本文對動脈自旋標註（Arterial Spin Labeling，ASL）在臨床應用中的補充建議作總結性的回顧。由ISMRM灌注研究小組和歐洲ASL痴呆研究聯盟達成的共識。儘管當前的ASL技術仍然處於快速的發展階段，但是研究者基本的共識是，當前的ASL技術已經成為了一個足夠穩定並且可應用於臨床研究的技術，結合當前對於ASL技術的一些共識以及補充知識，可形成一套標準化的由採集到分析的工作流程。本文中對採用ASL技術主要的考慮因素以及權衡取捨作了具體描述，並提出了具體的建議。最終建議使用連續採集、背景抑制、不施加血流損毀梯度的三維節段式訊號讀取，以及使用絕對值腦血流量單位標記的簡化模型。本文發表在Magnetic Resonance in Medicine雜誌（

介紹

腦血流（CBF）作為一項重要的生理學引數，通過ASL技術可實現非侵入式的定量測量。雖然導致腦血流紊亂的諸如中風等病症常發生在工業化國家，但是腦血流的改變常伴隨如癌症、癲癇以及神經退行性疾病的發生。儘管方法學上取得了一些進步，使得ASL成像已從冗長的單層式發展到現在可在幾分鐘內就獲得高質量的全腦灌注影像的程度。現在ASL技術已與如PET等外源性的灌注方法進行驗證，並且ASL序列已經可以在多種平臺上使用，多中心資料的測試上也證明了其可重複性。將ASL技術應用於臨床研究的綜述性文章已越來越多，也出現了將ASL技術應用於腦外組織分析的研究。

本文的目的在於為已有ASL灌注成像的臨床應用提供補充意見，以提高資料的採集質量。ASL技術的發展至今已經20餘年。ASL技術採集得到灌注影像質量已達到可用於臨床以及研究應用的程度。但是經過多年的發展，有大量的標記方案以及各種模型實現腦血流（cerebral blood flow, CBF）的重建，這使得臨床醫生以及研究人員難以在各種方案中選擇下最優的重建模型。使得構建各個部位的統計以及有意義的臨床實驗的建立變得複雜，這種廣泛而無規範的實驗操作減慢了在裝置上應用ASL技術的速度，從而限制了該技術的推廣。圖1即為推薦引數下ASL掃描影象。

Figure 1正常被試在推薦引數下asl掃描的影象

國際醫學磁共振學會（ISMRM）灌注研究小組和歐洲痴呆協會都意識到需要一套明確的建議，以鼓勵採用ASL技術，並提高ASL的實用性，並以當前的共識為基礎進行合作。2012年10月份ISMRM主辦的灌注影像研討會上集中公開地討論了在臨床中應用ASL技術的建議。本文對ISMRM灌注研究小組在2013年8月的會議上的共識做了深入介紹。雖然ASL核磁成像已可應用於任何器官的研究，但是基於豐富的研究基礎，大腦仍是本文最優的研究物件。本文主要針對七個方面，包括：1

無論在技術創新抑或是應用上，ASL都是一個快速發展領域。本文並未暗示說ASL只有一種或幾種可行方案，也不想阻礙asl技術的發展。相反本文統合了當前臨床應用中最佳的ASL採集分析建議，以鼓勵在臨床實施可靠的ASL掃描，而獲得在掃描型別、部位與研究相一致的高質量資料。本文中的分析建議在當前是較為適合的，ASL技術在不斷的發展中，這些意見與提議也應該每隔3到5年進行一次更新。

ASL技術的簡要回顧：

ASL通過使用射頻脈衝反轉血液的磁化方向，並將動脈血用作內源性擴散示蹤劑。經過一段時間後，標記後的血液流入腦組織，然後獲取標記的影象，其中包含來自標記水和靜態組織水的訊號。在沒有事先標記動脈自旋的情況下，也可以獲取單獨的控制影象，由控制影象和標記影象之間訊號的差值提供從通過灌注輸送到組織的動脈中標記的血液的量度。示蹤劑的壽命由血液的縱向弛豫時間決定，在臨床場強下，該時間在1300~1750 ms範圍內。ASL的許多實現選擇受到以下事實的影響：被標記的血液弛豫時間類似於從標記位置到成像組織的運輸時間亦或稱為動脈運輸時間。基本的權衡是短暫的延遲不允許將標記的血流完全輸送到組織，而較長的延遲會導致TI訊號的強烈衰減，從而降低信噪比（SNR）。動脈運輸時間（ATT）在個體、區域以及健康組織和病理組織之間也有所不同，有較大的異質性。

Figure 2不同ASL標註位置的差異

Figure 3不同ASL標註脈衝的差異

硬體的考量

雖然1.5T的裝置已經滿足ASL採集的基本要求，我們還是建議若是條件允許，儘量使用3T場強的裝置進行採集。隨著裝置場強的提高使得信噪比提高以及弛豫時間的增長，我們將獲得信噪比更高的ASL資料。在1.5T裝置中採集時可通過降低空間解析度以及增加掃描時間的組合來彌補低信噪比。後文中的引數設定對於1.5T以及3T裝置都可使用。

對於ASL，建議使用具有八個或更多通道的多通道接收線圈。多通道線圈不僅可以增加影象的信噪比，而且還可以使用並行成像加速資料採集，可以利用它來減少回波時間和總讀出持續時間。在不使用多通道線圈的情況下，建議使用者降低空間解析度以補償較低的信噪比。

由於ASL技術基於影象之間的差值處理，使得其對於運動十分敏感，而分段式的三維採集也會在掃描期間產生不必要的運動，於是需要要求患者在掃描期間儘量減少頭動。另外掃描期間的運動也可通過背景抑制減輕，這為資料的採集提供了強大的幫助。

Asl標註方法：

ASL技術的標註方法主要包含三種：持續標註、脈衝標註以及速度選擇性標註。其中第三種速度控制性標註方法仍在研究中，有待臨床上的測試。本文中主要對於脈衝標註以及持續性標註進行討論。

脈衝式和連續式ASL標記方法在標記的空間範圍和持續時間上都有根本的不同，這些差異導致各種方法的優缺點。在連續ASL中，隨著血液流過單個標註平面並被有效的連續射頻能量反轉，標記時間通常持續1-3s。在持續掃描中包含兩種不同的持續掃描方式：1）持續性標註掃描（CASL），它使用一個長的掃描時間作一次掃描；2）偽持續性標註掃描（PCASL），它將一個掃描過程分成1000或更多的次的掃描次數，由此構成一個完整的掃描程序。CASL最初作為一種單層成像技術用於研究，但後來擴充套件到多層掃描成像。兩種形式的CASL都構成了長標註場景，但PCASL提供了更好的標註效率，並與現代射頻傳輸硬體相容，目前在臨床MRI掃描器中廣泛使用。因此，PCASL序列是可應用於臨床研究的灌注標註方案。

相對的，脈衝型ASL（PASL）掃描技術使用時長在10~20ms內的一個短時脈衝或者多個脈衝在短時間內逆轉較厚層的動脈血流水分子的自旋方向。PCASL的信噪比高於PASL的主要原因有兩點。首先，在PCASL中標記的時間持續時間較長，這與傳遞到組織的標記血液的體積成正比，表示信噪比提高。在PASL中，灌注是從10到20釐米厚的標記組織上獲得的，該標註過程受發射射頻線圈的空間覆蓋範圍限制。向大腦供血的動脈的平均速度為20 cm/s，因此生成的PASL灌注的時間持續時間通常為1s或更短。與CASL相比，這種較小的灌注可縮短標記持續時間，從而降低PASL中的信噪比。其次，即使是等量的持續時間，並且為了降低標註效率而進行校正，使用PCASL傳遞的標註磁化強度也要高於PASL。對於這兩種方法，標記和成像區域之間都存在空間間隙。CASL的標記平面通常與PASL中標記位置的遠端大約在同一位置（圖2）。對於PASL，單個脈衝會同時使整個標記的自旋反轉，並且在反轉脈衝和影象採集之間的整個時間內，該自旋隨時間常數TI衰減。對於CASL，血液在通過標記平面時會反轉，因此平均而言，灌注的時間要比PASL的時間短一些，從而導致T1衰減較小，而ASL訊號較大。

易於使用和足夠的信噪比是使用ASL進行可靠的臨床灌注成像的兩個關鍵考慮因素。因此，本文建議將PCASL作為主要的標註方法，並在單個標註後延遲（PLD）時收集ASL影象。隨著臨床醫生獲得並分享經驗，將有可能調整ASL的獲取方式，以解決腦血管和神經系統研究中出現的例如延長或不均勻的血液傳輸時間這樣的問題。在這些情況下，可以在PCASL或PASL方法中使用多個（PLD）值，因為通過量化動脈傳輸時間的延遲可獲得的血液動力學資訊可以改善CBF的量化質量，或者可以用作自身有用的血液動力學指標。

下文將對CASL和PCASL的實現細節進行介紹。

CASL以及PCASL成像方法：

在CASL中，在標註期間施加恆定的梯度，並且在標註平面上施加以諧振的恆定射頻脈衝會產生如上所述的血流自旋反轉。在PCASL中，連續射頻被標註層上施加的一長列切片選擇射頻脈衝以及較小的梯度脈衝值所取代。射頻和梯度脈衝隨時間的平均值類似於CASL中使用的平均值，並且反轉機制相同。而使得PCASL序列優於CASL的原因主要原因有以下兩點。首先，CASL通過磁化傳遞效應使大腦組織顯著飽和，從而導致標註狀態和控制狀態之間的差值誤差。雖然為了減少這些誤差可以引入脈衝序列調整，但是這會導致標註效率降低。在PCASL中，射頻脈衝期間存在較大的梯度，從而增加了脈衝相對於腦組織的共振偏移，從而降低了磁化傳遞效應並提高了標註效率。其次，CASL要求射頻功率的持續應用，而大多數當前的射頻放大器在沒有修改的情況下無法提供這種功率，而PCASL與現有的射頻放大器相容。當前已經基於PCASL提出了幾種變體，某些變體可以糾正潛在的偽影，而其他變體則可以提供血管區域更多的資訊，本文建議使用此處描述的PCASL的基本實現方式，以實現穩定性和簡便性，並且由於在臨床上有足夠的經驗用於支援該掃描方式。

射頻脈衝間隔應該儘可能短。這直接影響標記過程對標記平面上的共振偏移的敏感性以及標記效率。推薦脈衝之間的間隔為1ms為宜，隨著脈衝週期的進一步減小，使其對額外的頻率偏移變得不敏感。對於標註脈衝，切片選擇梯度應為10 mT/m，平均梯度為1 mT/m，射頻脈衝的平均B1應為1.5mT。射頻脈衝的標註層厚應足夠窄，以避免在由週期性脈衝生成的層間標註重疊的情況。為了使脈衝與自旋保持同相，第n個射頻脈衝的相位應該為：

其中是旋磁比，是平均梯度，T是射頻脈衝間距，Z是從梯度的等角點到標記平面的距離。對於控制條件，每隔一個射頻脈衝的相位應相對於標註條件移動180°，並且重聚焦梯度波的幅度增加，以使平均梯度為零。因為標註和控制條件中的梯度不平衡，在文中，此梯度條件稱為不平衡控制。在某些應用中，平衡控制可用於促進血管區域性成像，但對非共振效應具有更高的靈敏度，因此對於基本的PCASL來說，並不是首選。

最佳標註持續時間取決於標註的弛豫時間，還取決於標註持續時間對重複時間的影響。ASL訊號隨著標註持續時間的增加而增加，但隨著標記持續時間的增加，返回訊號的衰減比血液的弛豫時間長得多。較長的持續時間會增加單次的掃描時間，從而減少單位時間內獲得影象的數量。當ATT長到4s這樣的長度時，持續時間可能會提高信噪比，並有助於保留訊號。但是，較長的標註持續時間會增加對組織T1的訊號依賴性，並且由於功率沉積和背景抑制約束而可能無法實現。由於缺乏長時間的臨床標註經驗，因此本文推薦採納表1中標註時間為1800毫秒的採集方案，這是在T1敏感性以及臨床經驗限制的情況下有效提高信噪比，並在臨床應用asl技術的折衷方案。

在標註平面的選擇上，現在已有可選多種方法。在理想情況下標註平面應該保證垂直於頸動脈。如果有條件的話，可使用血管造影輔助實現標記位置的確定。但是，由於增加了血管造影也會增加總掃描時間。其他的方法為操作人員提供了更多的操作空間。一種方法是基於解剖學知識進行選擇，並有至少兩種同類型方法可用。另一種較為簡單的方法選擇從前聯合與後聯合向下85mm處作為標註平面。該方法適用於成人的資料採集，但是在應用於孩童時，還需要進行調整。另一種更為靈活的選擇方法將標註平面設定在小腦之下，以保證腦後血流變化的採集。我們期待在後續的發展中後更加智慧地選擇標註平面。當前還沒有強有力的證據證明何種方式是確定標註平面的最佳方式，實際操作中根據實際進行調整才更加合理。

當射頻脈衝在標註平面不發生共振時，標註效率將會降低。因此在標註時應避免在在骨骼連線處進行標註。因為它只會影響某個血管範圍，使得該區域的訊號趨於一致，且無明顯的補償性分配。由於標註位置的不同，標註效率也有差異。當然現在也有包括在標註平面上作勻場測量以及標註中作偏移矯正等方法實現偽影的矯正以及量化。

但是以上方法增加了掃描過程的複雜性，且尚未在臨床中經過穩定性和簡化測試。因此在實際操作中並不建議使用。同時由於總的標記偽影較少，仍可通過人工識別的方式區分偽影。因此PCASL技術的優勢遠大於潛在的問題，並仍然是臨床應用的首選。

脈衝式ASL採集方法

在脈衝ASL之中，射頻脈衝使得臨近區域包括動脈在內的組織產生翻轉。但是這些方法有許多的相似之處。在可觀察的PASL標註方法的區別是自遠端流入ROI的自旋標註。當確定分析範圍後，由於標註區域遠離分析區域，標註方法的影響反而不大了。對於較小的成像範圍，從標註層上方進入的血管可能產生ASL訊號。對於流動敏感的交替反轉恢復（flow-sensitive alternating inversion recovery，FAIR）並變化，從上方流入產生的ASL訊號為正值。射頻作用下，從上面流入血液會產生負值訊號。

對於EPI讀取靶向訊號交替射頻反轉的方法而言，脈衝明顯與近端動脈區域和雙標註反轉標註相似，從上面流入的血流沒有腦血流訊號。這些標記方法都是可以接受的，但是使用者應該意識到輸入遠端自旋時訊號中的電位差。為了有效的翻轉，射頻脈衝應不受場強不均的影響，因此提倡使用絕熱反演脈衝。標籤和控制條件期間的總射頻功率應相等，以最大程度地減小磁化傳遞效應，PASL的大多數實現都滿足該條件。建議在標記和控制脈衝之前或之後使成像體積飽和，以最大程度地減少磁化傳遞或切片輪廓效應帶來的任何殘留標記與控制差異，並作為以下所述的背景抑制過程的第一步。標註反轉脈衝已在模擬中進行測試，顯示翻轉效率大於95％。

Figure 4由於標註質量較差導致的CBF計算結果與DSC的對比

如上所述，PASL的缺點是它會產生帶有未知且相對較短的時間寬度的帶標記的自旋厚塊。但是可以通過QUIPSS-II修改來控制標註的寬度，其中使用與標註寬度匹配的選擇性飽和脈衝來去除標註脈衝的尾端。這種基於PASL的CBF自適應是必要的。然而，對於單延遲時間測量，因為信噪比和重複性都較高，PCASL通常是首選的標記方法。

標註平面的厚度應在15至20cm之間，同時標註平面與成像視野之間的間隙應儘可能小，但必須保證標記脈衝不會對成像區域的磁化產生顯著的擾動。為了產生最大尺寸的標記厚塊，標記層的厚度應儘可能大。然而，有三個因素限制了標記層的最佳尺寸。首先，除FAIR外，所有的PASL標記方法在標記邊緣翻轉和未翻轉血液之間的過渡區的寬度與標註層的厚度成正比。對於較大的層厚，過渡區應變得更大，要求在標註區域和成像區域之間有更大的間隙，這反過來增加了動脈傳輸時間和傳輸延遲。其次，射頻發射線圈的尺寸也會受到限制，發射B1隨著距離等中心點的距離減小。為了優化CBF的定量分析，所標記的血液應由完全翻轉的血液組成，因此標註平面應限制在射頻磁場相對均勻的區域。最後，如果標註區域已經超出了傳輸射頻線圈的勻場區域，不僅將出現標記尾端的不完全倒置，但這部分血液自旋的翻轉將需要更長時間才能明確標註區域，要求長TR之前發出下一個標記脈衝，也因此降低了時間效率。根據經驗，15-20cm被認為一個很好的折衷選項。

與PCASL相比，PASL的一個潛在優勢是可以使用更低的射頻功率，當特定吸收率受到限制時，應考慮這一點。直至3T的裝置上，尚未發現PCASL中由嬰兒到成人的整個患者年齡特定吸收率的限制因素。

標註與成像的時延問題

如引言中所述，ASL方法在施加標記脈衝和影象採集之間有一定的時間延遲，以使標記的血液流入成像區域中的目標組織。該時間用於允許標記的動脈區域的水分到達微組織，並減少動脈訊號對灌注影象的影響，否則這些灌注訊號會表現為明顯的過度灌注點。延遲還降低了灌注量化對傳輸時間變化的敏感性。相關技術對於PCASL和PASL是不同的，這可能會造成混淆，本文在此給出定義。

對於PCASL，由兩個時間點定義了標記脈衝序列的時間，開始和結束，它們的間隔時間為1500~2000ms。此脈衝序列結束到影象採集之間的時間稱為PLD。對於PASL，由於標記脈衝幾乎是瞬時的，所以標記脈衝的時序特徵為單一時間點。從應用該脈衝到影象採集的時間稱為翻轉時間(TI)。因為PLD是指在PCASL中已標記厚塊的末端離開標記平面的時間，因此在PASL中的類似時間是已標記厚塊的末端通過標記層遠端的時間。在PASL中，這個時間通常是未知的，因為在PASL中標記區間的時間寬度是不受控制的。通過前面提到的QUIPSS-II進行修改，厚塊的寬度被控制，稱為TI1。PCASL中的PLD類似於（TI-TI1）的量化，如圖3所示。

單PLD採集方法

使用PCASL進行CBF量化，理想情況是將PLD設定為剛好大於物件中存在的動脈傳輸時間的最長值。在這些條件下，整個標記的大劑量血液在影象採集之前被傳送到組織，並且CBF測量將因不完全的傳送而無畸變。由於ASL訊號在標記後隨時間常數T1衰減，因此就信噪比而言，代價太高，以至於在選擇PLD時過於保守，研究者要求在任何情況下都要嚴格保證PLD比動脈轉移時間長。在健康灰質中，根據標註定位的不同，其動脈傳輸時間大約在500到1500ms之間。但是在某些腦血管疾病以及深部灰質中，動脈傳輸時間則會大於2000ms。因此PLD的選擇根據對信噪比的要求以及掃描範圍的大小，以保證大腦CBF的精確測量為前提作折衷選擇。而且也要意識到ASL訊號較弱的區域可能不單單是腦血流量低的結果，而有可能是較低的腦血流與不尋常的長動脈傳輸時間共同作用導致的。一些情況下標註過的自旋血液滯留在動脈之中也會到導致動脈傳輸時間的延長。而這種情況與人的年齡關係較大，越發高齡的被試中這種情況越發常見。因此PLD的選擇也需要根據被試年齡作適當調整。在表1中列舉了推薦的PLD數值，其中針對於成年患者的臨床使用可用2000ms的PLD，該引數相對獨立於年齡，且在各種各樣的未知的疾病中也同樣適用。

基於上述分析，使用單個PLD的PCASL是可以穩定直接採集腦血流的方法，因此也是在臨床應用上推薦的標準方案。而待QUIPSS-Ⅱ修正的PASL類似於PCASL可以很好地確定標註後的持續時間，並允許在單個TI的條件下量化CBF。但是由於PASL信噪比過差，我們推薦在PCASL無法使用的情況下使用PASL。對於帶QUIPSS-Ⅱ修正的PASL推薦TI應該設定在800ms，具體的設定引數可參考表1。需要注意的是PCASL中的PLD與PASL中TI的定義是類似的。這有效地導致PASL的TI比PCASL短800ms。雖然這並不理想，因為它增加了不完全標記血液輸送到PASL成像區域的可能性，但它也增加了信噪比，被認為是彌補PASL固有的低信噪比的必要權衡。另外通過降低影象的解析度來保證信噪比也是一種可行方法，但是其還未在臨床做過測試。

多PLD/TI的採集方式：

前文描述的基於單個PLD/TI的ASL成像方式提供了快速穩定的資料成像方式，但這種採集對於動脈傳輸時間相對不敏感。這些分析沒有提供對動脈傳輸時間的測量，也沒有明確的證據指出動脈傳輸時間對於腦血流的測量會引入多少的誤差。但是這類影響在血管阻塞型病人群中的測量有較大的影響。通過使用多TI的PASL採集方式，對於該效應已有研究，並可通過資料的擬合，分析其對腦血流和動脈傳輸時間的作用。但是類似的分析也可以通過多樣化的PLD以及標註持續時間的CASL或者PCASL，亦或使用更加複雜但是有效的哈達瑪時間編碼（Hadamard time encoding）方式對其進行研究。雖然多PLD/TI的採集提供了更多的額外資訊，但是也因此需要更多的測量資訊以及處理分析，因此在現在這個環境下這仍不是一個值得推薦的ASL掃描方法。但對於有志於作動脈傳輸時間以及對CBF作精確的量化分析的研究人員來說，多PLD的ASL分析仍是值得推薦的採集方式。而由此估算得到的動脈傳輸時間本身可能就具備一定的診斷意義，且在臨床中採集的多PLD資料也可為後續臨床上選擇最優PLD提供參考，使得多PLD的影象資料可發揮較大的作用。

背景抑制方法分析

灰質中每秒有大約百分之一的大腦水分被代謝出去。因此在2秒的測量時間之中每個體素的數值至少會有2%差異。考慮到PLD以及弛豫時間的問題，放鬆大腦在標註與控制像之間至少會有1%的訊號差異。但在採集過程中患者的頭部運動成為採集過程中的主要噪聲來源。因此，如果能夠降低非差值影象的訊號強度，而不使ASL差值訊號成比例下降，那麼ASL測量的整體信噪比可得到顯著提高。通過使用空間選擇性飽和脈衝和反相脈衝的組合，可以實現未標記的調製訊號強度的降低。而這種技術通常稱為背景抑制技術。當ASL技術結合背景抑制技術時可顯著提高資料的信噪比。尤其是在臨床應用這種要求時間特別短，且要求單次掃描即可算出較為準確的腦血流的情況下，背景抑制顯得更加重要。

對於背景抑制技術的詳細描述和優化處理在參考文獻中作了相似介紹。簡單來說：初始對成像區域施加有選擇性的飽和脈衝，然後是時間要求嚴格的反轉脈衝，導致在影象採集時靜態組織通過接近或通過零的縱向磁化。標註的血液在標註脈衝中被標記，並不經過初始飽和階段，但是在標註脈衝內被翻轉。對於完美的標註脈衝來說，它應只造成控制像與標註像之間的差異而不引起磁場的變化。這樣就可以使主要的ASL訊號被保留下來，而靜態的組織訊號被消除。

背景抑制技術中有兩點重要特徵需要在此詳細介紹：

首先，背景抑制中翻轉脈衝數量選擇是一個需要權衡的操作。翻轉脈衝的數量越多，可以在全腦範圍內消除更多靜態組織訊號。另一個需要考慮的是每次翻轉脈衝的作用都會降低標註像與控制像之間的訊號差異。每次翻轉脈衝都有約95%的工作效率，因此每個翻轉脈衝會損失約5%的ASL訊號。在實際應用中我們也應該仔細考慮這種折衷處理帶來的得失，在保證翻轉脈衝的效率的同時也要保證資料的質量。一般來說不會對每個被試都作這種效率評估，因為效率的評估相對費時，這不太符合被試之間統一測量引數的要求。

第二個重要的特徵在於背景抑制只在某一時刻消除組織的磁化，隨後靜態組織的磁化隨著弛豫恢復到平衡的狀態。對於採用每TR一次激發的成像方法，如下面描述的三維分段方法，背景抑制可以是非常有效的，因為磁化零點可以定時與激發脈衝重合。對於每TR需要多次激勵的方法，如多分段單脈衝二維(2D)方法，背景抑制對於單個切片是最優的，但對於其他切片的效率逐漸降低。背景抑制效率的差異與ASL成像方法的選擇密切相關。

讀出方式：

對於ASL的讀出模式，三維節段式序列是其首選方案，因為其在每個TR下都施加了一次脈衝激勵，對於背景抑制來說這是最佳的設定，因為這種讀出方式可有效提高信噪比且相對不受非共振效應的影響。當前來說單次掃描讀出應是最優的首選方案，但是這些方法還沒有經過嚴格的測試，不推薦作為一個通用的方案。多層單二維成像讀出或者螺旋讀出序列，因其普遍適用且不受運動偽影的影響可認為是一個可替代的三維分割序列。但是相對而言，二維的成像方式也存在背景抑制效果差以及掃描時間長等問題。圖5為帶有2D和3D讀取的ASL示例，Vidorreta等人和Nielsen and Hernandez-Garcia更詳細地比較了這些方法在ASL中的應用。

Figure 5不同讀出方式的比較

三維分割讀取

作為預設讀取方法，推薦使用三維節段方法，如快速自旋迴波螺旋式K空間填充疊加方式或3D GRASE方式（一種混合採集方式）。這些方法為ASL脈衝製備的磁化強度的測量提供了接近最佳的信噪比，並且它們對場的不均勻性相對不敏感。它們在純RARE的讀取方法對T2不敏感度，並且與純EPI或Spiral方法的時間效率之間取得了平衡的處理，從而獲得了兩者的大多數優點。與2D多層讀數相比，這些方法可顯著改善背景抑制。背景抑制技術僅在一個時間點時是最佳的，並且由於分段的3D讀數在每個TR週期僅需要一次激勵，因此可以對激勵進行定時以提供高質量的背景抑制。優化背景抑制引數以獲得最小的靜態組織訊號，並且應該計算標記影象和對照影象之間的複雜差異以重建ASL訊號，因為接近零的幅度重建影象之間的差異會產生差異。請注意，將背景抑制用於分段3D採集對於ASL至關重要，如圖6所示。分段方法需要激發之間的資料一致性，並且在沒有背景抑制的情況下，與運動有關的偽影通常將主導ASL訊號（如圖6所示）。

Figure 6使用2d單次掃描採集的圖，以及3d分割讀出影象對比

對於3D讀出，分配給影象採集的每個TR內的時間通常比多個2D切片的時間短，從而可以更有效地利用時間。3D RARE的螺旋疊加和3D GRASE表現類似，這兩個在特定系統上會優化得更好。需要注意的是，快速自旋迴波螺旋式K空間填充疊加方式在k空間中心提供了自然的過取樣，這可以改善運動不敏感，但也有可能由於共振偏移導致平面內模糊。相比之下，GRASE通常不會過量使用k空間，而三維GRASE中的共振偏移會導致平面內失真。對於多次成像，應按順序獲取給定影象的標籤和控制條件，以實現最準確的標籤與控制之間的差值計算。使用者還應注意，回波之間與T2相關的訊號調製可能會導致平面模糊。如果影象重建軟體是供應商提供的，則建議您諮詢其用於糾正影象模糊和失真的方法，以便可以適當地解釋影象。用於校正的方法和引數應在報告ASL資料的文章中需要加以說明，因為它們可能會對站點之間資料的比較產生重大影響。有關推薦的成像引數，請參見表2。

單次掃描的讀出

第二選擇是2D單次成像方法，其可有效地應用於ASL。EPI和螺旋方法已被廣泛使用，而單次RARE和平衡SSFP也是可行的，但是不那麼常見，並且這種讀出方法針對ASL的測試還不夠深入。對於ASL，EPI和Spiral的效能，彼此相似，但差異很小。螺旋可以縮短回波時間（TE），以減少T2 / T2 *的權重，但會產生與共振無關的模糊。EPI具有更長的最小回波時間，但在共振偏移的情況下會表現出失真而非模糊。至於3D成像，建議在特定系統上更好地優化這兩種方法中的任何一種。通常，對於單次2D讀數，建議使用升序切片順序。單次成像方法的優點之一是，它們不受運動偽影的影響。對於2D成像，背景抑制技術僅對一個或幾個切片而言是最佳的。儘管這通常是一個缺點，但殘留的靜態組織訊號可能會以兩種方式使用。首先，可以使用幅度影象重建，它比複雜的重建和線圈組合要簡單。第二，殘留訊號可以在標籤與控制相減之前用於影象配準。儘管背景抑制在2D單次成像中的影響遠不如3D成像中的劇烈（圖6），但可以看到訊號波動顯著降低，尤其是在患者運動明顯的情況下，建議使用背景抑制。有關其他推薦的成像引數，請參見表2。

並行加速方法

並行成像可以通過對k空間的降取樣，利用多通道線圈的空間資訊重構降取樣資料來減少成像時間。這種通過在激發脈衝後直接插入血流損毀梯度或動作敏化模型，可以通過從顯像時仍存在於較大動脈上的訊號來減少血管偽影。這個訊號的消除是基於自旋在梯度方向上的速度。由於額外的梯度或T2準備模組的使用，在使用血流損毀梯度時，有效地將TE延長，可以在ASL影象中引入T2對比度，降低信噪比。在計算CBF時也應該考慮到這一方法的回波序列長度，如3D RARE、3D GRASE以及減少回波時間的二維梯度回波EPI序列等。

血流損毀梯度法

由於額外的梯度或T2準備模組的使用，在使用血流損毀梯度時可以有效地將TE延長，從而在asl影象中引入T2，會降低信噪比。在計算CBF時應該考慮到這一點。

在預設情況下，本文不鼓勵使用血流損毀梯度，因為它們可能會損失更多重要的臨床資訊，例如延遲血流和動靜脈分流等。對於單PLD成像，選擇PLD應使其在大多數情況下比ATT長。這種情況下，標記的灌注血流將在成像之前輸送到目標組織，並且在成像時未標記的血液會進入較大的動脈。在這種情況下，血流損毀梯度法對ASL影象的影響將最小。然而，當ATT>PLD時，ASL影象中會出現明亮的血管訊號，這些訊號會被去除。對於某些應用，例如在側支血流中，明亮的血管訊號的存在可能是一個有用的指標，表明存在長ATT的區域，並且這些區域量化的CBF值可能有誤；此資訊本身可能也具有診斷價值。在動靜脈畸形中，識別靜脈中的ASL訊號在臨床上也有實際意義。如圖7所示。

Figure 7 DSA影象血管位置與ASL影象高訊號區域吻合性的對比

本文建議將血流損毀梯度為使用者控制的選項，因為它的使用有一定的限制條件。對於諸如在腫瘤中的應用，明亮的血管內訊號可能掩蓋了感興趣的更細微的潛在的與灌注相關的訊號。如果時間允許，兩次有無血流損毀梯度的ASL掃描可能提供更有用的資訊。這些選擇與ASL最終在臨床環境中最終使用的方式有關。鼓勵研究人員去應用上述技術來多次嘗試。

如前所述，對於多PLD /TI成像，ATT可以在CBF之外進行估計。如果沒有血流損毀梯度，測量的ATT將表示標記的血流到達體素的時間，而如果有血流損毀梯度，測量的ATT將反映出微血管系統中的到達時間。這些不同的ATT在不同的應用中應該有不同的用途。如果沒有使用血流損毀梯度，應該考慮血液內部流動的影響，否則計算出的CBF可能不正確。

關於使用血流損毀梯度的另一條注意點是，當灌注成像作為組分析的一部分進行時，由於在如大動脈等不規則位置存在高強度斑點，因此血管偽影會使分析變得複雜，在這種情況下，可以考慮選擇一定的血流損毀梯度。

血流損毀的特徵可用VENC描述，或者說是流速引起相移的速度。粗略地說，自旋在VENC上方消除相位影響，並在VENC下方保持可見。很高的VENC可以保留大動脈訊號，而非常低的VENC可以延長ATT並降低信噪比。在使用時，建議以4cm/s的VENC在PC-AC方向上進行血流損毀梯度採集，這是一個很好的折衷方案。

後處理方法

在常規臨床實踐中，ASL差異的視覺化是最有用的，因為大多數灌注阻塞容易導致病灶視覺化。然而，考慮到如高碳酸血癥或缺氧缺血性損傷等疾病確實會引起全域性性變化，本文建議還應提供額外的定量CBF資訊。

腦血流的量化分析

ASL最吸引人的特點之一是它能夠量化灌注血流量，這是組織健康和神經元活動的重要指標。為了從單一PLD/TI ASL資料量化CBF，已經有研究者提出了一些相對基本的模型。重要的幾個分析模型有：

1、讓所有的標註血流傳遞到目標組織之中。即在PCASL之中要求PLD>ATT，PASL之中要求TI-TI1>ATT的QUIPSS Ⅱ模式；

2、標記的血液沒有流出。因為組織水容量比血液水容量大得多，並且血液與組織之間的水交換很快，所以通常這是一個有效的假設。

3、標記自旋的弛豫受血液T1控制。雖然這個假設不太可能是嚴格正確的，但由這個假設引入的與血液和組織之間T1差相關的誤差通常相對較小。

按照以上假設，可按照以下公式計算各個體素CBF，對於PCASL可用：

PASL可用：

其中l是腦血之比以mL/g為單位；而SIcontrol以及SIlabel是在控制與標記影象在標註時間內畫素的平均值。T1Blood是以秒為單位的血液的弛豫時間，α是標註效率，SIpd是訊號的加權灰度值，而t是標註時間。PLD，TI以及TI1的相關介紹如上文所述，該引數乘以6000可將單位有mL/g轉化為mL/(100g)/min。針對2D多層採集影象來說，TI的區值需要將每個掃描層之間的獲取間隔納入考量，並作適應性調整。表三中羅列了在ASL掃描中推薦的一些常用引數可作參考。

為了將ASL影象的訊號差值強度縮放到絕對CBF單位，需要測量完全放鬆下的血液自旋的訊號強度。儘管有幾種方法可以得出該值的估計值，但本文建議使用單獨採集密度（PD）影象（在上述等式中由SIPD表示），以逐個畫素的方式獲得此比例因子。因子lambd測量組織與血液的訊號強度。原則上，lambd應該是一幅影象，因為不同組織型別的組織水分密度不同，但通常使用大腦的平均值。測量l的策略以及不用l量化CBF的方法都已經提出了但還未廣泛應用。與常數lambd假設相關的量化誤差預計<10％。在這裡，建議在進行更好的優化和替代策略的臨床評估之前，至少要使用腦平均值lambd值。將PD影象用於此縮放具有兩個附加的重要功能。

該因數可用以下公式計算（1/1-e-TR/Ti.tissue）其中T1tissue是假定的組織T1用於補償T1弛豫時間。使用減少的TR和T1校正可能會減少與大腦平均指數l相關的誤差。不應將標籤或BS應用於此掃描。

本文對該模型進行了簡化，但由於模型的魯棒性和簡單性而推薦使用該模型，因為更完整的模型需要更多掃描時間以及採集的附加資訊，並且通常只會以信噪比為代價減少系統誤差。附加資訊的型別包括ATT，水交換速率和血液與組織之間的弛豫時間，組織像T1和組織分割。正在進行的積極研究旨在更全面地瞭解這些引數的範圍和影響，但是在採用臨床ASL的這一階段，與校正這些因素相關的複雜性相比，不確定性和附加噪聲被認為是適得其反的。

ASL的掃描層引數設定

掃描時間

由於ASL訊號較小，ASL依賴於平均計算來獲得足夠的信噪比。增加平均值會增加信噪比，降低運動偽影的影響，併為資料過濾提供更多的機會。使用此處描述的預設引數時，總掃描時間為4分鐘，並可在實驗被試中產生良好的影象質量。對於急性環境中的快速成像，低至2分鐘的掃描時間即可提供可解釋的資料，在這些情況下，建議降低空間解析度以補償信噪比損失。

視覺化

ASL技術的一個關鍵優勢在於可得到絕對腦血流。本文建議採集人員以灰度或彩色檢視生成的CBF影象，並在影象旁邊使用定量比例尺指示CBF值（圖8）。使用顏色可以提高從顏色棒讀取定量CBF值的能力，但也可能導致錯誤的表觀閾值，因此使用者應注意這一潛在的陷阱。

Figure 8不同視覺化方法的比較

白質灌注的檢測

由於與灰質相比，白質具有較低的血流量和較長的ATT，因此信噪比較低，也導致白質中灌注異常的檢測和解釋仍然具有挑戰性。此外，由於在平面方向或通過平面方向上的模糊，白質ASL訊號容易被灰質訊號淹沒。因此，對於白質灌注不足的檢測靈敏度應被認為對於一般臨床應用而言太小，儘管可以檢測到表現出灌注增加的諸如腫瘤的病理原因。

資料質量控制

為了臨床應用中的ASL資料中的影象質量控制，可以從以下方面進行影象質量的檢查：

1、對PCASL掃描，可檢視低標註效率的範圍。首先，需要確定哪些動脈被標記。通常來說我們需要標記的有頸內動脈、外動脈和椎動脈。在血管造影可用的情況下，可用於標記動脈的位置。檢查血管的Willis圈也可用於匹配血管區域和標記的動脈。當某條動脈的標記較低時，這條動脈的區域會顯示較低的CBF值。當發現低CBF區域的，與血管的區域相吻合時，且無其他動脈代償時，就有標註失敗的可能，當然這樣可能是低CBF以及ATT異常導致的。標註失敗可能是由彎曲的血管或標記平面中的共振偏移引起的。前者可通過調整標註平面的位置來解決，在這種情況下，額外的血管造影會有所幫助。後者通常是由牙齒活動引起的，並且可能是由該患者在其他影象中牙齒周圍的訊號丟失所建議的。上面討論瞭解決PCASL中與共振偏移相關的標記問題的方法。

2、需要注意灰質的全域性腦血流值。由於被試個體之間天然存在的差異，即使是青壯年之間其灰質的全域性腦血流也存在差異。此外，該數值對灰、白質的分割方法也十分敏感。一般來說，正常的灰質CBF值在40~100 100ml/min/100g之間為正常範圍。當整體灰質CBF與患者群體的期望值不一致時了，可考慮是標註的效率降低的可能性。正常來說，影象上灰質白質之間會有明顯的對比，若無法看到這種對比，就有可能是由於標記錯誤或者運動偽影導致的。

3、運動偽影的檢查。作為一種差值技術，ASL對運動引起的擾動十分敏感，儘管這種敏感性被上文所討論的背景抑制所緩解。常有識別為來自面板或脂肪層的腦外訊號，明顯由被試運動導致的。在可能的情況下，在對不同的影象進行平均之前檢查單個的標籤像與控制像，看看是否只有少數被試存在這些偽影，這一步是必要的。如果有的話，可以將這些影象排除在CBF計算之外。此外，還可以通過自動影象配准算法進行運動校正，儘管背景抑制非常有效，但是應用於標籤與控制差值影象時，這些演算法可能存在一定的問題，因為這些情況下單個影象的信噪比較低。但是，當背景抑制無法使用或者無法得到優良的結果時，影象配準可能是一個更加有效的處理手段。但是我們還是推薦將減少被試的運動作為減少生理噪聲和運動偽影的主要手段。在理想情況下，可以使用前瞻性運動校正方法來減少運動偽影。

4、檢查血管內偽影。高強度斑點和蛇形區域通常代表血管內訊號。觀察時，建議驗證PLD是否適合患者，因為低PLD會自然在較大的動脈中產生ASL訊號。具有正確PLD的動脈內訊號表明，標記的血液通過緩慢的流動或間接的迴圈途徑而延遲了向組織的輸送。靜脈ASL訊號提示存在動靜脈分流。請注意，如果不使用血流損毀梯度，則在存在血管內偽影的情況下，需要用整個大腦或較大目標區域的CBF計算。

5、邊界區域的檢測（如分水嶺區域）。邊界區域分水嶺區位於每個血管區域的較遠部分，自然比該血管區域的其他部分有更長的動脈。值得注意的是，這些區域的低ASL訊號可能代表長ATT而不是低CBF，而使用更長PLD的額外掃描可能有助於區分這兩種可能性。如圖9所示。

Figure 9同一被試在標註時間為1500ms情況下以及PLD在1500ms下的asl差異圖示

結論：

本文詳細描述了ASL資料採集推薦的指導方針。使得後續asl的研究人員可以獲得高質量的資料，並使ASL技術成為臨床使用的重要診斷工具。作為一種可靠的採集設定方案，本文推薦使用PCASL標註、背景抑制、基於RARE的三維節段式讀出方法，簡單量化性的資料處理，以及推薦的掃描引數來採集ASL資料。儘管這些建議旨在促進掃描器和站點之間ASL資料的統一性和可比性，但在適當時鼓勵研究人員進行引數和其他ASL方法的實驗，以擴充ASL採集方法和處理方法。請注意，這些建議是在本出版物釋出之日提出的，隨著收集和分析更多的臨床資料以及當前和未來的技術革新進行臨床遷移，這些建議在將來可能會被取代（按照文中的建議，一般在3-5年）。

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