TWI396861B

TWI396861B - 三維顯微磁振血管造影技術

Info

Publication number: TWI396861B
Application number: TW98125499A
Authority: TW
Inventors: Chen Chang; Chien Yuan Lin; Jyh Horng Chen
Original assignee: Academia Sinica
Priority date: 2009-07-29
Filing date: 2009-07-29
Publication date: 2013-05-21
Also published as: TW201104276A

Description

三維顯微磁振血管造影技術

本發明係有關於磁振造影技術，尤其是有關於三維顯微磁振血管造影術。

本前案技術之說明可概略說明本揭露書之一般概要。發明人於本案送件時的研究成果，在前案技術說明中約略提及，並不可解讀為習知技術，也不隱含或承認其為習知技術。

微血管的功能和結構，對於組織細胞的生存是很重要的，因其可透過血管壁帶來養份。腦部結構和功能異常是腦部病變造成的牽連。舉例來說，PERLMUTTER,L. S.和CHUI,H. C.於1990的著作：『MICROANGIOPATHY,THE VASCULAR BASEMENT MEMBRANE AND ALZHEIMER'S DISEASE:A REVIEW,BRAIN RES BULL. 24,677-686』，BUEE,L.,HOF,P. R.和DELACOURTE,A於1997的著作：『BRAIN MICROVASCULAR CHANGES IN ALZHEIMER'S DISEASE AND OTHER DEMENTIAS,ANN N Y ACAD SCI. 826,7-24』，以及SERNE,E. H.,DE JONGH,R. T.,ERINGA,E. C.,RG,I. J.和STEHOUWER,C. D.於2007的著作：『MICROVASCULAR DYSFUNCTION:A POTENTIAL PATHOPHYSIOLOGICAL ROLE IN THE METABOLIC SYNDROME,HYPERTENSION. 50,204-211』，揭露了相關的資訊。

針對腦部微血管的造影術，在臨床和神經解剖學的廣泛領域中具有相當的重要性。磁振血管造影術(MRA)中最廣為使用的技術，是飛行時間MRA(TOF-MRA)和對比劑增強MRA(CE-MRA)。TOF-MRA係根據流動血液中的水質子移動而造影，因此對動脈之內流自旋體很敏感。CE-MRA採用對比劑以偵測靜脈的低速流動率。舉例來說，REESE,T.,BOCHELEN,D.,SAUTER,A.,BECKMANN,N.與RUDIN,M.於1999年的著作『MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY OF THE RAT CEREBROVASCULAR SYSTEM WITHOUT THE USE OF CONTRAST AGENTS,NMR BIOMED. 12,189-196』，以及MIRAUX,S.,SERRES,S.,THIAUDIERE,E.,CANIONI,P.,MERLE,M.和FRANCONI,J. M.於2004年發表的『GADOLINIUM-ENHANCED SMALL-ANIMAL TOF MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY,MAGMA. 17,348-352』可查到相關的技術文獻。

這些方法具有檢視較大動脈或靜脈的效果，也常被用來研究腫瘤的血管結構，暫時性局部缺血，以及血管結構中的基因突變。舉例來說，『VAN VLIET,M.,VAN DIJKE,C. F.,WIELOPOLSKI,P. A.,TEN HAGEN,T. L.,VEENLAND,J. F.,PREDA,A.,LOEVE,A. J.,EGGERMONT,A. M.和KRESTIN,G. P.於2005年發表的『MR ANGIOGRAPHY OF TUMOR-RELATED VASCULATURE:FROM THECLINIC. TO THE MICRO-ENVIRONMENT,RADIOGRAPHICS,25 SUPPL. 1,S85-97,DISCUSSION S97-88』，BECKMANN,N.於2000年發表的『HIGH RESOLUTION MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY NON-INVASIVELY REVEALS MOUSE STRAIN DIFFERENCES IN THE CEREBROVASCULAR ANATOMY IN VIVO,MAGN RESON MED. 44,252-258』，BESSELMANN,M.,LIU,M.,DIEDENHOFEN,M.,FRANKE,C.及HOEHN,M.於2001發表的『MR ANGIOGRAPHIC INVESTIGATION OF TRANSIENT FOCAL CEREBRAL ISCHEMIA IN RAT,NMR BIOMED. 14,289-296』,以及BRUBARER,L. M.,BULLITT,E.,YIN, C.,VAN DYRE,T.與LIN,W.於2005年發表的『MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY VISUALIZATION OF ABNORMAL TUMOR VASCULATURE IN GENETICALLY ENGINEERED MICE,CANCER RES.65,8△R2映射模組218-8223』等。這些文獻中具有對應的詳細內容。

然而，TOF-MRA訊號本身僅適合高流速的血管，因此在高解析度下掃描小血管的能力有限，也容易受到假性流動現象影響。舉例來說，PIPE,J. G.於2001年發表的『LIMITS OF TIME-OF-FLIGHT TIME-OF-FLIGHT MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY,TOP MAGN RESON IMAGING 12,163-174』文獻中包含相關的敘述。在實施CE-MRA時注射的GD-DTPA，其在血管內(IV)半生期相當短，且很快就會擴散至血管外空間，所以無法應用在需要長時間才能獲取畫面的高解析度MRA。

本發明實施例之一，係一種造影方法。首先對一受測體進行一三維T2加權造影程序。之後，將氧化鐵對比劑注射至該受測體中。接著等待一特定時間之後，使得對比劑均勻分佈於血管內，然後對該受測體進行第二次的三維T2加權造影程序。最後將注射對比劑前後之兩組三維T2加權影像，以畫素對應的方式來計算對比劑注射前後造成血管訊號改變的影像差異並轉換成一三維△R₂ 映射圖。

此造影方法進一步包含：在對一血管中之流動不敏感的情形下，根據該三維映射圖產生該受測體的血管的三維影像；其中該受測體的血管包含靜脈，靜脈竇，小動脈，小靜脈和微血管。

此造影方法進一步包含：根據該三維映射圖，為該受測體的血管建立活體微血管結構和微血管液體容積資料。進一步地，本方法根據三維影像和血液動力學參數判斷腫瘤內微血管網路的功能性和結構性改變。

在另一實施例中，一系統包含一三維造影模組和一血液動力資料模組。該三維造影模組在對一血管中之流動不敏感的情形下，根據該三維映射圖產生該受測體的血管的三維影像。該三維影像描繪體內血管的微血管結構。血管包含靜脈，靜脈竇，小動脈，小靜脈和微血管。

該血液動力資料模組根據該三維影像產生血液動力資料，包含該血管的微血管液體容積資料。該三維影像模組根據穩態三維△R₂ 式的顯微磁振血管造影術(3D△R₂ -MMRA)產生該三維影像。該血液動力資料模組根據該3D△R₂ -MMRA產生該血液動力資料。

進一步地，該系統包含一T2加權造影模組，一暫存模組，一裁切模組，一△R₂ 映射模組，一三維映射模組。該T2加權造影模組對一受測體進行第一次T2加權造影程序，並在對該受測體注射一氧化鐵對比劑之後進行第二次T2加權造影程序。該暫存模組暫存該第一次和第二次T2加權造影程序之結果以產生一第一暫存資料和一第二暫存資料。該裁切模組裁切該第一暫存資料和該第二暫存資料，以產生一第一裁切資料和一第二裁切資料。該△R₂ 映射模組根據該第一裁切資料中的畫素和該第二裁切資料中的對應畫素，產生一△R₂ 映射圖。該三維映射模組根據該△R₂ 映射圖建立一三維映射圖。該血液動力資料模組根據該三維影像產生血液動力資料。

在進一步的實施例中，上述系統和方法係以一或多處理器執行一電腦程式而實作。該電腦程式可位於一電腦可讀取媒體，例如但是不限定為一記憶體，非揮發性資料儲存器，以及/或其他適當的實體儲存媒體。

本發明實施例適用的領域，在下述實施例中可明白揭示。習知人士當知下列實施例僅供說明，並非用以限定本發明之範圍。

下列說明僅用於陳述範例而非用以限定本發明的使用或應用。在此處之用詞「至少A、B、C其中之一」應解讀為「A或B或C」，「或」為邏輯上的「非互斥或」。這些方法中所述的步驟可能以不同的順序執行，而不影響本發明的基本原理。

在此處所用的字詞「模組」，可以是應用特定積體電路(ASIC)，電子電路，用來執行一或多軟體或韌體程式的處理器(分工、專屬或群組)以及/或記憶體(分工、專屬，或群組)，組合邏輯電路，以及/或其他具備此功能的適當元件的本體或其中之一部分。

本發明揭露書提出一種新式造影技術，稱為三維穩態△R₂ 式的非流量顯微磁振血管造影術(3D△R₂ -MMRA)，用於描繪小血管例如靜脈，小動脈以及小靜脈。在注射氧化鐵對比劑之前後，以快速自旋體回音造影技術計算而得的自旋體回音式△R₂ ，被用來映射腦部血容積，其對比與微血管結構有關。

本發明所述的3D△R₂ -MMRA採用重建技術，可同時提供腦部微血管結構以及血液動力學反應方面的高解析度三維資訊，藉以評估腦部疾病在時間上的微血管病理變化。在此於一老鼠身上採用一種特定的三脈嚙合模組以評估本發明在量測微血管結構改變時的能力。

微血管型態可藉由血管和週圍組織受氧化鐵對比劑磁化的比率之差異而描繪出來。例如DENNIE,J.,MANDEVILLE,J. B.,BOXERMAN,J. L.,PACKARD,S. D.,ROSEN,B. R.與WEISSKOFF,R. M.於1998年發表之『NMR IMAGING OF CHANGES IN VASCULAR MORPHOLOGY DUE TO TUMOR ANGIOGENESIS,MAGN RESON MED. 40,793-799』，其中有相關參考文獻。磁化效應的計算之所以複雜，是因為與組織血管結構，磁場強度，以及脈衝順序的類型及其參數有關。舉例來說，WEISSKOFF,R. M.,ZUO,C. S.,BOXERMAN,J. L. AND ROSEN,B. R.於1994發表的『MICROSCOPIC SUSCEPTIBILITY VARIATION AND TRANSVERSE RELAXATION:THEORY AND EXPERIMENT,MAGN RESON MED. 31,601-610』以及BOXERMAN,J. L.,HAMBERG,L. M.,ROSEN,B. R.和WEISSKOFF,R. M.於1995發表的『MR CONTRAST DUE TO INTRAVASCULAR MAGNETIC SUSCEPTIBILITY PERTURBATIONS,MAGN RESON MED. 34,555-566』，皆有詳細的參考資料。

自旋體回音式△R₂ 與微血管結構有關，而梯度回音式△R₂ 則對任何大小的血管敏感，兩者皆為與血液流量無關的參數。本發明所提出的3D△R₂ -MMRA技術可在不受假性流動現象影響的情形下使小血管顯影。

本發明結合了高解析度三維△R₂ 影像以及體積繪製(VOLUME RENDERING；VR)或最大強度投射(MAXIMUM INTENSITY PROJECTION；MIP)技術以直接顯現腦部微血管結構。根據快速自旋體回音造影術所獲取的自旋體回音橫肌緩和率的量測結果，△R₂ 映射圖可用來映射腦部血液容積(CEREBRAL BLOOD VOLUME；CBV)。其與血液容積比例呈現相對線性關係，和△R₂ 相反。

進一步地，自旋體回音式的程序對於空氣-組織界面上磁場不均造成的幾何失真較不敏感，可使顯影結果具有較高品質。

本3D△R₂ -MMRA與流量影響無關，可用於顯現神經系統微血管結構，並提供微血管CBV的生理狀態資訊。為了評估3D△R₂ -MMRA的成效，可對一鼠體進行控制和特定三脈嚙合模組之研究。

自旋體回音(△R₂ )中的橫肌緩和率變化以及區域CBV可以下式判定。△R₂ 的值由下式而得：

其中TE係為回音時間，而S_PRE 和S_POST 係為氧化鐵對比劑施打前後的訊號強度。△R₂ 大致上隨著CBV係數線性變化，即：

其中K係為隨組織類型，脈衝順序，磁場強度以及氧化鐵對比劑而異的常數，而[CA]係為血液中氧化鐵對比劑的濃度。

該△R2訊號包含內管(IV)和外管(EV)分量。舉例來說，DUONG,T. Q.,YACOUB,E.,ADRIANY,G.,HU,X.,UGURBIL,K.和KIM,S. G.於2003年發表的『MICROVASCULAR BOLD CONTRIBUTION AT 4 AND 7 T IN THE HUMAN BRAIN:GRADIENT-ECHO AND SPIN-ECHO FMRI WITH SUPPRESSION OF BLOOD EFFECTS,MAGN RESON MED. 49,1019-1027』具有詳細的參考資訊。△R₂ 的IV訊號之所以存在於所有大小的血管中，是因為氧化鐵對比劑致使血液中的T2值改變。而自旋體回音式△R₂ 的EV效應與小血管相關，因為180°的射頻脈衝使大血管周圍磁場不均引發的靜態移相重新聚焦。舉例來說，OGAWA,S.,MENON,R. S.,TANK,D. W.,KIM,S. G.,MERKLE,H.,ELLERMANN,J. M.和UGURBIL,K.於1993年發表的『FUNCTIONAL BRAIN MAPPING BY BLOOD OXYGENATION LEVEL-DEPENDENT CONTRAST MAGNETIC RESONANCE IMAGING,A COMPARISON OF SIGNAL CHARACTERISTICS WITH A BIOPHYSICAL MODEL,BIOPHYS J. 64,803-812』內有詳細的文獻參考。

鼠體腦部病灶局部缺血再灌注模型，在LIN,T. N.,SUN,S. W.,CHEUNG,W. M.,LI,F.和CHANG,C.於2002年發表之『DYNAMIC CHANGES IN CEREBRAL BLOOD FLOW AND ANGIOGENESIS AFTER TRANSIENT FOCAL CEREBRAL ISCHEMIA IN RATS,EVALUATION WITH SERIAL MAGNETIC RESONANCE IMAGING,STROKE. 33,2985-2991』有詳細的文獻參考。簡而言之，雄性長壽鼠右側中間腦動脈(MCA)被反向捆綁在立體顯微鏡之下。兩邊頸動脈接著以非外傷用動脈瘤夾鉗壓制。在六十分鐘的局部缺血後解除動脈壓制。此被麻醉的鼠的直腸溫度使用恒溫毯(HARVARD,HOLLISTON,MA)維持在37±0.5℃之間。

接著以掃描器，例如配備有主動遮蔽梯度(20G/CM IN 80MS)的4.7-T MR掃描器(德國BIOSPEC 47/40)進行造影，實驗用的鼠體為重量300到500克之間的雄性LONG-EVAN鼠。開始時每一鼠隻以5%的異氟烷(ISOFLURANE)在每分鐘1升(1L/MIN)的供氧率之下進行麻醉。

當完全進入麻醉之後，該鼠隻接著以俯伏姿態固定在磁圈內的特製頭架上。在實驗過程中，異氟烷以1~1.2%的濃度在每分鐘1升的供氧量下持續輸出，使腦部血液動力學的改變程度達到最小。舉例來說，LEI,H.,GRINBERG,O.,NWAIGWE,C. I.,HOU,H. G.,WILLIAMS,H.,SWARTZ,H. M.和DUNN,J. F.於2001年發表的『THE EFFECTS OF KETAMINEXYLAZINE ANESTHESIA ON CEREBRAL BLOOD FLOW AND OXYGENATION OBSERVED USING NUCLEAR MAGNETIC RESONANCE PERFUSION IMAGING AND ELECTRON PARAMAGNETIC RESONANCE OXIMETRY,BRAIN RES. 913,174-179』，文獻中具有相關參考資料。

影像可透過一72MM的鳥籠發射器線圈以及做為訊號偵測之用的四分隔離表面線圈而獲取。為了偵測△R₂ ，在注射氧化鐵對比劑之前後，各進行一次T2加權造影程序。氧化鐵對比劑可包含超順磁性的鐵氧微粒子，例如來自德國柏林的SCHERING AG，劑量為30MG/KG的RESOVIST。

獲取注射顯影劑後影像的步驟可能延後一至二分鐘再進行，以確保氧化鐵對比劑在血管網路中的分布情形達到一穩定狀態。T2加權造影程序的進行，可採用重複時間(REPETITION TIME；TR)為1500MS，有效回音時間(TEEFF)為82MS，回音串長度(ETL)為32，平均數為四，視野寬度(FOV)為2.8X2.8X1.4CM，而獲取陣列為256X256X96(可零插補至512X512X192)的三維FSE程序。內平面解析度和切細厚度各為54.68和72.91MM。TOF-MRA可採用FLASH(快速低角度攝影)進行，其中TR為30MS，TE為10MS，翻轉角度30度，以及與3D△R₂ -MMRA法相同的FOV和陣列大小。

三維全腦注射顯影劑前影像和注射顯影劑後影像可使用一暫存(CO-REGISTER)演算法配在一起。舉例來說，此演算法可採用AMIRA軟體(TGS,SAN DIEGO,CA)中具有嚴密轉換的正規化共同資訊函式。這些注射顯影劑前和注射顯影劑後鼠腦影像可手動地進行裁切以排除腦以外的部分。根據第(1)式估算的一△R₂ 映射圖係以特定軟體寫成的程式語言如MATLAB(MATHWORKS,NATICK,MA)逐個畫素計算而得。該3D△R₂ -MMRA技術尚可包含使用VR或MIP工具(AMIRA,TGS)建構高解析度三維△R₂ 映射圖。

參照附件1，顯示了根據第(1)式，從注射顯影劑前(FIG. 1A)和注射顯影劑後(附件1(B))T2加權影像估算而得的整個三維資料組中不同位置所獲取的，具有內平面解析度54.68MM的冠狀位△R₂ 影像，以及全平面解析度72.91MM(附件1(C))。冠狀位視圖係來自全三維資料組(54×54×72MM)中鼠腦之高解析度T2加權影像，其中RESOVIST濃度係為30MG/KG。

該△R₂ 映射圖中血管裏的高亮度部位可能是由氧化鐵對比劑相關的磁化效應造成的。3D△R₂ -MMRA係藉由使用VR技術重建如附件2(A)和2(B)的冠狀位視圖和附件2(D)的側視圖所示的高解析度三維△R₂ 影像而實作。靜脈血管網，如同主靜脈之靜脈竇以及其分枝，在腦表面上清析可見。

這些血管進一步根據下列冠狀位和側視圖的腦部血管圖解集而確認為：上嗅覺靜脈竇，上腦靜脈，上矢狀靜脈竇，以及腦內尾鼻腔靜脈；上腦靜脈，次腦靜脈，腦內脊椎靜脈，以及位於大腦和小腦之間的橫肌靜脈竇。舉例來說，SCREMIN,O. U.於1995年發表的『CEREBRAL VASCULAR SYSTEM,IN:PAXIONS,G(ED),THE RAT NERVOUS SYSTEM,ACADEMIC PRESS,SAN DIEGO,PP. 3-35』以及DORR,A.,SLED,J. G.和KABANI,N.於2007年發表的『THREE-DIMENSIONAL CEREBRAL VASCULATURE OF THE CBA MOUSE BRAIN:A MAGNETIC RESONANCE IMAGING AND MICRO COMPUTED TOMOGRAPHY STUDY,NEUROIMAGE 35,1409-1423』具有相關說明。

這些腦部表面血管與附件2(C)、2(E)針對相同受測鼠之血管攝影背視圖相當吻合。主動脈例如MCA可能沒那麼清楚地呈現於3D△R₂ -MMRA，是因為動脈訊號被具有長TE的注射顯影劑前T2加權造影程序與高流動率所移相(DEPHASE)，致使注射顯影劑前和注射顯影劑後之動脈影像中沒有或只有微小差異。

小血管的結構，包含腦內的小動脈和小靜脈，可藉由將△R₂ -MMRA隨著三視圖(附件3)描繪而得，其描寫了豐富且複雜的腦內小血管結構，包含外表內皮層和深處底皮層微血管結構。附件3(A)顯示一冠狀位切面，由上至下視圖(S-I)。附件3(B)顯示一軸向切面，從前面至後面之視圖(A-P)。附件3(C)顯示一矢狀切面，從左側至右側之視圖(L-R)。這些結果顯示了本發明提出之方法顯現小血管的能力。

附件4係為本發明之方法(附件4(B))以及習知TOF-MRA法(附件4(A))所顯現之微血管結構之比較。這兩種方法的影像係獲取自相同的資料組，具有相同的軸向視圖，厚片位置，以及影像解析度。圖中顯示在3D△R₂ -MMRA中許多小血管顯示得更清楚，而在TOF-MRA中只能看到主動脈。

三脈嚙合搏動模型可用來驗證3D△R₂ -MMRA評估微血管結構的能力。附件5(A)係為受測鼠被MCA閉合達60分鐘之後再灌注，七日後從三維資料組內獲取之不同位置之軸向T2加權影像，其平面解析度54.68MM，而切片厚度為500MM。該缺血部位的右MCA腦皮層於再灌注七日後的T2加權影像樣式與先樣我們的研究一致，亦充滿了微血管的重組證據。

附件5(B)係為與附件5(A)相同之切片位置所對應之3D△R₂ -MMRA的VR。在局部缺血右MCA腦使層中明白顯示類似微血管的偏亮訊號從薄腦膜延伸至腦皮層，此現象與先前增加CBV和腦血流(CBF)的研究一致。附件5(A)係為由全三維資料組的不同區塊獲取而得之高解析度T2加權影像的一軸向視圖，以鼠的三脈嚙合局部缺血模型顯示了右腦使層梗塞區域，具有厚度0.5MM。附件5(B)係為與附件5(A)相同位置之3D△R₂ -MMRA視圖，顯示了梗塞區域內部因為局部缺血導向的血管造影法所產生的血管形態變化。

許多研究使用MR灌注來量測CBV，CBF和滲透性等血液動力學參數，例如動態顯影劑強化造影，或MRA技術例如TOF和CE-MRA等以顯現該血管結構，藉此診斷在腦血管疾病中巨血管和微血管結構以及功能。舉例來說，KASTRUP,A.,ENGELHORN,T.,BEAULIEU,C.,DE CRESPIGNY,A.和MOSELEY,M. E.於1999年發表的『DYNAMICS OF CEREBRAL INJURY,PERFUSION,AND BLOOD-BRAIN BARRIER CHANGES AFTER TEMPORARY AND PERMANENT MIDDLE CEREBRAL ARTERY OCCLUSION IN THE RAT,J. NEUROLSCI. 166,91-99』已有相關參考資料。

本發明揭露書包含一種新式的CBV式顯微MRA(3D△R₂ -MMRA)，可同時顯現微血管結構的型態，說明微血管CBV的生理狀態。這種結構可有效增強腦血管疾病例如中風和腦瘤的知識發展和治療。

3D△R₂ -MMRA技術可用來同時顯現大血管(例如靜脈，靜脈竇，但不是動脈)和小血管(例如小動脈和小靜脈)(附件2和3)。這可能是因為自旋體回音式的△R₂ 訊號主要包含IV和EV分量。以梯度回音和自旋體回音式的程序中各種管路大小的IE和EV的具體靈敏度效果，已在先前提出說明。

簡而言之，自旋體回音式△R₂ 引發的IV效應會發生在各種大小的血管中。在大動脈中因為流動率高的關係，其效應較輕微。△R₂ 的EV效應通常和直徑小於10MM的微血管有關。本發明之方法，藉由三維FSE序列配合32個ETL，在總時間為76分鐘內所能達到的內平面解析度是54MM。

這然這些解析度仍然大於微血管的直徑，但是可藉由增加影像靈敏度，搭配其他快速獲取技術例如平行造影或更精密的線圈設計以提升陣列大小並縮減FOV，來增進解析度。平行造影的例子，可參考MADORE,B. AND PELC,N. J.於2001年發表之『SMASH AND SENSE:EXPERIMENTAL AND NUMERICAL COMPARISONS,MAGN RESON MED. 45,1103-1111)』，其文獻中揭露相關資料。精密線圈設計的例子，可參考『LOGOTHETIS,N.,MERKLE,H.,AUGATH,M.,TRINATH,T.和UGURBIL,K.於2002年發表之『ULTRA HIGH-RESOLUTION FMRI IN MONKEYS WITH IMPLANTED RF COILS,NEURON. 35,227-242』以及LEE,H.L.,LIN,I. T.,CHEN,J.H.,HORNG,H. E.和YANG,H. C.於2005年發表之『HIGH-T-C SUPERCONDUCTING RECEIVING COILS FOR NUCLEAR 磁振造影,IEEE TRANSACTIONS ON APPLIED SUPERCONDUCTIVITY. 15,1326-1329』。

傳統TOF-MRA的對比劑對於動脈中的高速流動自旋體是很敏感的。這表示TOF-MRA可能無法辨認慢速移動的小腦膜管路障礙或內皮層小動脈和小靜脈，但這都是3D△R₂ -MMRA(附件4)做得到的。

除此之外，當造影體中存在大範圍流動速度例如紊流時，可能發生TOF-MRA訊號相消。3D△R₂ -MMRA係基於磁化率效應所進行之計算，與血流無關，因此對於假性流動現象並不敏感。參考KOUWENHOVEN,M.於1997年發表的『CONTRAST-ENHANCED MR ANGIOGRAPHY,METHODS,LIMITATIONS AND POSSIBILITIES,ACTA RADIOL. SUPPL. 412,57-67』其中有詳盡的說明。

TOF-MRA可以有效地量測MCA小血管的閉合和再灌注。舉例來說，可參考BECKMANN,N.,STIRNIMANN,R. AND BOCHELEN,D.於1999年發表的『HIGH-RESOLUTION MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY OF THE MOUSE BRAIN:APPLICATION TO MURINE FOCAL CEREBRAL ISCHEMIA MODELS. J MAGN RESON. 140,442-450』。TOF-MRA由於沒辦法顯現小血管，可能無法適用於再灌注後之後局部性缺血血管造影程序在後局部性缺血血管造影法中，背側俯視觀點的血管攝影常被用來評估腦表面的形態改變。然而，血管攝影並不容易顯現病灶處內部的內皮層微血管模型。此外，壞死區域的腦組織液化現象使得局部性缺血區域在免疫組織學上不容易檢測，尤其是再灌注已超過三天的話。

在局部缺血的慢性期中，對病灶處內部進行的灌注MR造影所量測到的CBV和CBF變化已早有文獻。雖然CBV和CBF皆可描述微血管灌注的資訊，卻沒辦法辨別單獨的血管。本發明所揭露的3D△R₂ -MMRA可以高對比度顯現小血管，並提供相關的CBV對映，可著隨時間重建微血管模型，以同時觀察型態變化和血液動力學變化。

3D△R₂ -MMRA可以顯現暫時性局部缺血(附件5)之後的同側皮質中的高亮度，相較於先前所述之CBV是有增進的。3D△R₂ -MMRA產生由小腦膜延伸至局部性缺血的皮質中的微血管之高解析度影像，新長成的微血管極有可能來自小腦膜。這是首次有MRA技術能在局部缺血模型中的體內顯微血管造影程序中以各種實作方式顯影。本方法可追蹤不同疾病階段的血管造影，甚至是機能障礙區中存在嚴重組織壞死的階段。

在此提出另一個基於梯度回音影像的微血管造影方法，使用注射顯影劑前和注射顯影劑後T2加權影像相減(而非計算△R₂ )。舉例來說，參考BOLAN,P. J.,YACOUB,E.,GARWOOD,M.,UGURBIL,K.和HAREL,N.於2006年發表的『IN VIVO MICRO-MRI OF INTRACORTICAL NEUROVASCULATURE,NEUROIMAGE. 32,62-69』，其中有詳細說明。然而，其對比係由未補償的磁化率致使血管內部和外部訊號發生移相所造成，是使假性流動現象和脈管內徑大小被高估的主因。

此外，當磁場嚴重不均時，例如在接近空氣-組織界面的扁桃腺中時，無法描繪腦中血管結構。3D△R₂ -MMRA技術計算自旋體回音式△R₂ ，因為使用具有對非共振效應例如主磁場不均和磁化率不均產生之假象有高容忍度的再聚焦脈衝的自旋體回音影像，所以不受這些問題影響，尤其是對於不連續性的組織。

相關的CBV係正比於△R₂ 之值。舉例來說，WU,E. X.,WONG,K. K.,ANDRASSY,M.和TANG,H.於2003年發表的『HIGHRESOLUTION IN VIVO CBV MAPPING WITH MRI IN WILD-TYPE MICE,MAGN RESON MED. 49,765-770』以及DUNN,J. F.,ROCHE,M. A.,SPRINGETT,R.,ABAJIAN,M.,MERLIS,J.,DAGHLIAN,C. P.,LU,S. Y.和MAKKI,M.於2004年發表的『MONITORING ANGIOGENESIS IN BRAIN USING STEADY-STATE QUANTIFICATION OF DELTAR2 WITH MION INFUSION,MAGN RESON MED. 51,55-61』具有詳細參考說明。然而，相關CBV只有在對比劑在IV空間中處於穩定狀態時才能準確量測。

第1圖與附件6係為注射RESOVIST之前和之後的上矢狀靜脈竇的腦脈管中的訊號強度。其他種類的顯影劑也可能適用於這些量測程序。第1圖顯示上矢狀靜脈竇管路的T2加權影像訊號時序變化。T2加權影像係以TR=4000MS和TE=70MS的一FSE序列由所獲取。

在注射RESOVIST之後影像強度快速下降(從100%到20%)，接著轉為相對穩定，在前三小時內小幅地線性增加從35%到55%)。3D△R₂ -MMRA的獲取時間約為76分鐘，屆時RESOVIST已穩定分佈並循環於血管中。具有高緩和率和長半生期的特製對比劑，以低濃度應用於3D△R₂ -MMRA時，在血管中有助於增加微血管結構的可視率。

根據本發明的原理，將穩態△R₂ 為基礎的非關流動顯微MRA方法結合用來將小血管結構的體內視覺化的三維影像重建技術是可行的。本方法可藉由鼠腦實驗加以應證。本發明可同時提供高解析度的腦部剖面三維資訊，體內微血管結構，以及CBV對映圖，進而用來量測微血管隨時間的病理變化。此技術可當成一種常態工具，檢驗小動物模型中的微血管結構以及健康的或腦血管病變的門診病患。

此外，腫瘤的微血管變化對於腫瘤成長及對治療的反應提供了重要的新線索。3D△R₂ -MMRA可應用於將活體腦腫瘤血管視覺化的血管造影法。舉例來說，當3D△R₂ -MMRA應用於乙稀亞硝基(ENU)誘發的鼠腦腫瘤模型時，在腫瘤中不同階段的微血管型態和功能變化可同時被量測到。關於ENU誘發的鼠腦腫瘤模型，可參考JANG ET AL於2008年發表之文獻『J NEUROSURGERY,108:782-790』。

腫瘤血管造影法已被公認為腫瘤生長和轉移之生理病理學之關鍵要素。微血管型態的異常與否可用來辨別腦腫瘤是良性或惡性。參考BULLITT ET AL於2005發表的著作『ACAD RADIOL. 12(10):1232-1240』，其中有詳細說明。然而，血流和血容積資訊，對於了解腫瘤病理以選擇和評估療法是很重要的。因此，同時監控腫瘤微血管結構的功能和結構變化，對於判斷腫瘤活躍度以及治療效果可提供有效的線索。

許多研究據稱可使用MRA技術以顯現血管結構，量測腦腫瘤之血管結構和功能，或以MR灌注方法量測腦血液容積(CBV)，血流量，以及滲透率之血液動力學參數。舉例來說，BULLITT ET AL.於2007年發表的『NEUROIMAGE. 37:S116-119』當中有詳細參考資訊。然而，這些現有的方法中沒有一個能夠同時將血管結構視覺化並量測血液動力學參數。此外，現有的MRA方法例如TOF和顯影劑強化(CE)MRA只能量測較大動脈和靜脈，但無法處理腫瘤的微血管結構。

如下段詳述，本發明的3D△R₂ -MMRA可用來同時量測正常和局部缺血之鼠體微血管的功能和結構。舉例來說，LIN ET AL於2008年發表的『PROCEEDING OF ISMRM 812』其中有詳盡的參考說明。此外，針對ENU誘發之鼠腦腫瘤模型所進行的實驗顯示，高解析度3D△R2-MMRA可用來同時估算腫瘤成長在血管型態上和CBV上的特徵變化關聯性。

在本實驗中，鼠腫瘤模型係以化學誘發產生。懷孕的SPRAGUE-DAWLEY(SD)鼠最初被放置在一監牢中，在孕期18至19日使用26號針注射具有50MG/KG的ENU(SIGMA,STLOUIS,MO,USA)的I.P。在斷奶後，每籠安置兩隻同性幼子，並每週觀察病理狀態。

受到ENU注射的懷孕SD鼠所產下的一幼子，在出生後72，145以及199天進行造影。開始時，該鼠以5%異氟烷在1L/MIN氣流下進入麻醉。在完全麻醉後，該鼠以俯姿放置，頭部固定在磁圈內的特製架上。異氟接著在後續實驗中維持1L/MIN氣流下1%到1.2%之濃度。接著以72MM鳥籠發射器線圈和一分離式四分表面線圈偵測訊號而獲取影像。

為了量測△R₂ ，在注射劑量為30MG/KG的氧化鐵(RESOVIST,SCHERING AG,BERLIN,GERMANY)前後，各做一次T2加權造影程序。施打氧化鐵對比劑後延遲一至二分鐘才進行影像捕捉，以確保氧化鐵對比劑在血管網路中的分布達到一穩定狀態。

T2加權造影程序係使用TR為1500MS，TEEFF為82MS，ETL為32，平均數為4，FOV為2.8CM×2.8CM×1.4CM，獲取陣列為256×256×96(零插補至512×512×192)的三維RARE程序。內平面解析度和切片厚度各為54.68和72.91MM。

接著使用MATLAB(MATHWORKS,NATICK,MA,USA)所寫的軟體逐個畫素計算出△R₂ 映射圖。根據三維△R₂ 映射圖，可使用容積描繪工具(TGS,AMIRA,SAN DIEGO,CA)建立微血管結構的三維視圖。

附件7係為使用4.7-T BIOSPEC 47/40 MR掃描器以主動遮蔽梯度所獲取的影像。附件7(A)-7(C)係為鼠腦腫瘤某一區域隨時間變化之T2加權影像，△R₂ ，以及3D△R₂ -MMRA正常視圖以及放大視圖。

第2圖和第3圖係為腫瘤體積和整個腫瘤之△R₂ 值的量化分析。

更確切的說，附件7(A)-7(C)係為3D△R₂ -MMRA之T2加權影像，△R₂ ，正常視圖以及放大視圖之時序變化。T2加權影像中的高亮度區域表示腫瘤區域。腫瘤位置，生長和異質性可透過T2加權造影程序觀察而得。T2加權影像中最後階段(P199)所示腫瘤中高亮度區域可能是腫瘤出血。

第2圖係為腫瘤體積在P145之後逐漸增加。血管在△R₂ 映射圖中顯現亮度，因為注射氧化鐵對比劑前後，血管周圍產生訊號差異。這也反應出微血管CBV的生理學狀態。

第3圖係為量化分析，顯示P145之後觀察到的腫瘤內部△R₂ 的增加情形。很明顯地，訊號增強的情況主要發生在P199(附件7(B))中腫瘤核心區域。為了觀察腫瘤內部微血管結構的變化，整個腫瘤的體積繪製，係從整個三維T2加權影像中觀察腫瘤區域外觀輪廓，再搭配3D△R₂ -MMRA混合描繪而成。從P72到P199可觀察脈管大小和密度的逐漸增加，呈現出高度脈管基因活動。

因此，根據本發明的原理，腫瘤血管造影法於不同階段可提供腫瘤生長和轉移的新觀點，使相關的3D△R₂ -MMRA可同時監控微血管結構和功能的變化。

第4圖係為描繪活體微血管結構和使用3D△R₂ -MMRA產生血管之血液動力資料的三維造影方法100的流程圖。控制開始於步驟102。在步驟104中，對一受測體進行一第一次T2加權造影程序，以在注射氧化鐵對比劑至該受測體之前，產生第一次T2加權影像。在步驟106中，當該受測體被施打氧化鐵對比劑後，等待一段時間並進行一第二次T2加權造影程序，以產生第二次T2加權影像。在步驟108中，暫存該第一和第二次T2加權影像以產生一第一暫存資料和一第二暫存資料。在步驟110中，裁切該第一暫存資料和該第二暫存資料，以產生一第一裁切資料和一第二裁切資料。

在步驟112中，根據該第一裁切資料中的畫素和該第二裁切資料中的對應畫素，產生一△R₂ 映射圖。在步驟114中，根據該△R₂ 映射圖建立一三維映射圖。在步驟116中，使用MIP和/或VR，根據該三維映射圖產生三維影像。在步驟118中，在該三維影像中，為該受測體的血管繪製活體微血管結構和血液動力資料。在步驟120中，繪製結果和血液動力學參數可用來判定微血管結構中的功能性和結構性變化(例如在腫瘤中)。步驟122結束本控制流程。

第5圖係為一系統200的實施例，用以繪製活體微血管結構的三維影像，並使用3D△R₂ -MMRA為血管產生血液動力資料。該系統200包含一MRA裝置202，一MRA資料處理模組204，以及一顯示單元206。該MRA裝置202測試一受測體208。一使用者(未圖示)操控該MRA裝置202，透過MRA資料處理模組204提供輸入指令至MRA裝置202。此外，在測試過程，該使用者將一氧化鐵對比劑注射至該受測體208中。MRA資料處理模組204處理由MRA裝置202獲取的資料，並於顯示單元206上顯示三維影像和包含血液動力學參數的其他資料。使用者解讀顯示單元206上的資訊以診斷該受測體208的狀況。

MRA資料處理模組204包含一資料截取模組210，一T2WI模組212，一暫存模組214，一截切模組216，一△R2映射模組218，一三維映射模組220，一三維造影模組222，一血液動力資料模組224，一控制模組226，以及一繪圖控制模組228。該控制模組226可包含一使用者界面(未圖示)，供使用者輸入指令以控制MRA裝置202。

該資料截取模組210從MRA裝置202中獲取受測體208的資料。T2WI模組212，暫存模組214，截切模組216，△R2映射模組218，三維映射模組220，三維造影模組222，血液動力資料模組224和繪圖控制模組228進行3D△R₂ -MMRA。控制模組226控制MRA裝置202和3D△R₂ -MMRA。顯示單元206顯示3D△R₂ -MMRA產生的輸出結果。該輸出結果包含3D△R₂ -MMRA同時產生的微血管結構的三維影像，以及受測體208的血管的血液動力資料。

T2WI模組212在受測體208被注射氧化鐵對比劑之前，針對由MRA裝置202接收到的資料進行一第一次T2加權造影程序，並產生一第一次T2加權影像資料。該受測體208被注射氧化鐵對比劑之後的一段特定時間後，該T2WI模組212進行第二次T2加權造影程序並產生一第二次T2加權影像資料。暫存模組214對該第一和第二次T2加權影像資料進行暫存，產生一第一暫存資料和一第二暫存資料。截切模組216將該第一暫存資料和第二暫存資料裁切，以產生一第一裁切資料和一第二裁切資料。

△R2映射模組218根據該第一裁切資料中的畫素和該第二裁切資料中的對應畫素，產生一△R₂ 映射圖。三維映射模組220根據該△R₂ 映射圖產生一三維映射圖。三維造影模組222根據該三維映射圖產生該受測體208的血管的三維影像。該血管包含靜脈，靜脈竇，小動脈，小靜脈，以及微血管至少其中之一。該三維造影模組222根據3D△R₂ -MMRA產生的三維影像，對流過血管的物體(例如血液)不靈敏，所以可描繪血管的活體微血管結構。

除此之外，血液動力資料模組224根據三維映射圖產生的血液動力資料，包含微血管液體容積資料。顯示單元206顯示三維影像中的微血管結構和該血液動力資料。繪圖控制模組228使用最大亮度投射和體積繪製技術至少其中之一控制該三維影像中微血管結構和血液動力資料的描繪。

控制模組226利用控制該MRA裝置202的一或多個方面，來控制該三維影像的解析度。舉例來說，該控制模組226控制MRA裝置202的造影靈敏度來控制該三維影像的解析度。該控制模組226控制該MRA裝置202的FOV來控制該三維影像的解析度。該控制模組226控制該MRA裝置202的再聚焦脈衝來控制該三維影像的解析度。此外，控制模組226也可藉由控制資料截取模組210使用的一獲取陣列之大小，來控制該三維影像的解析度。

3D△R₂ -MMRA有諸多益處。舉例來說，三維造影模組222可繪製至三維影像中血管的內皮層和底皮層微血管結構至少其中之一。三維造影模組222可描繪受測體208中具有慢速移動自旋體的內皮層小動脈和內皮層小靜脈至少其中之一。三維造影模組222可根據對假性流動現象包含血管中的紊流和悸動不靈敏的磁化率效應產生三維影像。三維造影模組222在對受測體208的空氣-組織界面處由磁場不均造成的幾何變形不敏感的前提下產生三維影像。三維造影模組222在對由受測體208組織不連續造成的磁化率變化不敏感的前提下產生三維影像。三維造影模組222產生的三維影像，可顯現受測體208中局部缺血的活體顯微血管造影程序。三維造影模組222產生的三維影像可在受測體208中的機能障礙區中有組織壞死前提下進行損壞區域中的血管造影。

除此之外，三維造影模組222可描繪受測體208中一腫瘤的微血管結構的三維影像。血液動力資料模組224可使用3D△R₂ -MMRA同時量測與腫瘤相關的血液動力學參數。此外，微血管結構在功能性和結構性上的改變也可根據該三維影像和3D△R₂ -MMRA產生的血液動力學參數當場判定。

雖然本發明以較佳實施例說明如上，但可以理解的是本發明的範圍未必如此限定。相對的，任何基於相同精神或對本發明所屬技術領域中具有通常知識者為顯而易見的改良皆在本發明涵蓋範圍內。因此專利要求範圍必須以最廣義的方式解讀。

200．．．系統

202．．．MRA裝置

204．．．MRA資料處理模組

206．．．顯示單元

208．．．受測體

210．．．資料截取模組

212．．．T2WI模組

214．．．暫存模組

216．．．截切模組

218．．．△R₂ 映射模組

220．．．三維映射模組

222．．．三維造影模組

224．．．血液動力資料模組

226．．．控制模組

228．．．繪圖控制模組

附件1(A)係為鼠腦的高對比高解析度T2加權造影冠狀位視圖；

附件1(B)係為鼠腦的注射顯影劑後高解析度T2加權造影冠狀位視圖；

附件1(C)係為鼠腦冠狀位視圖的△R₂ 映射圖之實施例；

附件2(A)係為一鼠腦冠狀位視圖的三維穩態△R₂ 式的體積繪製實施例，以及非關流量的顯微磁振血管造影術；

附件2(B)係為附件2(A)之小角度偏移所突顯出的小腦區域；

附件2(C)係為與附件2(A)對應的血管照片；

附件2(D)係為使用3D△R₂ -MMRA的側視圖；

附件2(E)係為與附件2(D)對應的血管照片；

附件3(A)至3(C)係為腦中小血管，小動脈及小靜脈的三面結構圖；

附件4(A)係為本發明實施例所產生的微血管結構圖；

附件4(B)係為TOF-MRA所產生的微血管結構圖；

附件5(A)係為一鼠吸收60分鐘的MCA的七天後所產生的三維資料組中，以56.68MM之內解析度和500MM之切片厚度在不同位置所產生的軸向T2加權影像；

附件5(B)係為在附件5(A)相同切片位置的3D△R₂ -MMRA體積繪製之實施例；

附件6係為上矢狀靜脈竇之腦血管視圖；

附件7(A)-7(C)係為乙基亞硝酸尿素(ENU)引發的鼠腦腫瘤之3D△R₂ -MMRA之T2加權影像，△R₂ ，正常視圖以及放大視圖的時間變化圖；

第1圖係為本發明實施例之一，注射RESOVIST之後的上矢狀靜脈竇之腦血管訊號強度；

第2圖係為鼠腦腫瘤之體積量化分析；

第3圖係為鼠腦腫瘤之△R₂ 數值量化分析；

第4圖係為使用三維R₂ -MMRA產生活體微血管結構的三維影像以及血管動力學資料的方法之流程圖；以及

第5圖係為使用3D△R₂ -MMRA產生活體微血管結構之三維影像以及血管動力學資料的系統功能區塊圖。