前言
目前,，全世界每年約有2000萬次的心血管影像檢查采用X射線心血管造影,、超聲心動圖或核醫(yī)學技術(shù)
,，而飛速發(fā)展中的心血管磁共振成像(Cardio-vascular MRI，CMRI)技術(shù)具有諸多優(yōu)點,，因此CMRI有可能最終成為心血管造影的首選方法,。盡管X射線心血管造影術(shù)可獲得實時、高分辨率的圖像,，并因此在心血管重建和支架植入中有特殊價值,，但這種攝影術(shù)一般缺乏足夠的軟組織對比度以進行血管外異常的診斷，而且需要使用有創(chuàng)性導管插入,、操作人員放射線暴露和腎毒性對比劑,。心臟超聲或超聲心動圖可實時成像，而且可以經(jīng)濟地在床旁檢查,。但是,，超聲的信噪比(SNR)和對比度噪聲比(CNR)通常低于MRI,，而且超聲對功能參數(shù)的精確量化也有困難，加之其操作過程嚴重依賴于操作者觀看心臟視野時對影像視窗的選擇,，這使得超聲心動圖的應用具有局限性。相對來說,，核醫(yī)學成像技術(shù)是無創(chuàng)的,，而且具有可重復性，對心功能和心肌灌注具有較高的臨床診斷價值,。這些技術(shù)雖然已被心血管醫(yī)生廣泛采用,，而且經(jīng)過了20年的臨床驗證，但核醫(yī)學技術(shù)需要使用放射性核素,，而且空間分辨率和診斷特異性均相對較低,。CT技術(shù)具有較高的空間分辨率，對冠脈造影尤其有用; CT還可檢測冠脈鈣化,。但是,，CT技術(shù)的X射線劑量大，而且時間分辨率較低,，還缺乏大規(guī)模的臨床驗證,。
MRI技術(shù)的整體性能與MRI硬件技術(shù)的進展狀況密切相關(guān)。近年來,，在磁體,、梯度線圈和射頻線圈設(shè)計上的進展提高了成像效率(減少了采集時間，同時提高了SNR和CNR),，而且使脈沖序列和采集手段得以應用在CMRI技術(shù)中,，這在幾十年前還是不可行的,。MRI的對比手段是可以對組織和一些具有特殊診斷價值的生理現(xiàn)象作出描繪,。這種靈活性可能使全面的CMRI檢查成為“一次性解決方案”，包括心血管形態(tài)學影像,、心功能和血流的測定,、心肌灌注、活體造影以及胸和冠脈MR血管造影,。本文簡要介紹CMRI的最新進展。
一 心功能和血流
磁共振血管造影電影術(shù)(MR Cineangio-graphy)通過采集整個心動周期中一系列影像來描述組織位置,，以測定心血管形態(tài)和運動并評價心功能。磁共振電影技術(shù)可以測量心肌質(zhì)量,、射血分數(shù)和室壁厚度,。對系列影像的連續(xù)觀看可以發(fā)現(xiàn)異常的室壁運動減弱或增強。MR血流造影可測定血液流速,，以測定心功能和發(fā)現(xiàn)血流動力學異常。
1. 分段MR電影技術(shù)
MR血管造影電影術(shù)總體上采用一次屏息分段采集方法,。通常將獲得所需空間分辨率時必要的一套相位編碼線分為若干片段(Ns),。對于前瞻性心電門控技術(shù),，檢測R波觸發(fā)對k-空間片段的重復采樣直至在一個比最短預期的R-R間期還短的采集窗內(nèi)采集到Np個相位,。每個連續(xù)的R波能觸發(fā)另一個k-空間片段的Np相位的采集。將同一個心動相位采集到的片段加以組合即可獲得同步化影像數(shù)據(jù),，生成所需影像。對回顧性心電門控技術(shù)(圖1b)來說,，在一個預置的至少跨越一個最長預期的R-R間期時間的采集窗內(nèi)重復采集k-空間片段,，直至進入下個采集窗的下個片段。相位編碼線采集時間和緊接其前的R波觸發(fā)存儲在此編碼線內(nèi),，然后采用加權(quán)插值法回顧性地同步化這些影像數(shù)據(jù),，以生成必要的相位編碼線用于重建每個心動周期的影像。
前瞻性門控技術(shù)的全部采集時間取決于心率和片段總數(shù)(Ns); 而回顧性門控技術(shù)的全部采集時間卻依賴于每個片段采集窗長度和Ns,。MR電影影像幀的時間分辨率取決于每個片段所需的圖像數(shù)目(Views Per Segment,，VPS)和序列重復時間。與前瞻性門控技術(shù)相比,，回顧性門控技術(shù)需要的全部采集時間稍長些,，取決于每個心動周期的時間超采樣程度。然而,，回顧性門控技術(shù)對心率波動的敏感性卻稍差些，它能提供整個心動周期的影像,，對評價收縮和/或舒張期異常很重要,。前瞻性觸發(fā)技術(shù)在力爭提供心臟收縮晚期的影像。理想狀態(tài)下,，電影法選擇的采集參數(shù)應根據(jù)病人的心率容許15~20個心臟相位的重建,。
“滑窗(Sliding Window)”回波共享技術(shù)可提高電影血管造影術(shù)的時間分辨率。它不是簡單地在采集相位的心動周期位置重建影像,，而是通過共享相鄰相位采集到的相位編碼線的分組重建實時影像,，因而獲得的重建圖像比VPS方法具有更高的時間分辨率。圖2為前瞻性觸發(fā)MRI電影應用的2倍回波共享法,?；夭ü蚕泶暗拈L度必須足夠短,，以消除運動偽影; 如過長，則會造成片段的重疊偽影和/或視野模糊,。它可以更快地更新中央的k-空間線,，對較低空間頻率影像的組成可以減小采集和重建影像在時間分辨率上的差值。
使用1.5T臨床用掃描儀在一次屏息和8次心動期間圖像采集中用于穩(wěn)態(tài)進動快速成像法(True-FISP)片段電影成像術(shù)中常用的一套成像參數(shù)是: 6mm層厚,，300mm×250mm圖像范圍(FOV),，TR/TE=3.0ms/1.5ms，60???牽?75Hz/pixel BW,，15線/段,，256×120矩陣，1.17mm×2.08mm平面體素尺寸,。
為評價心肌功能,，所有電影圖像分別在四室、三室,、二室和短軸方向典型獲得,。短軸影像典型地以8~10個平行層面的堆積圖，且均勻覆蓋左心室從心底至心尖的部分,。圖3為上述四個成像方向的影像實例; 圖4所示為短軸堆積圖(從堆積圖的每個電影影像獲得的單次舒張期影像),。
2. 實時血管造影電影術(shù)
在屏息和心電圖門控都無法進行時，可采用實時電影血管造影術(shù); 用于每個心動影像重建的k-空間數(shù)據(jù)是從時間分辨率明顯高的采集窗獲得,，而不是從多個心動周期的多個采集窗獲得,。實時成像技術(shù)本身可消除與心電門控相關(guān)的問題，但是卻無可避免地增加了在獲得時間分辨率,、空間分辨率,、信噪比和整體影像質(zhì)量時的困難。心電圖觸發(fā)的實時采集技術(shù)也可以用作單次成像造影方法采集在一次屏息間覆蓋全心的多層位置電影影像,。
要獲得實時,、高效的心血管造影電影術(shù)就要利用高效的采集方法。近來在MRI實時電影術(shù)中最有效方法有: TrueFISP脈沖序列與GRAPPA或TSENSE平行成像技術(shù)聯(lián)合,。單獨應用實時TrueFISP脈沖序列可獲得約55ms的回波共享,，并獲得2.3mm×4.5mm(300mm×225mm FOV，TR/TE=2.2ms/1.1ms,，128×50矩陣)的平面空間分辨率; 而TrueFISP與提高3倍加速度的平行成像技術(shù)聯(lián)用可將時間分辨率提高至27.5ms(無回波共享)或?qū)⒖臻g分辨率提高至2.3mm×2.25mm,。也有發(fā)現(xiàn)徑向或螺旋狀k-空間采集技術(shù)可提高實時電影的效率。圖5中實時電影影像是通過使用提高1倍加速度的GRAPPA TrueFISP使時間分辨率達到55ms(無回波共享),、空間分辨率達到2.3mm×3.8mm×7.0mm,。利用平行成像技術(shù)獲得的加速因子和整體影像質(zhì)量與MR掃描儀系統(tǒng)的射頻接收線圈數(shù)目和這些線圈相對于在某個層面方向上取向的靈敏度有關(guān)。
3. 心肌標記成像
心血管造影電影心肌標記可對心臟內(nèi)任意位置的組織進行示蹤，因而也能更精確地評價心肌局部異常,。心肌標記是在心動周期的早期通過飽和組織的薄平行層面進行,，最好是心電圖R波檢測后立即進行。標記的形狀改變與心肌的收縮和舒張同時進行,。一般使用磁化空間調(diào)制(Spatial Modulation of Magnetization,，SPAMM)技術(shù)貼飽和標記。如圖6所示的短軸圖像,，垂直方向使用兩套SPAMM標記可生成柵格標記,，F(xiàn)LASH序列400mm×320mm FOV，15度翻轉(zhuǎn)角,，12線/段,，256×144矩陣，TR/TE=6.7ms/3.44ms和8mm SPAMM標記間距; 該短軸圖像為使用FLASH序列(400mm×320mm FOV,，15度翻轉(zhuǎn)角,，12線/段，256×144矩陣,，TR/TE=6.7ms/3.44ms和8mm SPAMM標記間距)獲得,。標記間距一般在5mm以上。標記的持久性和對比度受舒張期標記組織的T1恢復和標記褪色影響,。TrueFISP序列使用較大的翻轉(zhuǎn)角會顯著降低標記的持久性,，所以,，一般情況下,，心肌標記技術(shù)與FLASH脈沖序列聯(lián)合應用。標記影像系列的電影方式觀察為有經(jīng)驗的醫(yī)生確定心肌室壁運動異常區(qū)域提供了非常有用的信息,。先進的成像設(shè)備可在心肌收縮和舒張期自動追蹤標記,，這就可以定量分析心肌的伸縮以及計算應力/張力關(guān)系值。
4. 血流成像
自旋移到平行于磁梯度場方向所積累的相位正比于速度以及與所施的磁梯度場的一階次矩的相位,。TE延長可造成模糊效果和信號消失,。由于這些原因，許多用于CMRI的較低帶寬的FLASH或GRE類型的脈沖序列采用了附加速率補償梯度,，以在TE形成零的一階次矩,。
盡管一般情況下在CMRI用途中僅重建幅度圖像，但是相位的重建對測定血流速度很有用,。在兩個空間維度進行足夠的速率補償后,，在第三個維度上可對自旋波速度編碼，因此在所獲圖像中的體素相位與在速率編碼軸的血流速率值相對應,。通過典型調(diào)整血流速率編碼梯度值使一階次矩在編碼方向最大期望流速的自旋波獲得近乎一個180度的相位增值,。在給定一套速率編碼梯度的條件下，血流速度在TE上得到大于180度的相位積累會形成失真?zhèn)乌A。給定血流速率編碼序列可避免失真?zhèn)斡暗淖畲罅魉俦环Q為序列的“VENC”,。
大多數(shù)MR速率地形圖技術(shù)包括采集兩組電影圖像系列,，每個系列與心動周期同步，同時變換兩次采集間速率編碼梯度的極性,，這樣就可通過從正極系列相位減去負極系列相位生成單次電影圖像系列,。然后，可將獲得圖像的強度在已知的一階次矩在回波時間基礎(chǔ)上轉(zhuǎn)換為速率測量,。為消除與流速無關(guān)的偽影,，有必要測定相反極性編碼梯度。兩套測量數(shù)據(jù)會形成單一維度速率編碼的單一圖像系列,。為獲得在所有軸向的速率信息,，有必要在每個維度上采集另外兩套數(shù)據(jù)。但是,，只有通過平面測量才能量化流速,。另一種替代上述速率編碼方法的辦法是采用相似的兩次采集辦法，但用速率編碼采集代替相反的極性采集,。這種辦法雖然減低相位差異圖像的信噪比,，但是可提供用于血管形態(tài)描繪的最佳影像。
所得的血流速率圖像以灰階值表示,，黑色像素代表負速率(黑色為最大負速率),，白色像素代表正速率(白色為最大正速率)，灰色中間像素代表靜態(tài)組織,。圖7為與胸部大血管垂直的通過平面速率編碼的橫斷面層面影像,。臨床意義最大的血流造影方向為貫穿二尖瓣、三尖瓣,、主動脈和肺動脈的橫斷面,。由于血流造影技術(shù)必須應用足夠小的層面厚度以避免體素內(nèi)的移相作用，層面厚度的減少最終受制于SNR的要求,。
由于TrueFISP具有對與血流相關(guān)的非共振作用的敏感性,，所以通常情況下，F(xiàn)LASH序列被用于血流成像,。而且,，TrueFISP技術(shù)對血流補償和速率編碼梯度應用中必需的序列TR延長更敏感。大多數(shù)血流測定方法采用屏息分段采集法或多次均數(shù)自由呼吸分段采集法,，開發(fā)單次激勵成像方法也使通過實時血流速率測量技術(shù)量化短暫血流現(xiàn)象成為可能,。
可采用后期處理工具將血流速率測量(cm/s)轉(zhuǎn)換為基于體素尺寸的血液流量測量(mL/s)。通常情況下,，繪制一個環(huán)繞血管腔的多邊形感興趣區(qū)(ROI)圖形可以生成時間曲線,，以表示在某個具體血管中的平均血流量。
二 灌注成像
CMRI灌注成像技術(shù)試圖確定導致心肌毛細血管床灌注減低的動脈血流受限區(qū)域。臨床最有效的CMRI灌注測量方法涉及監(jiān)控GD-DTPA對比劑進入心肌的首過(First Pass)過程,。對比劑攝取的延遲說明冠脈阻塞導致低灌注的可能性,。
1. 首過對比增強的灌注成像
首過對比增強的灌注成像(First-pass Contrast Enhanced Perfusion Imaging)包括靜脈注射GD-DTPA后即刻采集一系列的單次激勵影像，以監(jiān)測心肌對對比劑的攝取,。對比劑在肘前靜脈以3~5mL/s的速率靜注,，常用劑量為0.1mmol/kg。單次激勵影像在通常長達30~40s的一個心動周期中在多個層面位置采集而得,。在對每個層面位置影像采樣之前,，要進行飽和恢復(Satura-tion Recovery，SR)磁化準備; 因為GD-DTPA是縮短T1的對比劑,，飽和可以增強與周圍組織相關(guān)的含有對比劑組織的影像清晰度,。圖8所示為應用飽和脈沖后以及在采集1-N影像線前的延遲期期間經(jīng)過對比劑灌注的心肌和缺血心肌的縱向磁化現(xiàn)象。盡管SR技術(shù)比翻轉(zhuǎn)恢復(Inversion Recovery,，IR)技術(shù)獲得的T1加權(quán)值低,，但IR卻難以與多層采集法合用，而且對心動周期長度的變化非常敏感,。鑒于上述原因,，IR制備方法在首過灌注成像中較少應用。
灌注缺陷在壓力狀態(tài)下更易被檢測,，因此首過成像常在化學刺激以人工增加心肌血流時被采用,。一般的化學刺激方法是應用潘生丁或腺苷來擴張冠狀動脈; 阻塞的動脈不能達到正常動脈對化學刺激的反應，這樣就形成心肌局部血流量的差異,。
一般情況下,，對比劑在心肌的清除時間較長，所以一次檢查僅能測量一個首過期,，因此,，必須在首過期掃描中在層面位置采樣以覆蓋更大面積的心肌,。檢測缺血嚴重的心肌區(qū)域需要足夠的空間分辨率(2mm×2mm×8mm); 但是每個單次激勵影像的采集窗不應超過120~150ms,，以避免由運動偽影引起的從左室血池到心內(nèi)膜表面的偽影?？紤]到病人心率的具體情況,，必須在心肌覆蓋面積和空間分辨率間找到一個平衡點。利用先進的軟,、硬件可在每次心動期間采集3~5個短軸層面,。理想情況下，首過成像序列獲得的影像信號強度應與GD-DTPA對比劑濃度成正比,，以利于對灌注水平的精確測量,。
首過成像一般應用FLASH或True-FISP技術(shù)。短TR FLASH灌注法提供本征的T1加權(quán)像，而且對磁場均勻性和敏感性偽影不靈敏,，所以TrueFISP技術(shù)獲得的極高信號可提高SNR/CNR,。而且，盡管目前只有FLASH灌注技術(shù)經(jīng)過了大量臨床驗證,，但是近來的一些研究發(fā)現(xiàn): TrueFISP對于灌注缺陷的檢測具有顯著增高的敏感度,，而且也擴大了半定量灌注測量的動態(tài)參數(shù)范圍。但是,，也發(fā)現(xiàn)了TrueFISP首過方法對T2偽影(由左室灌注中左室血池極高濃度的對比劑團塊導致)增高的敏感度; 這些偽影在心內(nèi)膜下層與左室血池臨界處表現(xiàn)為黑色條帶,。臨床醫(yī)生在應用首過技術(shù)時應清楚掌握敏感性偽影和運動偽影，以避免將偽影區(qū)誤判為低灌注區(qū),。TrueFISP和FLASH技術(shù)均可與平行采集技術(shù)合用來提高空間分辨率,，減少單次激勵采集窗的時間長度，和/或增加層面的覆蓋范圍,。也有人聯(lián)合應用FLASH灌注法與回波序列讀出法進一步提高前者的效率,。圖9中的系列短軸圖像是利用首過SR TrueFISP成像法在注射0.1mmol/kg GD-DTPA后獲得，其應用參數(shù)為: TR/TE=2.2ms/1.1ms,，300mm×225mm FOV,，128×60矩陣，8mm層厚和TI= 60ms,。
有經(jīng)驗的醫(yī)生可通過定性評價首過影像系列發(fā)現(xiàn)低灌注區(qū),。另外的方法是應用特殊的軟件從動態(tài)灌注研究中提取信息，并以有效的表格表示,。一般來說,，這些軟件工具首先糾正與表面接收線圈相關(guān)的影像的非均勻性，然后,，記錄全部心動的影像,，以避免因呼吸漂移導致的錯誤; 接下來，繪制曲線將心肌分段為局部區(qū)域,。用這些局部區(qū)域的平均信號繪制成時間—強度曲線,，對上坡和波峰信號以及上坡下曲線面積進行灌注測量(見圖10)。與正常灌注區(qū)相比,，低灌注區(qū)的曲線表現(xiàn)為延遲的上坡信號和最大信號強度減低,。圖11為典型的低灌注區(qū)的短軸層面時間—強度曲線。這些測量結(jié)果與正常/異常灌注的臨床指數(shù)相同,。在動物模型,，用首過MRI方法可對心肌灌注全定量評價，且與中心體測量法(Microsphere Mea-sures)有高度相關(guān)性,。但是,，全定量測量法操作復雜,、費時，限制了其臨床應用,。
