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血管壁成像技术
血管壁（VW）成像技术从颈动脉到颅内血管的演变
黑血 MRI 是一种探测动脉粥样硬化斑块大小和成分的可靠且准确的方法，一般通过获得动脉内膜切除术标本进行组织学相关性研究。富含脂质的坏死核心和覆盖的纤维帽以及斑块内出血和钙化的可以通过多对比MRI识别，它根据 T1、T2 和质子密度加权图像和TOF-MRA区分。基于钆的对比增强可更加清楚的识别组织特征，并可用于识别 VW 炎症的标志物，例如新血管形成。考虑到这些血管的体积小和迂曲，将这些技术扩展到评估颅内血管并不简单。颈动脉VW MRI主要基于标准的二维( 2D )黑血序列，对于颅内血管等小结构，由于血管固有的弯曲走行，非正交的切面方向会放大部分容积伪影。增加颅内血管 2D 成像困难的是发生病变的潜在部位数量众多，而覆盖这些部位的检查时间有限。3D 采集实现了高各向同性分辨率，可以最大限度地减少由于颅内血管的迂曲和小尺寸而导致对壁厚的高估；然而，3D 技术存在成像时间长和流动抑制不理想的问题。例如，双反转恢复 (DIR) 技术通常用于 2D 采集通常不足以抑制 3D 采集中的流动，因为需要相对较大的再反转脉冲。最近对快速自旋回波的可变翻转角重聚焦脉冲的实施实现了更长的回波序列，从而在不影响信号且成像时间相对较短的情况下改善了流动抑制。事实上，与传统的 3D快速自旋回波序列相比，这种可变翻转角快速自旋回波技术已被证明具有更高的信噪比和更强的黑血效应。通过 2D DIR MRI 检查颈外动脉粥样硬化斑块的经验为颅内血管的 3D VW MRI 扫描提供了深刻的见解，因为与颅内影像学结果相关的病理标本相对稀缺。血流信号抑制
血流抑制一般通过流入血液饱和、反转预脉冲使血液信号归零或使运动自旋质子去相位（比如运动敏化驱动平衡(motion-sensitized driven-equilibrium，MSDE)）来实现。在这些技术中，DIR已经最常用于二维黑血MRI。第一个180 °脉冲不具有分段选择性，在成像体积内反转所有自旋质子，反转时间设置为流入血液信号过零点。第二个180 °脉冲具有分段选择性，从而有效地取消了该段自旋向z方向的反转，缓解了VW的T1加权，从而提高了其信噪比。3D VW MRI扫描中血流抑制的主要机制是体素内移动血液质子自旋的失相位。层流加速血液穿过磁场可导致广泛的相位分散，随后信号就会衰减。低翻转角重聚焦脉冲会模拟回波，其存储沿着纵轴的磁化，以及在纵向和横向之间表现出复杂的相位演化，导致信号损失。血流抑制效果与血流速度之间存在明显关系，当血流速度超过 5 厘米/秒时更有效。血流速度通常呈层流分布，最慢的血流靠近管壁，当血流充分减少时可能会出现血流抑制不足。无序的速度分布，例如扰动的或再循环的血流，可以使管腔周围的不完全信号抑制更明显，这可以模拟偏心 VW 增厚（即斑块）（图 1）或同心 VW 增厚（即环状斑块或血管炎） (图 2)。VW MRI 扫描中常见的血流伪影部位包括颈内动脉 (ICA) 岩骨段膝部和 ICA 鞍侧海绵体段，因为这些段是弯曲的并且直径相对较大，因此容易出现再循环血流。使个体容易出现流动伪影的其他因素包括动脉瘤或扩张动脉内的缓慢流动或近端或远端狭窄或闭塞情况下的缓慢流动。血流缓慢也可能是水肿的结果，例如在脑梗塞的情况下。意识到潜在的血流抑制不足对于避免误诊为中风引起的血管病变是至关重要的。图 1：53岁女性，视力障碍病史，不完全血流抑制模拟动脉粥样硬化斑块。(A) 冠状三维血管壁 MRI 扫描，通过右侧颈内动脉海绵体段的短轴位，(B)长轴重建和(C, D) 增强 MRI 扫描显示似乎是局灶性偏心增厚，沿下壁明显增强，提示有斑块（箭头）。(E, F)匹配上述短轴(E)和长轴(F)方向的TOF MR 血管造影 (MRA) 扫描的重建显示由于流动干扰（箭头）导致的类似但更细微的伪影. (G, H)对比增强 MRA 重建与 E和F显示管腔通畅且不规则，从而能够确认疑似管壁增厚为伪影（箭头）。图 2：一名 34 岁的女性有中风和双侧远端颈内动脉 (ICA) 狭窄病史，该病例模仿环形壁增厚的不完全血流抑制。(A, B) A增强前和B增强后冠状位血管壁 MRI 扫描 显示左 ICA 海绵体段环壁增厚（箭头）。（C）明显的管壁增厚和增强是伪影，并通过动脉期对比增强磁共振血管造影图像上广泛开放的管腔(箭头)得到证实，该伪影与血流速度缓慢有关。(D)在此位置重建TOF-MRA显示管腔未闭（箭头），尽管与对比增强 MR 血管造影中看到的相比管径略有降低，是因为管腔处的慢血流导致信号减少。小直径血管的血流抑制更为彻底（即血流抑制不全伪影在大血管中更常见）。这可以用体素灵敏度函数来解释，它定义了在体素中成像的组织结构和信号强度之间的关系。在大多数MRI应用中，组织结构远大于体素大小，MRI信号强度不受其相对于体素位置的影响。然而，对于具有压体素维度的小结构，MRI信号强度取决于其在体素内的位置。相对于体素尺寸而言，直径较大的血管会有位于体素中心的血液质子产生较强的信号，根据体素灵敏度函数，这与亚体素尺寸的小血管中的质子位于体素边缘或角落相比，抑制效率较低。考虑到颅内血管尺寸较小可能接近亚体素尺寸，因此血液信号往往被充分抑制。虽然在 TOF MRA 扫描中确认管腔通畅有助于避免将流动伪影误解为斑块，但重要的是要认识到相同的血液动力学机制（例如，缓慢血流或扰动的血流）会在两种技术（即 TOF MRA 和 VW MRI 扫描）中产生伪影。因此，钆增强 MRA 可以帮助确认管腔通畅性。血流抑制效果取决于血管相对于 3D VW MRI 采集方向，并且当血流（血管方向）平行于读出频率编码方向时最有效。在血流方向上使用的频率编码梯度脉冲可以引起很大的非零梯度矩，导致读出方向上的信号衰减比相位或部分编码方向更多。为了避免由于序列方向伪影造成的误解，我们建议在多个方向上获取 3D VW MRI 扫描（图 3）) 以增加平行于频率编码方向的血管段数。通过降低涡轮因子和使用更短的回波时间，可以进一步优化小型穿支血管（即豆状动脉）的血流抑制，如图3所示。这优化了小血管而非大血管的体素内移相，因此在具有这些参数变化的较大血管中更有可能出现流动伪影。图 3：采集方向相对于血管方向对充分抑制血流的影响。(A)通过左大脑中动脉 (MCA) 分支的短轴获得的冠状三维 (3D) 血管壁 (VW) MRI 扫描显示环周增强，如在一名有中风史的32岁女性的血管炎(箭头)中所见。(B) 当在轴向方向获取 VW MRI 扫描时，增强消失，此时相同的 MCA 节段现在在其长轴（即平行于频率编码方向）（箭头）上成像。该图像经过重建，调整到与A图像中相通的层面。(C) DSA可以确认此 MCA 段广泛开放（箭头）。虚线表示 MRI 部分的位置。(D，E)在第二名患者(32岁中风女性)中，在轴向3D VW MRI扫描(D)中可看到涉及基底动脉(箭头)的假性血管壁增强和增厚，但在冠状VW MRI扫描(E)(箭头)中未看到(重建截面以匹配D中所示的方向)。(F) TOF-MRA显示基底动脉未闭塞。虚线表示MRI部分的位置。(G)在第三个患者(患有颅内动脉狭窄的56岁女性)中，通过豆纹穿支动脉的短轴获得的轴向3D VW MRI扫描显示了冠状重建中的管腔内高信号(箭头)。(H)当3D VW MRI扫描在冠状方向上采集并且血管在其长轴(箭头)上成像时，信号强度被抑制。(I)通过使用降低的涡轮因子和更短的回波时间(箭头)来优化这些小血管中的血液信号抑制。3D VW MRI 扫描上的血流信号抑制可以通过使用预备脉冲模块（例如运动敏化驱动平衡）进一步改善，它使用流体敏感的相移梯度来抑制移动自旋质子。该技术已用于对脑动脉瘤成像，但显著降低了信噪比。用于定制激发准备的延迟与章动交替使用非选择性低翻转角脉冲序列与梯度脉冲交错，从而产生破坏效应，因此流动的自旋质子无法达到稳定状态。它提供出色的血液抑制和组织信号保存，并已用于颅内 VW MRI 。然而，这些技术仍未广泛应用，需要进一步研究以评估在临床实践中使用和不使用预备脉冲模块获得的 VW MRI 之间的差别。
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