医学影像技术体系 · 第 37 卷 / 共 44 卷
ASL、T1/T2 mapping 与 T1ρ
本卷导读
讲解 ASL 动脉自旋标记的原理、参数与发展，T1、T2、T2*、T1ρ mapping 的采集与拟合，以及定量 MRI 在颈动脉斑块与放疗毒性评估中的应用。
知识结构
- ASL 原理与临床应用
- ASL基本原理及临床应用
- ASL（动脉自旋标记）技术的发展
- T2 与 T2 mapping*
- T1 与 T1ρ mapping
- 磁共振定量技术T1 mapping
- 磁共振定量技术T1ρ mapping
ASL 原理与临床应用
1. ASL基本原理及临床应用
基本上是：机场--医院--餐馆--酒店。早上6点半起床，晚上回酒店也差不多快23:00了。
一直都没有写这个内容，因为首先写这个内容的非常多，其次这个选题比较热，如果写得不好，对大家没有什么帮助，不如不写。
ASL是Arterial Spin Labeling的缩写，翻译过来就是动脉自旋标记。它的主要作用是用来做磁共振灌注成像。磁共振灌注分为很多种，可以见下文链接：
灌注是指：经过血管或管道系统流入并散在分布于目的器官或组织的毛细血管床的过程。
要用磁共振方法或者技术反映灌注特点及信息，可以采用很多方法，但是主要分为打药灌注（即注射对比剂方法）和不打药灌注。
相比打药方法做的灌注，不打药灌注的最大优点在于：不打药，不打药，不打药！
省去了打药的过程，不打药灌注的检查就非常的安全，并且操作方便，便于随访或者反复进行。
而ASL则是不打药灌注法临床应用最多的一种。正是在这种背景下，ASL目前非常火，基本上很多医院都会开展，有的大医院甚至是常规头颅检查开展ASL。
很多时候，都讲ASL，可能对基本原理都比较熟悉，但是具体来说ASL是如何通过不打药方法进行灌注成像的？可能很多人就不一定说得清楚了。
很多人一句话把ASL原理带过：标记颈动脉血流，采集两次信号，非标记的（control）像减去标记的（Label）像，即得到颅脑灌注图。
标记脉冲是让质子翻转多少度？标记在哪个位置？标记过后，什么时间开始采集信号？
ASL之所以能做到不打药反映血流灌注信息，就是因为它采用人体自身的血液质子作为内源性示踪剂，而不是通过注射对比剂（外源性示踪剂）来达到同样的效果。
这个问题还可以变成，我们是要利用哪些血液质子作为内源性示踪剂。
ASL主要用来做头颅灌注成像，反应的是颅脑血管的灌注信息，所以要得到反应头颅的血管灌注信息，我们应该在源头对流入颅脑的血液进行标记。
标记带一般放置于颅脑（信号采集区）的下方，主要标记的血管是颈内动脉。
- 如何通过标记的方法进行灌注成像？
但是要详细的把这个成像过程或者细节原理讲出来，可能就非常难了，大部分人对这个看似理解，其实又不知道细节。
讲ASL原理是比较头疼的，有的东西可能自己明白要把别人讲明白不容易，而ASL原理就是属于这类，况且对于ASL，对细节原理也不是很明白。
ASL成像采集两组数据，生成两组图：一个是Label标记像，一个是Control控制像。标记像对流入的血液进行标记，控制像也对流入血液进行标记但是效果等于没有标记的。用控制像减去标记像即得到颅脑灌注图。
因为，标记像中，血液里的氢质子磁化矢量翻转，经过一定的时间Delay，流入成像区后，氢质子还被饱和，信号没有恢复，采集的脑组织信号下降。而控制像由于血液质子的效果等于没有标记，所以采集的信号等于脑组织信号和流入的血液信号。
Scontrol=脑组织信号+流入的血液信号。Slabel=脑组织信号+流入的部分血液信号（大部分血液信号被饱和，恢复的信号和Delay延迟时间及血液的T1有关）。这样的话，控制像-标记像就会得到流入脑组织的血液相关信号（即灌注信息）。
如果按照以上原理理解，我们要持续的对整个颅脑进行灌注成像，理想状态下是在下方标记区，一直发射脉冲对整个流入的血液进行持续地标记。
因为磁共振成像中，如果有射频脉冲持续的工作，那么SAR值很容易升高，对射频放大器功率也有很高的要求，这样对于硬件要求高，对病人也不太安全，而且磁共振系统如果超过SAR值会自动停止扫描。
CASL：Continuous ASL 连续式标记。
pCASL：pseudo-Continuous ASL 伪连续式标记。
这种方法首先对硬件要求高，其次持续发射射频脉冲SAR值高，第三我们还要考虑MT（磁化传递）效应。
这也回答了前面的一个问题：为什么在做控制像的时候，明明我们要达到的效果是不标记血流质子，但是还是得发射脉冲两次达到这个效果？
首先是因为，我们要用这两个图形进行相减，除了考虑其他的，还要考虑条件相同。这就和我们做实验一样，为什么用药组采用药物，而不用药组要采用安慰剂，可以这样理解，要保证两个图条件都相同。第二就是，标记像中，会发射脉冲对标记带血液进行标记，其中会产生MTC效益；即使控制像，我们也还是进行两次标记，来达到非标记的效果，这样也是让前后两种图像一致。
脉冲式标记和连续式标记不同，听名字大家就明白，它并不是持续对标记带的血液进行标记，而是采用一种脉冲式的方法，标记一下，停一下，再标记一下，再停一下.....。目前临床采用比较多的，也是ASL专家共识要点及推荐书，或者叫ASL白皮书中推荐得最多的是采用pCASL即伪连续脉标记。
现在，飞利浦系统中，大家使用最多的就是3D pCASL这种方式。
为什么现在大部分医院做ASL均喜欢采用这种方法呢？
因为pCASL这种方法做ASL，具有：灌注均匀，高SNR信噪比，低SAR值等特点。
除了更加标记脉冲分类，ASL还可以根据图像采集模式进行分类。
2D ASL：采用2D的采集模式
3D ASL：采用3D的采集模式（白皮书推荐）
4D ASL：采用4D的采集模式，也就是多了multi-phase。
除了采用ASL做灌注图，大部分医生还希望能够用这种技术做定量，比如得到CBF图，得到其他相关图，可以和打药的灌注DSC做对比研究。
采用3D pCASL扫描完成，在飞利浦系统中，可以直接生产CBF图，便于定量。
要说明的一点就是，飞利浦的3D ASL采用的是3D GRASE这个序列进行采集，并不是3D FSE或者3D的梯度回波序列。
自旋回波序列特点是信噪比高，对磁场不均匀不敏感。梯度回波序列特点是速度快，对磁场不均匀敏感。
由于ASL本身就是要得到灌注图，灌注效应又和磁敏感比较相关，所以，理论上用TSE自旋回波类序列做ASL，得到的图像信噪比高是优点，但是反应灌注，可能并没有太大优势。
而GRASE这个序列结合了自旋回波序列和梯度回波序列特点，刚好非常适合用来做ASL。
除了3D ASL，飞利浦有特点的multi-phase技术可以完成4D ASL的成像。
（飞利浦独家）4D TRANCE 不打药ASL血管动态成像。ASL的内容非常多，本来一直没有写这个内容，第一是自己对这个理解不深入，怕写了误导大家
导游很自信的说，他来草原这么多次，他夜观天象，凭借他多年的经验，至少我们玩的这2天不会下雨。结果是，玩的2天都下雨，我一走，坝上又晴了。
继续我们的ASL话题，每次在路上开车，作为车盲的我，经常把奥迪的一款A6L看成ASL。
是我们尝试做Kidney ASL。再次声明：虽然ASL理论上可以用于其他部位，但是临床上使用得最多的还是用来做头颅。搜了一些国内、国外的文献，有一些发表的做肾脏ASL的，但是由于参数写的比较模糊，所以基本上我们的一些尝试类似于“摸着石头过河”，甚至我开玩笑说“连石头都没有，直接趟着水过河，也不知道深浅”。
要做ASL，并不是单纯的发一个标记脉冲带，然后对目标成像区域进行扫描，再用控制像（对照像）和标记像做减影就得到灌注图了。
要做好ASL，这里涉及到很多参数，而目前头颅的ASL研究得比较多，国际学术上也达成了一定共识，而其他部位则还没有太多研究。很多参数都不知道（或者不确定），比如：标记带如何放置？标记哪里（哪根血管）？标记带距离成像区域多少？PLD（标记后延迟时间）设置多少？这些都不知道，都不确定，所以，现在除了头颅，其他部位的ASL基本上还是属于科研（研究）范畴的，大家做的好多工作，都属于收集数据和试错阶段。
再次强调一点，目前临床使用的ASL序列主要用来做头颅，其他部位的ASL属于科研范畴，普通机型无法应用。
ASL根据标记方法及脉冲可以分为：连续式标记CASL、脉冲式标记PASL及伪连续式标记pCASL，当然还有一些特殊的标记方法，比如速度选择性标记。根据成像采集模式又可以分为2D的ASL，3D的ASL及4D的ASL。
和其他磁共振成像技术类似，ASL技术的实现是通过相关磁共振序列进行的，在讲到磁共振序列的同时，我们自然而然的就想到了参数。和其他特殊序列相似，ASL技术也是由磁共振序列组成的；而和普通磁共振序列不同，ASL的序列则更为复杂。我们不可能把ASL序列的所有参数都讲透，这里主要是讲关键的一些参数。
在飞利浦系统中，在Dyn/Ang参数卡片下，ASL中第一项，可以下拉选择标记类似。
脉冲式标记PASL，在飞利浦的系统中，如果想用这种方法，就选择STAR。
Signal Targeting with Alternating Radio frequency。
选择pCASL，伪（准）连续式标记方法，则直接在下拉列表中选择pCASL即可，非常简单。
PASL脉冲式标记使用1020ms的短射频脉冲，对颈部1015cm范围进行容积标记；而pCASL使用1000个以上的瞬时脉冲，持续时间1~2s，对颈部薄层区域进行连续标记。PASL标记区域宽，但是持续时间短；而pCASL，标记区域小，但是持续时间长。
在进行磁共振扫描定位的时候，大家看标记带宽窄就能够轻易判断是使用的PASL方法还是pCASL方法。
PLD，即Post Label Delay，标记后延迟时间。不同公司有不同写法，有写post labeling delay的，有写post labeled delay的，总之都是PLD。这个参数的主要含义是指标记以后多长时间开始采集数据，或者可以理解为从施加标记脉冲（反转脉冲）到采集数据之间的延迟时间。
我们如果说PLD就是默认的采用连续式或者伪（准）连续式进行ASL。而如果是脉冲式方法做ASL，这个参数应该叫做TI，即Time of Inversion，反转恢复时间。
PLD这个参数可以说是ASL中最重要的一个参数，也是我们扫描过程中，可能会修改最多的一个参数。
不同的病人由于不同的生理或病理状态，标记血液流入脑组织（或者成像区域）的时间是不同的。很多时候，需要调整这个参数，来达到最佳的灌注图像效果。
实际上要个性化的设置好PLD几乎是不可能的。另一方面，在血液经过标记后，在流入扫描（成像区域）的过程中，会进行T1弛豫的恢复，而不同状态下，血液的T1是不同的。
如果PLD过短，比如小于1000ms，那么得到的图像更偏血液流入增强效应及血管成像，而不是灌注。这也是为什么，大部分设备的ASL中的PLD默认设置的值都是大于1500ms的。
在飞利浦系统中，默认的参数设置是1650ms，用户可以根据需要对PLD进行自定义。
在设置PLD的时候，一个基本原则就是，尽量做到PLD时间和血液从标记位置达到成像区域时间相匹配（理想状态下是相一致）。如果一个人血流速度快，则PLD可以设置短一点；如果是有些老年人，血流速度慢，或者有病变患者导致血流速度慢，则PLD可以适当延长。
其中，可以注意，小孩由于血流速度快，PLD推荐设置为1500ms；而新生儿则推荐设置为2000ms；而一般虽然年龄增大，血流速度会变慢，所以70岁以上，PLD设置为2000ms；对于普通成人，有临床症状或者患者，由于病变，血流速度也可能会变慢，所以PLD相对推荐设置延长。
- 5T和3.0T，场强不同，组织的弛豫时间是不同的。一般，随着场强升高（从1.5T到3.0T），血液组织的T1值会上升。一般情况下，在3.0T中，PLD的设置可以高于1.5T。
有时候在临床使用时，有很多学者和专家，推荐扫描几个不同PLD时相的pCASL图，可能对一些疾病诊断有帮助。比如分别扫描1500ms，2000ms，2500ms三个不同PLD时间的ASL图。扫描不同PLD，扫描时间也会延长，所以需要大家权衡时间及收益。
PLD除了会影响ASL灌注图，还对定量有重要影响。我们做ASL除了得到灌注图进行定性诊断，还可以测量CBF进行定量诊断。
写（读）到这里，我不知道大家是否有一个疑问？反正我当时是有这个疑问的。前面第一部分的图讲了，在3.0T场强下，血液的T1值，大概为1650ms，这也是很多厂家在pCASL这个序列中把PLD设置为1650ms的原因。
ASL技术中，其实有一点类似于反转恢复序列，就是先通过一个脉冲，把目标的磁化矢量反转到180°，然后经过一个TI时间（类似于ASL中的PLD）采集信号。如果想要抑制血液信号，那么这个TI时间（或者PLD）时间，最好的设置其实并不是T1值，而是0.693*T1值。
- 0T中，假设血液T1=1650ms，那么
㏑2×T1=0.693*1650=1143.45ms。当经过1650ms的时候，实际上，血液中的氢质子已经恢复到了磁化矢量的正方向。理论上，我们想要得到控制像（对照像）和标记像中血液最大信号差异，PLD应该设置为㏑2×标记血液组织的T1值，但是我们没有这样做。
通过控制像和标记像的减影，我们得到的血液灌注信号是非常低的，这也是为什么ASL技术要通过反复的多次重复得到足够信噪比的图像。
ASL每次标记的血液量仅占脑血流量的非常小一部分，所以，需要反复重复这个过程，即需要多次的dynamic。dynamic越多，扫描时间越长，当然图像的信噪比越高。
这里需要注意，在连续式或者准连续式标记方式的ASL中（CASL, pCASL），标记距离应该写为label distance；而在脉冲式标记方式的ASL中（PASL），标记距离应该写为label gap。
标记距离是指标记带与扫描层面的中心的距离。这个参数，我们一般不怎么改动，因为标记带会随着扫描层面范围移动。但是需要注意，如果增加扫描层数（即扫描空间范围），则标记距离可能会缩小。
讲到标记距离，又涉及到前面的问题了。标记距离和血流速度及arterial transmit time（ATT）也有关系。注意看出厂序列默认的标记距离，一般是90mm。可以查一下正常的颈内动脉血流速度是多少？大概是60~70cm/s。是否有老师会问：90mm÷60cm/s=0.15s=150ms，而你的PLD一般设置为：1650ms=1.65s。这不是还没有采集，血液早就流走了？
血液从颈内动脉流入采集区脑组织的速度确实非常快，但是血液还会在脑组织中，完成水分子的交换。
为什么在设置PLD的时候，不设置为㏑2×标记血液组织的T1值，而要设置为差不多1650ms，因为这个时间和ATT时间是匹配的。
本来以为2个小时写完，结果从8月29号晚上，直接写到了第二天8月30号凌晨。
ASL这部分内容其实如果要深入思考的话，会越想越不明白，感谢写到这里，我都完全不知道在写什么，感觉我已经完全不明白ASL了。
一周前看了一部电影《黄金兄弟》，不说多烂，肯定不算好片。不过片子的取景，场景切换还是让人印象深刻。后来才发现真的是电影，大部分人都觉得电影致敬了90年代香港古惑仔系列，毕竟有陈浩南（郑伊健）、山鸡（陈小春）。我本人虽然也是80后，但是没怎么看古惑仔，里面的背景音乐、歌曲倒是熟悉。又有人说，其实这部电影，不是致敬古惑仔，而是代表了80年代的无线五虎将--苗侨伟、黄日华、汤镇业、刘德华、梁朝伟。90年代，继承五虎将称号的是古惑仔无兄弟（郑伊健、陈小春、谢天华、林晓峰、朱永棠）。
平凡的人都崇拜有两种能力的人：第一种能力叫做multilingual，这种人又被称作polyglot，擅长（通晓，熟练掌握、运用）多种语言者。像我们这种平凡人是最羡慕这种人的，因为大部分平凡人是不可能熟练通晓，无缝切换多种语言的。而且严格意义的polyglot，并不是只通晓一个语系的不同语言，比如都是印欧语系的欧洲大部分语言，而是通晓不同语系的不同语言。
第二种被大家羡慕的人，永远的能力是，全球乱飞，瞬间移动。比如，今天在中国，后天可能又在南美洲了，下周又去欧洲了，过2天到日本去了，再过几天去美国了。要知道，作为我们这种平凡人，虽然也经常飞，但是出国还是麻烦的，特别是短时间，多个不同国家，办签证就得忙一阵。
第一部分我们介绍了ASL的概述，包括：ASL的概念、基本原理、ASL的分类等。第二部分主要详细阐述了ASL序列的一些关键参数，包括：标记方式、标记距离、PLD、dynamic scans等。
再插一句，我自己都发现有时候我比较轴，有的时候可能太较真，转牛角尖。比如，我经常会比较不同App或者软件效果，有时候都达到了强迫症的程度。
比如，经常坐飞机，我自己常用的两个软件是：航旅纵横和飞常准。这两个App，各有优劣，不过我就想比较这两个App在不同功能的准确率，比如空中飞行模式中定位及显示的准确性。
如何比较这两者呢？当然是尽量做到，控制其他条件，看这连个App在飞行模式中显示的一致性。
上面两组图（4幅图），可以看到在两个同一时间段，不同软件飞行模式中显示飞机位置及飞行时间，通过比较，会发现，他们基本上是一致的。
后面比较4D ASL和4D TOF显示血管的一致性也采用这种直观的比较法。
（飞利浦独家）4D TRANCE 不打药ASL血管动态成像。第二部分讲ASL的关键参数中提到了，最重要的一个参数是PLD。PLD的设置是否合理，直接关系的ASL序列生存的灌注图像和后面的CBF值的计算。
然后，传统的ASL技术，一次标记后，一般是采用一个PLD时间值，然后进行信号采集，即我们所谓的单相位single-phase。
如果能够在一次标记后，进行多个延迟时间值的采集，那么会得到不同PLD时间的信号图，即我们所谓的多相位multi-phase。
第二部分文章中有一幅图，大家记住了，对理解4D ASL很有帮助。
形象的展示了采用pCASL序列，不同PLD值得到的效果不同。在PLD＜1000ms的时候，我们得到的更多是偏向血管成像的效果；PLD＞1500ms以后，我们得到的是偏向脑灌注的效果；PLD再增大，则信号被饱和，得到的图像噪音加大，没有太多临床意义。
我们前面说过，很多系统中，机器设置的默认标记距离（标记带到采集成像区域中心的距离）为90mm，而我们做头颅ASL大部分标记的是颈内动脉，颈内动脉的血流速度正常状态下是60~70cm/s。如果PLD（标记后延迟时间）足够短的话，我们就能看到血液逐渐流入脑内的效应。90mm÷60cm/s=0.15s=150mm。
采用多个PLD时间，即multi-phase技术，在不同的PLD时间进行采集，200ms，400ms，600ms，800ms，1000ms，可以得到血液逐渐流入的增强效果，即血管显像。
采用3D的采集技术，结合多相位multi-phase技术，我们则可以得到4D ASL的效果。
采用4D ASL技术，可以不打药（不增强），得到动态的类DSA效果的血管流入流出图像（即4D MRA效果），对于显示血管疾病，特别是Moyamoya，AVM（动静脉畸形）、AVF（动静脉瘘）、血管旁路手术评估、颅内肿瘤血供来源分析等非常有用。
在进行标记的时候，飞利浦4D ASL技术（4D TRANCE技术）还能进行选择性的血管标记，选择性的进行某一分支血管成像。
在飞利浦4D ASL扫描序列中，又分为了选择性4D ASL和非选择性4D ASL。
而选择性的4D ASL，可以选择性的标记某一支血管以显示该血管供血范围的血液动态成像。
这里可能很多技术员或者诊断医生关心的是，这个4D ASL序列确实不错，不用打药，可以做动态血管成像，那么这个序列扫描时间如何，做出来的图像效果和TOF比较有什么差异。
可以告诉大家，这个序列，如果做全脑血管，扫描时间大概在4~5分钟，不算快，当然也不算慢，因为我们做的是不打药的4D MRA。这个序列的空间分辨率还是非常不错的，目前我们修改后，设置的扫描序列采集体素为1.2mm1.2mm1.6mm，分辨率已经非常接近不打药的TOF MRA静态血管图。
诊断对于专业的放射科大夫不难，一个比较典型的AVM（动静脉畸形）。这个病例可以发现，采用3D TOF做的静态MRA和采用4D ASL做的动态MRA非常一致，并且4D ASL可以做多个动态，可以发现AVM的供血动脉、畸形血管团及引流静脉。病例中4D ASL可以进行视频播放，效果类似于电影，不过在PPT上无法直接把视频插入进来。
同样是这个病例，可以发现扫描参数，采集体素为1.2mm*1.2mm，扫描时间5分钟。图像与3D TOF对照，一致性非常高。
当然有，我上上周刚好遇到一个Moyamoya，做了一个，效果非常好。
烟雾病，Moyamoya最早是在20世纪60年代由日本学者发现的，1969年日本学者Suzuki（铃木）和Takaku（高久）把这个疾病命名为Moyamoya病。这种疾病的主要表现（外显表现）是双侧颈内动脉末端、大脑前动脉及大脑中动脉进行性狭窄或闭塞，颅后及颅底异常血管网形成。在DSA图像上，颅底的异常血管网酷似“烟雾”，所以Moyamoya又叫烟雾病。
根据病变发展的进程，可以在脑血管造影中人为的把Moyamoya病的表现分为六期。
对于烟雾病，治疗主要以外科手段为主，颅内外血管重建手术是其主要的治疗手段。影像检查不仅能够显示烟雾病的表现对其进行诊断，更重要的是进行术后的效果评估。
的病例为体检中偶然发现，以前没有任何症状，采用4D ASL发现了动静脉畸形。[一篇文章只能插入3段视频，所以这个病例以展开图片的格式来显示，特此说明，工程实践中注]。
该技术主要结合了3D的采集模式和多相位multi-phase想结合，得到了4D的图像效果。
一幅图总结飞利浦的4D ASL。
这里有一个时间分辨率的概念，什么意思呢？就是不同采集时间相（multi-phase）之间的间隔。目前，可以做到仅仅80ms的时间分辨率。
在120ms，200ms，280ms，360ms.....1000ms的不同时间点进行采集，时间分辨率为80ms。
- 09.27 于 Kyoto 京都
2. ASL（动脉自旋标记）技术的发展
动脉自旋标记（ASL）技术是一种无需打药，无需引入外源性对比剂就可以进行颅脑灌注成像的磁共振技术。目前ASL技术不仅仅用于头颅，还扩展到全身很多部位。
在ASL数据采集的信噪比以及采集速度等方面近年来已有大量成果面世。通过引入新的分析策略，提高了标记效率、减少了人工的影响并估计了灌注外的其他相关的生理学参数，使得ASL技术成为临床医生手中重要的辅助工具。随后会介绍使用ASL数据计算除灌注外的其他生理学指标的新研究。
现代医学影像技术的主要研究目标在于超越以往对组织形状、大小以及纹理信息在内的定性分析，进入医学影像定量分析的世界。而由于ASL技术可以定量地测量大脑的灌注情况，成为目前最为流行的成像技术。大脑的灌注量作为一个广受关注并可用于说明组织代谢以及工作情况的指标，可以定义为单位时间内流入单位质量组织的血液的体积。因此它被证明是研究脑功能以及作为临床研究的强大工具，但是它仍是一项在不断发展的新技术。
相对PET这样依赖外源性示踪剂的成像方法来说，ASL技术使用的示踪剂就是血液本身。当这种标记过的血液流入组织时就会引起组织中可用磁化的减少，因此在标记位置下游采集到的图像会显得暗一些。通过计算一系列标记像与控制像的差值，就可以求得在标记期间流入器官的血液体积的多少。经过一个短暂的延迟就可以获得一个标记过的大脑影像。随后采集第二张大脑影像，但是在第二次的采集中不进行血液的翻转磁化，只是用作任何标记脉冲处理的控制像。根据研究的需要我们也可以采集成对影像，从而获得关于灌注的时间序列，来研究在任务刺激下大脑灌注的变化。
Figure 1 PcASL分析基本。ASL技术的主要改进在于标记方法的改变。这就是连续标记(CASL)和伪连续标记ASL(PcASL)技术。近来研发的速度选择标记(Velocity Selective)可以只对运动自旋进行标记，而对标记位置没有要求。ASL差值图像与灌注速率成比例，但是不同的技术有所不同。自ASL技术发明以来已经有针对不同模型ASL技术的研究，并与其他类型的灌注测量进行比较。
ASL技术发明的同时，血氧依赖信号（BOLD）效应也同时被发现。但是直到最近5年，ASL技术才被神经影像领域广泛运用。该技术最初的问题在于其较低的信噪比和低时间分辨率。随着并行成像的出现，以及伪连续标记和背景抑制方法的发展，现在可以在兼顾一定的时间分辨率和数据质量的情况下采集ASL数据，使得ASL技术成为一种强大的定量测量成像工具。ASL技术应用的另一个瓶颈在于被试个体特异性对于分析有较大的影响。直到2014年，该领域的研究人员才在一起为ASL技术的推广应用提出了一系列建议，并将其作为标准来实现与推广。而这些标准一般来说就是ASL技术应用的最优方案。由此各设备供应商都推出了符合标准的ASL脉冲序列。
ASL技术应用的一个主要挑战在于其低信噪比和低时空分辨率。造成其低信噪比的主要原因在于其只有部分标记血液进入体素。当标记的自旋血液达到体素时，在传输过程中自旋的程度已经有所减弱。在标注血液到达时间内，由于T1弛豫会使得约50%的标记失效，传输时间越长则丢失的标记越多。由于白质中的灌注速率较低，标记传输时间长，使得在白质中信噪比的问题最为严重。虽然对于白质的ASL成像在技术上可行，但是由于白质ASL成像需要较长的扫描时间，且数据质量较差，导致往往不会对白质的灌注进行分析。
1999年通过引入速度选择性饱和脉冲序列（Velocity-Selective Saturation Pulses）解决了这个问题，同时也应用到了人体的研究中去。这一概念相对简单，即在目标区域的上游位置使得运动的血液被标记，由此构建动脉标签，而不是在目标区域的上游使其自旋翻转，而且标签的数量可以忽略不记。动脉饱和最初是通过一个90°脉冲来实现的，该脉冲首先使磁化进入横断面，然后是两个或两个以上的绝热180°脉冲，周围是一个净零力矩的梯度脉冲。这导致自旋在编码速度阈值以上时发生相移，而在编码速度阈值以下的自旋则会恢复相位相干。磁化被返回到Z轴一个90°的脉冲，在理想情况下，这个脉冲序列之后，动静脉的自旋是饱和的，静止的组织其自旋是不受影响的。为生成合适的控制像，会再次施加相同的预处理脉冲序列，但是不施加速度梯度编码因此将所有的自旋返回纵轴。这种处理对于每个单脉冲获得的翻转角度十分敏感，由于绝热脉冲对非均一性的磁场更加稳定，因此在大多数实现中多使用绝热脉冲。
Figure 2一种基于速度选择性标记脉冲序列。但是这一策略还有一些短板存在。首先是在标签中包含了饱和的动脉自旋，而非翻转，因此放弃了一半的标记血液。这种速度编码梯度会产生不想要的涡流，并在过程中对图像进行梯度加权，而非原先需要的控制像。这就会导致在计算标记像与控制像的差值之后，将在灌注量的计算上引入不必要的误差。弥散敏感性问题尤其需要注意，因为ASL的差值图像对于脑脊液会产生与灌注无关的大信号。由于其输入的标记血流团块要远小于PcASL序列，这也降低了信噪比。
然而，从引入绝热脉冲开始，在这些问题的缓解已经取得了稳步的进展。Guo通过使用一个经过精心设计过的BIR-8脉冲序列大幅度降低了涡流以及弥散的影响。若要更进一步降低其影响还可以连接二到三个乃至更多的标记脉冲以达到一个较长的标记输入，由此提高ASL数据的信噪比。
Figure 3 BIR-8速率选择性脉冲。近来，Qin等人引入了一种组合的脉冲序列，这种序列可以在一定的速度范围内翻转运动自旋的磁场方向，而对于其他速率的对象磁化不变。可以将其想象为以一个180度的hard pulse脉冲遍历k空间，该脉冲被分成相等的段。添加了一组额外的180°重新聚焦脉冲，以在整个过程中重新聚焦离共振效应。结果，他们证明了该技术可以产生在信噪比方面可PcASL媲美的ASL图像，但对推注到达时间变化不敏感。该团队还能够使用该技术显著提高非造影血管成像质量。
Figure 4数据选择性翻转脉冲。由于血液进入大脑时血液会减速，因此大脑的灌注测量也是速度选择性标记中较为关注的问题。其面临着如速度选择性的误差等挑战，但是也存在着获得高质量数据的可能性。Schmid使用一种与速度选择编码类似的思路，提出了基于加速度的标记(Acceleration Selective Labeling)选择方案。加速度编码可使用与速度编码的情况类似的原理来实现，但是其编码对梯度脉冲进行设计，使其0阶矩和1阶矩均为0。
速率选择与加速度选择性标记方法仍在研究与开发之中，我们期待他们早日克服存在的问题，尽快实际应用开来。
三.血管区域成像（Vascular Territory Imaging，VTI） 在如颈动脉狭窄，颅内动静脉畸形这类血管受损的临床病例中，对大脑灌注区域的了解可以提供重要的信息，并且需要向每个区域提供侧支供血的信息。通过对pCASL序列的调整，使其只对流经特定标记平面特定区域的血液进行反转，就可实现对血管的选择性标记。Richter等人在一项研究中将该技术应用于闭塞性疾病血流供应重组的情况，提供了该技术应用的一个例子。VTI当前通常依赖于沿RF脉冲之间沿标记平面的附加梯度脉冲的应用，以及对RF脉冲序列的线性相移。平面梯度引起的附加流动会积累一个额外的相移Δϕ，根据其位置标签内的平面：
Gz,ave为平均切片选择梯度;G0,x,k以及Go,y,k为第k个射频脉冲处横向x以及y梯度的零力矩；x, y, z表示标签相对于等角点的位置。下一个射频脉冲的相位必须随之调整，以匹配所需位置的相位增益。只有在想要的位置旋转才能保持旋转锁定状态并变成反转。血管编码的pCASL (Vessel-encoded pcasl, Ve-Pcasl)是由Wong首先引入的，它使用常数梯度沿着自旋反向流动的标记平面产生周期性的带状反应。这样，通过调整面内梯度，使两个容器分别位于标签和控制区域内，使它们之间的相位差为180°。通过扩展此概念，可以使用Hadamard编码方案在多个ASL图像采集上标记不同的血管组合。
Figure 5血管选择性PcASL序列。Gx和Gy表示允许在标记平面内标记单个血管的附加平面内梯度。这些梯度在射频脉冲之间的间隙中发射，通常与切片选择性梯度的相位重置同时进行。在控制情况下，射频脉冲的符号每隔一个脉冲交替出现。
为避免在数据采集时根据被试的体质问题对标记方案进行耗时的校准处理并促进临床使用，非计划性的Ve-Pcasl已得到普及。不需特意将标注与对照平面小心地放置在目标血管上，而是假设所有对象均有固定的梯度幅度和方向以及相位移。随后可通过聚类算法求得每个血管对每个体素的贡献率。其中最常用的就是K-mean聚类算法，它通过对所有血管编码图像中具有类似反演属性的体素进行聚类分组，将关注影像划分为若干个区域。但是其对识别来自多个源头区域多个血管的个体贡献仍具有挑战。为了确定单个血管对如分水岭区等混合灌注区的贡献，可以用线性分析补充-均值聚类或用贝叶斯推断模型代替。
Ve-PcASL也被应用于在缺乏解剖信息或是标记平面内血管位置未知情况下区域灌注量的测量。血管位置的盲检以及区域性灌注量的测量可以通过采用带随机方向以及空间的大量步长编码来确定，抑或是采用贝叶斯推断模型也是可行的。在最近的研究之中，对于Ve-PcASL主要的优化方向在于信噪比与扫描速度的提高。Berry等人提出一种介于傅里叶变换估计信噪比的优化编码模式，这种处理模式可以用于任何数量和任意血管的分析。Zhang等人随后提出了一种快速无规划的Ve-Pcasl方法，该方法通过标签位置的交错排布以及不同编码步骤的有效控制来减少采集时间。
Figure 6选择性标记实现示意。作为Ve-PcASL的备选项，Helle等人引入了一种超选择性的PcASL使得可以对各个血管进行标注。该方法中在每个反转脉冲之后层内体素的血流都会随之旋转，因此该方法可以放置一个在颈部以及其他任意位置的环形标记区域，来实现对特定血管的标注。通过改变横向梯度的振幅，可以调整标记点的大小，从而提供对单个灌注区域的精确测量（右）。相较于Ve-Pcasl，超选择性的PcASL并不要求特别复杂的后处理来识别特定血管的灌注量。但是它要求针对被试解剖信息的精确定位标记点。
对以灌注测量为主的生理参数量化激发了ASL技术的发展。在ASL的相关研究中，Buxton等人引入了单腔室模型可做为常用的处理标准，Alsop等人对于标记后延迟（PLD）的连续标注的解决方案也是推荐常用的实施方案。而这两者的主要差异在于前者假设当血液流入体素时，血液随着组织的T1弛豫，而后者假设其与动脉有相同的速率继续弛豫。该模型对asl信号的变化进行了简化，然而人们通常认为asl信号的变化要更加复杂，因此提出了更加完整的模型来捕捉asl信号的变化。其他包括Look-Locker或者finger-printer采集在内的ASL采集方法，也对模型进行了改进以应用这些高级的采集技术。如下文所要讨论的那样，该研究主要集中在一个和两个分割区域的的模型上，以及传输过程中动脉标记分散情况的讨论。同时也研究了血管渗透性等其他因素。
最开始，研究人员通过Bloch方程对磁化血液的流入流出进行建模。在单腔室模型中假设血液进入动脉成像的体素体积，假设水由动脉到组织的交换是全面且瞬时的。就是假设成像体素内两者可以充分混合（最上面）。
使用单腔室模型来描述 ASL 信号的主要问题是混合腔室假设在实践中并不适用。血管水分与组织瞬时交换的基本假设意味着，在整个 ASL采集期间，体素中的水分会随着组织的 T1而弛豫，而实际上，一部分血液在进入组织本身之前就伴随着 T1弛豫。由于血液中自由水的弛豫时间要长于组织水中的弛豫时间，这就会导致在实际采集中标记水的整体弛豫率较低。另一个可能导致误差的点在于其假设动脉中所有血液都与体素中的组织进行交换，而实际上，一部分到达组织的血液却没有与组织发生水交换。
双腔室模型通过在体素内引入另一个血液输入的腔室来矫正前一模型的影响。血液腔室之间的水通过半透膜在血液腔室和组织腔室之间进行交换。当我们承认这种交换时，可借助渗透率表面积乘积来表示。当假设组织室与血液室之间没有标记水的交换时，这种借助半透膜进行的交互就不是必要的了。相反，要是我们假设对体素的输入包括两个部分，一种是组织腔室馈入血液并被完全吸收的部分。另一种是不与组织发生交互直接通过的部分，那么在实际计算时则采用不同参数。
Figure 7单腔室和多腔室模型的假设示意图。在最近的研究之中，为了利用ASL进行识别，Su等人对双腔室模型进行了修正，以捕获历经体素而无交互的血液的影响。
Figure 8不同模型拟合效果对比。不同编码方法在使用的中间面板中的双室模型(没有通过动脉)时形成的信号，ASL信号模型在标记物移动通过动脉室进入脉管外室时捕获标记物在体素中的浓度。通常，观察到的信号是两个室的总和，除非在采集期间动脉室受到抑制。
该模型已经做出了许多努力来整合血液中水分子到达成像体素时的分散效果。动脉输入函数（Arterial Input Function, AIF）将到达组织体素的标记浓度描述以时间为变量的函数。CASL理想的动脉传输函数应该是有延迟的，这就表明标记团块到达成像体素的方式与到达标记平面的标记方式一致。早期的研究中只考虑到了动脉标记T1弛豫以及标记团块由标记平面到成像平面的传输时间或者说是团块的到达时间。这样的公式并不准确，因为在实际操作上，标记的自旋会以不同的速度到达成像体素，因此会造成分析上的误差。早期的研究中，Hrabe和lewis使用一个包含高斯核的函数来捕获这种变化的效应。Gallichan等人介绍了另一种层次模型，其可以捕获到层流速度分布对到达时间的影响。然而最近，Chappel等人的工作表明伽马变量函数更适合在动脉输入函数中观察到离散度。
ASL数据由于受到心脏跳动以及呼吸运动的的影响，使其信噪比天然的低。近年来有许多方法对生理噪音进行矫正，提高了数据的信噪比和稳定性。一般来说对ASL影像的生理噪音矫正方法多来自于对功能核磁影像的拓展。其中较为通用的一个算法就是RETROICOR，这种算法用一种低阶的傅里叶序列对生理噪音的成分进行建模。但是这种方法需要额外采集这些生理噪音的时间序列从而通过线性回归的方式去除其影响。Restom等人对该方法进行了拓展。特别是在考虑到噪音对控制像相对于标注像的影响时，利用该过程对噪声进行矫正的效果会受到建模所作假设的影响。
这种方法使用解剖学数据结合ASL时间序列的方差来识别灰质白质和脑脊液，其中白质和脑脊液的信号的变化被认为是由生理噪声引起的，而非神经元激活导致的。随后可以通过主成分分析（PCA）算法提取出白质以及脑脊液中由于心跳以及呼吸造成的信号波动。从而在后处理中对其进行回归，或者作为协变量在一般线性模型中进行回归。这种方法也是从功能影响数据的处理中获益的。
六.局部容积效应矫正（Partial Volume Correction）。ASL数据中的局部体积效应主要来自于数据采集中过低的分辨率。通常来说一个体素在成像时是掺杂了灰质白质和脑脊液信号的，但从结果来说asl信号其实是来自于三类组织信号的平均加权。造成这种局部容积效应的另一个原因在于核磁影像采集时产生的模糊。由于局部容积效应的影响，除了模糊的组织之间的边界外区域的灌注量常会被低估，为了解决这一问题，就发展出了局部体容积矫正方法（Partial Volume Correction, PVC）。这其中最主要的一种方法就是线性回归分析。它假设一个未知成分可根据下列公式由灰质白质和脑脊液信号有机构成：
其中ΔM 是标记像与控制像之间的磁化之差，i表示组织类型，GM表示灰质，WM表示白质，CSF表示脑脊液，Mi表示i型组织的控制磁化。其他已知的因素包括由Pi给出的成像体素中 i 型组织的先验概率，以及 mc 给出的测量控制磁化强度。人们可以为这个区域的信号建立一组超定的线性方程组，然后用线性回归求解未知参数。然而，这种恒定性的假设导致通过这种方法纠正的图像存在固有的模糊。为了消除这种模糊或整体平滑的影响，使用了修改过的最小平方，通过去除区域回归分析中的异常值。
另一个主要的PVC方法就是贝叶斯推断ASL（Bayesian Inference for Arterial Spin Labelling, BASIL）方法。这种方法用概率非线性最小二乘方法不断迭代计算修正灌注值。就是在灌注前的似然项以及自适应空间平滑的帮助下，利用贝叶斯推断框架计算给定数据量化参数的后验概率。
上述方法中的各个组织概率可通过T1像以及临床模板来求得。而其他为了提高PVC分析精度的方法并未对高分辨率的T1结构像进行分割，而是采用Look-Locaker EPI方法获取组织概率图。Bruening等人还提出了一种改进的PVC方法，它利用高维的空间结构信息将分析的核由二维升级到三维空间以降低由于体素多信号元的混合效应。
在ASL相关技术应用中最令人兴奋的就是利用它测量灌注以外的其他生理学参数。这其中有的会对ASL数据的采集方案进行调整，有的则是将ASL技术与其他测量方案一起做耦合分析。
这就是动脉自旋标记体积测量（Arterial Volume by Arterial Spin Tagging, AVAST）技术的应用实例，该技术中选择的连续标记实验的标记时间与标记血团到达时间大致相同。因为标记的自旋还没有进入组织，所以观察到的ASL信号主要是动脉血，同时它还产生一个动脉血容量的加权图像。如果将序列 TR 减少到与大标记团块到达时间相匹配，需要减少标记时间，那么控制像和标记像血管外空间的标记浓度是相同的。在这种情况下，血管外对 ASL 信号的贡献是通过成对差值过程去除的，得到的图像只反映动脉血容量，没有灌注污染。动脉血容量对神经元激活非常敏感，功能磁共振成像可以产生非常高的对比度和噪声比，因为大部分的BOLD信号的效果可由动脉血管扩张控制在30% 左右。
在最初的实践过程中，需要注射类似GD-DTPA的造影剂，这种造影剂不会穿过血脑屏障。在后来的发展中，这种需要被 IVASO 技术(Inflow-Based Vascular Space Occupancy)所克服，与脉冲 ASL 技术类似，该技术使用选择性和非选择性标记脉冲的组合。通过结合标记脉冲和多相 SSFP 对流入血液的敏感性进行调控，目前在这方面已经取得了进一步的进展。这项技术可以获得高信噪比的动脉血容量定量图像，也可以用于功能磁共振成像实验。这项技术有一些有趣的特点。
第一个是，为了分离静脉血，标记脉冲由一个单一的平板选择性的反向脉冲组成，应用于成像切片的下游，这样返回的静脉血带有标记。
第二个有趣的特征是，信号的 t2加权是由紧接在图像采集前施加的t2准备脉冲序列产生的。这一系列脉冲包括90 °脉冲和180 °脉冲，后者使横向平面的磁化翻转多次，同时产生 t2对比度，最后产生90 °脉冲使磁化回到z轴。180°脉冲的符号遵循MLEV模式，以补偿B1场的缺陷。然后可以使用静脉血的T2加权图像来计算T2松弛率。可以通过先前在体外获得的T2-氧合校准数据轻松将T2转化为氧合水平。
Figure 9 T2在自旋标记下弛豫。QUIXOTIC技术通过速度选择性饱和脉冲和血液反转脉冲的巧妙组合来分离毛细血管后静脉血，从而产生相似的信息。不仅是在主要静脉流域，它还提供了在灰质区域收集静脉血液氧合脑图的能力。在提出的实施方案中，作者证明了可以将这些信息与ASL灌注脑图结合使用，以计算除静脉外的氧提取分数（Oxygen Extraction Fraction, OEF）和大脑中氧气代谢率（CMRO2）的脑图。
另外一个受到关注的生理学指标就是动脉传输时间（Arterial Transit Time, ATT）也可以叫做团块抵达时间（Bolus Arrival Time, BAT），其描述了标记的血液团块离开颈部的标记平面抵达大脑所用的时间。
有研究表明，通过不同脑区的BAT有着显著的差异。BAT变化的一个来源是在供血动脉之间的速度的差别。例如，椎骨动脉中的速度通常低于颈动脉中的速度。血液流通延迟的另一个原因是更长的行进距离，这在有旁路的情况下是有可能发生的。标记运输中的这些不均匀性可能导致灌注信号定量分析中的重大误差。常用的量化模型依赖于整个脑组织的恒定BAT。为了使定量分析对BAT的差异不太敏感，通常选择较长的标记后延迟时间（Post-Labeling Delay，PLD）以确保标记进入组织并消除动脉腔的影响。较长的PLD导致更多的标签衰减，因此SNR更低。
存在疾病时，BAT（团块抵达时间）的变异会进一步放大。脑血管疾病患者的ASL灌注图像通常显示低灌注区域。然而，难以评估的是在标签信号的大脑区域的信号降低是通过在流动于该区域的减少或通过较长的传输时间造成的。因此延长BAT可导致灌注的欠拟合。BAT脑图提供了补充的临床信息，有助于解释灌注图像并确定侧支通路。
为了获取BAT的分布关系，通常需要采集多个不同PLD的ASL灌注图像。通过随时间跟踪灌注信号，可以在体素的基础上测量来绘制吸收曲线。基于重建的标记吸收曲线（label uptake curve），BAT可以通过寻找标签吸收最陡峭的峰值来估计。这种方法在时间分辨率较低或图像噪声增加的情况下可能导致误差。作为替代方案，可以将单腔室模型拟合到吸收曲线上。通常，需要57个PLD才能充分构建标记吸收曲线。最直接的方法是连续获取具有多个PLD的图像。假设一次ASL图像采集大约需要3分钟，这将导致大约1520分钟的总采集时间，使其不适用于临床。这方面的研究主要集中在开发更有效的方案，以提高采集速度。
一个例子是Look-Locker（LL）方案的应用，该方案已显示出可以提高多PLD采集的时间分辨率。LL方案基于紧随标记脉冲之后的多个图像采集。由于每次采集代表一个增加的PLD，因此可以有效利用下一个标记期（TR）之前的间隔。LL方案需要较低的翻转角才能获取多个图像。尽管这提高了测量的时间分辨率，但是相对于标准采集方案它采集的数据信噪比是要降低的，因为标签将已经经历了多个脉冲的读出。
Figure 10 Look-Locker数据采集脉冲示意 作为替代，已引入时间编码的Pcasl（time-encoded pcasl, te-pcasl）以克服低SNR并在单次扫描中获取多个PLD。基于Hadamard编码方案，te-pcasl在标签和控制脉冲的脉冲串向上分割。在后处理步骤中，可以通过所有图像采集的组合来计算特定PLD的最终灌注图像，以便仅保留一个PLD，而抵消所有其他PLD的贡献。在的例子中，对于PLD 3相减图像可被计算为以下：
这种方法有两个主要优点。所有采集的组合产生具有大量平均图像，这会提高SNR。通过使用脉冲序列的开始与标签，以及控制脉冲块的图像采集之间的整个时间间隔，可以在原始扫描时间的部分内执行整个扫描，以顺序获取PLD。这种方法也有缺点。由于每个图像都是所有采集的组合，因此会在所有图像中携带如运动造成的伪影。
Figure 11 Hadamard 编码示意图。Magnetic Resonance Fingerprinting（磁共振指纹成像，即MRF）最初是一种对伪影稳定性的定量弛豫评估方法，而最近又有一种新的评估方法被提了出来，用于在单个时间序列中估算与脑血流以及灌注相关的多个生理参数。通常来说要是想获得其他额外的指标参数需要额外多采集一些影像数据，这使得在临床应用上变得既费时又不切实际。MRF试图通过将观察到的图像时间序列与由独特的ASL信号组成的字典（指纹库）形数据集进行匹配来克服此问题。采集参数的随机化可确保其唯一性，例如标签持续时间，TR，贴标后延迟等。该字典由一个信号模型生成，该信号模型以多个组织参数组合作为输入，例如，每个组合的灌注、血容量、t1等，基于一个或两个房室模型(如上所述)进行修改后的 Bloch 方程模拟，生成的时间序列在数据集中创建一个单条目。最后一步是将每个像素的时间序列匹配在字典（指纹库）中最接近的条目。匹配过程实质上是模仿最大似然法来估计给定观察值的一组参数。一旦发现匹配，用于生成数据集中的最佳匹配的组织参数被分配给该体素。在成像体积中的所有体素上重复此过程，以获得大脑的相关参数图。其结果是可以克服人工因素所造成的伪像，诸如噪声，偏共振，运动或甚至欠采样的存在。
Figure 12 ASL指指纹序列生成示意图。ASL的MRF方法仍是个十分活跃的研究领域，其面临的主要的考验包括了字典文件的存储空间要求大，字典的生成以及搜索时间过长等问题。尽管这种计算效率低下，但MRF识别方法的发展还是喜人的，因为它们对伪影具有潜在的稳定性，同时可以从一次扫描中获得多个定量测量结果。
在没有特定任务或者模型下采集的BOLD加权图像可用于揭示大脑各个脑区之间获得的相关性或者说是静息状态的功能连通性。通常来说通过静息态fMRI采集得到的血氧信号其信号频率都要低于0.1Hz。
可以预期的是，这些大脑活动产生的波动在灌注中也有所反映。现在已有研究表明在灌注像中发现了与BOLD像中一样的功能连接网络。考虑到信号的全局性，ASL信号会受到呼吸、心跳以及其他标记波动的影响。虽然BOLD像的静息态影像数据对其更加敏感，可以提供更高的时间分辨率，也更好实现。但是由于ASL可提供具有生理学意义的量化分析，这也是十分诱人的一个特征。
虽然通常只是采集ASL和BOLD功能连接的分析，但是包括Loggia在内已有人开始了基于asl的静息态功能网络分析，并发现了与慢性疼痛相关的默认模式网络的改变。随着功能性神经成像领域定量化分析的日益成熟，将ASL技术应用于功能连通性分析的会越来越多。Schmithorst十分大胆地提出了一种ASL与BOLD数据交互采集的测量技术。
自ASL技术发布以来，有着大量的研究集中于技术发展，但是这项技术并没有被广大的医疗成像领域所接受。而也有许多的技术变革希望可以克服在信噪比以及时间分辨率上的严重挑战。而在很长一段时间内，都没有明确的技术标准，所以长期以来只有少数设备供货商提供asl测量序列。
但是在过去的五到十年中，随着标记方法的不断改进、并行成像技术的成熟、背景抑制以及降噪技术的出现，ASL技术立刻在临床迅速得到普及。当前的供应商在设备上开始提供基于pCASL标准的ASL测量序列。
某个组织器官的血液灌注量是衡量活动以及健康的重要生物标记。正如预期的那样，这种非侵入式以及无需造影剂的成像方式的好处已经得到广泛的接受并应用开。这里我们调查了一些asl技术的应用场景，其中包括以神经影像学的应用为主的asl潜在的应用意义。
神经退行性疾病和中风的研究推动了ASL技术的发展。最早的一些应用是针对以中风为主的血管疾病。
另一方面，认知能力下降与呈现的低灌注有着密切的联系，这可能成为使ASL数据变为预测轻度认知障碍转变为全面痴呆的一个重要因素。最新的研究也表明灌注信息可以提供关于帕金森严重程度的信息，并给出关于其病因和机制的新见解。
由于灌注成像的统计学特性，它可能成为诸如经颅磁刺激、认知训练以及药物治疗干预等措施后执行脑功能纵向研究的关键工具。同时ASL技术受仪器漂移的影响较小，可用于生理参数的量化分析。
例如，Buch等人最近的一项研究。对咖啡因和乙酰唑胺的研究强调了ASL技术在探测扫描过程中由药理干预引起的脑功能变化方面的实用性。与此同时，基于ASL-FMRI实验发现了两种不同的精神分裂症治疗药物在影响大脑对情绪刺激的反应方面的差异。在双盲，随机交叉设计试验中，ASL还已用于识别受伽马羟基丁酸（GHB）影响的网络。作为另一个例子，正在进行的一项随机双盲交叉II期研究，以研究他达拉非作为小血管疾病（Small Vessel Disease, SVD）和血管认知障碍（Vascular Cognitive Impairment , VCI）的治疗方法。
ASL的主要应用还包括认知心理学研究。Buschkuel等以基于ASL功能磁共振成像的任务为例，就研究了N-back任务中工作记忆训练对大脑功能的影响。研究发现，这种表现的改善是伴随着大脑在休息和任务过程中在特定区域的灌注差异改变而发生的。
然后，主要讨论了减少局部体积效应（Partial Volume Effects）和生理噪声的处理方法。其中，CompCor的方法在其后的生理噪声矫正中应当会起到更大的作用。最后介绍了使用ASL数据计算除灌注外的其他生理学指标的新研究，包括动脉传输时间、MRF方法以及静息态功能连接等。
作者还提示，虽然目前ASL方法主要应用在脑部研究中，但是也要注意到ASL技术应用到以肾脏为主的其他器官的研究也越来越多。Conlin等人最近也在肾脏上对ASL技术和DCE进行了比较。可以在后续研究中进一步关注。
T2 与 T2* mapping
离飞机起飞还有3个小时，刚好可以在休息室写一篇文章。以前在上海，从浦东机场坐磁悬浮列车到龙阳路只需要8分钟，速度非常惊人。
一.T2 mapping原理及方法。T2 mapping技术说穿了就是测量组织的T2值的一种磁共振定量技术。
已知组织的T1、T2、T2*是组织固有特性参数，在一定温度及条件下是不变的。要测量组织的T2值，我们就要知道图像的哪些参数可以反映组织的T2值。在经典的SE序列中，图像的信号强度S满足以下公式：
由上式已知，需要求解组织的T2值，如果其他条件已知，则可以解出T2值。
在上面这个公式中，SI信号强度我们是可以测量的，K是一个常数，N（H）代表质子密度，TR、TE我们是可以通过调整参数已知的。如果在同一个TR时间内，采集两个以上回波（2个TE），得到两个以上的对比度图像，则可以通过解方程组算出T2值。这也就是T2 mapping技术的基本原理。
已知，随着回波时间TE的延长，图像的信号强度会下降，在一个TR内，可以采集多个不同时间点的TE，得到多回波的不同权重序列，利用这种方法可以求得组织的T2值。
有了前面的理论知识，我们要得到T2值就非常简单了，一般我们利用多回波的SE或者多回波的TSE序列，则可以得到T2 mapping。
在飞利浦序列中，主要有两种序列用来测量组织的T2值。第一种序列是多回波的TSE序列；第二种序列则是多回波的GRASE序列。
在这个序列中，注意看，他的序列结构主要是SE（TSE）序列。扫描的回波数目echoes是6个，当然用户也可以修改，增加回波数目或者减少回波数目。回波数目越多，则测量的T2值越准，但是扫描时间则延长；参数所示的这个序列，回波数目为6，TE时间由于有6个回波，所以理论上一次扫描会出6个TE时间的权重图像。参数显示的是第一个TE值，为13ms，则后面第n个TE值=n×13ms。
这个序列扫描完后，不仅可以出多层图像，还可以出多回波不同对比度的图像，另外扫描完后，我们需需要自己去计算T2值。原来最老的系统，很多老师在研究T2 mapping的时候，那个时候有的机型比较老，扫描多回波TSE序列后，系统并不能直接计算T2值，而是需要每一个不同TE，测量感兴趣区信号强度，然后把数据带入到一个excel公式里进行计算。现在基本上，各大公司的磁共振系统，扫描完T2 mapping序列都可以直接计算T2值。
在飞利浦系统中，在后处理参数栏，点击Calculated Images下拉菜单，选择T2，则扫描完图像后，系统自动生成一组T2 mapping序列图像，赋予每个体素T2值形成图像，用户只需要在这个图像上划感兴趣区，就会得到感兴趣区内组织体素的T2值。飞利浦系统扫描完T2 mapping序列不仅可以测T2值，还可以算出R2值。已知，R2值和T2值是呈倒数关系的，T2=1/R2，有时候在进行弛豫率计算的时候，直接算出R2值更加方便。
除了多回波的TSE序列，我们还可以利用GRASE序列测量T2 mapping。用GRASE序列，相比于多回波TSE序列，第一个优点在于扫描速度提高；第二个优点在于它不仅能够测量T2值，还可以测量T2*值，因为这个序列本身也包含了梯度回波成分。GRASE序列测的T2值，理论上没有多回波TSE序列准确。
但是一般我们很少只扫描两个TE值，因为这样测出来的T2值并不准确。因为随着回波时间TE的增加，信号强度的下降并不是呈线性的，而是呈一条曲线下降的，所以，仅仅扫描两个TE值测出来的T2值并不准确。
回波增多后，扫描时间延长。实践中，我们一般扫描多少个回波呢？在飞利浦系统中，原始卡片一般推荐扫描4~6个回波，而其他公司也差不多。
一点就是，在扫描T2 mapping序列的时候，最大的TE值不要超过被测组织的T2值，否则在扫描这个TE的时候，被测组织以及衰减了，信号强度低，测出来不准。我就是不知道组织的T2值，我才测量的，那么在扫描T2 mapping之前，我怎么知道组织的T2值大概多大，最大TE不要超过它。注意观察飞利浦原始T2 mapping卡片，第一个TE=13ms，扫描6个回波，最后一个TE=6*13ms=78ms，没有超过100ms。一般我们设置最大TE的时候，不会超过100ms，因为大部分组织（除了液体、血液）的T2值是＜100ms的。
除了飞利浦系统，西门子和GE系统也基本上是通过扫描Multi-echoes SE多回波自旋回波序列来进行T2 mapping的生成的。
三.T2 mapping的临床应用。T2 mapping技术可以用在全身的各个系统、部位中，当然这个技术主要以骨关节系统、心脏及肝脏应用得比较多。
已知，人体大部分组织的T2值是比较低的，比如很多实质脏器，如肝脏的T2值一般是40~60ms。T2值比较高的组织，在人体中都知道，就是液体（水），特别是纯水的T2值比较高。T2 mapping一般可以反映组织的水含量变化，从而分析病变。
骨关节炎是中国人常见疾病，多发生于中年以后，以关节软骨退变、破坏及骨质增生为主要症状。临床表现为关节疼痛、晨僵和功能障碍。
心脏T2 mapping技术在临床中应用得也非常多。一般我们通过测量心肌的T2值来反映病变，在心肌水肿或者心肌炎症时，心肌组织的T2值可能增大。
除了这几个部位，还有人把T2 mapping应用在头颅，测量不同组织的T2值来构建模型，进行仿真模拟扫描的应用。
马上准备登机了，总结一下今天的内容。目前，主流的公司磁共振系统，都配备了T2 mapping技术，所以大家感兴趣的话，可以在各个部位进行尝试应用。
2018年10月14日 于 长沙黄花机场
上一章内容，介绍了磁共振T2 mapping技术及其临床应用。这次内容，自然过渡到讲解T2*（或T2 star） mapping技术及其临床应用。
一.T2* mapping技术原理及方法。采用SE及SE类衍生序列（主要是TSE或FSE），将TR、TE设置到合理的值（长TR，长TE）可以得到T2权重的图像，也就是T2WI；而采用梯度回波（FFE或GRE）序列，将TE、翻转角设置到合理的值（长TE，小翻转角）可以得到T2权重的图像，也就是T2WI。
同理，要根据梯度回波的信号公式，要计算组织的T2值，那么可以在一个梯度回波序列上采集多个回波的方式（一个TR，多个TE），进行解方程组，得到T2值。
组织的T2*特性，实际上就是类似组织的信号自由感应衰减FID。也就是没有采用180°重聚脉冲纠正主磁场均匀性的信号。
在梯度回波序列（FFE或GRE序列）中，梯度回波序列的信号强度公式是这样的。
式中的Sge代表梯度回波序列的信号强度，S0代表最开始的FID信号（及FID信号还没有开始衰减的最大值）。需要求得T2值就非常简单了。只需要得到两个信号强度，两个TE就可以解出T2。和T2 mapping一样，实际上会在一个梯度回波序列中采集多个TE，回波数目越多，求得的T2*值越准。
根据以上原理，能够进行T2值测量的序列即T2 mapping序列。
满足这种条件的序列，首先是多回波的梯度回波序列，在飞利浦系统中则是mFFE序列。
这个序列和T2 mapping的多回波TSE序列类似，就是在梯度回波序列的基础上，采用多回波的方式。
是一个T2* mapping序列的参数，这个序列就是一个mFFE序列。从参数中可以看出，首先这个序列是梯度回波序列，注意看technique写的是FFE；其次注意看回波数目，Echoes，用的是复数，说明不止一个回波，一般用户可以自行设置回波个数。
除了这个序列，在飞利浦系统中，我们还可以使用mDIXON QUANT序列来进行T2* mapping的测量。因为这个序列理论上也是一个多回波的梯度回波序列，采用了DIXON法。
参数中可以看到，mDIXON QUANT这个序列，可以最多生成7组图像。即：water水图（脂肪抑制图）、fat脂肪图（水抑制图）、IP同相位图、OP反相位图、fat fraction脂肪分数图、T2*、R2*。R2*=1/T2*。
这个序列最大的作用，其实是用来做脂肪定量。为什么这个序列可以用来做T2* mapping呢？因为这个序列主要是采用mDIXON技术的梯度回波序列，一次采集6个回波，分析7个脂肪峰，所以这个序列狭义来说，也是一个多回波梯度回波序列。
在进行T2* mapping的时候，到底是采用哪种序列好呢？采用mFFE序列，根据不同需要，采集的回波数目不同。比如，做腹部，一般采集6-8个回波；如果做心脏，则回采集15个回波。使用mFFE序列进行心脏或者腹部的T2*值测量，则一次屏气一般只能扫描一层，如果要扫描全心或者全肝，则需要进行多次扫描。
而mDIXON QUANT序列，一次采集6个回波。用得最多的是用在腹部上面，一次屏气14s，能够扫描90层，覆盖全肝，而且这个序列的3D序列。如果采用mDIXON QUANT序列来进行肝脏的T2值或者R2值测量，则只需要一次屏气即可。
就是，mFFE序列是一个2D序列，mDIXON QUANT序列是一个3D序列。
三.T2* mapping序列的临床应用。最近，在磁共振定量方面，越来越多的专家对T2值更感兴趣，相比于原来的T2值。主要是因为，T2值能够反映组织对磁敏感的变化，这样就可以在很多方面进行应用，比如进行铁沉积或者叫铁过载的测量，分析。
目前T2* mapping临床应用得最多的部位就是肝脏和心脏。
通过测量心肌组织的T2值，可以反映心肌是否有异常的铁沉积，对诊断地中海贫血及血友病有帮助。T2值也可以反映含氧量的变化，类似于BOLD原理。
也就是说铁沉积或者铁含量越多，组织的T2*值越低。
如果心肌组织15ms≤T2*＜20ms，则为轻度铁沉积。如果心肌组织10ms≤T2*＜15ms，则为中度铁沉积。如果心肌组织T2*＜10ms，则为重度铁沉积。
同理，应用在肝脏也是一样。通过测量肝脏的T2*值，来判断肝脏是否有铁沉积。当然这样做可以定量的测量（推导出）铁含量。
请大家记住，目前任何一种磁共振技术，都不能直接测量组织的铁含量，因为磁共振还无法直接区分铁。这个和脂肪定量技术是有区别的，因为磁共振可以分离水和脂肪，进行脂肪定量的时候，实际上是直接测量的脂肪。在做铁含量测定的时候，实际上都是利用T2值或者R2值与铁含量呈一定关系，推导出铁的含量的。
由于有铁沉积，或导致组织的T2*值变小，所以如果含有铁沉积的肝脏和正常肝脏相比，信号衰减会更厉害，反映在图上，肝脏会更黑。
我们要诊断肝脏是否含有铁沉积，最简单的方法是进行同反相位序列扫描，先反后同。
如果要定量的分析铁沉积或者铁含量，则首先第一步是需要测量T2值或者R2值。也可以采用SWI原理，进行QSM。
T2* mapping这个技术，不是说只应用在心脏和肝脏。相信随着大家的探索性工作，这个技术可以在很多部位进行应用。
2018年10月29日 于 成都
磁共振功能成像和定量成像T2 mapping可以用于放疗后毒副作用的评估。
关键词：RT, NPC, OARs, parotid glands, T2 mapping, FF。放疗（放射治疗，radiotherapy, RT）是恶性肿瘤的三大治疗方式和手段。
有些肿瘤对于放疗特别敏感，比如鼻咽癌（nasopharynx cancer, NPC）。而放疗也是治疗鼻咽癌的主要方式。
在对鼻咽癌进行放疗的整个分次过程中，实际上肿瘤科医生更关心的是危及器官（organs at risk, OARs）的保护和毒副作用。
在放射治疗过程中，由于需要多次进行，可能患者会有一些副作用，比如咱们常见的口干、恶心、呕吐。
而对于鼻咽癌的放疗，最常见的一个毒副作用就是腮腺损伤。腮腺对放射性比较敏感，而目前放疗的治疗方案，无论是IMRT还是其他的，都不可能完全避免腮腺不受到照射。
在放射治疗过程中，及时的评估腮腺情况是一个非常重要的课题。如果早期知道腮腺可能有损伤，肿瘤科医生则可以及时调整（修改）放射治疗处方，物理师可以及时调整放疗方案。
如何评估腮腺是需要解决的一个难题，特别是早期的腮腺损伤。特别是无创地评估腮腺。
腮腺是人体最大的唾液腺，65%的唾液是由腮腺产生的。早期放射性腮腺损伤主要表现为腮腺水肿和部分组织的脂肪替代。因此可以通过评估水肿和脂肪含量来监测腮腺的情况。磁共振有很多功能成像和定量技术，比如T2 mapping。
T2 mapping技术实际上就是测量组织的T2值的一种磁共振定量技术。而T2值是组织固有的一个特征参数，其值能够反映组织的特性。
T2值和组织的含水量有关，人体大部分组织的T2值是比较低的，比如很多实质脏器，如肝脏的T2值一般是4060ms。T2值比较高的组织，在人体中都知道，就是液体（水），特别是纯水的T2值比较高。T2 mapping一般可以反映组织的水含量变化，从而分析病变。
目前大部分MRI设备都配置了T2 mapping技术和扫描序列，一般是通过多回波的TSE/FSE序列进行。
是一个鼻咽癌患者在整个放射治疗过程中的图像：ac是T1WI图像，df是T2 mapping的定量伪彩图。从左到右是不同时期的图像，a和d是放射治疗前两周的图像（pre-RT）；b和e是放射治疗后5周的图像（也算是放射治疗中期 min-RT）；c和f是放射治疗结束后4周的图像（也算是放射治疗后期 post-RT）。
在整个治疗过程中，双侧腮腺的体积有变化（变小）。T2 mapping显示随着治疗进行，双侧腮腺的T2值逐渐变大：治疗前右侧（70.9ms）、左侧（65.8ms）；治疗中期右侧（75.4ms）、左侧（75.1ms）；治疗后期右侧（75.8ms）、左侧（72.2ms）。
可以发现在治疗过5周之后（治疗中期），放射治疗一周治疗5次，一共治疗2535分次。治疗5周之后就是25次，可以发现双侧腮腺的T2值都上升，说明存在水肿。而完成治疗后4周，可以发现左侧腮腺的T2值已经开始下降，右侧腮腺T2值上升也不明显（基本上保持不变）。
该论文采用的是3.0T的MRI扫描的T2 mapping。T2 mapping测量的T2值受磁场强度和温度的影响（人体中的话，温度影响基本上很小）。
在3.0T中，扫描测量腮腺的T2值我自己也做过，还是差不多同型号的设备。实际上我当时测出来的T2值大概62ms。
测量的值的差异和每个人个体都有关。因此需要在治疗前针对个体进行T2 mapping测量，建立基线。
除了评估T2值，腮腺在损伤中的组织脂肪替代可以采用磁共振脂肪定量技术。
同样是脂肪定量技术，治疗前双侧腮腺的脂肪含量：右侧（54.9%）、左侧（57.4%）；治疗中期双侧腮腺的脂肪含量：右侧（59%）、左侧（57.3%）；治疗后期双侧腮腺的脂肪含量：右侧（45.9%）、左侧（50.4%）。
在这个案例中，右侧腮腺的变化，治疗过程中T2值上升（水肿）、脂肪分数（脂肪含量）上升，治疗后则值的变化不大。左侧腮腺则相对治疗前和治疗后变化不大。
总结一下，磁共振的一些功能成像和定量成像技术：T2mapping及脂肪定量成像提供了放疗过程中腮腺的病理生理信息，为评估早期放疗引起的腮腺损伤提供了客观、定量的方法，有助于及时调整治疗方案，减轻腮腺损伤。
- 12.9 周二 于 广州
T1 与 T1ρ mapping
上面这张照片是培训MR-OR（术中磁共振）拍的。磁共振未来的发展趋势就是更多的参与治疗，这个大方向绝对是正确的。
通过计算出采集范围内每个体素的T1值，然后把这些值赋予每个体素，形成定量的T1 mapping（图）。
要计算组织的T1值，理论上也是根据扫描序列的信号强度与组织T1值之间的关系，根据公式采用解方程的办法来计算。
和T2 mapping以及T2* mapping不同的是，T1 mapping的测量相对扫描序列会复杂一点。因为，采用长TR多回波TE的序列，理论上可以削弱T1权重，而且长TR序列，非常便于进行多个TE的扫描，也十分方便进行T2值的计算。但是对于T1来说，则需要另外想办法。
二.T1 mapping技术方法。根据不同序列的信号强度公式与组织T1值之间的关系，T1 mapping大体上可以采用三种方法来实现。
在SE自旋回波序列中，采用不同的TR扫描，得到的图像的信号强度是不同的。如果TR比较短，则由于TR不同，组织饱和程度不同，得到的信号强度不同。满足以上公式，则可以根据，固定TE（回波时间），采用不同TR的SE序列尽心扫描，通过解方程组，最终得到组织的T1值。这种方法理论上比较简单，也非常好理解，但是缺点也十分明显：
首先是非常的耗时，因为要采用SE序列进行扫描，一个序列扫描时间不会太快
这样扫描不同TR的SE序列，就不能保证是在同一个序列完成采集，得执行几次序列扫描，这样就很难避免在进行不同序列扫描之间，组织体素是否会移动，涉及到一个匹配问题。
理论上，根据这种方法，我们只需要固定TE值，执行两次不同TR值的序列扫描就可以求得组织的T1值。
和T2 mapping是一个道理，由于组织的信号强度和TR并不是呈线性变化的，而是呈类似指数变化，所以为了保证得到的T1值准确，最好需要扫描4~5个不同TR值的SE序列。
基于以上综合考虑，目前基本上大部分医院或者科研高校，做T1 mapping相关研究不会采用这种方法。
不能采用SE序列，我们还有什么办法呢？可以采用TI反转恢复序列。
采用反转恢复序列（Inversion Recovery, IR），根据不同的TI（Inversion Time）组织的信号强度不同。可以在一个TR内，采集多个TI值的信号强度，在根据公式，解方程，计算出组织的T1值。
这种方法，跟前面的基于SE序列来测T1值相比，一个最大的优点就是，可以在一个TR内，采集多个TI值的信号，完成计算。也就是可以在序列一次扫描就计算出T1值。采用这种方法，由于是IR序列，所以，TR值会比较长，这样扫描时间也比较慢。为了保证扫描时间快，现在大部分都采用的是反转恢复IR结合梯度回波序列，或者在梯度回波序列前加上一个反转恢复的准备脉冲。
我们熟知的心脏T1 mapping扫描，大部分序列就是基于这种原理的改进。
理论上，根据这种方法，我们只需要固定TR值，在一个序列中，采集两个不同的TI（Inversion Time）时间点的信号，就可以计算出组织的T1值。但是和前面道理一样，一般为了保证T1值计算的精确，大部分序列会采集4~5个T1（Inversion Time）值的信号。
- 基于不同翻转角Flip Angle的序列。在梯度回波序列中，一般翻转角并不是90°或者75°，而是一般采用小角度，这样TR会非常短，节约扫描时间。翻转角不同，得到的序列信号强度也不同。根据这个原理，我们完全可以固定序列的其他参数（如，TR、TE、NSA、体素等），通过更改翻转角Flip Angle，执行多次序列扫描，然后在计算组织的T1值。
采用这种方法，同前面的基于部分饱和SE序列一样，都需要执行多次序列扫描。
这种方法，在不同序列扫描中，只需要改变翻转角即可。一般在做定量的灌注分析-渗透性分析Permeability的时候，打药前先得测出组织打药前的T1值，即Native T1。在测量这个打药前组织的T1值的时候，即采用这种方法，扫描多个不同翻转角的梯度回波序列，比如扫描5°，15°序列，计算出T1值，然后再进行打药扫描动态增强序列。
- 基于IR和SE的混合序列MIX序列。在飞利浦的系统中，还有一种序列，叫做MIX序列，这种序列是结合了IR和SE序列的，也就是采用反转恢复，一个TR内在多个不同TI（Inversion Time）中采集多个TE回波。这种序列也可以计算组织的T1值。
这个序列有一个致命的缺点--扫描速度太慢。这种序列，我们一般用来做试管液体的T1值测量或者做动物实验（对扫描速度没有要求的）。
MRF（Magnetic Resonance Fingerprint）也是最近非常热门的技术。目前T1 mapping做得比较火的部位主要是心脏和肝脏，后面在来介绍。在心脏T1 mapping序列中，目前主流学界公认的几个序列主要是：
MOLLI（Modified Look-Locker Inversion Recovery）。shMOLLI（shortened Modified Look-Locker Inversion Recovery）。SASHA（Saturation Recovery Single-Shot Acquisiton）。目前，大部分医院采用MOLLI序列做心脏的T1 mapping比较多。
在飞利浦系统中，心脏T1 mapping序列主要采用MOLLI。
在进行心脏T1 mapping扫描中，一般会在打药前进行一次T1 mapping的扫描，叫做Native T1。
Native T1：初值T1值，也就是增强前测量的T1值，指心肌组织未给予对比剂情况下的纵向弛豫时间（T1）。
打药后，也就是注射过对比剂后，理论上还应该扫描一次T1 mapping，这个时候的得到的T1值叫做Enhanced T1。
Enhanced T1：增强后T1值，也就是打药后测量的T1值，指心肌组织给予对比剂以后的纵向弛豫时间（T1）。
已知，磁共振对比剂会缩短组织的T1时间（也就是T1值），所以，打药前后测的T1值是完全不同的。
做了这个工作以后，在通过一些公式，我们主要是为了得到ECV。
ECV（Extracelluar Volume）：细胞外容积，反映了未被心肌细胞占据的心肌组织分数。结合血细胞容积，Native T1及Enhanced T1，可以计算出ECV，并且得到ECV map。
同T2 mapping及T2* mapping一样，T1 mapping序列扫描完后，可以自动生成出T1 map图。
（医学类）心脏磁共振成像高级应用（一）。我们还可以利用扫描几个不同翻转角的序列来计算T1值。比如，在进行定量灌注--渗透性分析的时候，即用到了这种方法。
是做定量灌注渗透性分析Permeability的序列。在打药前，先扫描一个翻转角5°的序列和15°的序列，扫描完后，可以计算出组织的T1值。然后再进行打药的动态增强扫描，翻转角采用8°。根据Modified Tofts模型（或Extended Tofts model），计算出Ktrans、Kep、Vp、Ve等值。
T1 mapping技术还可以通过很多序列实现，总之基本原理就是基于组织的T1值与信号强度相关公式进行计算。可以搜索很多关于如何测量组织T1值的文献，用文献中的方法进行尝试或者改进。
四.T1 mapping的临床应用。T1 mapping在临床上和T2 mapping及T2* mapping一样，也可以应用在全身各个部位，但是目前在心脏和肝脏上应用的比较多。
心脏扫描完T1 mapping后，会自动生成T1值的图。要计算ECV，则需要在软件上进行处理，才能计算出ECV图。
T1 mapping扫描完，可以得到T1 map图。左侧是T1 map，右侧是校正以后的T1值，也叫Confidence map。右侧图像里面的小点代表测出来的T1值可能不准。
这是在场地，扫描完的一个心脏T1 mapping序列，得到的T1 map。红色的感兴趣区，在左侧和右侧位置也一样，不同的是，在右侧位置，这个感兴趣区包括了太多的小点（也就是值不确定点），得到的T1值是：左侧为1565.684ms；右侧为1040.788ms。两侧是不一样的。
在进行T1值的测量的时候，最好参照右侧的图，划感兴趣区尽量避免把小点包含进去，否则值可能不准。
心脏T1 mapping扫描得到的T1 map为什么有这么多unconfident pixels也就是不置信点区呢？
主要原因是motion，也就是运动。已知，扫描心脏，会进行心电门控和呼吸运动的冻结。我们做心脏T1 mapping一般是采用屏气序列扫描的，如果被检查者屏气不好，则不能保证在心脏序列扫描的时候，不同TI时间得到的像素是匹配的，这样就会造成不置信值出现。
心脏T1 mapping序列大部分是在Look-Locker序列的基础上进行改进。Look-Locker序列简单来讲及翻转恢复序列，首先施加一个反转恢复IR脉冲，然后在多个反转时间点TI（Inversion Time）上采集信号。这个序列用得比较多的是在进行心脏扫描LGE延迟强化的时候，采用一次TR多个TI时间点，去选择最适合把正常心肌组织抑制下去的TI时间点。
心脏初值T1值的测量，Native T1采用MOLLI序列5s（3s）5s的模式扫描，怎么理解呢？
先施加一个反转脉冲IR，反转脉冲后，采集5幅图，即在5个不同的TI（Time of Inversion）中采集5次信号。
然后等待三个心动周期（或者叫做三次心跳 Heart Beat）。
这样经过两个反转脉冲，采集了8幅图像，可以计算出T1值。
心脏增强后的T1值测量，Enhanced T1采用MOLLI序列4s（1s）3s（1s）2s的模式扫描。
打药后，先施加一个反转脉冲IR，反转脉冲后，采集4幅图，即在4个不同的TI（Time of Inversion）中采集4次信号。
然后等待一个心动周期（或者叫做1次心跳 Heart Beat）。
1个心动周期以后，施加第二个反转脉冲IR。反转脉冲后，采集3幅图，即在3个不同的TI（Time of Inversion）中采集3次信号。
然后再等待一个心动周期（或者叫做1次心跳 Heart Beat）。
这样经过三个反转脉冲，采集了9幅图像，可以计算出T1值。
T1 mapping除了在心脏应用，全身其他部位也有应用，比如肝脏。肝脏计算T1 mapping可以对一些疾病的诊断及肝功能的判断起到作用。
比如，采用肝脏特异性对比剂普美显进行扫描的时候，可以通过测量肝脏的T1 mapping，推测肝脏功能。
五.组织的T1值与温度及场强的关系。组织的T1、T2、PD等是组织固有特征参数，与不同组织及组成成分有关。大家不要忘了，这些参数，也与环境温度和场强有关。
各位老师应该还记得我前面文章写的磁共振3.0T和1.5T序列的区别吧。
为什么好多老师可能医院原来有1.5T磁共振，后来又采购了3.0T磁共振，发现有些部位反而3.0T做的图像没有1.5T漂亮。
这是因为，场强升高以后，组织的T1纵向弛豫时间（也就是T1值）理论上会上升（增加），而组织的T2横向弛豫时间（也就是T2值）理论上会下降（减少）。T1值上升，在T1WI序列上，组织的信号强度会下降；T2值下降，在T2WI序列上，组织的信号强度也会下降。3.0T磁共振上的图像，在其他参数相同的情况下，图像对比度没有1.5T的好。
除了场强，组织的T1、T2值还和周围环境温度有关系。温度上升后，分子运动加快，组织的T1及T2值会延长。
一点，水和脂肪由于物理特性及化学结构不同，在相同磁场中的进动频率不同，也就是存在化学位移（Chemical Shift）。
T1 mapping相对于T2 mapping及T2* mapping，会稍显复杂，并且最近也是临床及科研的热点。
- 11.16 于 上海虹桥机场
T1ρ技术是一种非常有前景的无创磁共振生物标记法，对于探测蛋白质及大分子运动打开了一到窗。但是目前大部分应用还是以科研为主，其弛豫机制还是需要更深入的探索。
T1ρ这个名字看起来很古怪，英文字母+希腊字母的组合，其中小写的ρ（读作柔，英文读作rho），是第十七个希腊字母。在物理学中，ρ主要表示密度符合，比如我们熟悉的物质的密度（质量除以体积），ρ=m/V。电学中，ρ还表示电阻率。生物学中，ρ代表一种蛋白质。
T1ρ也可以写作T1rho。
实际上追逐到1955年，阿尔弗雷德.雷德弗里德就发表了论文，在测量弛豫时间的实现中引入提出了自旋锁定（spin locking）及旋转坐标系（rotating frame）等概念。1977年，就有关于T1ρ的名称出现在论文中。
已知T1弛豫是纵向弛豫（longitudinal relaxation），又叫做自旋-晶格弛豫（spin-lattice relaxation），是指吸收了能量跃迁至高能级的氢质子将能量释放到其周围晶格中，恢复到低能级稳态的过程。T2弛豫是横向弛豫（transverse relaxation），又叫做自旋-自旋弛豫（spin-spin relaxation），该过程不涉及到能量的交换，而是由于自旋质子之间自发的散相导致磁化矢量不断衰减的过程。
T1ρ又是什么弛豫呢？它是T1弛豫的特殊形式吗？为什么名字中有T1？它是更接近于T1，还是T2？
T1ρ或者T1rho，这个希腊字母ρ在数学中的含义还表示离开原点(在极坐标系中)或极轴(在柱坐标系中)的极径。在这里ρ或者rho代表了旋转坐标系rotation frame。T1ρ可以称为旋转坐标系中的质子自旋-晶格（T1）弛豫时间（spin-lattice relaxation in the rotation ame）。
这个定义还少了一个特定条件，那就是at the presence of an external RF pulse in the transverse plane。
T1ρ（或T1rho）的定义就是旋转坐标系中，在水平方向特定的射频脉冲激发下表现的自旋-晶格弛豫。
大家也发现了，根据T1ρ的定义，实际上的弛豫是发生在水平方向的，那么为什么不命名为T2ρ，而要命名为T1ρ，毕竟在磁共振中T1让人想到纵向弛豫。这是因为，T1ρ本身是一种自旋和晶格发生能量交换energy exchange的过程，而T2弛豫是自旋-自旋弛豫，不存在能量交换，所以要命名为T1ρ。这也是为什么很多文献认为T1ρ是杂合了T1弛豫和T2弛豫的一种弛豫。[注：实际上也有T2ρ弛豫，只不过不是我们本章讲的。
由于在水平方向上持续的施加了特定频率的射频脉冲，使得此时的磁化矢量相对于旋转坐标系是静止的。此时水平方向的弛豫（T2弛豫或者信号衰减）会由于有特点频率射频脉冲持续激励而延缓。这种情况下水平方向的弛豫并不满足单纯的T2弛豫或者T2*弛豫，也不是纵向恢复的T1弛豫。这种弛豫更像是介入T1弛豫和T2弛豫之间。
此时的信号衰减不是按照T2弛豫的指数衰减，而是依赖于这个锁定脉冲频率。
满足这种锁定条件的脉冲被称为自旋锁定脉冲（spin lock RF pulse, BSL）。
The spin-locking pulse is an on-resonance and continuous wave radiofrequency pulse with long duration and low energy.
注意自旋锁定脉冲的几个特点：on-resonance代表谐振，区别于off-resonance（偏共振），持续、持续时间长、能量低。自旋锁定脉冲BSL是一种持续时间长、能力比较低的谐振连续射频脉冲。
自旋锁定脉冲的英文里没有B，为什么缩写是BSL，这是因为用B来表示磁场，比如射频场一般用的是B1。而这里的BSL也是区别于普通的射频场，代表了自旋锁定脉冲产生的射频场BSL。
其脉冲频率被称为自旋锁定脉冲频率（spin lock frequency, FSL）。在自旋锁定脉冲下，横向磁化矢量与周围接近自旋锁定脉冲频率FSL的晶格进行能量交换。
其中，γ仍然是旋磁比，对于氢质子还是42.58MHz/T，BSL在这里代表自旋锁定脉冲的幅度大小，类似于B1大小。我们都知道一般的射频场的大小相对于B0场是很小的，所以自旋锁定脉冲频率FSL相对于拉莫尔进动频率也是非常小的，一般是几百~几千Hz，这是非常小的。
T1ρ和T1及T2有很大的区别。因为T1和T2是组织的固有特征参数，和磁共振成像的脉冲序列及扫描参数无关。T1ρ弛豫不仅依赖于组织特性，还依赖于自旋锁定脉冲频率，而FSL非常小，相对于进动频率属于低频。T1ρ弛豫就对这种低频能量交换（慢运动）非常敏感。而晶格中的低频能量交换一般又和大分子组织（特别是蛋白质）相关。所以T1ρ对组织中的蛋白质成分比较敏感，而常规的MRI成像及普通弛豫测量是无法探测大分子物质比如蛋白质的。
这里还有一个概念，就是自旋锁定脉冲持续时间被称为自旋锁定时间（spin lock time, TSL）或者自旋锁定长度（spin lock length, TSL），这个参数很重要，和后面要计算T1ρ mapping是有关的。
T1ρ的对比是如何形成的呢？自旋锁定脉冲是如何影响弛豫的。
假设90°射频脉冲激发后，将纵向磁化矢量Mz翻转到水平方向形成Mxy。如果没有自旋锁定脉冲BSL，则磁化矢量在水平方向的衰减满足T2弛豫（或者T2*弛豫），虚线所示，衰减得比较快，基本上是自由感应衰减。
而有了自旋锁定脉冲BSL后，磁化矢量在水平方向的衰减如实线所示，衰减变缓慢了。而紫色的矩形则代表了BSL的参数，矩形的长用TSL表示，代表自旋锁定时间；矩形的宽（或者高）可以表示BSL的幅度或者频率（FSL）。自旋锁定脉冲撤销以后，水平方向的磁化矢量衰减又回到T2*自由感应衰减了。
T1ρ的概念清楚了，下面就要讲形成T1ρ对比的序列结构了。实际上T1ρ对比或者T1ρ加权像可以分为T1ρ磁化准备阶段（形成T1ρ对比）及信号采集阶段。大部分复杂的序列其实都可以分为磁化准备（对比度形成）阶段和信号采集阶段。
信号采集（信号读出）这部分不做重点介绍了，就是类似的各种2D、3D序列读出，下面主要介绍T1ρ对比的形成阶段也就是T1ρ预准备脉冲。
T1ρ的预准备脉冲由三部分组成，首先是90°射频脉冲作用于+X轴，将纵向磁化矢量翻转到水平方向（Y轴上）；然后是在+Y轴方向施加自旋锁定脉冲BSL将自旋锁定在Y轴，使得磁化矢量相对于旋转坐标系静止；最后是形成了对比之后（水平方向），在-X轴施加一个90°射频脉冲，把横向磁化矢量打回纵向。
T1ρ的磁化准备脉冲又被称为自旋锁定脉冲簇（cluster），因为是由多个脉冲组成的。
左边是没有施加任何射频脉冲之前的状态，此时磁化矢量M0在纵向（+Z）。沿着+X轴施加一个90°的射频脉冲B1，其效果就是把纵向磁化矢量M0精准到水平方向，实际上是+Y轴上。
磁化矢量被翻转到+Y轴上之后，马上在+Y施加自旋锁定脉冲，将磁化矢量锁定，此时磁化矢量Mxy会衰减，但是满足的是T1ρ弛豫，磁化矢量衰减会小于T2*及T2。
自旋锁定脉冲施加过后，也就是经过了自旋锁定时间TSL后，+Y轴的磁化矢量Mxy形成了对比。然后再施加一个-90°射频脉冲（可以理解为在-X轴发射90°射频脉冲），将+Y轴残留的Mxy打回+Z轴，这样纵向方向上就形成了T1ρ的对比。
此时纵向上的磁化矢量可以表达为MTSL，代表经过了自旋锁定脉冲BSL锁定了TSL后形成的磁化矢量。
S=S0×e∧（-TSL/T1ρ）。
公式中，S代表自旋锁定后，磁化准备形成后，采集的信号大小；S0当然表示初始信号强度，TSL代表自旋锁定时间，T1ρ就是表示T1ρ值。
理论上，扫描两次就可以解出T1ρ的值，这点类似于T1 mapping或者T2 mapping。所以要计算T1ρ值或者拟合出T1ρ mapping，那么就可以通过改变TSL，采集多个不同TSL的T1ρ序列来得到T1ρ定量。
T1ρ的磁化准备脉冲结合不同的信号采集方式就可以形成不同的T1ρ序列。早期的T1ρ采集还是以2D的快速自旋回波为主，后来逐渐发展到3D的梯度回波，甚至是UTE序列了。
完成T1ρ磁化准备后，后面的信号读出（采集）部分组合就比较多了。
这里还需要注意，T1ρ磁化准备阶段，还需要进行脂肪抑制。一般是采用SPAIR方式进行。
狭义的T1ρ技术指的就是应用这种自旋锁定脉冲产生了T1ρ弛豫的技术，而根据脉冲的使用和技术分类，T1ρ可以分为：T1ρ序列、T1ρ mapping、T1ρ dispersion imaging（T1ρ散布成像）。
T1ρ序列主要是指只应用一个自旋锁定脉冲得到了T1ρ弛豫，形成了T1ρ对比的序列。
T1ρ mapping则是需要计算出组织的T1ρ值，这要求在固定自旋锁定脉冲频率的情况下，扫描一系列的T1ρ序列，这些序列通过改变TSL来达到计算T1ρ值的目的。
T1ρ散布成像则是在T1ρ mapping的基础上，应用了多个不同自旋锁定脉冲频率。由于自旋锁定脉冲频率会直接影响T1ρ弛豫，改变自旋锁定脉冲频率可以改变对不同频率分子运动的敏感性。
还是主要介绍T1ρ mapping。
T1ρ序列得到了T1ρ对比，实际上最大的作用是拟合出不同组织的T1ρ值，重建出T1ρ mapping。
就是，自旋锁定脉冲BSL会影响组织的T1ρ弛豫曲线，也就是会影响组织的T1ρ值。要进行T1ρ值计算或者T1ρ mapping，则必须要先固定BSL的频率。由于BSL的频率FSL=γ×BSL，这里的BSL是指自旋锁定脉冲的幅度大小，所以要计算T1ρ mapping就需要固定自旋锁定脉冲幅度。
通过的公式可以发现，实际上扫描两次就可以计算出T1ρ值，但是这样计算或者拟合出来的值，准确性肯定不高。因此要计算T1ρ，需要重复多次扫描T1ρ序列，在固定BSL频率（幅度）的情况下，执行多次T1ρ序列扫描，不同序列之间需要改变自旋锁定时间TSL，这样就可以计算出组织的T1ρ值，最后以pixel-by-pixel的方式重建出T1ρ mapping。
T1ρ这个技术对于MRI的系统硬件要求非常高。
首先是射频脉冲，因为要进行自旋锁定脉冲的施加，要求自旋锁定脉冲稳定性高，自旋锁定时间也不短（从10ms~100ms不等），所以最好是多源射频，这个和APT技术是类似的。
同时对于成像的磁场均匀性要求也比较高。B1场、B0场均匀性都有较高要求。
另外就是，定量技术本来就存在一个测量值的精确性和准确性问题以及拟合是否正确，所以T1ρ mapping要测量出准确的T1ρ值一般要设置多个不同的TSL，比如推荐45个不同的TSL。也就是说同一个位置要重复扫描45次，当然T1ρ预准备脉冲是有变化的，主要是TSL的变化。不同扫描目的及不同组织解剖，根据分子运动频率不同及敏感性，还可以改变自旋锁定脉冲的振幅，也就是BSL幅度大小，通过改变幅度大小来改变自旋锁定脉冲频率FSL。
目前还有一个问题影响了T1ρ mapping技术的推广和大面积使用，那就是没有成熟的商用计算T1ρ mapping的后处理软件。
T1ρ技术是一种探测组织大分子（蛋白质）的技术，类似于穷人的分子影像学--APT。
一个问题则是T1ρ mapping扫描需要多个TSL，这样扫描时间就会延长，等于重复扫描了4~5次，时间长也限制了它的应用。
还有一个问题则是，对于运动器官，比如肝脏，如何控制运动伪影，不同TSL扫描的体素一致性配准问题，也是需要考虑和解决的，否则计算的T1ρ值准确性就不高了。
四.T1ρ mapping的临床应用。一个技术能出现最重要的是有需求和解决临床问题。T1ρ mapping能解决什么临床问题呢？它的临床应用场景有哪些？
T1弛豫是纵向驰豫，也叫自旋-晶格弛豫，这种弛豫需要能量交换，对于分子运动在拉莫尔频率的时候最敏感。而拉莫尔频率是正比于静磁场B0的，因此T1弛豫或者T1值也和场强有关。一般来说静磁场增加，T1值是延长的。
T2弛豫受外部条件（静磁场、射频场）影响比较小，T2*则受到静磁场均匀性的影响。
T1ρ弛豫及T1ρ mapping则对于低频条件下特点分子信息比较敏感，受自旋锁定脉冲频率FSL影响。
T1ρ mapping的一个最主要应用就是反映关节软骨生化结构特性。这一点对于骨关节炎（osteoarthritis, OA）的早期诊断及评估有非常大的作用。
骨关节炎又叫退行性骨关节病，是一种退行性病变，好发于中老年人群，特别是65岁以上的人。影像学检查对于骨关节炎的诊断主要以X线及CT为主，X线片表现为关节间隙不等宽或变窄、关节处的骨质疏松、骨质增生或关节膨大、乃至关节变形，软骨下骨板硬化和骨赘形成等。但是缺乏特异性及早期诊断困难。
软骨组织主要由细胞外基质（extracellular matrix, ECM）和分布在其中的软骨细胞（2%左右）构成。而ECM又是由水（60%-80%）、II型胶原蛋白（15%-20%）、proteoglycans（PGs，蛋白聚糖，也可以翻译为蛋白多糖）（3%-10%）组成。根据软骨组织内所含纤维的不同，可以将软骨分为三种：透明软骨、弹性软骨及纤维软骨。
（A）显示健康人（没有OA），软骨组织结构正常，在关节面和骨面之间显示几个不同分层，胶原纤维及蛋白聚糖含量丰富。（B）则是早期骨关节炎的软骨组织，蛋白聚糖含量减少，胶原基质开始崩解。（C）是晚期骨关节炎的软骨组织改变，此时蛋白聚糖大量消耗，软骨结构也发生明显改变。
相比于X线及CT，MRI是探测及评价软骨早期改变最好的一种方式，传统的加权图像无法准确反映软骨组织生化变化。而磁共振定量技术则是一种手段，主要包括：T2 mapping、软骨延迟钆增强扫描及T1ρ mapping。
T2 mapping主要反映软骨组织中水含量的变化，而T2值变化与胶原蛋白含量相关。
软骨延迟钆增强扫描（delayed Gadolinium-enhanced MRI of cartilage, dGEMRIC）则是在打药前及打药后延迟10~15分钟测量软骨组织的T1值来间接反映蛋白聚糖的含量。蛋白聚糖带负电荷，而Gd-DTPA也带负电荷，静脉注射钆剂以后，经过一定时间代谢，由于同性相斥，蛋白聚糖和钆对比剂相互排斥，对比剂只分布在蛋白聚糖缺失的部位，也就是在T1WI中显示信号增强的地方。测量T1值可以反映dGEMRIC指数从而间接反映蛋白聚糖含量。这种方法需要打药，并且扫描时间长，主要是打药后需要延迟。
而T1ρ mapping则可以反映蛋白聚糖变化，早期OA蛋白聚糖含量减少，而T1ρ值上升。并且很多研究及文献也证实了，OA的进展阶段，蛋白聚糖含量减少及T1ρ值上升有非常高的相关性。软骨退变越严重，蛋白聚糖含量越低，T1ρ值越大。
T1ρ mapping也广泛地用于椎间盘扫描，对于探测早期椎间盘结构改变及退变是非常敏感的。
膝关节半月板病变是常见的一种退变性疾病，MRI是诊断半月板非常好的手段。但是传统的MRI诊断主要是通过半月板形态改变来探测半月板病变，早在形态改变之前，实际上半月板的生化结构已经发生了变化。T1ρ mapping则可以显示这种变化。
除了骨关节系统，T1ρ mapping也可以用于神经系统疾病，比如对于肿瘤、缺血性疾病的评价。
则为通过全脑T1ρ mapping扫描研究神经系统不同部位大分子改变情况。
除此之外，T1ρ mapping还可以用于腹部，特别是肝纤维化的评估及监测。肝脏纤维化的诊断及评估的金标准是肝脏穿刺活检，但是这项检查是有创的，并且存在一定的播散风险。而传统的MRI成像对于纤维化的可视和评估是非常有限的，科研方面可以采用磁共振弹性成像的方式，但是这种成像需要硬件的提升。
则是肝脏T1ρ序列及测量的T1ρ mapping。肝脏的T1ρ扫描就得采用屏气的方式来冻结呼吸运动伪影，这样一次扫描也不能做太多层数。T1ρ mapping评估肝纤维化目前的文献还是以动物模型为主。实验显示老鼠的肝纤维化程度和其T1ρ值成线性关系。
采用小鼠做动物模型实现，上一排是使用了假手术（对照组）的小鼠肝脏T1ρ mapping伪彩图，下一排则是采用了小鼠胆管结扎术（BDL）后24天诱导形成肝纤维化（实验组）的小鼠肝脏T1ρ mapping伪彩图。可以发现实验组小鼠（肝纤维化）的肝脏T1ρ值显著高于对照组小鼠（肝脏正常）。
除了这些，有文献报道的T1ρ mapping还应用于心肌梗死、评估移植肾脏纤维束等方面。
T1ρ mapping是一种不需要打药的磁共振定量技术，其对于大分子之间的低频运动比较敏感，特别是对于蛋白聚糖含量，有望成为一种探测蛋白质及大分子的技术。
而其不需要打药的特点，使得可以广泛地用于临床。但是目前T1ρ mapping还是以科研应用为主，临床常规扫描比较少，出现这个问题的原因可能在于：
①扫描时间长，测量T1ρ值需要执行一系列的T1ρ序列（改变不同的TSL）
②缺乏商用的、成熟的T1ρ mapping后处理软件，一般扫描后需要把原始数据导出，由离线的软件或者工作站处理。
③对于运动器官，特别是腹部，如何冻结运动及做到体素匹配还需要进一步的努力
④定量技术都需要面临的一个问题就是，测量值的精确性和准确性。
不知不觉又写了9000多字，写本章参考了很多文献和公司里好多科学家的PPT，在这里向他们致谢。读文献，总结就是一种学习的过程，特别是对于大家临床几乎很少用的一些科研技术，一些概念和名词，由于不熟悉，抽象，理解起来比较困难。所以在解释T1ρ弛豫的时候，花了大量笔墨和篇幅来阐述我自己对于T1ρ的理解。
- 1.6 周五 于 成都
小卒中、大问题，这也是医学界的共识。血管壁成像在早期筛查或者预测相关问题方面发挥了非常大的作用。
磁共振黑血成像技术（Black Blood）。常规的血管壁及动脉斑块成像主要是采用各种黑血技术，以形态学来反映血管壁的情况。
而磁共振成像最大的一个优势就是其丰富的定量/功能影像学。采用功能及定量技术进行血管壁及斑块的研究也是这方面的发展方向。
磁共振定量技术（T1 mapping）可以反映组织的特性，该技术常用于心脏、肝脏等。而该技术也可以用于颈动脉斑块的评估。
近日，心血管磁共振顶级杂志Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance（5年影响因子5.82）上刊登了一篇名为Quantitativeevaluation of carotid atherosclerotic vulnerable plaques using in vivo T1mapping cardiovascular magnetic resonance: validation by histology的文章[1]。文章提到对于颈动脉患者的常规磁共振诊断方案一般采取多种对比度图像进行分析，对于斑块成分的鉴别主要基于T1及T2加权的信息。T1 mapping技术作为一种常规的核磁共振序列有潜力进行颈动脉斑块成分的鉴别，但缺少病理金标准的对照。本章基于病理金标准的基础，研究了T1 mapping在颈动脉斑块鉴别诊断方面的可行性。
多对比度的心脏核磁共振血管壁成像序列已成为评估颈动脉斑块成分的一个常用方案，主要序列包括TOF，三种T1加权序列及T2加权序列。其中打药前后的T1加权序列主要用于坏死核心的诊断，MP-RAGE序列是T1加权序列中对于斑块内出血评价最好的，对于颈动脉斑块内出血的评估则需要结合TOF, T1加权及T2加权图像。由于颈动脉斑块成分的诊断主要是基于斑块T1及T2弛豫的信息，那么mapping技术也是该诊断方向的手段之一，目前已发表的文献缺乏相应的病理对照。
主要扫描的序列包括T1-QIR, T2-MDIR, 3D TOF, MP-RAGE 及3D T1 mapping序列GOAL-SNAP。
本实验针对T1 mapping图的像素值对于三种颈动脉斑块的主要成分：疏松基质（LM）、坏死脂核（NC）、斑块内出血（IPH）进行了分析，并分别与多对比度的磁共振序列及病理数据进行了对照分析，得出的结论是IPH的T1值最低。
并且，3D T1 mapping技术也可以针对颈动脉斑块的各成分做一个很好的可视化分析，斑块内出血（IPH）是橙色轮廓，钙化成分（calcification）显示为深蓝，坏死脂核（NC）显示为黄色边缘，疏松基质（LM）显示为紫色边界。该技术若得到更大规模的临床验证，相信在将来也可以如T1/T2 mapping在心肌炎、水肿、心肌梗死等临床适应症的应用一样成为医生诊断颈动脉斑块的利器。
本章最关键的一点是将3D T1 mapping对于颈动脉斑块各成分的显示和诊断与病理金标准进行了很好的一一对照。包括病变的大小、位置、形态等，这也使得该技术未来的临床应用得到了真正意义的保障。
本章的一些局限性包括CMR与病理的配准会由于不同的空间分辨率影响，颈动脉斑块的纤维帽成分很难被T1 mapping技术检测到，由于空间分辨率的原因钙化成分检测有一定问题，另外病理数据是离体的可能有一定程度的形变。
但本章应该属于颈动脉斑块3D T1 mapping的一个里程碑式的发现，尤其是明确了颈动脉斑块的几种主要成分：斑块内出血、坏死脂核、疏松基质的T1值有显著性差异。作为心血管领域的领军者，飞利浦医疗一直与全球顶级客户在颈动脉斑块这一极具挑战性的临床方向进行最前沿的合作，相信未来越来越多的精准定量技术会出现在临床应用中解决医生面临的痛点、难点。
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