心血管MRI和MRA全书.doc

心血管MRI和MRA将心血管MRI和MRA这本著作献给为此书出版作出贡献的同事和医务工作者。主译 程敬亮 张兆琪副主译 张勇 王梅云 崔晓琳 参译人员（以姓氏笔划为序）王梅云石士奎乔晨辉任翠萍刘予东刘克成刘依凝张兆琪张岚张勇张焱杨运俊杨涛邱春光陈学军赵艺蕾晋晖高雪梅崔晓琳程敬亮审校 李坤成 赵世华原著序经过二十多年的发展，磁共振成像（MRI）已是一种相当成熟、几乎用于人体全身各个部位的成像技术，然而心血管MRI技术却不十分完善，并少为人们所熟知。首例人体心脏MRI检查大约是在1982年，但二十年后，诊断医师对MRI在心血管疾病中的应用却仍然缺乏足够的了解和认识。最近五年来，随着MRI梯度系统的改进和新脉冲序列的应用，MRI技术得到了飞跃发展，可以从形态学和生理学上对心血管系统做出全面评估及精确量化。我们撰写本书的目的在于提高医务工作者对MRI和MRA在心血管疾病诊断中应用价值的认识水平。鉴于心血管MRI技术的发展日新月异，有关心血管我们编写这本著作，从起草到初稿完工不到一年时间。本书共分为五部分。第一部分系统介绍了有关心血管MRI的技术和基础知识；第二、三和四部分分别介绍了MRI在各种心血管疾病中的应用价值，其中第三部分共九章更详尽介绍了MRI在缺血性心脏病中的广泛应用；第五部分阐述了MRA对血管性病变的评价意义。本书作者由来自不同国家的基础医学工作者、心脏病专家和影像学专家组成，他们为心血管MRI和MRA的发展和临床应用付出了长期的辛勤劳动和不懈努力。 Charles B.Higgins, MD Albert de Roos, MD中文版前言自从20世纪40年代X线心血管造影用于诊断心血管疾病，就极大推动了心血管疾病诊断与手术治疗的发展，并成为心血管疾病临床诊断的金标准。近二十多年来陆续有多种影像诊断新技术诞生并应用于临床，尤其是磁共振成像技术的迅速发展，其技术改进可谓日新月异，MRI已可无创地从形态学、血流学及心功能等方面对心血管疾病进行全面的评估和诊断。心血管MRI应用于临床在国外始于八十年代后期，我国起步较晚，目前国内外有关MRI诊断的著作已有很多，但重点而系统阐述心血管MRI诊断的著作则甚少。我们受河南省科学技术出版社的委托，翻译心血管MRI和MRA一书。该书共分为基本原理、后天性心脏病、缺血性心脏病、先天性心脏病和血管病变五个部分，共29章，约 万字，图 余幅。全书详细介绍了当前MRI的新技术和各种心血管疾病的MRI诊断知识，并对MRI在心血管疾病中的临床应用价值进行了讨论。该书的出版和发行将有力提高影像科医生对MRI在心血管疾病中的应用价值的认识，是影像科医生和心血管内、外科等相关临床科室医生不可多得的重要参考书。在本书的翻译过程中，承蒙郑州大学一附院放射科多位同仁的大力支持和协助；在本书最后的校改中，王梅云、崔晓琳和刘豫东三位研究生做了大量工作，谨此表示衷心的谢忱。特别感谢首都医科大学附属宣武医院的李坤成教授和北京医院的赵世华教授在百忙中参与此书的校改工作。衷心感谢中国工程院院士、北京阜外医院的刘玉清教授为本书出版作序我们在翻译过程中，力求做到准确无误，并忠于原著，但由于水平有限，译文中错误之处在所难免，恳切希望同道予以斧正。 程敬亮 2005年10月18日中文版序现代心血管影像学是在心脏X线诊断学和心血管放射学的基础上发展而成的，包括超声心动图、CT、磁共振成像（MRI）、数字减影血管成像和放射性核素显影等。其中MRI技术近年来发展迅速，已成为心血管影像学的支柱之一，以其自身优势为临床心血管疾病的诊断和治疗发挥着愈来愈重要的作用。有关MRI扫描技术、疾病诊断的论文和专著时有所见，但有关心血管系统的MRI专著甚少，近五年来国内尚未见此类专著出版。心血管MRI和MRA译著的出版，填补了国内这一领域的缺憾。该译著详尽阐述了心血管MRI成像新技术、各种心血管疾病的MRI诊断特点，探讨了MRI和MRA在心血管疾病中的临床应用价值。由郑州大学第一附属医院程敬亮教授和首都医科大学附属安贞医院张兆琪教授翻译的心血管MRI和MRA一书资料丰富，病种繁多，文字流畅，图文并茂，是一本难得的心血管MRI诊断的参考书，相信该书将成为读者的良师益友，并对我国MRI在心血管疾病诊断中的应用起到很好的推动作用。刘玉清2005年10月25日目录第章心血管磁共振成像技术的临床应用.第2章MRA技术.第3章心脏生理学：成像方面.第4章血流量测量.第5章心脏MRI的定量分析.第6章对比剂.第7章心肌和心包疾病.第章右室发育不良和右室流出道室性心动过速.第9章心脏肿瘤.第10章心脏瓣膜疾病.第11章缺血性心脏病的心肌灌注.第12章缺血性心脏病的左室功能.第13章缺血性心脏病的节段左室功能.第14章对比增强评估心肌活性.第15章缺血性心肌损害的组织特点.第16章冠状动脉MRA的技术和应用.第17章磁共振冠状动脉检查的临床方法.第18章冠状动脉血流测量.第19章冠状动脉旁路移植术后的磁共振检查.第20章先天性心脏病：形态和功能.第21章先天性心脏病术后功能评价.第22章成人先天性心脏病.第23章胸主动脉MRI和MRA.第24章腹主动脉、肾动脉及肠系膜动脉的MRA.第25章外周动脉MRA.第26章颈动脉MRA.第27章动脉粥样硬化斑块成像.第28章全身3D MRA.第29章血管内介入MRI.第章 心血管磁共振成像技术的临床应用HILDO J. LAMBJOOST DOORNBOS线圈 灌注 心脏运动补偿 延迟强化呼吸运动补偿血流定位 冠状动脉MRA 扫描计划血管壁成像解剖心血管MR图像处理功能附录：k-空间计算 迄今，心血管MRI技术的持续快速进展，使得心血管MRI已经达到最终为临床接受的令人振奋的实用阶段。随着MRI扫描硬件、软件和图像后处理技术的发展，已经克服了主要的技术限制。本章将从临床应用的角度讨论心血管MRI的基本成像技术和高级成像技术，并将基于对一位虚拟患者的检查展开讨论，重点介绍用于心脏疾病功能评估的MRI技术。灌注成像、延迟强化、冠状动脉MRA和血管壁成像等MRI技术将在其他章节中详细讨论，而在本章中仅作简要介绍。线圈心脏检查可以使用标准体线圈进行，但其图像质量不尽如人意。其中最主要的问题是平面内空间分辨力有限，约为3mm。较高的空间分辨力对于准确评价诸如心肌梗死所致的室壁运动异常至关重要。过去，用于评价整体和局部心肌室壁运动可靠的MRI图像均是通过体线圈获得的（图1.1）。但对于一个对心血管MRI特别感兴趣的影像中心来说，应当使用表面线圈，比如直径大约14cm的单环线圈，可显著提高图像质量和空间分辨力。最佳可替代线圈是多单元心脏专用阵列线圈，目前绝大多数MRI扫描仪制造商均可提供这种线圈（图1.1），其最主要的优点是可以更进一步的提高图像质量和空间分辨力，以及获得更大的视野（FOV）。另一个优点是阵列线圈可以使用敏感编码成像技术（SENSE）1。基于多线圈单元并行采集的SENSE技术代表了心血管MRI的一个革命性技术。每个线圈都有不同的灵敏度，应用这一特性可以降低k-空间数据密度从而减少采集时间。使用SENSE技术，可以使现阶段的成像速度提高两倍；在实验环境下，甚至可以提高四倍。总之，SENSE技术由于减少了扫描时间，使得心血管MRI的临床接受程度大大提高，从而使MRI可与超声或计算机断层成像相媲美。心脏运动补偿心脏运动补偿是通过把图像采集与心电图信号同步进行来实现得。MRI图像的形成是基于数据获取时k-空间的填充（见本章末附录）。由于很多文献对k-空间已有详尽的报道26，在此不作详细讨论。使用ECG触发的目的是在心动周期内分步填充k-空间（图1.2图1.6）。例如，为了生成一个心脏断层的电影显示，大约需要20个心动时相来获得足够的时间分辨力。通常，每心动时相图像需要小于40ms的时间分辨力，才能够选择心脏收缩末期时相来进行计算，如计算心室收缩末期容积或射血分数。每个层面的20幅心脏图像不可能在一次心跳中获得。因此，人们使用ECG触发来使得部分k-空间填充和心动周期同步。假设第一幅心动时相图像需要128行k-空间数据，但每次心跳只能获取12行图像数据，因而为了完成图像k-空间填充就需要11次心跳。对于心率60次/分钟的患者，就需要屏气大约11秒。当然，20个心动时相是一次扫描获取的，所以在11秒内就可以得到一个心脏层面的电影显示。目前有两种ECG触发方法。第一种是前瞻性触发，指在ECG的QRS复合波之后立即开始图像采集，并大约在80%的心动周期之后停止采集。因此，20个心动时相就被分布到80%的心动周期上，余下20%的心动周期并不参与成像。此技术适用于心脏收缩功能成像。如果希望利用心动周期的后面时段来评估舒张期心脏功能，则需使用不同的方法。回顾性ECG门控的图像采集与ECG无关，并且ECG是并行记录的。一旦MRI采集结束，根据存储的ECG信号和k-空间数据，计算机回顾性计算出适当的心动时相。使用这种方法，心动周期的余下时段也可以成像。这种技术已经应用于临床，主要用于MR流速图（见下文），因为它可以对诸如二尖瓣关闭不全患者的舒张充盈或返流量进行评价。最近，回顾性ECG门控可以联合应用快速扫描技术，例如回波平面成像和快速平衡梯度回波采集等（见下文），因此，当前大多心血管MRI应用的标准方法是回顾性ECG触发。心血管MRI临床应用中的一个主要问题是如何在MRI扫描仪内得到可靠的ECG信号。约2%5%的临床病例不能得到可靠的ECG信号。ECG信号被磁场和通过主动脉弓的搏动血流（磁血动力学效应）所扰乱。最近，一种新的技术被用于克服这个问题。向量ECG基于QRS复合波的三维取向和ECG的T波以及干扰波7。这样，MRI图像采集就仅仅由QRS复合波触发，而不会被T波或ECG干扰波或梯度转换信号误触发。向量ECG联合应用心脏专用表面线圈和SENSE技术，已经引起了心血管MRI临床应用的变革。现今，心血管MRI实际应用中仅有的限制与常规MRI的一些限制相同，例如体内有金属植入物或妊娠患者禁用。呼吸运动补偿引起图像变形的另一个因素是呼吸运动。十年前，MRI图像采集的时间很长，因而不可能进行屏气成像。那时，人们引入了一种富于创造性的技术，称为呼吸排序相位编码（respiratory-ordered phase encoding ,ROPE）8 或相位编码伪影消减（,phase-encoding artifact reduction ,PEAR）技术。它是基于一种特殊的k-空间行重排技术，并联合应用一种放置于患者腹部周围的呼吸追踪器。将呼吸过程中采集的k-空间行置于k-空间的外围（这部分k-空间对运动相对不敏感），即可减少呼吸伪影。使用这种伪影消减技术，图像质量得到了提高，但仍不尽人意。随着快速MRI成像技术的进展，如回波平面成像和快速梯度回波成像技术的应用，使得在约15秒的短暂屏气时间内获取图像成为可能。屏气采集的缺点是屏气程度的可重复性差。对于多层多次屏气采集就可能产生错误，例如会引起不同屏气阶段不同层面得到的舒张末期体积计算错误。如果没有正确指导患者，每次测量结果可能会差异很大，更糟的是，所得到的临床数据可能会不准确。因而，当进行屏气MRI采集时，需仔细指导患者于呼气时屏气，从而使得屏气程度的不可重复性所致的问题最小化。在一些高分辨力MR成像时，需要较长的采集时间，而不是一次屏气完成。例如，冠状动脉MRA尽管能在短期屏气时采集，但只有在使用呼吸导航技术时，才能得到理想的图像质量9，10。呼吸导航技术的基本原理是通过肺和肝界面之间的一幅一维图像追踪横膈的运动。通常，导航束置于右半横膈上（图1.7），并且在每个MRI数据采集块之前和之后采集一维图像（图1.8），采集过程仅30ms。随后，通过门控自动追踪呼吸导航得到的呼吸信号采集图像。MRI采集数据所允许的横膈位置决定呼气末横膈接受窗窗宽。例如，3mm的接受窗意味着在呼气末期，可以接受小于3mm的横膈位置变动。呼吸导航也能用于层面追踪，此时，根据导航探测到的呼吸变化调整层面的位置。使用这种方式时，图像采集并不是门控于某个预先定义的接受窗内，而是对全部扫描数据进行采集。这两种技术的结合是当前最好的方式。在3mm的接受窗内，通过使用追踪技术补偿剩余的呼吸运动。这种技术在冠状动脉MRA中已经获得了较好的结果11。最近的技术发展，使得在约20秒的单次屏气时间内采集12个层面成为可能，每一层面包含约25个心动周期。这些超快速技术联合应用了快速梯度回波、回波平面和螺旋k-空间填充技术，它们最基本的应用是心脏功能评价。对于前文所述的多次屏气中的层面可重复性，单次屏气消除了这一问题。然而，这种技术的空间分辨力仍相当低，只能用来评价心室体积变化和粗略估计心室壁运动异常。将来，超快速采集方法和SENSE技术的结合，有可能得到较高分辨力图像。另一个有前途的发展方向是心脏实时成像。实时心脏成像出现于MRI发展早期12，最近，可在不需要ECG触发或屏气的情况下，进行整个心室的实时采集13，14。在这些初步研究中可精确定量心室功能。将来，联合应用实时图像分析，此技术可能带来心脏MRI应用的革命。定位心血管MRI检查的第一步是采集用来确定大体解剖结构的定位像，这是进一步扫描的基础。第一次扫描的目的是获取心脏MI的三个基本层面，即冠状面、横断面和矢状面，每个层面获取15幅10mm层厚的图像。十年以前，这种“定位像”是应用多层面自旋回波技术获得的，有时也结合使用快速自旋回波技术。即使MR扫描仪不支持快速成像技术，仍然能够使用这种技术。比如，较快的一种采集定位像的方法是使用快速梯度回波或快速梯度回波平面序列。最近，随着平衡梯度回波（balanced gradient echo）或称平衡快速场梯度回波（balanced fast-field echo,FFE）和稳态进动快速成像（fast imaging with steady precession,FISP）技术的应用，可以得到血液和心肌之间高对比度的图像（图1.9和图1.10）。定位像即可在连续呼吸过程中使用呼吸导航获取，也可在屏气过程中获取。现今，使用平衡FFE可在连续呼吸过程中获得非常好的图像，采集时间仅为15秒。扫描计划根据定位像，可以制定下一步的MRI扫描计划。可以使用标准扫描仪软件中的计划工具进行。自新千年伊始，心脏MRI就已经可以实时地进行计划和扫描了，甚至可以与平衡FFE相结合。使用实时计划工具，成像平面内的人为变更可立即被自动运行的MRI扫描所校正。通过这种方法，在几秒之内可以找到最佳的成像平面。一旦得到所需的成像平面，心脏的几何形态就可以被存储起来以备后用。使用实时计划工具，可显著提高效率，使得心血管MRI可以常规应用。另一个方法是使用定位像作为一种能够自动计划所需图像平面的算法输入15 。软件在定位像上自动找寻心脏的位置，并应用此信息制定采集方案。这种与操作者无关的自动扫描计划方法能可靠地量化心脏舒张末期容积或射血分数，并显著减少各次检查之间的差异。因此，这种方法特别适合用于随访评价应用抗高血压药物或降脂药物的治疗效果。然而，自动扫描技术当前仅作为离线的研究工具，而实时计划的效率更高。解剖目前，临床上进行MRI检查最常见的适应证是先天性心脏病。医生主要感兴趣的常常是整体心血管解剖结构。MRI检查的目的是进行心脏三维成像，从而诊断复杂的先天性心脏异常，并制订手术治疗的方案。过去，人们选用耗时的自旋回波或快速自旋回波技术。它的主要缺点是呼吸伪影的存在妨碍了对心脏解剖结构的可靠评估。现在，有几种检查技术可供选择。最新的一种是多次屏气双翻转黑血快速自旋回波技术（图1.11和图1.12），这种技术能得到高质量的图像16。但其缺点是每一层必须在一个独立的屏气期间采集，因而其每次屏气程度可重复性较低。我们期望这种技术在将来能够进一步优化，可能通过同SENSE技术相结合，使单次屏气或呼吸导航门控采集成为可能。功能心血管MRI检查的第二步是评价心脏功能。心脏MRI检查第二种重要的适应证是对于疑诊心肌缺血的患者进行心肌壁运动异常的评估。现今，大多数这类患者行超声心动图而不进行超声成像。这些患者通常比较肥胖或患有肺气肿。由于心脏科医生正从这组患者的MRI检查中积累经验，将来对MRI心脏功能分析的需求可能会有所增加。正如在超声心动图中一样，左心室（LV）短轴切面是心脏MRI的“万能马”（work horse）。在获取短轴切面之前，必须先采集两个长轴切面，后者自身即可提供诊断信息，尤其是对有关左右心室心尖部室壁运动情况显示更好。首先采集垂直长轴切面，或称为二腔切面（图1.13）。根据通过二尖瓣水平的横断面定位像，层面中心大约放置于二尖瓣的中点位置，并调整角度使得垂直长轴切面或二腔切面在较低的横断面定位像上通过左心尖。为了选择收缩末期时相，必须先用动态梯度回波技术得到二腔切面图像，这可以通过在连续呼吸状态下使用常规梯度回波技术完成，但应用超快速屏气技术可以得到更好的结果，例如应用回波平面成像技术17。目前，最好的方法是应用平衡式快速梯度回波序列，它可提供最佳的血液和心肌对比。下一步必须采集水平长轴切面，或称为四腔切面（图1.14）。四腔切面的扫描是基于舒张期和收缩期二腔切面图像。层面中心必须放置在收缩末期二腔切面图像二尖瓣下13部位；然后必须调整角度使层面通过心尖部。紧接着，在舒张期二腔切面图像上检查层面位置以确保心房正确成像。四腔切面图像也必须应用动态成像技术采集，多采用平衡快速梯度回波序列。二腔切面和四腔切面图像可提供重要的临床信息，主要包括心室解剖和大小、是否存在心脏肥大和瓣膜病变等等。心室功能评估的最后一步是确定短轴切面（图1.15）。垂直于左心室（LV）长轴定位一组1012层的切面，层厚810mm，根据舒张期和收缩期四腔切面以及收缩期二腔切面将短轴切面定位于自二尖瓣中心点至LV顶点。必须包括舒张末期整个心室图像，这可以在舒张末期图像上确认。这些对于计算心脏舒张末期的体积、心搏出量、射血分数和导出功能参数都很重要。覆盖整个心室的1012层的短轴切面图像，可在连续呼吸状态下应用常规梯度回波序列采集，但很耗时。更好的方式是屏气回波平面成像，但如前文所述，现今可供使用的最好的技术仍然是平衡FFE序列（图1.10）。目前，这些扫描是多次屏气完成的，当然存在前面提到的相关问题。在不久的将来，应用平衡FFE-SENSE技术，也可能联合应用螺旋k-空间采集，期望能够在15秒的单次屏气时间内得到整个一组短轴切面。再进一步，可能会达到能够做短轴切面的实时成像，尽管这会引起离线图像处理的一些问题。现在看来，短轴切面实时成像非常适合于持续增加多巴酚丁胺剂量期间的心脏负荷成像。灌注MRI可用于缺血性心脏病的心肌灌注研究18。大多数灌注分析是使用经静脉内注射钆对比剂。这种类型的对比剂可瞬时改变T1弛豫时间，从而改变灌注良好的组织的MR信号强度。对比剂注入后，同灌注正常的心肌相比，缺血心肌区域表现为无或仅有很少信号强度改变的区域。为了显示团注对比剂的通过情况，应使用快速T1WI技术。有关MRI心肌灌注缺损临床研究的首次报道应用的是单层采集技术19。现今，灌注研究使用快速梯度回波脉冲序列（磁化准备快速场梯度回波/回波平面/快速小角度激发序列），这使得能够在每个心动周期内对三个或多个解剖层面反复定位，或在时间分辨力为每隔一个心动周期时定位六个层面20 。最近的技术进展是“多叶锯齿状饱和（interleaved notched saturation）”方法，其能够快速扫描七个层面。对比剂注射后，通过对团注对比剂通路的定量分析，得到一系列参数。从图像中得出的描述对比剂首过情况的参数为速率和强化程度、达峰时间和平均通过时间。这些特征性的参数可以从每一个图像像素得到，并能够在所谓的参数图像上作图形化显示，从而显示病变的解剖部位21。延迟强化在低分子量对比剂注射之后，它的血浆浓度达到最大值，随后由于组织间隙扩散和肾脏廓清而迅速降低。扩散至组织间隙的对比剂被重吸收入毛细血管床中并经由肾脏排泄。然而，当组织发生病变时，例如心肌梗死时，对比剂的重吸收速率减慢。对比剂注射后1530分钟，正常心肌组织内的对比剂完全廓清，但梗死或者水肿心肌组织内的对比剂却未完全廓清，这是“延迟强化成像”的基础。很多学者22，23报道了存活心肌与延迟强化范围之间的关系。无论是在基本的自旋回波序列，或是在更复杂的含有翻转或饱和脉冲的梯度回波序列MR图像上，对比剂在T1加权MR脉冲序列上均显示为亮区。现今，对注射对比剂后MR延迟图像上亮区域对应于坏死心肌，即“亮处即坏死处”的理论仍有争议2426。血流心血管MRI诊断的优点之一是可测量流速（cm/s）和流量（ml/s），MRI测量血流是基于“自旋相位”原理27 。通常，MR图像仅仅应用所选层面的MR信号绝对值。然而，采集的数据也包含有关“自旋相位”的信息。MR数据采集和后处理可以设置为每个切面产生两幅图像：一幅含有代表组织空间定位的灰度值，一幅含有代表每个图像单元中组织流速的灰度值。后一种图像叫做流速图（图1.16）。在一幅流速图中，静止组织像素显示强度为零，而运动血液的像素具有正值或负值，这取决于血流方向。成像脉冲序列中采用额外附加磁场梯度是流速图成像的基础。这些磁场梯度可能应用于“层面内”或者“穿过层面”，从而编码不同的流动方向。大多数情况下，成像层面被定位于测量穿过层面的流速，但也可通过增加额外的数据采集在所有三维方向上测量流速。为了获得有价值的血流数据，有必要在心动周期内很多时相测量感兴趣血管或者瓣膜的血流速度。例如，可通过在一个感兴趣区内的很多时相测量血流速度来产生流速-时间曲线（见下文），从而提供心动周期内血流速度改变的信息。在流速-时间曲线中，计算出曲线下面的面积就可以得到搏出量，即一个心动周期内通过感兴趣区的血流量。其他与心脏收缩和舒张有关的有价值的血液动力学参数也可从流速-时间曲线上收集到28。流动编码MR扫描基于联合应用前瞻性ECG触发或者回顾性ECG门控的梯度回波脉冲序列。为了评估舒张期心室功能，需要使用回顾性ECG门控，这是由于前瞻性ECG触发仅对心动周期前80%时段成像，而心房对心室的充盈发生于心动周期的最后10%20%。当前的MRI技术测量血流速度需要23min，其结果代表采集期间的平均流速。随着MRI扫描仪硬件和软件的进展，实时流速测量已可应用于临床29，30，因而可应用MRI研究快速变化的血流。与临床关联最密切的心脏血流成像是测量通过二尖瓣、三尖瓣、升主动脉和肺动脉的血流情况。二尖瓣流速采集是通过收缩末期的二腔切面和四腔切面（图1.16）。层面中心定位于收缩末期的二腔切面和四腔切面上的二尖瓣中点部位，并调整角度使之平行于二尖瓣。图1.17显示的为典型的二尖瓣血流曲线。三尖瓣流速采集基于另外一种定位像，即右心室（RV）二腔切面。（图1.18）。RV二腔切面是在收缩末期四腔切面上得到的。层面中心定位于三尖瓣中点部位，并调整角度使之通过RV顶点。三尖瓣流速采集首先是在收缩末期的四腔切面上进行的（图1.19）。层面中心放置于三尖瓣中心，并调整角度使之平行于三尖瓣。随后在RV二腔切面上调整层面角度使其平行于三尖瓣。图1.20显示的为典型的三尖瓣流速曲线。测量通过升主动脉血流速度和流量是通过原始的冠状面和矢状面定位图像（图1.21）进行的。一个未调整角度的层面在冠状面上垂直于升主动脉放置，通常位于肺动脉分叉水平。在原始矢状定位像上，必要时可以调整层面角度，但一般不需要。图1.22显示的为典型的通过升主动脉的流速曲线。测量通过肺动脉的血流是通过原始的冠状面和横断面定位像（图1.23）来实现的。首先，以原始的矢状面定位图像作为基础，在肺动脉中心并平行于肺动脉采集另外13个层面的定位图像。然后，在调整好角度的上述定位图像和原始矢状面定位图像上垂直于肺动脉进行肺动脉流速采集（图1.23）。另外，在横断面原始探察图像上，头尾方向上的层面必须恰好位于肺动脉分叉前方。图1.24显示的为典型的通过肺动脉的血流曲线。冠状动脉MRA冠状动脉MRA在本章中不作详细讨论，读者可以参阅后面章节中对该技术及其方法的更深层次的解释。这里我们只涉及冠状动脉MRA中的三个要点：第一是心脏本身的运动，这限制了图像采集的激发时间要小于100ms；第二个是呼吸运动，这可以使用具有3mm接受窗的剩余呼吸运动补偿技术的呼吸导航校正。现在，由于100ms激发时间的限制，层面内图像分辨力被限制在0.7mm；在这段时间内，仍然会有一些心脏运动并引起图像模糊。理论上讲，层面内分辨力可以达到大约0.3mm，但现今约100ms的长激发时间使其难以达到理论值。在进一步改进扫描仪硬件和软件之后，在不久的将来，各向同性分辨力有望达到250m，这可能要在3.0T MRI机器上，而不是在标准的临床1.5T的MRI上进行冠状动脉MRA扫描。所有较大的MRI扫描仪生产商现在都能提供3.0 T的MRI扫描仪。冠状动脉MRA关注的第三点是如何使冠状动脉血管和周围组织间的图像对比度最优化。基本上有两种方法：（1）T2准备技术；（2）使用对比剂的螺旋k-空间填充，这将在随后的章节中详细论述。重要的是要认识到，抑制周围组织的信号可能会比增强冠状动脉内部的信号更为有效。血管壁成像本章不对血管壁成像作详细讨论，读者可以参阅随后章节中对该技术及其方法的详细介绍。通常，血管壁成像是心血管MRI的一个重要功能，目前，其他成像技术尚不能无创性地进行血管壁成像。因此，人们现在正在花费很多努力来发展血管壁成像技术，例如冠状动脉血管壁成像的MRI技术30。如前所述，3.0T MRI的应用可以改进该领域早先的成果。将来血管壁成像的应用之一是用来确定动脉粥样硬化斑的成份和稳定性。在更远的将来，血管壁成像可能会应用心血管MRI介入和MRI介入技术，例如MRI引导下的标记术和血管内支架术。心血管MRI图像的处理常规心血管MRI临床应用的主要障碍之一是相对落后的心脏图像分析技术。目前，获得可靠测量结果的唯一选择是手工进行图像分析。勾勒心内膜和心外膜的轮廓线是心脏MRI检查中非常耗时的环节。有多种软件包可以辅助进行这一枯燥的工作，比如MASS和FLOW软件（MEDIS，医学成像系统，莱顿，荷兰）32，33。最近，已经开发出一种完全自动探测心肌边缘的新技术，它不需要任何人工干预。这种方法使用主动外观模型（active appearance model）算法，这种算法是基于在四个维度上对心肌轮廓形状进行统计描述34。这种方法给出了极好的初步结果；因此，这可能是软件第一次能够进行精确的、完全自动化的心脏功能评估。将来可能使用这种方法分析心肌灌注和延迟强化图像。未来图像处理的发展目标是设计一个单独的软件包来评估功能、灌注、延迟强化和冠状动脉MRA图像。类似于综合心脏成像方法一体化的发展，现在已经可以做到“一站式”心脏图像处理。下一步是要能够实时分析心血管MRI图像；在患者还在MRI扫描仪内时进行定量的临床评估，使其能够在线控制已采集图像的质量。理想状态下，实时心血管MR图像扫描和实时图像分析应结合在一起，十年后这一构想可能会实现。附录：k-空间计算MRI图像的形成是基于在数据采集过程中填充“k-空间”。在此不对填充“k-空间”这一概念作深入解释，因已有很多文章详细而广泛的讨论过这个问题26。与对MRI的实际理解相关的是k-空间采集行数的计算和心脏图像空间分辨力的确定。k-空间相位编码（Y）方向上的行数可用下面的公式计算：k-空间行数采集矩阵矩形视野对称缩减不对称缩减此处的对称缩减因子等于扫描百分比，不对称缩减因子等于半采集（图1.25和图1.26）。例如，假设采集矩阵为256，矩形视野因子为0.6，对称缩减因子为0.8，不对称缩减因子为1，意味着不进行半采集，则k-空间行数等于2560.60.81，也就是122。图像像素分辨力可按照下面的公式计算：X方向分辨力（回波读出方向）视野/采集矩阵Y方向分辨力（相位编码方向）视野/（采集矩阵对称缩减因子）例如，假设视野为300mm，采集矩阵为256，对称缩减因子为0.8，则X方向分辨力为300/256，也就是1.2mm，Y方向分辨力为300/（2560.8）=1.5mm。重建为256256矩阵，也就是Y方向分辨力被插入到X方向分辨力（在这个例子中为1.2mm），其结果是层面内图像分辨力变为1.2mm1.2mm，层厚为8mm，这样产生的最后的分辨力在300180（=3000.6）mm2的视野下为1.21.28mm3。图1.1 心脏专用阵列线圈和矢量心电图仪的实际装置，标准体线圈深置于磁体内（Philips Medical System，Best，The Netherlands）。图 1.2 MRI梯度回波或快速梯度回波（FFE）序列与心动周期时间关系的基本原理示意图。每一射频（rf）激发脉冲（）之后，采集一行k-空间（放大部分）。图中共显示四次心脏搏动，结果在一幅图像中采集了四个k-空间行。如果一幅图像需要采集120个k-空间行，这个过程必须重复30次，共120个心动周期。心率为60次/分时，可在两分钟内的连续呼吸状态下完成采集。白色方框表示心动时相图像片断；tHP表示心动时相间的时间（时间分辨力）。图 1.3 MRI快速梯度回波（FFE）序列与心动周期时间关系的基本原理示意图。每一射频（rf）激发脉冲（）之后，采集一行k-空间，该例中重复了两次（加速因子为2），这样每个心动周期每个心脏时相共采集二个k-空间行（放大部分）。图中共显示四次心脏搏动，结果在一幅图像中采集了8个k-空间行。如果要采集120个k-空间行的图像，这个过程必须重复15次，共60个心动周期。心率为60次/分时，可在60秒内的连续呼吸状态下完成采集。白色方框表示心动时相图像片断；tHP表示心动时相间的时间（时间分辨力）；TR表示射频脉冲激发之间的重复时间。图 1.4 MRI回波平面（EPI）序列与心动周期时间关系的基本原理示意图。每一射频（rf）激发脉冲（）之后，采集5行k-空间（EPI因子为5），这样每个心动周期每个心脏相位图像片断共采集5个k-空间行（放大部分）。图中共显示四次心脏搏动，结果在一幅图像中采集了20个k-空间行。如果要采集120个k-空间行的图像，这个过程必须重复6次，共24个心动周期。心率为60次/分时，可在24秒内的连续呼吸状态下完成采集。白色方框表示心动时相图像片断；tHP表示心动时相间的时间（时间分辨力）。EPI-Readout：EPI读出。图 1.5 快速梯度回波平面（TFEPI）序列与心动周期时间关系的基本原理示意图。每一射频（rf）激发脉冲（）之后，采集5行k-空间（EPI因子为5），该例中重复了两次（加速因子为2），这样每个心动周期每个心脏相位图像采集片断共采集10个k-空间行（放大部分）。图中共显示四次心脏搏动，结果在一幅图像中采集了40个k-空间行。如果要采集120个k-空间行的图像，这个过程必须重复3次，共12个心动周期。心率为60次/分时，可在12秒内的屏气状态下完成采集。白色方框表示心动时相图像片断；tHP表示心动时相间的时间（时间分辨力）；TR表示重复时间；tshot表示扫描时间。EPI-Readout：EPI读出。图1.6快速梯度回波平面（TFEPI）序列与心动周期时间关系的基本原理示意图。采集5行k-空间（EPI因子为5），该例中重复了两次（加速因子为2），这样每个心动周期每个心脏相位图像采集片断共采集10个k-空间行（放大部分）。流动敏感图像共4个心动周期，以及流动补偿图像的4个心动周期，结果每种图像采集了40个k-空间行。如要得到120个k-空间行的高空间分辨力图像，这个过程必须重复3次，共24个心动周期。白色方框表示心动时相图像采集片断；tHP表示心动时相间的时间（时间分辨力）；TR表示重复时间；tshot表示扫描时间。EPI-Readout：EPI读出。图 1.7 在冠状面（图A）和矢状面（图B）的定位像上，呼吸导航束（图A中白线；图B中白点）放置于肺和肝之间的右半横膈上。反复采集一维导航图像，以创建横膈的运动图像（图C）。自动追踪肺和肝之间的边缘产生类似于图1.8中的呼吸曲线。Expiration：呼气；Inspiration：吸气；Diaphragm：横膈；Lung：肺；Time：时间；Liver：肝脏。图 1.8 基于追踪呼气末的呼吸信号（实心曲线）而预设的接受窗，进行门控MRI采集（两条实心水平线）。k-空间数据是连续采集的，但仅仅存储满足如下条件的数据：（a）在数据采集前，导航器在接受窗内（前导导航）；或者（b）在数据采集前和采集后，导航器在接受窗内（前导导航和拖尾导航）。其余时段采集的图像数据均被删除。这就是实时前瞻性呼吸导航的原理。图 1.9平衡快速场梯度回波（FFE）脉冲序列，属于稳态自由进动技术的范畴。时间平衡梯度应用于所有梯度方向上：层面选择、相位编码和频率编码读出方向。结合激发脉冲的交变相位，能够同时采集自由感应衰减和回波信号。对于具有高T2T1比值的组织，此序列可以产生较高的图像对比，且不依赖于重复时间（TR）。由于磁场均匀性非常重要，因而平衡FFE图像要在匀场后才能得到。Gslice：G层面；Gphase：G时相；Greadout：G读出 。图 1.10 平衡快速场梯度回波（FFE）脉冲序列采集的二腔切面（图A）、四腔切面（图B）和短轴切面（图C）图像。每幅图像包含25个心动周期，每个切面是在12秒的屏气时间内完成采集的。图中显示的是舒张末期图像。血液和心肌之间的对比度明显优于本章其他图中所示的回波平面序列图像。图 1.11 黑血脉冲序列示意图。非层面选择性180射频脉冲翻转所有信号，随后，层面选择180射频脉冲恢复所选层面的信号。翻转信号的血液流入层面内。一段时间后（Tinv，翻转时间），血液信号为零，此时应用快速自旋回波脉冲链进行屏气图像采集。该方法是在一次屏气完成的。注意翻转时间依赖于心率。non-selective1800 ：非层面选择1800射频脉冲；slice selective1800 ：层面选择1800射频脉冲；echo train 1800pulses：回波链1800射频脉冲； blood signal nulled ：血流信号置零； inversion recovery of blood signal：血流信号翻转恢复；900：900射频脉冲。图 1.12 双翻转快速自旋回波技术联合应用SENSE（敏感编码）技术（因子为2）得到的黑血图像。回波间距4.3 ms，FOV 350mm350mm，采集矩阵192146，层厚8mm（Philips Medical System，Best，The Netherlands）。图 1.13 使用下述的方法确定垂直长轴切面或二腔切面：根据通过二尖瓣水平的横断面定位像（图A），层面中心约放置于二尖瓣的中点位置，并调整角度使得垂直长轴切面或二腔切面在较低的横断面定位像上同左心尖相交（图B）。此图显示的为在12秒的屏气时间内应用回波平面序列采集的舒张末期二腔切面图像（图C）。图 1.14 使用下述的方法确定水平长轴切面或四腔切面：层面中心必须放置在收缩末期二腔切面图像二尖瓣下13处（图B）；然后调整角度使层面通过心尖部（图A和图B）。接着，在舒张期二腔切面图像上检查层面位置（图A）以确保心房正确成像。此图显示的是在12秒的屏气时间内应用回波平面序列采集的舒张末期四腔切面图像（图C）。图 1.15使用下述的方法确定短轴切面：垂直于左心室（LV）长轴定位一组层面，根据舒张期（图A）和收缩期（图B）四腔切面以及舒张期（图C）和收缩期（图D）二腔切面将短轴切面定位于自二尖瓣中心点至LV顶点。舒张末期必须包括整个心室，这可以在舒张末期图像（图A和图C）上确认。此图显示在12秒的屏气时间内应用回波平面序列采集的舒张末期短轴图像（图E）。图 1.16 使用下述方法采集二尖瓣流速图：层面中心定位于收缩末期的二腔切面（图D）和四腔切面（图B）上的二尖瓣中点处，并调整角度使之平行于二尖瓣，在舒张期末的二腔切面（图C）和四腔切面（图A）上也采用同样的方法定位。此为舒张期末的二尖瓣图像（图E），上图为正常图像，下图为流速编码图像（流速图）。图 1.17 在速度编码图像上追踪所有心动周期时相的二尖瓣孔得到的典型二尖瓣血流曲线。对所有包括在被追踪区域内的像素整合随时间变化的流速数据，可得到体积-流量（流量）曲线。早期最大充盈率（2）是左心房和左心室之间压力差所导致的结果，是一个被动过程。心房最大充盈率（5）是左心房