大脑深静脉系统磁共振血管成像技术对比分析

刘小艳，王骏

1.南通大学附属医院 医学影像科，江苏 南通 226000；2.安徽医科大学 临床医学院，安徽 合肥 230000

引言

大脑深部静脉具有复杂的先天变异和不对称解剖等特点[1-2]，其位置较深，血管管径纤细，走形蜿蜒迂曲。加之常见栓塞、血管破裂出血[3-6]，同时也是手术入路，在手术过程中极易受损。为此，能清晰、完整地显示其解剖结构，进而了解血管的数目、管径大小及走行方向显得至关重要。当前用于评估大脑深静脉系统的影像学检查方法主要有：数字减影血管造影（Digital Subtraction Angiography，DSA）、脑CT静脉成像技术（CT Venography，CTV）、脑磁共振静脉成像技术（MR Venography，MRV）以及磁敏感加权成像技术（Susceptibility Weighted Imaging，SWI）和增强梯度回波T2*加权血管成像（Enhanced gradient echo T2 Star Weighted Angiography，ESWAN）。但DSA具有一定的创伤性和风险，对病人的各项生命体征有一定的要求，存在手术并发症，且检查价格昂贵，增加了患者的经济负担[7]。而多层螺旋CT，乃至双源CT技术仍无法避免X线带来的辐射损伤以及碘对比剂所致的过敏风险[7]。而磁共振成像由于具有无辐射、无创性等特点，日益受到人们的重视。为此，本研究旨在探讨2D时间飞越磁共振静脉成像（2D-time of flight-MR venography，2D-TOF-MRV）、3D 相位对比磁共振静脉成像（3D-phase contrast-MR venography，3D-PC- MRV）、3D对比增强磁共振静脉成像（3D-contrast enhancement-MR venography，3D-CE-MRV）及ESWAN对大脑深部静脉的显示能力，以及评估ESWAN成像对脑深部静脉直径定量测量的价值。

1 方法

1.1 研究对象

选取2013年12月至2015年2月期间，临床病史有头痛、头昏，而头颅MR常规平扫，排除了脑梗死、脑出血、颅内肿瘤等疾病的受试人员35例，分别进行2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRA以及ESWAN的扫描，男性20例，女性15例，年龄23～54岁，中位年龄38岁。其中22例受检者因病情需要行颅脑DSA检查。在实施检查前均获得了受检者的知情同意及医院的伦理委员会批准。

1.2 主要仪器与试剂

1.5 T超导型磁共振扫描仪（Signa HDxt GE，USA），8通道相控阵线圈，双通道高压注射器（Mallinckrodt，USA），对比剂为Gd-DTPA（欧乃影，GE Healthcare Ireland，USA），工作站软件（AW4.5 GE，USA），FUNCTOOL ESWAN软件，统计软件为SPSS 18.0（SPSS Inc., Chicago, Illinois，USA）。Allura Xper FD20-DSA 数字平板血管造影机（PHILIPS，HOLLAND）。

1.3 扫描方法

受检者仰卧，头颅正中矢状面平行线圈长轴，中心对准眉心，下颌内收，并用三角垫固定头部。静脉成像前，受检者先行常规横断位T2WI、T1WI、T2 FLAIR，T1 FLAIR、DWI扫描，以确定颅脑均无异常，而后分别进行2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRV和ESWAN成像。为方便对比分析，均采用横断位扫描，扫描范围均从侧脑室顶部层面到第四脑室下部层面。四种扫描技术的扫描参数如表1所示。

表1 2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRV、ESWAN成像参数比较

1.4 图像后处理

将所有磁共振扫描方式获得的数据传输至GE AW 4.5工作站进行后处理。

3D-PC-MRV原始数据进行最大密度投影（Maximum Intensity Projection，MIP）后处理。将3D-CE-MRV静脉期图像和蒙片进行减影，选择动脉污染最少的静脉影像进行MIP。

ESWAN图像应用FUNCTOOL ESWAN软件进行后处理，重建磁敏感幅值图像和相位图像。然后选取ESWAN相位图像，对其进行适当频率滤波处理得到相位蒙片，再进行厚层重建静脉血管，利用3D-最小密度投影（Minimum Intensity Projection，MinIP），沿轴位增加层厚至20 mm，层间隔选择2 mm，进行MinIP。

1.5 图像分析

（1）深静脉显示数目及显示能力：由2位高年资的影像科副主任医师采用双盲法对35例受试者的双侧基底静脉、大脑内静脉、丘脑纹状体静脉、膈静脉、尾状核头静脉和尾状核静脉数目分别进行计数。采用双盲法对35例双侧丘脑纹状体静脉主干及其属支的显示完整性进行评分。

（2）深部静脉直径定量测量：选取大脑内静脉和丘脑纹状体静脉距离静脉角顶点5 mm处为测量点，由2位高年资的影像科副主任医师对ESWAN及DSA静脉影像上的此两处直径进行测量，将两种图像以静脉角为中心放大4倍，应用工作站自带的测量工具，测量数值精确到0.1 mm。取两位测量者测量数据的平均值进行统计学分析。

1.6 评分标准

对大脑深静脉数目的统计以血管是否显示为标准，即只要其可见，不评价显示质量，对于显示不完整或显示中断的血管都计入可见范畴。

对深静脉显示完整性的评价，基于观察血管是否完全显示，有无中断、假性狭窄等。评分标准[8-9]：完全显示丘脑纹状体静脉的主干和属支为4分；完全显示主干及部分属支或部分显示主干及完全显示属支为3分；部分显示主干及部分显示属支或完全显示主干及不显示属支为2分；部分显示主干及不显示属支或部分显示属支及不显示主干为1分；丘脑纹状体静脉无显示为0分。

1.7 统计学处理

大脑深静脉系统显示数目的差异，对2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRV及ESWAN四种方法就大脑内静脉、基底静脉的显示数用百分比(支数)计算后，再对相对较粗大脑深静脉（如大脑内静脉及基底静脉）的显示率间进行统计学χ2检验，P＜0.05认为差异有统计学意义。在显示较细的深静脉（丘脑纹状体静脉、尾状核头静脉、尾状核静脉和膈静脉）时，显示率采用百分比计算后，再进行统计学χ2检验，P＜0.05认为差异有统计学意义。

丘脑纹状体静脉的显示完整程度，在对70侧丘脑纹状体静脉显示完整性的评价中，采用百分比计算后，再进行彼此的Kruskal-Wallis秩和检验显示。

ESWAN成像对大脑深静脉直径测量准确性分析，与DSA测量的大脑内静脉直径进行比较，经配对样本均数t检验进行DSA与ESWAN测量值的均数差异是否具有统计学意义。DSA测量的丘脑纹状体静脉直径与ESWAN测量的相应值进行比较，经配对样本均数t检验进行DSA与ESWAN测量值的均数的差异是否具有统计学意义。在ESWAN与DSA对大脑内静脉测量值的直线相关分析上，计算出Pearson相关系数、直线回归方程，在ESWAN与DSA对丘脑纹状体静脉测量值的直线相关分析上，计算Pearson相关系数、直线回归方程。统计软件为SPSS 18.0（SPSS Inc.，Chicago，Illinois，USA）。

2 结果

2.1 大脑深静脉系统显示数目的差异

2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRV及ESWAN四种不同成像技术对大脑深静脉的显示结果，详见图1～4，表2。

图1 大脑深静脉的2D-TOF-MRV图像

图2 大脑深静脉的3D-PC-MRV图像

图3 大脑深静脉的3D-CE-MRV图像

图4 大脑深静脉的ESWAN图像

表2 不同成像方式对大脑深静脉的显示结果[支（%）]

2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRV 及ESWAN对大脑内静脉的显示率分别为：97.14%（68支）、98.57%（69支）、100%（70支）和100%（70支）。对基底静脉的显示数分别为：77.14%（54支）、95.71%（67支）、100%（70支）和100%（70支）。四种方法在相对较粗大脑深静脉（如大脑内静脉及基底静脉）的显示率间无统计学差异（χ2=3.167，P=0.367）。

在显示较细的深静脉（丘脑纹状体静脉、尾状核头静脉、尾状核静脉和膈静脉）时，四种方法对丘脑纹状体静脉的显示率分别为：60%、78.57%、92.86%和92.86%。尾状核头静脉的显示率分别为：0、0、34.29%和92.86%。尾状核静脉的显示率分别为：18.57%、18.57%、80%和92.86%。膈静脉的显示率分别为：2.86%、4.29%、82.86%和97.14%。可见，2D-TOF-MRV和3D-PC-MRV对终末静脉支的显示较后两种方法差（χ2=95.86，P=0.000），而ESWAN和3D-CE-MRV间无统计学差异（Z=-0.07，P=0.994）。

2.2 丘脑纹状体静脉的显示完整程度

在对70侧丘脑纹状体静脉显示完整性的评价中，2D-TOF-MRV和3D-PC-MRV评分较低的（0～2分）例数占绝大多数，分别占总数的100%和95.71%，而3D-CEMRV和ESWAN中，评分较高的（3～4分）例数分别占总数的45.71%和81.43%。后两者间进一步行Kruskal-Wallis秩和检验显示，ESWAN的评分值要显著高于3D-CE-MRV（χ2=12.994，P=0.005）。这说明，就大脑深静脉终末支的显示质量而言，ESWAN要明显优于其他三种扫描技术，详见表3。

表3 不同扫描技术显示丘脑纹状体静脉完整性评分（例）

2.3 ESWAN成像对大脑深静脉直径测量准确性分析结果

通过以上图像显示，ESWAN检查方法要明显优于2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV、3D-CE-MRV的检查方法，而DSA又是血管检查的金标准。所以，本研究仅测量DSA和ESWAN图像上对应的大脑内静脉及丘脑纹状体静脉直径各22对，测量值如表4所示。

表4 DSA及ESWAN测量的大脑内静脉和丘脑纹状体静脉直径（mm）

DSA测量的大脑内静脉直径为（1.009±0.264）mm，ESWAN测量的相应值为（0.873±0.172）mm。经配对样本均数t检验得知，DSA与ESWAN测量值的均数差异具有显著统计学意义（t=4.688，P=0.0001），ESWAN测量值小于DSA测量值，见图5。

图5 大脑内静脉的DSA与ESWAN测量值比较

DSA测量的丘脑纹状体静脉直径为（0.781±0.187）mm，ESWAN测量的相应值为（0.719±0.187）mm。经配对样本均数t检验得知，DSA与ESWAN测量值的均数差异也具有显著统计学意义（t=2.825，P=0.0128），ESWAN测量值同样也小于DSA测量值，见图6。

图6 丘脑纹状体静脉的DSA与ESWAN测量值比较

在ESWAN与DSA对大脑内静脉测量值的直线相关分析上，Pearson相关系数r=0.8866，P＜0.0001。直线回归方程为：ESWAN测量值=0.5798×DSA测量值+0.2877，R2=0.786，见图7。

图7 ESWAN与DSA对大脑深静脉直径测量值的相关分布

在ESWAN与DSA对丘脑纹状体静脉测量值的直线相关分析上，Pearson相关系数r=0.8880，P＜0.0001。直线回归方程为：ESWAN测量值=0.8824×DSA测量值+0.0259，R2=0.7929，见图8。

图8 ESWAN与DSA对丘脑纹状体静脉直径测量值的相关分布

据此可知，ESWAN和DSA测量值相差无几，并不影响ESWAN测量值在实际中的应用。

3 讨论

3.1 ESWAN检查方法的创新性

磁敏感加权成像（Susceptibility Weighted Imaging，SWI)是一种以T2*加权梯度回波序列为基础，根据不同组织间的磁敏感性差异提供对比增强机制的技术。这是一种高分辨率的三维梯度回波序列，能够更为敏感的显示出血和微小出血，对于小静脉的显示较为清晰。

目前，以SWI为基础又产生了ESWAN技术，是一种更新的磁敏感加权成像序列。随着1.5 T、3.0 T及超高场磁共振扫描仪的研制、开发，ESWAN已成为检测脑组织铁含量的新技术，其和SWI序列都是梯度回波序列，共同的特点是：都是三维采集，提高了空间分辨率；应用完全流动补偿技术，去除了小动脉的影响；采用高分辨率薄层重建，明显降低了背景场T2*噪声的影响。ESWAN和SWI的区别在于，SWI采用单回波采集方式，而ESWAN采用多回波采集方式，使一次扫描可以获得多个回波的幅度图和相位图。ESWAN是利用组织不同的磁敏感性和相位差异，增加局部组织对比度的基础上，也就是以普通SWI为基础，使对磁敏感效应的敏感性最大化，可以更加清晰地显示静脉血、出血（红细胞不同时期的降解成分）、铁离子的沉积。目前，ESWAN越来越多地应用于中枢神经系统的疾病[7]。ESWAN是应用血氧水平依赖效应使静脉系统显影，该效应产生的机制主要是静脉内含有的脱氧血红蛋白具有顺磁性，使静脉血的T2*时间缩短，静脉的信号明显低于动脉及周围组织[10]；另一方面静脉内容积磁化率将会引起血管内质子的平移，使静脉血与周围组织间产生相位差，导致静脉衰减。两种机制均为静脉与周围组织提供了天然的对比而使静脉系统显影[11]。ESWAN先进于SWI之处，在于SWI采用单回波采集方式，而ESWAN采用多回波采集方式，使一次扫描可以获得多个回波的幅度图和相位图，对磁敏感效应的敏感性达到最大化，可以更加清晰地显示静脉血、出血（红细胞不同时期的降解成分）、铁离子的沉积。在相同场强的情况下，T2*的变化取决于TE的长短，但是，相位差的产生不仅与TE有关，还与静脉的长轴和主磁场所成的角度有关。当静脉长轴平行于主磁场时，可选择一个恰当的TE值，使静脉内容积磁化率达最大值，静脉与周围组织的相位差最大，该静脉信号衰减达到最大，显影最佳。但是，静脉的走形复杂多样，不能保证所有的静脉长轴都与主磁场平行，尤其是迂曲变异的脑深部的细小静脉。所以，必须根据情况适当增加TE值，以达到最大的容积磁化率，这就需要TE值是一个变化的阈值范围。ESWAN的多回波特性正是适应此需要应运而生的。一次扫描可获得多个回波的幅度图和相位图，产生的多个长TE图像，具有充分的磁敏感效应，能更为清晰地将更多的不同走行方向的细小血管显现。由此可见，不同TE值的多回波采集正是ESWAN优于SWI之处。Du等[12]最初设计了一种双回波技术以克服单回波SWI的不足之处，将一个磁敏感加权序列编入三维时间飞跃法磁共振血管成像序列，第一个回波用于流入增强动脉相采集，第二个回波用于磁敏感加权像静脉期采集，因而可以在不增加扫描时间的前提下分别获得动脉及静脉影像[13-14]。

3.2 ESWAN检查结果的先进性

3.2.1 MRI四种检查方法大脑深静脉系统显示能力的比较

本组研究发现，四种扫描方法对相对较为粗大的基底静脉、大脑内静脉显示无差异。而在纤细的终末支小静脉（丘脑纹状体静脉、尾状核头静脉、尾状核静脉和膈静脉）的显示能力的比较中发现，2D-TOF-MRV和3D-PC-MRV显示能力不及ESWAN和3D-CE-MRV。ESWAN和3D-CE-MRV对于终末静脉支的显示率没有统计学差异。血管数目的统计用于观察有或无血管的显影，但是，在研究的过程中发现有的血管虽有显影，但是出现中断、不完整的现象，这就必须进一步对血管的显示完整程度进行分析，了解其是全程血管显影或部分显影。丘脑纹状体静脉，管径纤细，血管弯曲度大，而且由更为纤细的尾状核头静脉和尾状核静脉汇入，分支多而复杂，所以本研究针对四种技术扫描所获得的丘脑纹状体静脉及其属支的显示完整程度进行了更深入的研究分析，发现2D-TOF-MRV和3D-PC-MRV评分普遍较低，对终末细小分支的成像能力差。而3D-CE-MRV和 ESWAN虽评分较高，但两者有统计学差异，ESWAN对于细微的终末静脉支的显示能力优于3D-CE-MRV。

本组研究发现2D-TOF-MRV在大脑深静脉的显示能力不及其他三种方法。由于选用了较短的TR（TR：24 ms）和较大的翻转角（Flip angle：50°），图像的背景组织抑制较好，而且扫描速度较3D-PC-MRV及ESWAN快，从而可以减少图像的运动伪影。对于相对较为粗大的基底静脉及大脑内静脉，容易因湍流的影响，血管出现假性狭窄和中断（图1），尤其是丘脑纹状体静脉、尾状核头静脉、尾状核静脉和膈静脉更为纤细，走形迂曲，方向不定，无法将扫描层面与血流方向完全垂直，这就造成了终末小血管无法显影或显影欠佳。这些不足与层面内自旋的饱和或血流的扭曲、不稳定有关[15]。2D-TOF-MRV使用的体素较大，图像空间分辨率较低。

PC法较TOF法更多的应用于静脉的检查，3D-PCMRV对基底静脉、大脑内静脉、丘脑纹状体静脉的显示率高于2D-TOF-MRV，所显示的血管纹理清晰，能很好地显示这些静脉的解剖结构。由于3D-PC-MRV应用三维采集方式，使用非常小的体素进行采集，图像的空间分辨率较高。但是对膈静脉，尾状核头静脉及尾状核静脉等更为纤细的终末血管支的显示并无优势（图2）。PC-MRV的关键在于流速编码（Velocity Encoding，Venc）的设置，本实验中Venc选择15 cm/sec[16]。流速编码的设定必须根据目标血管的最大流速，一般设定为目标血管最大流速的120%，根据腔静脉的最大血流速度为5～40 cm/sec，由此选择本研究Venc为15 cm/sec，有利于大部分静脉的显示。随着血管的分支越来越细，终末细小血管支流速越来越慢，过低的流速编码会造成反向血流的假象，所以流速编码不能根据终末细小血管的流速而任意下调。流速编码无法兼顾各级血管的流速，是造成细小血管显影不佳的原因之一。流速编码选择不合适，还会出现动静脉同时显影，造成动脉污染。另外，PC法要求扫描层面垂直于目标血管的血流方向，终末细小血管支走形迂曲，方向不定，这也造成终末小血管支无法清晰显像。3D-PC-MRV的扫描时间较长，后处理较复杂，也是其在大脑深静脉成像过程中需要改进之处。

3D-CE-MRV采用三维扰相梯度回波序列（3D-SPGRE），是一种超快速扫描方式，所以3D-CE-MRV较2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV及ESWAN扫描速度更快；3D-CE-MRV使用减影法获得血管影像，背景抑制更好，空间分辨率高。对于各级大脑深静脉显示率明显高于2D-TOF-MRV和3D-PC-MRV，静脉显影更加完整，没有发现血管假性狭窄、中断等现象（图3）。在SWI及ESWAN出现以前，对于大中血管病变的检查，3D-CEMRV减影后的原始图像经过MIP重建，从不同视角得到“真正”的三维静脉血管影像，此方法可以作为静脉系统血管成像的首选方法[9]。但是，3D-CE-MRV对于更为纤细的膈静脉，尾状核头静脉及尾状核静脉的显示率低于ESWAN。在对这三类细小血管的显示完整性评分中，3D-CE-MRV与ESWAN有差异。是否能产生高质量的3D-CE-MRV图像，关键在于掌握最佳的扫描时机。我们所采用的是K空间中心优先采集，TD（延迟时间）=循环时间，注射对比剂6 s开始依次扫描动脉期、动静脉期及静脉期。由于个体循环的差异，对比剂达到静脉峰值的时间点也会有所差异，容易出现动脉污染及静脉充盈不足的现象。另外，3D-CEMRV需要注射外源性对比剂，钆类对比剂在肾源性系统性纤维化的发生中起到一定作用[16]。所以，2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV及ESWAN较3D-CE-MRV安全性更高。

ESWAN选用不同TE值进行多回波扫描（本研究中首个TE值为5.4 ms），并对相位图进行厚层重组，深静脉解剖结构清晰，走形完整，无中断及假性狭窄现象（图4）。对各级静脉的显示率均高于2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV，而对终末血管显示完整性评分高于3D-CE-MRV。ESWAN是利用静脉血本身作为内源性对比剂，而使静脉成像[17]。一方面静脉内含有脱氧血红蛋白具有顺磁性，使静脉血的T2*时间缩短，静脉的信号明显低于动脉及周围组织；另一方面静脉内容积磁化率将会引起血管内质子的平移，使静脉血与周围组织间产生相位差，导致静脉衰减，这些机制为静脉与周围组织提供了天然的对比，从而使静脉系统显影[18]。由于显像原理的不同，ESWAN的血管成像与血流速度没有直接关系，不会出现湍流及流速编码设定不准等干扰；与2D-TOF-MRV及3D-PC-MRV相比，ESWAN深静脉图像的空间分辨率及密度分辨率均更高；其以静脉本身为内源性对比剂，无需注射对比剂，较3D-CE-MRV更加安全、便捷、经济。ESWAN的minIP投影为层厚20 mm，层间隔2 mm的轴位2D图像，可以清晰显示血管结构及细小血管走形方向，空间分辨率较2D-TOF-MRV的薄层轴位图像有所提高，但是ESWAN的轴位图像不能进行任意角度旋转观察，是不及3D-PC-MRV、3D-CE-MRV之处；另外，EWSAN常常存在小静脉与小出血灶或静脉血栓的信号相类似，难以区别，需通过注射对比剂加以辨别[4,16]；其扫描时间较其他三种方式更长，增加了运动伪影的概率以及扫描范围受到限制，这都是需要不断改进之处。

3.2.2 评估ESWAN成像对大脑深部静脉直径定量测量的价值

对血管直径的定量测量是影像诊断的常规手段，往往通过对血管直径的定量测量，再与正常值进行对比，分析其是否存在狭窄、扩张等征象，从而对疾病的诊断和治疗提供有力的依据。

一直以来，医学界以尸体解剖作为描述人体形态学的“金标准”，随着医学影像血管成像技术的不断发展，人体的活体血管影像解剖学描述对传统的尸体解剖提出了严峻的挑战[19]。尸体的血管需经过固定、灌注等处理，失去了活体所具备的血管弹性和血管压力，血管存在不同程度的塌陷，膨胀程度受到严重影响。医学影像成像技术对活体血管进行成像，存在着正常的血管弹性和血流动力，较传统的解剖学在血管直径的定量测量方面更具有真实性。

DSA是注射对比剂后，立即减影成像，所获得的是血管的真实影像，不存在层面重组的问题，一直以来，DSA是诊断血管性疾病的“金标准”[20]。

本实验通过对ESWAN和DSA成像中丘脑纹状体静脉和大脑内静脉直径的定量测量、对比分析。为了达到准确测量的目的，鉴于大脑内静脉和丘脑纹状体静脉管径纤细，本实验以静脉角区域为中心，将DSA和ESWAN的图像均放大4倍后测量。本组测量中ESWAN采用的是厚层重建的横断面图像，而DSA选用的是侧位图像，同一血管，不同旋转角度，是否会影响直径测量的准确性。经过进一步的学习、研究，发现同一血管直径一般不会随观察角度的不同而变化。首先，本实验选取静脉角的顶点作为参照点，因为角的顶点不会因为观察角度的不同而改变，是固定不变的；其次，活体血管由于血液的充盈，其切面呈圆形[21]。所以，选用不同的层面方向测量血管一般不会影响测量结果，确保了测量的准确性。通过对比发现，ESWAN对大脑深静脉直径的测量值略小于DSA，两者的差异有显著的统计学意义（P＜0.05）。这可能是因为DSA造影时，高速注射对比剂造成血流骤然加快，理论上有可能会影响到血管直径的测量[21]；而ESWAN是应用自身的血液作为内源性对比剂，是人体正常状态下的血流速度，血管直径无外界干扰。但是，这种差异非常小，差值精确到0.01 mm，只是在统计学上有所体现，实际应用中可以忽略不计。同时ESWAN测量值与DSA测量值有很好的直线相关性（大脑内静脉r=0.8866，P＜0.0001；丘脑纹状体静脉r=0.8880，P＜0.0001），进一步说明ESWAN在脑深静脉直径的定量测量中具有一定的价值。

4 结论

ESWAN是一种以SWI为基础发展而来的新技术，对大脑深静脉系统各级静脉的显示率均高于2D-TOF-MRV、3D-PC-MRV；对大脑深静脉终末血管显示完整性评分高于3D-CE-MRV；加之ESWAN是利用静脉血本身作为内源性对比剂，无对比剂的不良反应及减小了患者的经济负担，对深部静脉直径定量测量具有一定的价值。