontrastförstärkta koronar MRA-metoder återigen undersökts med lovande första resultat .

Time-of-Flight MRA

Time-of-flight (TOF) är den vanligaste NCE MRA-tekniken, särskilt för perifera och intrakraniella tillämpningar. TOF bygger på undertryckandet av bakgrundssignalen genom snabba skivaselektiva radiofrekventa excitationspulser som mättar signalen från stationär vävnad, vilket resulterar i undertryckt bakgrundssignal . Eftersom den venösa signalen potentiellt skulle kunna skymma visualiseringen av de intilliggande artärerna, undertrycks det venösa flödet vanligen selektivt genom att ett mättnadsband appliceras på den venösa sidan av den avbildande skivan för att nollställa signalen när den kommer in i den skiva som avbildas. Samma princip kan tillämpas på diafragman under andning och hjärtat under hjärtcykeln. I vävnadsplan med hög flödeshastighet kommer det inkommande blodet att vara fritt från excitationspulsen som mättar bakgrundsvävnaderna, vilket resulterar i en stark signalintensitet. Långsamt blodflöde eller stasis, retrograd fyllning, snirkliga kärl eller kärl i samma plan som bildskivan resulterar i mättnad av blodflödet i bildvolymen och dålig kärlvisualisering.

TOF-förvärv kan utföras med hjälp av 2D- eller 3D-provtagning, där 3D TOF är det vanligaste sättet att använda sig av för intrakraniella kärl på grund av artärträdets snirkliga natur, tendensen till flödet inom bildplanet och behovet av hög spatial upplösning . 2D TOF-angiografi används oftare kliniskt vid utvärdering av halspulsådern (figur 8) och det perifera kärlsystemet (figur 9), som är orienterat vinkelrätt mot bildplanet . Mättnaden av protoner i kärlen i plan är den största begränsningen av TOF, men den kan övervinnas genom användning av progressivt ökande flipvinklar genom plattan för att kompensera för mättnaden av blodet som strömmar in i plattan, och genom MOTSA (Multiple Overlapping Thin Slab Acquisition), som förvärvar bildvolymen som flera tunna 3D-plattor och som har mindre signalmättnad än vid en enskild 3D-förvärv.

ECG-gating har med framgång tillämpats på CE-MRA-tekniker i thorakala aortan, där hjärtats rörelser kan resultera i att kärlväggen blir otydlig i den uppåtgående delen av aortan . För avbildning av de perifera artärerna, där blodflödet beror på fasen i hjärtcykeln, kan systolisk gating användas för att tidsbestämma bildförvärvet under toppblodflödet . Lanzman et al. har nyligen beskrivit användningen av en lovande ny ECG-styrd 3D NCE-MRA-teknik hos patienter med perifer artärsjukdom, med adekvat bildkvalitet och avslöjande av betydande arteriella stenoser i de nedre extremiteterna utan behov av exogena kontrastmedel.

Steady-State Free Precession MRA

Balanserad steady-state free precession (SSFP)-teknik är populär för NCE MRA eftersom bildkontrasten bestäms av T2/T1-förhållanden, vilket leder till naturligt ljusa blodbilder med litet beroende av blodinflödet . Både artärer och vener har ljusa signaler med SSFP MRA, vilket gör denna teknik väl lämpad för MRA-tillämpningar i bröstkorgen (figur 10) där kärlen är större och där utvärdering av både arteriella och venösa strukturer är viktig (t.ex. vid medfödda hjärtsjukdomar). I kliniska scenarier där venös signal kan störa tolkningen av MRA (dvs. renal MRA) kan tekniker för undertryckning av venöst inflöde tillämpas på SSFP MRA-tekniker för att erhålla rent arteriella MRA-bilder.

I en retrospektiv analys av François m.fl. av 23 patienter som genomgick både CE-MRA och 3D SSFP av thorakala aortan var mätningen av aortadiametern i stort sett likvärdig mellan de två metoderna med en anmärkningsvärt överlägsen visualisering av aortikaroten med 3D SSFP. I en separat studie jämfördes CE-MRA med 3D SSFP för utvärdering av lungvener (PV) före radiofrekvensablationskirurgi, och 3D SSFP-bilderna visade exakta mätningar av PV-diametern med överlägsen SNR och CNR . En studie av Krishnam et al. visade att SSFP-MRA av thorakala aorta med fri andning och ECG-gated SSFP MRA hade samma diagnostiska sensitivitet och specificitet jämfört med CE-MRA hos 50 patienter med misstänkt sjukdom i thorakala aorta. Oberoende kvalitativ och kvantitativ bildanalys visade att båda teknikerna gav utmärkta synlighetsgrader av alla aortainsegment. SSFP MRA visade bättre synlighet av aortaroten och hade högre SNR- och CNR-värden för alla segment, samtidigt som patienten kunde andas fritt under avbildningen.

3D SSFP MRA har också tillämpats för utvärdering av njurartärerna. Maki, et al. jämförde 3D SSFP MRA med CE-MRA vid 1,5T hos 40 patienter och visade att 3D SSFP MRA hade en sensitivitet på 100 % och en specificitet på 84 %. På samma sätt utvärderade Wyttenbach, et al. 53 patienter som misstänktes för stenos i njurartären med 3D SSFP och CE-MRA vid 1,5T, där 3D SSFP MRA hade en sensitivitet och specificitet på 100 % respektive 84 %. En studie av Lanzman et al. jämförde bildkvaliteten och synligheten av njurartärer vid 1,5T och 3,0T och visade en signifikant ökning av SNR och CNR vid 3,0T på 13-16 % respektive 16-23 %, med den största förbättringen av den genomsnittliga bildkvaliteten vid de segmentella artärgrenarna. Vinsten, även om den är signifikant, är mindre än vad som förväntas av den teoretiskt sett fördubblade SNR som förväntas vid 3,0T på grund av att SSFP förlitar sig på kontrast från T2/T1-förhållandet.

Arterial spin labeling (ASL) är en teknik som kan kombineras med SSFP för att förbättra bildkvaliteten genom förbättrad undertryckning av bakgrundsvävnad. Protoner uppströms bildfältet ”märks” med en inversionspuls för att ge kontrast. Bakgrundsvävnad kan undertryckas genom att subtrahera den icke-märkta bilden från den märkta blodbilden i två förvärv eller genom att applicera en rumsligt icke-selektiv märkningsimpuls på hela avbildningsfältet utöver den märkningsimpuls som appliceras på de intressanta artärerna i ett enda förvärv . ASL med SSFP ger ljusblodsfria, venösa bilder med hög SNR som är särskilt lämpade för avbildning av halspulsådern och njurartären (figur 11) på grund av minskad känslighet för flödesartefakter . Den komplexa vaskulaturen i aorta i förhållande till njurartärerna visualiseras väl med denna teknik, och den första kliniska erfarenheten har visat jämförbara resultat med CE-MRA hos både friska frivilliga och patienter med njurartärstenos (Figur 12) . Genom att använda denna typ av sekvens hos 67 patienter med misstanke om njurartärstenos fann Glockner et al. att SSFP gav diagnostiska bilder i de flesta fall, men med en högre incidens av falskt positiva och negativa resultat jämfört med CE-MRA.

ASL begränsas av att man förlitar sig på den arteriella hastigheten för att ersätta blodet i bildplanet med märkt blod. I perifera artärer med långsammare flöde kan inflödet av märkt blod närma sig T1 för de omgivande vävnaderna, vilket eliminerar märkningseffekten. Detta kan delvis övervinnas genom flera förvärv med tunnare plattor, men på bekostnad av längre avbildningstider.

Phase-Contrast MRA

Phase-Contrast (PC) MRA genererar en bild genom att applicera en bipolär hastighetskodande gradient under pulssekvensen två gånger i motsatta riktningar, vilket resulterar i en nettofasändring på noll i stationära vävnader samtidigt som det appliceras en fasändring i rörligt blod, vilket producerar en signal. Signalstyrkan är proportionell mot hastigheten hos det rörliga blodet och styrkan hos den bipolära flödeskodande gradienten, som föreskrivs genom att ställa in värdet för Velocity Encoding (Venc). Venc-värdet beskriver den maximala hastighet som kan kodas exakt utan aliasing, i likhet med dopplerhastighetsmätning. Faskontrast-MRA ger således anatomiska bilder av kärlen, förutom hemodynamiska data om flödet, till skillnad från TOF- och CE-MRA-teknikerna. Den intravaskulära signalförlusten på 3D PC MRA vid och distalt från en hemodynamiskt signifikant stenos (figur 13) beror på intravoxelfasdispersion relaterad till turbulent flöde och kan användas för att uppskatta den hemodynamiska betydelsen av stenoser . PC MRA kan användas för att identifiera flödets riktning och hastighet och har bättre bakgrundsundertryckning jämfört med TOF. Användningen begränsas av längre bildförvärvningstider och högre känslighet för förändringar i blodflödets hastighet och storlek under hjärtcykeln . Vid 3,0T ökar visserligen inte noggrannheten i flödesmätningarna jämfört med 1,5T, men för en given VENC uppmäts en större signal och mindre brus. Detta gör det möjligt att öka VENC och minska aliasingartefakter i områden med högre flöde utan att öka det totala bildbruset till oacceptabla nivåer.

Traditionellt utfördes PC MRA med trevägshastighetskodning utan någon temporal information för att erhålla ett MR-angiogram med ”komplex skillnad”. Med detta tillvägagångssätt upprepades varje förvärv tre gånger med en annan hastighetskodningsriktning och en gång utan flödeskompensation. Eftersom det krävs fyra förvärv för 3D PC MRA är skanningstiderna långa och avbildningsvolymen begränsad. Parallella avbildningstekniker och 3D-radiell undersampling , eller Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR), har använts för att minska skanningstiden utan att kompromissa med täckning eller upplösning. Dessutom har dessa tekniker för acceleration av bildförvärv gjort det möjligt att förvärva tidsmässig information utöver den vanliga 3D PC MRA-förvärvet, vilket har resulterat i fyrdimensionell (4D = tredimensionell rumslig kodning, tredimensionell hastighetskodning och tid) PC MRA för en mängd olika vaskulära tillämpningar. Även om dessa nyare 4D PC MRA-sekvenser kan användas för NCE MRA, ligger den framtida inriktningen för dessa tekniker i den ytterligare hemodynamiska information som tillhandahålls. I motsats till konventionell tvådimensionell (2D) PC MRA, där det intressanta kärlet måste vara känt före skanningen och bildplanet måste föreskrivas i skannern under undersökningen, gör 4D PC MRA-tekniker det möjligt att i efterhand utvärdera flödeshastigheterna i vilket kärl som helst inom den avbildade volymen från samma förvärv. Dessutom kan 4D PC MRA-teknikerna användas för att kvalitativt utvärdera de komplexa flödesmönstren i det kardiovaskulära systemet (figur 14) och för att beräkna olika hemodynamiska parametrar på ett icke-invasivt sätt, inklusive tryckgradienter, skjuvspänning i väggen och oscillatoriskt stressindex . Genomförandet av dessa tekniker i klinisk rutin begränsas för närvarande av vår förmåga att bearbeta och tolka den stora mängd data som genereras av dessa sekvenser.

.