磁気共鳴血管造影検査

磁気共鳴血管造影検査
ウィリス動脈輪レベルでの飛行時間型 MRA 。
メッシュ	D018810
OPS-301 コード	3-808, 3-828
メドラインプラス	007269
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磁気共鳴血管造影( MRA ) は、磁気共鳴画像(MRI) に基づいて血管を画像化する一連の技術です。磁気共鳴血管造影は、動脈 (まれに静脈) の画像を作成し、狭窄(異常な狭窄)、閉塞、 動脈瘤(破裂の危険がある血管壁の拡張) などの異常がないか評価するために使用されます。MRA は、首や脳の動脈、胸部および腹部大動脈、腎動脈、および脚 (後者の検査は「ランオフ」と呼ばれることが多い) を評価するためによく使用されます。

動脈と静脈の両方の血管の画像を生成するために、血流効果または造影剤（本来のまたは薬理学的に生成されたもの）に基づいて、さまざまな技術を使用することができます。最も頻繁に適用される MRA 法は、静脈内造影剤、特にガドリニウムを含む造影剤を使用して血液のT _{1 を}約 250 ms に短縮し、他のすべての組織（脂肪を除く）のT ₁よりも短くするものです。短い TR シーケンスは、血液の明るい画像を生成します。ただし、MRA を実行するための他の多くの技術があり、それらは「血流依存」法と「血流非依存」法の 2 つの一般的なグループに分類できます。^{[引用が必要]}

MRA の手法の 1 つのグループは、血流に基づいています。これらの手法は、フロー依存型 MRA と呼ばれます。これらの手法では、血管内の血液が流れているという事実を利用して、血管を他の静的組織と区別します。このようにして、血管系の画像を作成できます。フロー依存型 MRA は、さまざまなカテゴリに分類できます。位相差を利用して血液を静的組織と区別する位相コントラスト MRA (PC-MRA) と、薄いスライスを画像化する場合など、血液の運動スピンが静的組織よりも励起パルスが少ないことを利用する飛行時間型 MRA (TOF MRA) があります。^{[引用が必要]}

飛行時間型（TOF）または流入血管造影法は、短いエコー時間と流量補正を使用して、流れる血液を静止組織よりもはるかに明るくします。流れる血液が画像化される領域に入ると、限られた数の励起パルスを受けているため飽和せず、飽和した静止組織よりもはるかに高い信号が得られます。この方法は流れる血液に依存しているため、流れが遅い領域（大きな動脈瘤など）や画像平面内の流れは十分に視覚化されない場合があります。これは頭頸部で最も一般的に使用され、詳細で高解像度の画像が得られます。また、虚血性脳卒中患者の頭蓋内循環の日常的な血管造影評価に使用される最も一般的な手法でもあります。^[1]

位相コントラスト（PC-MRA）は、磁気共鳴信号の位相で血液の速度をエンコードするために使用できます。^[3]速度をエンコードする最も一般的な方法は、励起パルスと読み出しの間に双極勾配を適用することです。双極勾配は、等しい面積の 2 つの対称なローブによって形成されます。これは、磁場勾配をしばらくオンにしてから、同じ時間だけ磁場勾配を反対方向に切り替えることによって作成されます。^[4]定義により、双極勾配の全面積（0 次モーメント） はゼロです。 ${\displaystyle G_{\text{bip}}}$

${\displaystyle \int G_{\text{bip}}\,dt=0}$（１）

バイポーラ勾配は、流れを測定する方向（例：x）に応じて、任意の軸または軸の組み合わせに沿って適用できます。^[5] 、勾配の適用中に発生する位相は、静止スピンの場合は0です。つまり、バイポーラ勾配の適用によって位相が影響を受けることはありません。適用されたバイポーラ勾配の方向に沿って一定の速度で移動するスピンの場合： ${\displaystyle \デルタ\ファイ}$${\displaystyle v_{x}}$

${\displaystyle \Delta \Phi =\gamma v_{x}\Delta m_{1}}$（２）

発生した位相は、および双極性勾配の 1 次モーメント の両方に比例するため、 を推定する手段となります。は、画像化されたスピンのラーモア周波数です。 を測定するために、 MRI 信号は、最大予測流速にプリセットされた双極性勾配 (変化する磁場) によって操作されます。次に、双極性勾配の逆の画像取得が取得され、2 つの画像の差が計算されます。筋肉や骨などの静的組織は減算されますが、血液などの動いている組織は勾配を通って常に動いているため、異なる位相を取得し、それによって流れの速度も得られます。位相コントラストでは、一度に 1 方向の流れしか取得できないため、流れの完全な画像を得るには、3 方向すべてで 3 つの個別の画像取得を計算する必要があります。この方法は遅いですが、流れる血液の画像化に加えて、血流の定量的な測定値を取得できることが、この技術の強みです。 ${\displaystyle v_{x}}$${\displaystyle \Delta m_{1}}$${\displaystyle v_{x}}$${\displaystyle \gamma}$${\displaystyle \デルタ\ファイ}$

MRA のほとんどの技術は造影剤や血液への血流を利用して造影剤を生成しますが (造影増強技術)、造影剤を使用しない血流非依存法もあります。これらの方法は、名前が示すように血流に依存せず、代わりにボクセルのさまざまな組織のT ₁、T ₂および化学シフトの差に基づいています。この種の技術の主な利点の 1 つは、血管疾患の患者によく見られる血流の遅い領域をより簡単に画像化できることです。さらに、造影剤を使用しない方法では、慢性腎臓病や腎不全の患者の腎性全身線維症と最近関連付けられている追加の造影剤の投与が必要ありません。

造影磁気共鳴血管造影法は、MRI造影剤を注入して行うもので、現在MRAを行う最も一般的な方法です。^{[2] [6]}造影剤を静脈に注入し、造影前と造影剤が動脈を最初に通過する間に画像を取得します。後処理でこれら2つの取得画像を減算すると、原則として血管のみが表示され、周囲の組織は表示されない画像が得られます。タイミングが正確であれば、非常に高品質の画像が得られます。代替案としては、ほとんどの造影剤のように数分以内に血管系から出ず、最大1時間循環内に留まる造影剤（「血液プール剤」）を使用する方法があります。画像取得に使用できる時間が長くなるため、高解像度の画像が可能です。ただし、高解像度の画像が必要な場合は、動脈と静脈の両方が同時に強調されるという問題があります。

減算なしの造影磁気共鳴血管造影法: 最近の MRA 技術の進歩により、非造影マスク画像を減算せずに高品質の造影 MRA 画像を作成できるようになりました。このアプローチは、画像減算の直接的な結果であるモーション減算アーティファクトと画像背景ノイズの増加を防ぐため、診断品質が向上することが示されています^[7]。このアプローチの重要な条件は、広い画像領域で優れた体脂肪抑制を実現することですが、これは mDIXON 取得方法を使用することで実現できます。従来の MRA では、実際の画像取得中に体脂肪に由来する信号を抑制しますが、これは磁場と電磁場の小さな偏差に敏感な方法であり、その結果、一部の領域で脂肪抑制が不十分になる可能性があります。mDIXON 方法は、脂肪または水によって生成された画像信号を区別し、正確に分離できます。MRA スキャンに「水画像」を使用すると、体脂肪がほとんど見られなくなるため、高品質の MR 静脈造影に減算マスクは必要ありません。

非造影磁気共鳴血管造影法: 造影剤の注入は腎機能が低下している患者にとって危険な場合があるので、注入を必要としない他の技術が開発されました。これらの方法は、ボクセルの異なる組織のT ₁、T ₂および化学シフトの差に基づいています。血流非依存血管造影法の注目すべき非造影法は、動脈と静脈から自然に高い信号を生成するバランス定常自由歳差運動 (bSSFP) イメージングです。

画像を取得するには、2 つの異なるアプローチがあります。一般に、2D 画像と 3D 画像を取得できます。3D データを取得すると、任意のビュー角度での断面を計算できます。異なるスライスからの 2D データを組み合わせて 3 次元データを生成することもできますが、このアプローチでは、元のデータ取得とは異なるビュー角度で画像の品質が低下します。さらに、3D データは断面画像の作成に使用できるだけでなく、データから投影を計算することもできます。3 次元データの取得は、血液があらゆる空間方向に流れる複雑な血管形状を扱う場合にも役立つ可能性があります (残念ながら、この場合も、空間方向ごとに 1 つずつ、3 つの異なるフロー エンコーディングが必要です)。PC-MRA と TOF-MRA には、どちらも長所と短所があります。PC-MRA は、TOF-MRA よりも低速フローの問題が少なく、フローの定量的測定も可能です。PC-MRA は、脈動するフローや不均一なフローを画像化する場合に感度が低くなります。一般に、低速血流はフロー依存 MRA の大きな課題です。これにより、血液信号と静的組織信号の差が小さくなります。これは、血液と静的組織間の位相差が高速流に比べて減少する PC-MRA と、横方向の血液磁化と血液信号が減少する TOF-MRA のいずれにも当てはまります。造影剤は血液信号を増強するために使用される場合があります。これは、通常それに応じて弱い信号を示す非常に小さな血管や非常に遅い流速の血管にとって特に重要です。残念ながら、ガドリニウムベースの造影剤の使用は、患者の腎機能が低下している場合に危険となる可能性があります。これらの合併症を回避し、造影剤のコストを削減するために、最近、非増強法が研究されています。

フロー非依存型 NEMRA 法はフローに基づかず、T ₁、T ₂、化学シフトの違いを利用して血液を静的組織と区別します。

ゲート減算高速スピンエコー: 収縮期と拡張期に取得した 2 つの高速スピンエコー シーケンスを減算する画像化技術。動脈造影は、動脈が暗く見える収縮期データを、動脈が明るく見える拡張期データ セットから減算することで実現されます。心電図ゲートを使用する必要があります。この技術の商標には、Fresh Blood Imaging (東芝)、TRANCE (フィリップス)、native SPACE (シーメンス)、DeltaFlow (GE) などがあります。

4D ダイナミック MR アンギオグラフィー (4D-MRA): 強調前の最初の画像は、後続の画像で血管樹を抽出するための減算マスクとして機能します。これにより、オペレーターは、その動態を視覚化して、血液溝の動脈相と静脈相を分割できます。これまでのところ、この方法の研究には、他の MRA 方法に比べてはるかに短い時間しかかかりません。

BOLD 静脈造影法または磁化率強調画像(SWI): この方法は、組織間の磁化率の違いを利用し、位相画像を使用してこれらの違いを検出します。振幅と位相のデータは (画像処理プログラムによってデジタル的に) 結合され、静脈血、出血、鉄蓄積に対して非常に感度の高いコントラスト強調振幅画像を生成します。SWI による静脈血の画像化は、血中酸素濃度依存(BOLD) 技術であるため、BOLD 静脈造影法と呼ばれていました (現在でも時々呼ばれています)。静脈血に対する感度が高いため、SWI は外傷性脳損傷 (TBI) や高解像度の脳静脈造影によく使用されます。

フロー効果に基づく MRA と同様の手順を使用して、静脈を画像化できます。たとえば、磁気共鳴静脈造影(MRV) は、励起面のすぐ上の面で信号を集めながら下方に面を励起することで実現され、励起面から最近移動した静脈血を画像化します。組織信号の違いも MRA に使用できます。この方法は、MR フロー効果とは無関係に、血液と体内の他の組織を比較した信号特性の違いに基づいています。これは、TrueFISP や bTFE などのバランスのとれたパルス シーケンスで最も効果的に実行されます。BOLD は、組織の生存可能性を評価するために脳卒中画像にも使用できます。

MRA 技術は一般に乱流の影響を受けやすく、さまざまな磁化された陽子スピンの位相コヒーレンスが失われ (ボクセル内位相ずれ現象)、信号が失われます。この現象により、動脈狭窄が過大評価される可能性があります。MRA で観察されるその他のアーティファクトには次のものがあります。

• 位相コントラスト MRA : 画像内の最大血流速度の過小評価によって位相ラッピングが発生します。位相コントラスト MRA の最大設定速度付近で高速移動する血液はエイリアシングされ、信号は代わりに pi から -pi にラップするため、フロー情報が信頼できなくなります。これは、最大測定速度を超える速度エンコーディング (VENC) 値を使用することで回避できます。また、いわゆる位相アンラッピングで修正することもできます。
• マクスウェル項: 主磁場 B0 の勾配磁場の切り替えによって発生します。これにより、磁場が歪み、流れの位相情報が不正確になります。
• 加速: 加速する血流は位相コントラスト技術によって適切にエンコードされないため、血流の定量化にエラーが発生する可能性があります。
• 飛行時間型MRA:
• 層流による飽和アーティファクト: 多くの血管では、血管壁付近の血流は血管の中心付近よりも遅くなります。これにより、血管壁付近の血液が飽和し、血管の見かけの内径が小さくなる可能性があります。
• ベネチアンブラインドアーティファクト：この技術ではスラブ単位で画像を取得するため（MOTSA（Multiple Overlaping Thin-Slab Acquisition）のように）、スラブ全体にわたる不均一なフリップ角度が合成画像に水平方向の縞模様として現れることがある。^[8]

MRA では、関心対象の血管全体を含む (厚い) スライスが直接生成されることもあります。ただし、より一般的には、取得の結果、体内の 3D ボリュームを表すスライスのスタックが生成されます。この 3D データセットをコンピューター モニターなどの 2D デバイスに表示するには、何らかのレンダリング方法を使用する必要があります。最も一般的な方法は、最大強度投影(MIP) です。この方法では、コンピューターがボリュームを通過する光線をシミュレートし、画面に表示する最高値を選択します。結果として得られる画像は、従来のカテーテル血管造影画像に似ています。このような投影をいくつか組み合わせてシネ ループまたはQuickTime VRオブジェクトを作成すると、奥行きの印象が向上し、観察者は 3D 構造をよく認識できます。MIP の代替手段は、MR 信号を明るさ、不透明度、色などのプロパティに変換してから光学モデルで使用する 直接ボリューム レンダリングです。

MRA は、頭頸部の脳血管やその他の血管、胸部と腹部の大動脈とその主要枝、腎動脈、下肢の動脈など、体内の多くの動脈の検査に成功しています。ただし、冠動脈に関しては、MRA は CT 血管造影法や侵襲性カテーテル血管造影法ほど成功していません。ほとんどの場合、基礎疾患はアテローム性動脈硬化症ですが、動脈瘤や異常な血管構造などの病状も診断できます。

侵襲性カテーテル血管造影と比較した MRA の利点は、検査が非侵襲的であることです (体内にカテーテルを挿入する必要がない)。CT 血管造影やカテーテル血管造影と比較したもう 1 つの利点は、患者が電離放射線に曝露されないことです。また、MRI に使用される造影剤は、CT 血管造影やカテーテル血管造影に使用される造影剤よりも毒性が低い傾向があり、アレルギーのリスクがある人が少なくなります。患者に注入する必要がある量もはるかに少なくなります。この方法の最大の欠点は、比較的コストが高く、空間解像度がいくらか制限されていることです。スキャンにかかる時間の長さも問題になる可能性があり、CT の方がはるかに高速です。また、MRI 検査が安全でない可能性がある患者 (ペースメーカーや目に金属が入っている患者、特定の外科用クリップがある患者など) では除外されます。

頭蓋循環を視覚化する MRA 手順は、通常の MRI 脳の位置決めと変わりません。ヘッドコイル内での固定が必要になります。MRA は通常、MRI 脳検査全体の一部であり、通常の MRI プロトコルに約 10 分追加されます。

• コンピュータ断層撮影血管造影検査
• 経頭蓋ドップラー超音波検査

ウィキメディア・コモンズには、磁気共鳴血管造影法に関連するメディアがあります。

• 米国国立医学図書館医学件名表(MeSH)の磁気共鳴血管造影