磁気共鳴血管造影

MRA の手法の一つは、血流に基づいています。これらの手法は、フロー依存性 MRA と呼ばれます。血管内の血液が流れていることを利用して、血管を他の静止組織から区別します。このようにして、血管系の画像を作成できます。フロー依存性 MRA は、いくつかのカテゴリに分類できます。位相差を利用して血液を静止組織から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、血液の運動するスピンが静止組織よりも少ない励起パルスを受けることを利用する飛行時間 MRA (TOF MRA) があります。

タイムオブフライト（TOF）または流入血管造影は、短いエコー時間とフロー補正を使用して、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しておらず、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するため、流れの遅い領域（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、詳細な高解像度画像が得られます。また、虚血性脳卒中患者の頭蓋内循環のルーチン血管造影評価に使用される最も一般的な技術でもあります。^{[ 1 ]}

位相コントラスト（PC-MRA）は、磁気共鳴信号の位相に移動する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性勾配を適用することです。双極性勾配は、面積が等しい2つの対称なローブによって形成されます。これは、磁場勾配を一定時間オンにしてから、同じ時間だけ磁場勾配を反対方向に切り替えて作成されます。^{[ 4 ]}定義により、双極性勾配の総面積（0次モーメント）は、${\displaystyle G_{\text{bip}}}$、はnullです。

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

双極性勾配は、流量を測定する方向（例：x軸）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 ]}${\displaystyle \Delta \Phi }$、勾配の適用中に蓄積される位相は、静止スピンの場合は 0 です。つまり、その位相は双極性勾配の適用によって影響を受けません。一定速度で移動するスピンの場合、${\displaystyle v_{x}}$印加された双極性勾配の方向に沿って：

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

累積フェーズは両方に比例します${\displaystyle v_{x}}$そして双極性勾配の1次モーメントは、$\displaystyle \Delta m_{1}}$これにより推定手段が提供される${\displaystyle v_{x}}$。${\displaystyle \gamma }$は、画像化されたスピンのラーモア周波数です。${\displaystyle \Delta \Phi }$MRI信号は、最大予想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、双極性勾配とは逆の画像を取得し、2つの画像の差を計算します。筋肉や骨などの静止組織は差し引かれますが、血液などの動いている組織は勾配を常に通過するため、異なる位相を取得し、流速も得られます。位相コントラストでは一度に1方向の流しか取得できないため、完全な流の画像を得るには、3方向すべてで3つの別々の画像取得を計算する必要があります。この方法は時間がかかりますが、この技術の強みは、流れる血液を画像化することに加えて、血流の定量的測定も得られることです。

MRAのほとんどの手法は、造影剤や血液への血流を利用してコントラストを生成する（造影増強法）のに対し、造影剤を用いない血流非依存法も存在する。これらの方法は、その名の通り血流に依存しないが、ボクセル内の異なる組織のT1、T2 _{、および化学シフトの差に基づいている。この種の手法の主な利点の1つは、}血管疾患患者によく見られる血流の遅い領域をより容易に画像化できることである。さらに、造影剤を用いない方法では、慢性腎臓病や腎不全患者における腎性全身性線維症との関連が最近指摘されている造影剤の追加投与を必要としない。

造影剤を用いた磁気共鳴血管造影法は、MRI造影剤の注入を用いるもので、現在では最も一般的なMRAの方法である。^{[ 2 ] [ 6 ]}造影剤は静脈に注入され、造影剤注入前と造影剤が動脈を最初に通過する間に画像が取得される。後処理でこれら2つの取得画像を差し引くことで、原理的には血管のみを示し、周囲の組織を示さない画像が得られる。タイミングが正しければ、非常に高品質の画像が得られる可能性がある。別の方法として、ほとんどの造影剤のように数分以内に血管系から消失せず、最大1時間循環中に残る造影剤（「血液プール造影剤」）を使用する方法がある。画像取得に利用できる時間が長くなるため、より高解像度の画像が得られる。ただし、高解像度の画像が必要な場合、動脈と静脈の両方が同時に造影されるという問題がある。

減算不要の造影剤増強磁気共鳴血管造影：最近のMRA技術の進歩により、非造影マスク画像を減算することなく、高品質の造影MRA画像を作成することが可能になりました。このアプローチは、画像減算の直接的な結果である動き減算アーチファクトと画像背景ノイズの増加を防ぐため、診断品質を向上させ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、広い画像領域にわたって優れた体脂肪抑制が得られることであり、これはmDIXON取得法を使用することで可能です。従来のMRAでは、実際の画像取得中に体脂肪から発生する信号が抑制されますが、これは磁場と電磁場のわずかな変動に敏感な方法であり、結果として一部の領域で脂肪抑制が不十分になる場合があります。mDIXON法は、脂肪または水によって生成される画像信号を区別し、正確に分離することができます。MRAスキャンに「水画像」を使用することで、体脂肪はほとんど表示されず、高品質のMR静脈造影に減算マスクは必要ありません。

_造影剤を使用しない磁気共鳴血管造影：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ため、注入を必要としない他の技術が開発されています。これらの方法は、ボクセル内の異なる組織のT1、T2 _、および化学シフトの違いに基づいています。血流に依存しない血管造影のための注目すべき造影剤を使用しない方法は、平衡定常状態自由歳差（bSSFP）イメージングであり、これは動脈と静脈から自然に高い信号を生成します。

画像取得には2つの異なるアプローチがあります。一般的に、2D画像と3D画像を取得できます。3Dデータが取得された場合、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ることによって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次元データ取得は、血液がすべての空間方向に流れてい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、各空間方向に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にはそれぞれ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、脈動する不均一なフローを画像化する場合、感度が低くなります。一般的に、低速の血流は、フロー依存型MRAにおける大きな課題です。これにより、血液信号と静止組織信号の差が小さくなります。これは、血流が速い場合と比較して血液と静止組織間の位相差が小さくなるPC-MRAと、横方向の血液磁化、ひいては血液信号が小さくなるTOF-MRAの両方に当てはまります。造影剤を使用して血液信号を増やすことができます。これは、通常それに応じて信号が弱い非常に細い血管や血流速度が非常に小さい血管にとって特に重要です。残念ながら、ガドリニウム系造影剤の使用は、腎機能が低下している患者には危険な場合があります。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、近年、非造影法が研究されています。

血流に依存しないNEMRA法は、血流に基づかず、T1、T2 _{、および化学シフトの違いを利用して、血液と静止組織を}区別する。

ゲート式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から、動脈が明るく見える拡張期データセットを減算することによって実現される。心電図同期が必要となる。この技術の商標名には、Fresh Blood Imaging（東芝）、TRANCE（フィリップス）、native SPACE（シーメンス）、DeltaFlow（GE）などがある。

4DダイナミックMR血管造影（4D-MRA）：造影前の最初の画像は、後続の画像から血管ツリー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、術者は血流溝の動脈相と静脈相を分離し、その動態を視覚化できます。これまでのところ、この方法の研究に費やされた時間は、他のMRAの方法に比べてはるかに少ないです。

BOLD静脈造影または磁化率強調画像法（SWI）：この方法は、組織間の磁化率の違いを利用し、位相画像を用いてこれらの違いを検出します。振幅データと位相データは（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、鉄蓄積に極めて敏感なコントラスト強調振幅画像が生成されます。SWIによる静脈血の画像化は、血液酸素レベル依存性（BOLD）技術であるため、BOLD静脈造影と呼ばれていました（そして現在でも呼ばれることがあります）。静脈血に対する感度が高いため、SWIは外傷性脳損傷（TBI）や高解像度脳静脈造影によく用いられます。

血流効果に基づくMRAと同様の手順で静脈を画像化することもできます。例えば、磁気共鳴静脈造影（MRV）は、下方の平面を励起し、そのすぐ上の平面で信号を集めることで、励起平面から最近移動してきた静脈血を画像化します。組織信号の差もMRAに利用できます。この方法は、MR血流効果とは無関係に、血液と体内の他の組織の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行われます。BOLDは、脳卒中画像化において組織の生存能力を評価するためにも使用できます。