【规范与共识】颅内MR血管壁成像技术与应用中国专家共识Ⅰ

中华医学会放射学分会MR学组

通信作者：赵锡海，清华大学医学院生物医学影像研究中心，北京100084，Email：[e-mail]；李澄，东南大学附属中大医院医学影像部，南京210009，Email：[e-mail]；严福华，上海交通大学医学院附属瑞金医院放射科 200025，Email: [e-mail]

摘要  

MR血管壁成像是颅内动脉疾病的最佳无创性评估手段，现已被广泛应用于颅内动脉狭窄的病因诊断、疗效评估和预后预测。然而，由于受到MR厂商、磁场强度、接收线圈、采集序列和空间分辨率等因素的影响，不同医院或成像中心采用的成像方案存在较大的差异，严重影响这一成像技术的临床推广。本文汇聚了国内脑血管MR领域专家的实践经验和重要观点，形成了共识性意见，对颅内动脉MR血管壁成像进行标准化。

研究证据表明，颅内动脉狭窄是中国人群缺血性卒中的主要原因，约占46.6%^［1］。导致颅内动脉狭窄的病因主要包括动脉粥样硬化、夹层、血管炎、烟雾病和可逆性脑血管收缩综合征（reversible cerebral vasoconstriction syndrome，RCVS）等^［2］。单纯利用传统的CTA、MRA等针对血管的成像手段，无法准确判断血管壁本身的情况及其病理学特征的相关信息。此外，对于动脉粥样硬化性病变，斑块的大小、形态、信号强度和强化特征均与易损性相关，而这些特征亦无法通过管腔成像获得。然而，由于不同类型的血管壁病变其临床治疗策略和预后均存在一定的差异，因此，在治疗前明确颅内动脉狭窄的病因具有重要临床意义。此外，颅内动脉易损斑块具有更高的脑血管事件发病风险，评估颅内斑块的易损性有助于预测未来发生脑血管事件的风险。

MR血管壁成像最初仅被应用于颈动脉斑块的评估。该技术能够准确定性和定量评价动脉管壁的形态和信号特征，是诊断颈动脉和颅内动脉管壁病变的最佳无创性方法。然而受到空间分辨率的限制，应用MR血管壁成像评估颅内动脉管壁病变仍然存在一定的挑战。随着MR成像技术的进展，颅内动脉血管壁成像已由二维（two dimension，2D）成像进入到了三维（three dimension，3D）成像的新阶段^［3］。由于3D成像具有更高的各向同性分辨率、更快的成像速度和更大的覆盖范围等优势，其在颅内动脉管壁病变的诊断方面发挥着越来越重要的作用。然而，由于颅内动脉MR血管壁成像的质量和效果受到磁场强度、接收线圈、成像维度、成像序列、空间分辨率等软硬件条件和成像参数的影响，不同成像中心或医院之间的MR软硬件配置和成像参数均存在一定的差异，缺乏规范化的成像方案，难以实现对图像的标准化判读分析。

我国颅内动脉高分辨血管壁成像起步较早^［4］，但目前仍缺乏规范化成像技术及临床应用方案。尽管2018年美国神经放射学会发布了颅内动脉血管壁成像的专家共识^［5］，但该共识仅对成像技术参数开展了一定的讨论，并未给出切实可行的推荐成像方案。基于上述现状，目前临床亟待提出颅内动脉MR血管壁成像的技术和应用的共识性意见，以期规范成像方案，提高对颅内动脉狭窄病因及易损斑块的诊断效能。

一、成像技术推荐方案

（一）成像硬件需求

1.MR磁场强度

要获得高质量的颅内动脉MR血管壁图像，首先需要考虑MR成像设备的场强。理论上，MR成像的信噪比（signal‑to‑noise ratio,SNR）与磁场强度成线性相关，即场强越高，图像的SNR也越高。然而，随着磁场强度的升高，磁敏感效应也会随之增加，由此会对血管壁成像带来一定的挑战，尤其是基于梯度回波序列成像^［6］。早期，有学者采用1.5 T MR进行颅内动脉血管壁成像，随后在3.0 TMR平台上进行更为广泛的技术优化和临床应用研究。随着7.0 T全身MR成像设备在活体成像方面的逐步应用，亦有学者利用7.0 T MR进行颅内动脉血管壁成像研究。

（1）1.5 T MR：1.5 T MR是临床最为常用的MR成像设备，在此成像平台上可对颅内动脉进行2D和3D血管壁成像。在2D成像过程中，通过优化参数如增加采集矩阵和缩小视野等，在确保足够的成像SNR的前提下，仅能在一定程度上获得较高的层面内分辨率（0.48 mm×0.58 mm），但层间分辨率（层厚）往往较低（3~5 mm）^［6］。少数学者在1.5 T MR成像平台上开展颅内动脉3D血管壁成像，当各向同性空间分辨率高于0.7 mm时，图像SNR会明显下降，与3.0 T MR的成像效果对比差异显著^［7］。

（2）3.0 T MR：目前绝大多数的颅内动脉MR血管壁成像是在3.0 T MR成像平台上完成的。与1.5 T MR相比，3.0 T MR具有更快的采集速度、更好的管腔管壁对比度和更高的SNR，这些特性使其检测和评估颅内动脉血管壁病变尤其是粥样硬化斑块的能力大大提升。在此场强条件下，不仅能够得到高质量的2D血管壁图像，还可以进行各向同性的3D高分辨率全脑血管壁成像^［8］。

（3）7.0 T MR：理论上，采用7.0 T超高场MR可能会进一步提高颅内血管壁成像的SNR和图像质量。有学者尝试在此场强条件下，能够获得更高的成像分辨率（成像体素尺寸≤0.4 mm×0.4 mm×0.4 mm）和更好的血流、脑脊液抑制效果^［9］，这有助于解析斑块内部信号的异质性，发现颅内小动脉的血管壁病变，定量动脉瘤壁的厚度等^［10］。然而，在超高场MR下，磁敏感效应^［10］、磁场不均匀性、射频能量沉积效应^［11］等将更为显著，目前7.0 T MR仍处于实验研究阶段。一项基于欧美人群的脑血管病队列研究表明，7.0 T MR血管壁成像对颅内动脉管壁的局灶性增厚具有更高的检出率^［12］。应用7.0 T MR设备进行颅内动脉斑块成像可以显示更多的病变细节，可能会提供额外的信息，但仍需进一步研究证实。

推荐意见：目前，在临床环境中，首先推荐在3.0 T场强MR成像平台上进行颅内动脉血管壁成像；1.5 T MR成像设备由于受到成像SNR的限制，仅推荐进行2D血管壁成像；7.0 T MR仅推荐研究使用。

2.接收线圈

在成像序列和参数相同的情况下，MR图像的SNR还与接收线圈的配置相关。一般而言，在一定成像区域内，接收线圈的通道数越多，SNR越高，越适宜进行高分辨率成像和成像加速。同时，成像深度与线圈单元的尺寸相关，尺寸越大，成像深度越深。因此，在进行颅内血管壁成像时，需要合理选择接收线圈。

目前，商用的3.0 T MR均配备可进行头部成像的线圈，常见的有8通道、15通道、32通道头线圈，或16通道、20通道、24通道、64通道头颈线圈等。研究表明，与8通道头线圈相比，32通道头线圈在皮层处SNR最高可提升3.4倍，在胼胝体处SNR最高可提升1.4倍^［13］；与12通道头线圈相比，32通道头线圈在大脑中部的SNR提升约1.5倍^［13］。在头部接收线圈设计过程中，提高线圈通道会有利于提高并行成像加速的倍数。然而在提高线圈通道数的同时，会减少线圈单元的大小。因此，在增加大脑表面SNR的同时，大脑深部的SNR可能会受到一定程度的影响。

要对颅内外动脉血管壁进行联合成像，需要选择特制的头颈联合线圈^［14］。与商用头颈线圈不同，这种特制的线圈具有颈动脉专用线圈单元，这种设计可大幅度提升颅外颈动脉血管壁图像的SNR。

推荐意见：在颅内动脉血管壁成像过程中，为获得更高的图像SNR，推荐使用在拥有的线圈中头部配布单元最多的线圈，如32通道头线圈。一般不建议使用头部配布单元少于8通道的线圈。如果要对颅内动脉和颅外颈动脉血管壁同时成像，则推荐使用头颈联合线圈，尤其配布有颈动脉专用单元的头颈联合线圈。

（二）成像核心参数

1.成像维度

通常情况下，为了更为准确地显示颅内动脉血管壁病变，同时获得垂直和平行血管走行方向的横断面和纵切面血管壁图像将有助于对病变进行全面评估。

（1）2D成像：利用2D成像技术，可以获得高SNR、高平面内分辨率的血管壁图像^［5］。2D血管壁成像的优点为：①可以通过增加采集矩阵提高平面内分辨率；②可以获得经典的T₁WI、T₂WI或质子密度加权成像（protondensity weighted imaging,PDWI）对比度图像，有助于判断斑块成分。然而，2D血管壁成像存在以下缺点：①成像范围仅局限在特定的血管节段，无法获得颅内血管的全局信息；②由于2D成像多采用自旋回波序列，受到该技术自身特性的影响，其对于缓慢流动的或流动方向与扫描平面平行的血流信号的抑制效果不佳；③传统的2D成像序列并未施加脑脊液抑制脉冲，血管壁外边界的显示可能会受到脑脊液信号的干扰，尤其是T₂WI和PDWI成像；④为确保图像具有足够的SNR，2D成像常采用1.5~2.0 mm的层厚，这大大降低了层面间的分辨率；⑤对走行迂曲的血管进行成像会产生部分容积效应。

（2）3D成像：与2D成像相比，3D血管壁成像技术可在相似的扫描时间内覆盖更大的成像范围甚至全脑^［3］。此外，3D成像可以实现各向同性分辨率，通过MPR和CPR，进行多角度观察颅内动脉病变的形态和分布特征^［5］，并可最大限度地减少部分容积效应。此外，MPR和CPR有助于对动脉分支，尤其是分支开口病变情况的观察，对支架植入等血管内治疗具有重要的参考意义^［15］。但颅内动脉3D血管壁成像多采用可变反转角的自旋回波序列，回波链较长，无法获得标准的T₁WI、T₂WI或PDWI图像，会在一定程度上影响斑块成分的判别。此外，进行3D大范围管壁成像会同时产生大量的图像数据，这会给判读分析带来一定的挑战。

推荐意见：对于不能明确有无颅内血管病变的症状性患者，或者计划全面评估颅内动脉血管壁病变情况，推荐进行3D血管壁成像；对于已知存在颅内动脉病变的患者，也可对病变局部进行2D血管壁成像。

2.空间分辨率

正常颅内大动脉（如大脑中动脉和基底动脉）的血管壁厚度为0.20~0.30 mm，约为血管管腔直径的1/10，明显小于目前临床用MR设备可实现的成像空间分辨率。要采用MR成像对某一解剖结构进行定量测量，该结构至少需要有1个成像体素覆盖，现阶段的颅内动脉血管壁成像的空间分辨率难以达到这一要求。然而，绝大多数颅内动脉病变均会造成管壁厚度增加，使得MR成像定量分析成为可能。

针对1.5或3.0 T MR平台上的2D血管壁成像，权衡空间分辨率与SNR，推荐设置体素尺寸为0.4 mm×0.4 mm×2.0 mm，定位垂直于病变血管走行方向，层数可根据病变区域大小、位置设定，建议所扫描层面内至少包含一层正常血管区域以作参考。在此标准下，厚度为20~40 mm的成像区域所需扫描时间为5~7 min。

针对3.0 T MR平台上的3D管壁成像，在确保足够的SNR情况下，采用0.4~0.6 mm各向同性分辨率成像较为合理（目前普遍应用的各向同性分辨率为0.5 mm）。在此标准下，7~10 min内扫描区域可覆盖Willis环和主要二级分支。应用插值算法，上述图像的显示分辨率可接近正常管壁厚度的尺寸。

随着MR成像技术的不断进步，例如磁场强度的提高，空间分辨率和图像质量可能会得到进一步的提升。有学者尝试采用7.0 T MR进行颅内动脉血管壁成像，成像体素的尺寸≤0.4 mm×0.4 mm×0.4 mm^［9］，但成像时间较长（约9.5 min）。

推荐意见：在进行颅内动脉2D血管壁成像时，推荐采用平面内分辨率为≤0.4 mm×0.4 mm；在进行颅内动脉3D血管壁成像时，推荐采用各向同性分辨率≤0.5 mm×0.5 mm×0.5 mm。

3.成像序列

（1）血液及脑脊液信号的抑制：为更好地评估血管管壁边界，需对管腔内血液和血管外脑脊液（或邻近脑血管的脑实质）信号进行充分的抑制。血流抑制技术的主要目标是衰减血流信号（理想状态下衰减为0），同时保留来自周围静态组织的信号，这种抑制技术通常依赖血流的运动特性。常见的血流信号抑制方法如下。

①自旋回波：自旋回波成像时，会对选定层面的所有体素施加90°射频脉冲，经过一段时间后，再对同层体素施加180°回波射频脉冲。由于在一定的时间间隔内，经90°脉冲激发的血流已流出激发层面，故无法进一步接受180°回波脉冲从而成像，故不产生血流信号^［16］。因此，传统的自旋回波和快速自旋回波序列皆具有天然的黑血效应，但其对流速缓慢或在成像平面内流动的血流抑制效果较差。

②空间预饱和（饱和带）：空间预饱和法（饱和带）是选择性地激发成像层面上下游的区域，再利用扰相梯度使得被激发层面所有体素的磁化矢量失相位。经过一段时间后，磁化矢量失相位的血液流入成像层面，激发该成像层面，血流因失相位无法产生信号，从而被抑制。此方法无法抑制流速过快或过慢的血流信号，亦无法抑制平面内流动的血流信号，目前已很少使用。

③双反转恢复预脉冲（double inversion recovery preparation, DIR）：DIR是利用血液的流动特性及其T₁特点来实现血流信号的抑制。首先使用一个非层面选择的180°反转脉冲，将所有体素的磁化矢量进行反转；之后立即对成像层面施加另一个180°反转脉冲，反转成像层面体素的磁化矢量至原方向。成像层面外的流体信号在TI后恢复为0，并流入成像层面，此时应用主序列对成像层面的静态组织进行成像，而血流信号得到抑制^［16］。此方法能对血流信号进行有效的抑制。然而，由于存在TI，这使得扫描时间随之延长。此外，由于第二个180°脉冲采用层面选择反转脉冲，因而此方法对于较厚层面的血流抑制效果不够理想。

④运动敏感驱动平衡预脉冲（motion‑sensitized driven‑equilibrium, MSDE）：MSDE预脉冲，是基于驱动平衡（driven‑equilibrium）预脉冲改进的血流抑制技术，主要利用血液的流动特性进行信号抑制。首先施加一个90°射频脉冲将纵向磁化矢量反转至XY平面，利用一个扰相梯度使其失相；随后施加180°射频脉冲，再施加一个与扰相梯度相同的梯度使磁化矢量聚合，之后利用90°脉冲使磁化矢量回到Z轴。对于成像层面的静态组织来说，理想状态下，此预脉冲不会带来净磁化矢量变化；然而由于血液的流动特性，其磁化矢量无法被第2个梯度完全聚合，因而血流信号得到抑制。

与DIR预脉冲相比，MSDE预脉冲无需等待TI时间，扫描时间更短；且MSDE预脉冲中无需施加层面选择射频脉冲，因而其针对厚层面的血流抑制效果更佳^［17］，更适用于3D血管壁成像。然而，基于MSDE预脉冲技术获得的图像会引入额外的T₂加权成分^［17］，并且该技术对磁场不均匀性较为敏感。

⑤变延迟进动定制激发（delay alternating with nutation for tailored excitation, DANTE）：DANTE预脉冲由一连串的间隔相同、反转角度相同的小角度射频脉冲及一系列面积相同的梯度交替组成^［18］。对于静态组织而言，此预脉冲会造成一个固定的相位增量，从而导致整体线性相位累积，因此静态组织的磁化矢量是相位相干的；而血液的磁化矢量相位累积与时间、血流速度和血流方向等因素相关，且相互不统一，故其信号被抑制。

与MSDE相比，DANTE预脉冲不仅适用于厚层面的3D黑血成像，而且不会影响组织对比度。由于这种特性，该技术对慢速流体信号的抑制效果较好，且对于磁场不均匀性不敏感^［17］。然而，目前各MR厂商并未在产品中提供相关技术，因此DANTE预脉冲仅被应用于实验研究。

推荐意见：针对2D颅内血管壁成像序列，直接选用快速自旋回波序列作为主成像序列即可得到具有黑血效应的图像。若血流、脑脊液抑制效果不够理想，可考虑增添DIR预脉冲。针对3D颅内血管壁成像序列，推荐使用变角度的快速自旋回波序列。若有进一步抑制血流和脑脊液信号的需求，针对较薄层面的3D成像，可选用DIR作为预脉冲；针对较厚层面的3D成像，可选用MSDE或DANTE作为预脉冲。由于目前商用MR成像解决方案中并未提供DANTE技术，因此DANTE技术进行血管壁成像仅限于研究使用。

（2）主采集脉冲序列：快速自旋回波序列（fast/turbo spin echo, FSE/TSE）是一种基本的MR成像序列。目前已被广泛应用于2D血管壁成像，具有层内分辨率高、SNR高、对磁场不均匀性不敏感等优势。

因其具有较大的覆盖范围和各向同性高空间分辨率，目前3D血管壁成像在临床上应用较为广泛。通过改进获得的变角度快速自旋回波序列（variable flip angle fast/turbo spin‑echo, VFA‑FSE/TSE）是目前颅内3D血管壁成像的主要采集序列，各大MR厂商均有其对应的序列方案：CUBE(GE Healthcare)、VISTA(Philips Healthcare)、SPACE(Siemens Healthcare)^［5］、MATRIX（上海联影）。与基于梯度回波的3D成像序列相比，3D VFA‑FSE/TSE序列具有更高的SNR，且对于磁场不均匀性不敏感。与传统的3D TSE序列相比，3D VFA‑FSE/TSE序列能够实现更高的采集效率、更锐利的图像边界和更强的黑血效应。基于以上优势，目前VFA‑FSE/TSE已被广泛用于颅内动脉^［19］、颈动脉^［20］、主动脉^［21］和胸廓大血管^［22］等各血管床的动脉血管壁成像。

此外，基于梯度回波序列的非对比增强血管造影与斑块内出血（simultaneous noncontrast angiography andintraplaque hemorrhage, SNAP）成像技术能够同时评估动脉管腔狭窄及斑块内出血（intraplaque hemorrhage,IPH）^［23］。有学者发现，与传统的识别IPH的序列如磁化准备快速梯度回波（magnetization‑prepared rapid gradient echo，MP‑RAGE）相比，SNAP序列能够发现更小的IPH^［23］。因此，SNAP可作为颅内易损斑块识别技术的有效补充。

推荐意见：针对2D颅内血管壁成像，推荐使用FSE/TSE序列作为主采集序列。针对3D颅内血管壁成像，首先推荐VFA‑FSE/TSE序列作为主采集序列。应用3D SNAP序列可同时获得亮血和黑血颅内动脉MR图像，适用于血栓和IPH的诊断，可作为FSE/TSE和VFA‑FSE/TSE的补充，但目前仅限于研究使用。

（3）图像对比度：与颈动脉血管壁成像类似，颅内动脉病变特征的影像学评估需要综合多种对比度的图像信息。目前任何单一成像序列均无法全面分析颅内斑块的影像特征。

①时间飞跃法（time of flight，TOF）MRA：TOF MRA除了能辅助后续管壁成像的扫描定位，还可用于检测颅内动脉狭窄性病变。基于TOF MRA的成像原理，其成像准确性易受血流速度、血流方向、血流类型和成像范围等因素的影响，要准确评估颅内动脉管腔的狭窄程度，可进行对比增强MRA成像。此外，在颈动脉斑块成像中，TOF MRA还有助于识别粥样硬化斑块的钙化成分，尤其是靠近管腔表面的钙化及纤维帽，但其能否识别颅内斑块钙化尚缺乏研究证据。

②T₁WI：T₁WI是评估颅内动脉血管壁病变最常采用的序列。如果同时施加脑脊液抑制脉冲，如DANTE，其成像效果会更佳。通过对颅内动脉进行T₁WI，可以充分显示颅内动脉病变的位置、空间分布、大小、形态、重构和信号特征^［3］。在应用T₁WI识别斑块易损特征方面，可依据有无高信号来判断IPH。此外，对比增强T₁WI（contrast enhanced T₁WI,CE‑T₁WI）可用于评估管壁病变的强化特征，这有助于分析管壁病变的性质和斑块的易损性^［24］。

③PDWI：与T₁WI相比，PDWI具有更高的图像SNR。有学者采用PDWI来评估颅内动脉病变的特征^［19］。然而，由于在PDWI成像过程中脑脊液和血管壁的信号强度接近，因此不利于血管壁外边界的显示。此外，对比增强后，血管壁病变在PDWI上的强化程度并不明显。

④T₂WI：在颅内动脉血管壁成像的序列中，T₂WI的SNR相对较低。尽管T₂WI是识别颅外颈动脉斑块内脂质核的重要手段之一，但由于颅内动脉血管的尺寸较小，受到成像空间分辨率的限制，采用T₂WI识别颅内动脉斑块的脂质核还具有一定的挑战。有学者发现，颅内动脉管壁的T₂WI表现特征（如斑块表面的T₂WI高信号）有助于鉴别血管壁病变的性质^［25］，但还需要进一步验证。

推荐意见：在鉴别颅内动脉血管壁病变的性质和评估斑块易损性方面，选择成像方案的基本原则是用最短的成像时间获得足够的图像信息。目前推荐的成像方案包括TOF MRA、平扫和CE‑T₁WI。其中黑血序列推荐的成像参数见表1。

（三）扫描定位方法

将受试者进行正确摆位后，使用激光定位，定位中心位于受试者眉间。三平面序列（survey）扫描作为TOF MRA与血管壁成像序列的定位依据。在进行横断面TOF MRA的定位时，矢状面扫描范围从枕骨大孔至胼胝体上缘（图1~3）；建议添加饱和带（如图1~3蓝色条带所示）以消除静脉信号的干扰。

2D颅内血管壁成像序列（T₁WI/T₂WI/CE‑T₁WI）的定位可结合TOF MRA的MIP重建图进行，扫描方向垂直于病变血管走行方向，层数可根据病变区域大小、位置设定，建议所扫描层面内至少包含一层正常血管区域以作参考（以大脑中动脉M1段为例，图4~6）。

3D颅内血管壁成像序列（T₁WI/CE‑T₁WI）主要是在三平面定位图的基础上进行定位，定位方法有3种：（1）横断面成像，扫描范围上界需要覆盖大脑中动脉M1段，下界覆盖椎动脉颅内段（即V4段）（图7~9）；（2）斜冠状面成像，扫描平面平行颈内动脉颅内段和基底动脉，扫描范围需要包括颈内动脉颅内段、基底动脉、大脑前动脉A1段和大脑中动脉M1段（图10~12）；（3）全脑成像，扫描平面一般采取矢状面，扫描范围需要覆盖全脑（图13~15）。

二、图像质量控制和可重复性

严格控制颅内动脉血管壁MR成像的图像质量，是临床医师对于血管疾病作出正确诊断和治疗决策的有力保障。客观分析影响颅内动脉MR血管壁图像质量的各种因素（如伪影），并提出切实可行的控制和防范措施至关重要。

（一）图像质量评估

在判读分析颅内动脉血管壁图像之前，需要对其质量进行评估。根据所分析的成像序列中血管壁结构显示的清晰程度，将图像质量分为4个等级^［26］：1级，血管腔和血管外壁边界显示不清，存在严重伪影，管壁的信号特征无法判读分析；2级，血管腔和血管外壁的部分边界显示清晰，存在少许伪影，但管壁的信号特征无法判读分析；3级，血管腔和血管外壁的边界显示清晰，存在少许伪影，血管壁的信号特征可以判读分析；4级，血管腔和血管外壁的边界显示清晰，无伪影，血管壁的信号特征可以判读分析。常见伪影如下。

1.运动伪影

一般而言，颅内动脉MR血管壁成像的时间较长，容易产生运动伪影。一项颅内MR血管壁成像研究显示，约有10%的扫描会出现严重的运动伪影，导致图像无法用于临床诊断^［27］。扫描前需要与患者进行充分沟通，以提高患者对MR检查的依从性，同时需要做好固定线圈和保护听力的相关工作。提高扫描速度是避免运动伪影的最有效方法^［28］。采用图像后处理技术也可以对运动伪影进行矫正。近期人工智能方法成为研究热点，已在多方面实现突破进展，研究基于人工智能的图像伪影矫正方法，可有效去除由一些非自主运动造成的图像伪影。

2.磁敏感伪影

在颅内动脉MR血管壁成像过程中，颈内动脉C2和C3连接处的血管壁信号常会出现丢失现象，这将严重影响局部血管病变的诊断。这一信号丢失可能是由于血管壁和空气的磁敏感伪影导致的。磁敏感伪影产生的原因为不同的物质具有不同的磁化率，当两种不同物质的交界处磁化率相差较大时，将会造成局部磁场不均匀，从而导致局部信号错误甚至丢失等。因此需要在扫描之前有针对性地进行匀场，从而有效降低磁敏感伪影带来的影响。

3.血流伪影

颅内动脉MR血管壁成像的过程中，复杂的或者流速缓慢的血流信号很难充分抑制，会出现血流伪影。造成血流伪影的因素包括动脉瘤内的复杂或者缓慢血流、扩张动脉的缓慢血流，以及近端动脉闭塞时通过软脑膜逆行填充分支动脉的逆行血流^［29］。鼓励进一步开发可有效抑制复杂或缓慢血流信号的成像技术。

4.强化信号伪影

多数的颅内动脉血管壁缺乏或没有滋养血管，随着年龄的增长，颅外动脉的滋养血管可以延伸到颈内动脉和椎动脉的颅内近心段，在患有颅内动脉疾病的患者中，颅外动脉的滋养血管甚至可以延伸更远^［30］。此外，动脉粥样硬化进展过程中也会刺激新生血管化，这些滋养血管在对比增强成像时会呈现强化表现，这会导致类似于血管炎征象的强化信号伪影。此外，颅内动脉伴行静脉强化也会导致类似于动脉管壁强化的静脉强化信号伪影。这就需要放射科医师在多个方位对MR血管壁图像进行仔细分辨和甄别。

（二）可重复性

颅内MR血管壁成像最主要的应用之一是通过定量的形态学测量（包括管壁厚度、斑块负荷、管壁重构比率等）来监测病变的进展和治疗效果，这要求基于MR血管壁成像的形态学测量值具有高度的可重复性。

有学者对颅内动脉MR血管壁成像技术获得的形态学测量值进行了两次扫描之间、同一观察者内和两名观察者之间的一致性评估，并分别在患者和健康志愿者水平进行可重复性验证^{［19,27,31‑32］}。结果显示，在患者组中，两次扫描之间的形态学测量的组内相关系数（intraclass correlation coefficient,ICC）分别为0.79~0.96；同一观察者内和两名观察者间的ICC分别为0.83~0.98和0.78~0.98。在健康志愿者组中结果同样显示，颅内MR血管壁成像在斑块形态学各项测量指标均具有较高的一致性（ICC>0.77）。一项关于颅内动脉、颅外颈动脉和主动脉多个血管床相关的研究显示，MR血管壁成像在识别颅内动脉管壁有无斑块的观察者内和观察者间的Kappa值分别为1.0和0.8；识别颅内动脉最大管壁厚度和狭窄率的观察者内和观察者间的ICC值分别为0.97、0.98和0.97、0.96^［33］。以上两项研究都是针对MR血管壁平扫成像做的可重复性分析。最近一项研究证实，颅内动脉MR血管壁成像增强扫描在识别粥样硬化斑块方面也同样具有较好的一致性，两次MR扫描之间的Kappa值为0.73^［34］。综上所述，在两次扫描之间、判读者内和判读者之间颅内MR血管壁成像具有高度的可重复性，但尚缺乏对两个不同成像平台之间的可重复性验证结果。

参考文献（略）