1　心血管MRI （cardiovascular MRI，CMRI）的基本脉冲序列和图像对比

       由于心脏本身的快速跳动和成像时间的限制，要捕捉到清晰甚至动态的影像，在CMRI中通常使用梯度回波脉冲序列。常用的是损毁梯度回波脉冲序列和平衡式稳态自由进动脉冲序列。然而，由于快速自旋回波脉冲序列优良的软组织对比和血液的流空效应，且不易发生磁敏感伪影，使得其在静态成像中意义重大。依据各序列不同的设计原理，血液在CMR图像上有不同的对比表现，即黑血成像和亮血成像技术^[1]。

1.1　快速自旋回波脉冲序列

       传统的自旋回波脉冲序列通过紧随90°激发脉冲的一个180°重聚脉冲产生一个自旋回波信号。快速自旋回波脉冲序列在90°脉冲后应用多个180°脉冲产生多个回波（图1）。每个自旋回波由于磁场不均匀性而失相位，这种失相位又被下一个180°脉冲反转，产生另一个相应的自旋回波。数据采样前，施加不同幅度的相位编码给每个回波，每个回波填充一条新的k空间线。每个激发脉冲得到的回波数目叫做回波链长度（echo train length ，ETL）或加速因子（turbo factor），它有效定义了脉冲序列被加速的程度。例如，如果选择ETL为4，每个TR就填充4条k空间线，而不是1条。典型的ETL取15或16，这样能缩短成像时间，在一次屏气下完成扫描。注意回波链中每个连续的回波具有不同的回波时间(TE)，由于T2衰减随着回波时间的增加每个回波幅度降低。有效回波时间定义为填充k空间中心回波的时间（具有最小的相位编码梯度），因为此回波对图像对比贡献最大^[2]。相比传统的自旋回波成像，快速自旋回波脉冲序列成像时脂肪具有更高的信号强度。信号增加归因于快速重复施加的180°RF脉冲打破了分子中长碳链上氢核之间存在的相互作用，即J偶联。这种相互作用有减少T2弛豫时间的效果，也降低了传统自旋回波图像的信号强度。心脏成像时，快速自旋回波常联合双反转黑血磁化准备方案来获得心脏和大血管的解剖影像。

       快速自旋回波不同厂商有不同名称，例如Turbo Spin Echo, TSE (Siemens或Philips); Fast Spin Echo, FSE(GE)。

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图1  快速自旋回波示意图
图2  损毁梯度回波脉冲序列示意图
图3  平衡式稳态自由进动梯度回波脉冲序列示意图。序列中TE等于TR的一半或更短，三个空间编码梯度方向均施加了相应的补偿梯度，抵消了失相位，最大程度地保留了上一个TR的残留横向磁化，贡献于梯度回波信号
Fig. 1  Fast spin echo.
Fig. 2  Spoiled gradient echo (SGRE).
Fig. 3  Balanced steady state free precession (bSSFP) The echo time (TE) is the half of repetition time (TR) or shorter than the half of TR. The compensatory gradient is applied in each of three spatial encoding gradient directions for minimizing the dephasing .

1.2　损毁梯度回波脉冲序列

       心脏成像时梯度回波脉冲序列通常用非常短的TR值(<10 ms)，比血液和心肌的T2弛豫时间短得多，这就导致了更复杂的对比度机制^[3]。也就是说，除非每个RF脉冲产生的横向磁化采集后被毁坏，下次RF脉冲施加时它还将存在。这可能会增强或减弱下一个TR时的信号。在损毁梯度回波(spoiled gradient echo，SGRE)中，通过在每个TR末期使用损毁梯度或使用RF损毁技术造成信号的失相位（或损毁），避免残余横向磁化对随后TR内信号产生的干扰（图2）。

       因为梯度回波脉冲序列没有180°重聚脉冲，所以T2^*弛豫影响梯度回波在TE时的幅值。SGRE脉冲序列中激发脉冲的可变偏转角，和TR、TE都决定了图像对比。SGRE的图像对比主要分为T1加权（主要依赖于T1弛豫的不同）和T2^*加权（主要依赖于T2^*弛豫的不同）。小偏转角对梯度回波技术来说非常重要，它使TR能降低到比自旋回波技术TR小得多的值。通常选择的小偏转角，α<90°（典型为30°或更小）。虽然z轴方向磁化仅有部分转移到x-y平面，最初只产生少量横向磁化，但沿z轴残留的磁化能更快地回到均衡值，降低了TR。最终相比结合同样短的TR的一系列90°脉冲，小偏转角脉冲产生的横向磁化更大。这种小角度成像的方式形成了SGRE脉冲序列快速成像的主要基础。

       对于SGRE，TR和偏转角均控制T1对比度。TR不变，偏转角越大，T1权重越大。偏转角不变，TR越小，T1权重越大。由于心脏电影成像对速度的要求，所以SGRE应用短TR（<10 ms）和短TE(<5 ms)，并配合30°左右的小偏转角以利于纵向磁化的快速恢复，表现出T1权重。因为所用TR很短，所以层面内心肌或残存血液被饱和（宏观纵向磁化为0）。因此，该序列依赖血液的流动产生对比。

       通过TR和TE的增加获取SGRE的T2^*权重。因为组织的T2^*值比T2值要短，所以要获得梯度回波的T2^*权重，选择的回波时间要比获得自旋回波的T2权重所需回波时间短得多。对于T2^*加权梯度回波，磁敏感效应强烈影响图像对比，因此可用于检测铁的存在，例如，出血或铁沉积的组织。

       SGRE不同厂商有不同名称，如快速小角度激发[Fast Low Angle Shot, FLASH (Siemens)]、损毁稳态梯度回波采集[Spoiled GRASS (Gradient Recalled Acquisition in the Steady State), SPGR (GE)]、T1加权快速场回波[T1-weighted Fast Field Echo, T1 FFE (Philips)]。

1.3　平衡式稳态自由进动脉冲序列

       平衡式稳态自由进动（balanced steady state free precession，bSSFP）脉冲序列（图3）的设计确保横向磁化在每个TR末期下一个RF脉冲施加前不被损毁而使其回到原来的相位。然后，它被带到下一个TR，叠加于RF脉冲产生的横向磁化中。一定数量的重复后，磁化达到稳态，来自2个或3个连续TR的横向磁化联合形成强大的信号。

       bSSFP序列的对比度机制和SGRE序列有很大的不同。bSSFP对比度和组织的T2/T1比值有关，液体和脂肪相比于其他组织显示得特别亮^[4]。由于横向磁化源自几个TR，联合起来使得bSSFP的MRI信号幅值比SGRE大得多。图像质量的评价指标有信号噪声比（signal-to-noise ratio，SNR）和对比噪声比（contrast-to-noise ratio，CNR）。SNR是特定组织的信号强度和无信号区的背景图像强度的比率，而CNR是两种特定组织的信号差别和背景图像强度的比率。大量研究数据均表明bSSFP的SNR和CNR均高于SGRE（图4）。bSSFP信号的增加允许使用更高的接受带宽，相比SGRE脉冲序列可以用更短的TE和TR，因而又增加了成像效率。如果磁场不均匀，来自不同TR的横向磁化能互相抵消而不是相加，使得bSSFP技术在图像中易形成黑色条带伪影（图5）。因此，为避免此类伪影，应尽可能地提高ROI的磁场均匀度。这可由具有个体特异性的动态匀场来完成。它利用梯度磁场来校正由患者个体诱发的磁场不均匀。保持TR尽可能地短也有助于减少黑色条带伪影。

       bSSFP不同厂商有不同名称，如真实稳态进动快速成像[True Fast Imaging with Steady Precession, True FISP (Siemens)]、稳态采集快速成像[Fast Imaging Employing Steady sTate Acquisition, FIESTA (GE)]、平衡式快速场回波[balanced Fast Field Echo, bFFE(Philips)]。

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图4  bSSFP（左图）的信号噪声比（SNR）和对比噪声比（CNR）均高于SGRE（右图），如在此例中同一层面的bSSFP和SGRE的实际测量结果：SNR(bSSFP vs. SGRE=356 vs. 94)；CNR（bSSFP vs. SGRE= 132 vs. 48）
图5  bSSFP图像（左图）中的黑色条带伪影，SGRE图像（右图）中不见此类伪影
图6  黑血成像。图中降主动脉管腔、右冠状动脉管腔以及心脏各房室腔内均表现为低信号，而血管壁和心肌则变现为相对高信号
图7  亮血成像。图中心腔内和血管腔内的血液，心包下及胸壁皮下脂肪均表现出了很高的信号，血池和心肌间存在良好的对比
Fig. 4  The signal to noise (SNR) and contrast to noise (CNR) of bSSFP (left figure) are both higher than that of SGRE (right figure). In this case, the measurement results are as follows: SNR (bSSFP vs. SGRE=356 vs. 94), CNR(bSSFP vs. SGRE= 132 vs. 48).
Fig. 5  The dark band artifacts were presented in the image generated by bSSFP (left figure), but absented in the one generated by SGRE (right figure).
Fig. 6  Dark blood imaging. The lumen of descending aorta and right coronary artery, the chambers of heart all appear low signal, while the wall of vessels and myocardium appear relatively high signal.
Fig. 7  Bright blood imaging The blood within chambers of heart and vessels, and the fat on the pericardium and chest wall all appear very high signal. Good contrast exists between the blood pool and myocardium.

1.4　黑血成像

       黑血成像序列（例如自旋回波或反转恢复技术）被用来获得心脏的形态图像。没有运动或慢速运动的结构，如心肌内的质子在图像上表现为高信号。同时，心腔和大血管腔内的快速流动的血液移出了成像层面（因此没有暴露在RF脉冲下），导致信号流空，即为黑血成像。

       黑血成像被广泛用于心血管疾病谱中，包含先心病和胸主动脉疾病的心脏和大血管形态，心肌肿瘤和心包的评估（图6）。

1.5　亮血成像

       亮血成像序列包括SGRE、bSSFP及回波平面成像GRE等。图像上血池和血管腔的信号明亮，相对于相邻心肌的中等信号强度（图7）。这种技术也能用于识别和瓣膜狭窄或反流的湍流相关的体素内去相位。电影CMRI常用于评估心脏容积和收缩功能，并且被认为是论证其他方法的参考标准。

2　CMRI的常用技术

2.1　呼吸运动的控制

       呼吸运动能通过患者屏气或呼吸门控的方法来补偿^[5]。患者个体能屏气的平均时间为15～ 25 s，但对于心肺疾病的患者屏气时间将会缩短，从而限制屏气方法的应用。呼吸门控技术通过置于患者胸腹部的弹性呼吸带或呼吸压力垫间接追踪膈肌的运动，或通过导航回波脉冲直接追踪膈肌的运动，从而去除或减少膈肌落在预定限制窗口外的数据采集。实际中，大多数心脏成像由患者屏气联合快速成像技术完成。

2.2　心脏运动的控制

       心脏的运动十分复杂，有长轴方向上的纵向短缩、短轴方向上的径向收缩及旋转运动。为了捕捉不受运动影响的心脏影像，需要在几十毫秒内获得1幅图像。这意味着不仅要限制相位编码步数（也即空间分辨率），还要尽可能减少TR。尽管这能在单个心跳内完成，但是却明显降低了图像质量。另一方面，为了达到相对良好的图像质量，图像采集时间就变得太长而不能冻结心脏运动。利用同步脉冲，在多个心跳采集MR信号，使数据同步在心动周期的同一期相（例如收缩期和舒张中期）^[6]。血氧监测仪、外周脉冲监测仪等均可用于同步心脏运动，最可靠的方法是ECG门控。使用ECG电极和导线连接在患者胸部获得ECG信号，用软件检测ECG的R波，产生同步脉冲，同步MR数据采集（图8）。这样，在单个时间点（静态成像）或在心动周期的多个时间点（电影成像）就能捕获跳动心脏的影像。

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图8  ECG门控依据检测到的R波产生同步脉冲，同步心脏的周期运动和数据采集
图9  分段填充k空间此为分段快速自旋回波序列的示意图，R波后经过一定触发延迟（TD）数据开始采集，每个心跳获得一个回波链（ETL）的数据，即填空整个k空间的一段。多个心跳得到多段数据组成完整k空间，重建出图像
图10  不同组织的净磁化具有不同的零点
图11  STIR技术示意图
图12  黑血成像方案示意图
图13  3IR技术示意图
Fig. 8  ECG gating synchronizes the data acquisition and cardiac periodic motion using the synchronization pulse generated by the detected 'R’ wave.
Fig. 9  Filling k space segmentally Data acquisition was performed a certain delay time after triggering. The data from an echo train length was acquired in each heartbeat, and filled the segment of k space. Multiple segment data from multiple heartbeats formed whole k space to reconstruct image.
Fig. 10  The net magnetizations of different tissues have different null points.
Fig. 11  Short time inversion recovery (STIR).
Fig. 12  Dark blood imaging scheme.
Fig. 13  Three inversion recovery.

2.3　快速成像技术

       序列的成像速度越快，任何形式的运动伪影也就越少。TR很短的SGRE或bSSFP脉冲序列，半傅立叶采集单次激发快速自旋回波（half-Fourier acquired single-shot turbo spin-echo，HASTE）脉冲序列获得整个k空间都要比快速自旋回波脉冲序列时间短，能够在1个心跳内完成1幅图像的采集。这样在1个心跳内完成1幅图像完整k空间采集的方式称为单次激发。值得注意的是，这里SGRE或bSSFP的单次激发与一般概念有所不同，通常的单次激发是指在单个RF脉冲后获得1幅图像的所有k空间线，如HASTE或单次激发EPI序列。

       早期CMRI中，每个心跳仅获得1条k空间线，完成1幅图像k空间填充的效率极低，往往需要数分钟。随后，出现了k空间的分段填充方式，即1个心跳填充1幅图像的多条k空间线（k空间的一段）（图9）。例如，若完成1幅图像需128个相位编码步，每个RR间期填空16条k空间线，则需要k空间分为128/16=8段。每个RR间期获得的k空间线数目不同厂商有不同名称，例如turbo factor(Philips)、segments(Siemens)、views of segment(GE)。通常，在ECG门控下k空间分段技术应用于SGRE或bSSFP脉冲序列进行屏气电影成像。

       随着MR系统软硬件的提升，如RF线圈通道数的增加，并行成像技术的应用越来越普遍。它能用于任意序列，成倍地缩短采集时间，或增加空间分辨率而不增加采集时间。但是并行成像的主要缺点是降低了信噪比。因此，在应用高信噪比的序列（如bSSFP）或钆对比剂增强成像时，并行成像更能发挥优势。

2.4　磁化准备脉冲

       自旋回波或梯度回波脉冲序列产生的MRI信号取决于脉冲序列每个重复前瞬时的净磁化大小。这又决定于诸多因素，譬如射频激发脉冲的偏转角，重复时间和组织的T1弛豫特性等。准备脉冲施加在标准脉冲序列之前，以进一步准备净磁化，这个过程被称为磁化准备^[2]。最常见的准备脉冲包括饱和脉冲、反转脉冲、频率选择脂肪抑制脉冲和黑血双反转准备脉冲。

       饱和及反转脉冲通常是施加在用于读出MRI信号的自旋回波或梯度回波脉冲序列之前，伴随一个预定的延迟时间容许准备磁矩的恢复。这些技术分别称为饱和恢复（saturation recovery，SR）及反转恢复（inversion recovery，IR），相应的延迟时间称为饱和时间（time from saturation，TS）和反转时间（time from inversion，TI）。饱和准备脉冲使组织磁化偏转90°，即完全偏转到x-y平面内，通常用于饱和背景组织，突出超短T1的组织的信号，如在钆对比剂心肌灌注成像中的应用。反转准备脉冲使组织磁化偏转180°，即偏转到负z轴，经常用于选择性抑制某种组织。通过选择反转时间以重合特定组织的净磁化恢复刚好通过零点的时刻，即零点（null point）。不同组织的净磁化具有不同的零点（图10）。两种最常见的反转恢复技术的例子是短TI反转恢复（short ti inversion recovery，STIR）和液体衰减反转恢复（fluid attenuated inversion recovery，FLAIR）^[7]。STIR选择的TI与脂肪组织的零点一致，实现脂肪信号的抑制（图11）。FLAIR选择的TI与液体的零点一致，实现液体，例如脑脊液信号的抑制。频率选择脂肪抑制脉冲施加在读出脉冲序列之前的瞬时，以饱和脂质组织，即使其净磁化完全位于横向平面。

       用快速自旋回波脉冲序列进行CMR黑血解剖成像时，黑血双反转准备脉冲用于增强流动血液信号抑制效果。黑血准备方案由快速自旋回波脉冲序列之前的两个额外的IR脉冲组成，随后有一个延迟时间（反转时间，time from inversion，TI）（图12）。第一个IR为非选择性IR，使RF发射体线圈范围内所有血液和组织的磁化反转。第二个IR为选择性IR，仅在成像组织层面内使磁化又重新反转。这两个脉冲的净效应是层面外血液和组织的磁化反转，但层面内的磁化仍然接近于均衡值。随后，由于T1弛豫，反转的血液磁化从初始负值开始向正的均衡值恢复。经历一定的延迟时间（TI）后反转血液的磁化到达零点，同时由于血管内的流动，磁化反转的血液流进成像层面，替换了仍然为均衡态的血液。此时施加快速自旋回波脉冲序列的90°激励脉冲，将不会产生血液信号。双反转脉冲黑血准备方案相比传统自旋回波脉冲序列提供了更好的信号抑制，因为黑血准备方案中的延迟时间（TI）比传统自旋回波脉冲序列的时间（TE/2）要大得多。

2.5　STIR、三反转恢复（inversion recovery，3IR）和水肿成像

       在一般的成像技术应用中，STIR技术不仅仅是因为它抑制脂肪信号而有作用。反转脉冲应用短TI值以减弱T1较短的组织信号强度，而使T1弛豫时间较长的组织表现了相对大的信号幅度。因为这种对比度行为（信号随T1的增加而增加）区别于标准的T1加权自旋回波技术，所以它也能联合T2加权，通过增加回波时间，进一步增强T1和T2都有所延长的病变成分，如组织水肿的对比^[5]。类似于自旋回波序列获得T2加权的情况，STIR技术需要长的重复时间。尽管STIR成像能用于标准自旋回波脉冲序列中来采集数据，但这会造成非常长的采集时间。因此，更常见的是STIR技术和快速自旋回波脉冲序列的联合，以减少采集时间至可接受的范围内。这种技术称为turbo STIR。对于心脏的应用，TR由每2个或3个心跳触发决定，增加黑血预备方案以抑制血液信号。这种组合的黑血turbo STIR脉冲序列具备很强的液体权重却没有心腔内血液的信号，在评价心肌水肿时特别有价值。它由2个用于黑血预备的180°脉冲，紧随提供STIR对比的第三个正常层面选择性的180°脉冲所组成。因此有时被称为三反转恢复回波脉冲序列（图13）。该序列有2个反转时间，TI血液和TI脂肪。TI脂肪用于脂肪抑制，和STIR序列中的值相同（约160 ms）。TI血液值的计算要更加复杂，取决于心率和前后两次触发脉冲间的心跳数。一些厂商允许操作者选择第三个180°脉冲作为层面选择性的或非层面选择性的脉冲，这样必须考虑TI血液的计算。其他成像参数值的设定类似于第一部分中介绍的T2加权黑血快速自旋回波脉冲序列（图14，图15）。

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图14  T1加权分段快速自旋回波成像。左图没有应用黑血准备方案，由于平面内的血液流动造成了明显的伪影。右图应用了黑血准备方案，心脏腔内和血管腔内信号消失，使得静止的心肌得以完美显现
图15  左图为T2加权黑血准备分段快速自旋回波成像。右图为3IR图像，脂肪完全被抑制，在左心室心尖部室壁内由于通过平面的血液流动缓慢而残留高信号
Fig. 14  T1 weighted segmented fast spin echo imaging Left figure shows many artifacts existed in the image without dark blood preparation since the blood flow. Right figure shows the image with dark blood preparation. The chambers of heart and lumens of vessels appeared as signal void, so the static myocardium appeared as relative high signal.
Fig. 15  Left figure shows T2 weighted dark blood preparation fast spin echo imaging. Right figure shows the three inversion recovery image, Fat was suppressed completely. The high signal within the wall of the left ventricular apex remained because of the slow blood flow through plane.

3　结语

       笔者比较详细地归纳了CMR中经常应用的三种基本快速成像序列，即快速自旋回波、损毁梯度回波、平衡式自由稳态进动梯度回波的来源、成像特点及对于图像对比的贡献。介绍了CMRI中两大基本对比，即黑血对比和亮血对比。分析了CMRI所面临的挑战及应对策略，诠释了CMRI中单次激发采集和分段采集的概念，说明什么是磁化准备，特别指出了黑血磁化准备方案的内容。