[转帖]心血管磁共振成像的最新进展 (上)

目前，全世界每年约有2000万次的心血管影像检查采用X射线心血管造影、超声心动图或核医学技术，而飞速发展中的心血管磁共振成像(Cardio-vascular MRI，CMRI)技术具有诸多优点，因此CMRI有可能最终成为心血管造影的首选方法。尽管X射线心血管造影术可获得实时、高分辨率的图像，并因此在心血管重建和支架植入中有特殊价值，但这种摄影术一般缺乏足够的软组织对比度以进行血管外异常的诊断，而且需要使用有创性导管插入、操作人员放射线暴露和肾毒性对比剂。心脏超声或超声心动图可实时成像，而且可以经济地在床旁检查。但是，超声的信噪比(SNR)和对比度噪声比(CNR)通常低于MRI，而且超声对功能参数的精确量化也有困难，加之其操作过程严重依赖于操作者观看心脏视野时对影像视窗的选择，这使得超声心动图的应用具有局限性。相对来说，核医学成像技术是无创的，而且具有可重复性，对心功能和心肌灌注具有较高的临床诊断价值。这些技术虽然已被心血管医生广泛采用，而且经过了20年的临床验证，但核医学技术需要使用放射性核素，而且空间分辨率和诊断特异性均相对较低。CT技术具有较高的空间分辨率，对冠脉造影尤其有用; CT还可检测冠脉钙化。但是，CT技术的X射线剂量大，而且时间分辨率较低，还缺乏大规模的临床验证。

       MRI技术的整体性能与MRI硬件技术的进展状况密切相关。近年来，在磁体、梯度线圈和射频线圈设计上的进展提高了成像效率(减少了采集时间，同时提高了SNR和CNR)，而且使脉冲序列和采集手段得以应用在CMRI技术中，这在几十年前还是不可行的。MRI的对比手段是可以对组织和一些具有特殊诊断价值的生理现象作出描绘。这种灵活性可能使全面的CMRI检查成为“一次性解决方案”，包括心血管形态学影像、心功能和血流的测定、心肌灌注、活体造影以及胸和冠脉MR血管造影。本文简要介绍CMRI的最新进展。

一  心功能和血流

      磁共振血管造影电影术(MR Cineangio-graphy)通过采集整个心动周期中一系列影像来描述组织位置，以测定心血管形态和运动并评价心功能。磁共振电影技术可以测量心肌质量、射血分数和室壁厚度。对系列影像的连续观看可以发现异常的室壁运动减弱或增强。MR血流造影可测定血液流速，以测定心功能和发现血流动力学异常。

1. 分段MR电影技术

       MR血管造影电影术总体上采用一次屏息分段采集方法。通常将获得所需空间分辨率时必要的一套相位编码线分为若干片段(Ns)。对于前瞻性心电门控技术，检测R波触发对k-空间片段的重复采样直至在一个比最短预期的R-R间期还短的采集窗内采集到Np个相位。每个连续的R波能触发另一个k-空间片段的Np相位的采集。将同一个心动相位采集到的片段加以组合即可获得同步化影像数据，生成所需影像。对回顾性心电门控技术(图1b)来说，在一个预置的至少跨越一个最长预期的R-R间期时间的采集窗内重复采集k-空间片段，直至进入下个采集窗的下个片段。相位编码线采集时间和紧接其前的R波触发存储在此编码线内，然后采用加权插值法回顾性地同步化这些影像数据，以生成必要的相位编码线用于重建每个心动周期的影像。

       前瞻性门控技术的全部采集时间取决于心率和片段总数(Ns); 而回顾性门控技术的全部采集时间却依赖于每个片段采集窗长度和Ns。MR电影影像帧的时间分辨率取决于每个片段所需的图像数目(Views Per Segment，VPS)和序列重复时间。与前瞻性门控技术相比，回顾性门控技术需要的全部采集时间稍长些，取决于每个心动周期的时间超采样程度。然而，回顾性门控技术对心率波动的敏感性却稍差些，它能提供整个心动周期的影像，对评价收缩和/或舒张期异常很重要。前瞻性触发技术在力争提供心脏收缩晚期的影像。理想状态下，电影法选择的采集参数应根据病人的心率容许15~20个心脏相位的重建。

      “滑窗(Sliding Window)”回波共享技术可提高电影血管造影术的时间分辨率。它不是简单地在采集相位的心动周期位置重建影像，而是通过共享相邻相位采集到的相位编码线的分组重建实时影像，因而获得的重建图像比VPS方法具有更高的时间分辨率。图2为前瞻性触发MRI电影应用的2倍回波共享法。回波共享窗的长度必须足够短，以消除运动伪影; 如过长，则会造成片段的重叠伪影和/或视野模糊。它可以更快地更新中央的k-空间线，对较低空间频率影像的组成可以减小采集和重建影像在时间分辨率上的差值。

       使用1.5T临床用扫描仪在一次屏息和8次心动期间图像采集中用于稳态进动快速成像法(True-FISP)片段电影成像术中常用的一套成像参数是: 6mm层厚，300mm×250mm图像范围(FOV)，TR/TE=3.0ms/1.5ms，60???牵?75Hz/pixel BW，15线/段，256×120矩阵，1.17mm×2.08mm平面体素尺寸。

       为评价心肌功能，所有电影图像分别在四室、三室、二室和短轴方向典型获得。短轴影像典型地以8~10个平行层面的堆积图，且均匀覆盖左心室从心底至心尖的部分。图3为上述四个成像方向的影像实例; 图4所示为短轴堆积图(从堆积图的每个电影影像获得的单次舒张期影像)。

2. 实时血管造影电影术

       在屏息和心电图门控都无法进行时，可采用实时电影血管造影术; 用于每个心动影像重建的k-空间数据是从时间分辨率明显高的采集窗获得，而不是从多个心动周期的多个采集窗获得。实时成像技术本身可消除与心电门控相关的问题，但是却无可避免地增加了在获得时间分辨率、空间分辨率、信噪比和整体影像质量时的困难。心电图触发的实时采集技术也可以用作单次成像造影方法采集在一次屏息间覆盖全心的多层位置电影影像。

       要获得实时、高效的心血管造影电影术就要利用高效的采集方法。近来在MRI实时电影术中最有效方法有: TrueFISP脉冲序列与GRAPPA或TSENSE平行成像技术联合。单独应用实时TrueFISP脉冲序列可获得约55ms的回波共享，并获得2.3mm×4.5mm(300mm×225mm FOV，TR/TE=2.2ms/1.1ms，128×50矩阵)的平面空间分辨率; 而TrueFISP与提高3倍加速度的平行成像技术联用可将时间分辨率提高至27.5ms(无回波共享)或将空间分辨率提高至2.3mm×2.25mm。也有发现径向或螺旋状k-空间采集技术可提高实时电影的效率。图5中实时电影影像是通过使用提高1倍加速度的GRAPPA TrueFISP使时间分辨率达到55ms(无回波共享)、空间分辨率达到2.3mm×3.8mm×7.0mm。利用平行成像技术获得的加速因子和整体影像质量与MR扫描仪系统的射频接收线圈数目和这些线圈相对于在某个层面方向上取向的灵敏度有关。

3. 心肌标记成像

       心血管造影电影心肌标记可对心脏内任意位置的组织进行示踪，因而也能更精确地评价心肌局部异常。心肌标记是在心动周期的早期通过饱和组织的薄平行层面进行，最好是心电图R波检测后立即进行。标记的形状改变与心肌的收缩和舒张同时进行。一般使用磁化空间调制(Spatial Modulation of Magnetization，SPAMM)技术贴饱和标记。如图6所示的短轴图像，垂直方向使用两套SPAMM标记可生成栅格标记，FLASH序列400mm×320mm FOV，15度翻转角，12线/段，256×144矩阵，TR/TE=6.7ms/3.44ms和8mm SPAMM标记间距; 该短轴图像为使用FLASH序列(400mm×320mm FOV，15度翻转角，12线/段，256×144矩阵，TR/TE=6.7ms/3.44ms和8mm SPAMM标记间距)获得。标记间距一般在5mm以上。标记的持久性和对比度受舒张期标记组织的T1恢复和标记褪色影响。TrueFISP序列使用较大的翻转角会显著降低标记的持久性，所以，一般情况下，心肌标记技术与FLASH脉冲序列联合应用。标记影像系列的电影方式观察为有经验的医生确定心肌室壁运动异常区域提供了非常有用的信息。先进的成像设备可在心肌收缩和舒张期自动追踪标记，这就可以定量分析心肌的伸缩以及计算应力/张力关系值。

4. 血流成像

       自旋移到平行于磁梯度场方向所积累的相位正比于速度以及与所施的磁梯度场的一阶次矩的相位。TE延长可造成模糊效果和信号消失。由于这些原因，许多用于CMRI的较低带宽的FLASH或GRE类型的脉冲序列采用了附加速率补偿梯度，以在TE形成零的一阶次矩。

       尽管一般情况下在CMRI用途中仅重建幅度图像，但是相位的重建对测定血流速度很有用。在两个空间维度进行足够的速率补偿后，在第三个维度上可对自旋波速度编码，因此在所获图像中的体素相位与在速率编码轴的血流速率值相对应。通过典型调整血流速率编码梯度值使一阶次矩在编码方向最大期望流速的自旋波获得近乎一个180度的相位增值。在给定一套速率编码梯度的条件下，血流速度在TE上得到大于180度的相位积累会形成失真伪赢。给定血流速率编码序列可避免失真伪影的最大流速被称为序列的“VENC”。

      大多数MR速率地形图技术包括采集两组电影图像系列，每个系列与心动周期同步，同时变换两次采集间速率编码梯度的极性，这样就可通过从正极系列相位减去负极系列相位生成单次电影图像系列。然后，可将获得图像的强度在已知的一阶次矩在回波时间基础上转换为速率测量。为消除与流速无关的伪影，有必要测定相反极性编码梯度。两套测量数据会形成单一维度速率编码的单一图像系列。为获得在所有轴向的速率信息，有必要在每个维度上采集另外两套数据。但是，只有通过平面测量才能量化流速。另一种替代上述速率编码方法的办法是采用相似的两次采集办法，但用速率编码采集代替相反的极性采集。这种办法虽然减低相位差异图像的信噪比，但是可提供用于血管形态描绘的最佳影像。

       所得的血流速率图像以灰阶值表示，黑色像素代表负速率(黑色为最大负速率)，白色像素代表正速率(白色为最大正速率)，灰色中间像素代表静态组织。图7为与胸部大血管垂直的通过平面速率编码的横断面层面影像。临床意义最大的血流造影方向为贯穿二尖瓣、三尖瓣、主动脉和肺动脉的横断面。由于血流造影技术必须应用足够小的层面厚度以避免体素内的移相作用，层面厚度的减少最终受制于SNR的要求。

      由于TrueFISP具有对与血流相关的非共振作用的敏感性，所以通常情况下，FLASH序列被用于血流成像。而且，TrueFISP技术对血流补偿和速率编码梯度应用中必需的序列TR延长更敏感。大多数血流测定方法采用屏息分段采集法或多次均数自由呼吸分段采集法，开发单次激励成像方法也使通过实时血流速率测量技术量化短暂血流现象成为可能。

      可采用后期处理工具将血流速率测量(cm/s)转换为基于体素尺寸的血液流量测量(mL/s)。通常情况下，绘制一个环绕血管腔的多边形感兴趣区(ROI)图形可以生成时间曲线，以表示在某个具体血管中的平均血流量。

二  灌注成像

       CMRI灌注成像技术试图确定导致心肌毛细血管床灌注减低的动脉血流受限区域。临床最有效的CMRI灌注测量方法涉及监控GD-DTPA对比剂进入心肌的首过(First Pass)过程。对比剂摄取的延迟说明冠脉阻塞导致低灌注的可能性。

1. 首过对比增强的灌注成像

       首过对比增强的灌注成像(First-pass Contrast Enhanced Perfusion Imaging)包括静脉注射GD-DTPA后即刻采集一系列的单次激励影像，以监测心肌对对比剂的摄取。对比剂在肘前静脉以3~5mL/s的速率静注，常用剂量为0.1mmol/kg。单次激励影像在通常长达30~40s的一个心动周期中在多个层面位置采集而得。在对每个层面位置影像采样之前，要进行饱和恢复(Satura-tion Recovery，SR)磁化准备; 因为GD-DTPA是缩短T1的对比剂，饱和可以增强与周围组织相关的含有对比剂组织的影像清晰度。图8所示为应用饱和脉冲后以及在采集1-N影像线前的延迟期期间经过对比剂灌注的心肌和缺血心肌的纵向磁化现象。尽管SR技术比翻转恢复(Inversion Recovery，IR)技术获得的T1加权值低，但IR却难以与多层采集法合用，而且对心动周期长度的变化非常敏感。鉴于上述原因，IR制备方法在首过灌注成像中较少应用。

       灌注缺陷在压力状态下更易被检测，因此首过成像常在化学刺激以人工增加心肌血流时被采用。一般的化学刺激方法是应用潘生丁或腺苷来扩张冠状动脉; 阻塞的动脉不能达到正常动脉对化学刺激的反应，这样就形成心肌局部血流量的差异。

       一般情况下，对比剂在心肌的清除时间较长，所以一次检查仅能测量一个首过期，因此，必须在首过期扫描中在层面位置采样以覆盖更大面积的心肌。检测缺血严重的心肌区域需要足够的空间分辨率(2mm×2mm×8mm); 但是每个单次激励影像的采集窗不应超过120~150ms，以避免由运动伪影引起的从左室血池到心内膜表面的伪影。考虑到病人心率的具体情况，必须在心肌覆盖面积和空间分辨率间找到一个平衡点。利用先进的软、硬件可在每次心动期间采集3~5个短轴层面。理想情况下，首过成像序列获得的影像信号强度应与GD-DTPA对比剂浓度成正比，以利于对灌注水平的精确测量。

       首过成像一般应用FLASH或True-FISP技术。短TR FLASH灌注法提供本征的T1加权像，而且对磁场均匀性和敏感性伪影不灵敏，所以TrueFISP技术获得的极高信号可提高SNR/CNR。而且，尽管目前只有FLASH灌注技术经过了大量临床验证，但是近来的一些研究发现: TrueFISP对于灌注缺陷的检测具有显著增高的敏感度，而且也扩大了半定量灌注测量的动态参数范围。但是，也发现了TrueFISP首过方法对T2伪影(由左室灌注中左室血池极高浓度的对比剂团块导致)增高的敏感度; 这些伪影在心内膜下层与左室血池临界处表现为黑色条带。临床医生在应用首过技术时应清楚掌握敏感性伪影和运动伪影，以避免将伪影区误判为低灌注区。TrueFISP和FLASH技术均可与平行采集技术合用来提高空间分辨率，减少单次激励采集窗的时间长度，和/或增加层面的覆盖范围。也有人联合应用FLASH灌注法与回波序列读出法进一步提高前者的效率。图9中的系列短轴图像是利用首过SR TrueFISP成像法在注射0.1mmol/kg GD-DTPA后获得，其应用参数为: TR/TE=2.2ms/1.1ms，300mm×225mm FOV，128×60矩阵，8mm层厚和TI= 60ms。

       有经验的医生可通过定性评价首过影像系列发现低灌注区。另外的方法是应用特殊的软件从动态灌注研究中提取信息，并以有效的表格表示。一般来说，这些软件工具首先纠正与表面接收线圈相关的影像的非均匀性，然后，记录全部心动的影像，以避免因呼吸漂移导致的错误; 接下来，绘制曲线将心肌分段为局部区域。用这些局部区域的平均信号绘制成时间—强度曲线，对上坡和波峰信号以及上坡下曲线面积进行灌注测量(见图10)。与正常灌注区相比，低灌注区的曲线表现为延迟的上坡信号和最大信号强度减低。图11为典型的低灌注区的短轴层面时间—强度曲线。这些测量结果与正常/异常灌注的临床指数相同。在动物模型，用首过MRI方法可对心肌灌注全定量评价，且与中心体测量法(Microsphere Mea-sures)有高度相关性。但是，全定量测量法操作复杂、费时，限制了其临床应用。