1　电影成像

       电影成像相对于静态成像，不是得到单个层面的单张图像，而是获得单个层面心动周期内不同时相的一系列图像，用于反映心脏室壁运动情况及心脏整体功能^[1]。由于需要很短的重复时间，电影成像只能由梯度回波脉冲序列来完成^[2]。每个心脏时相获得的数据分别填充各自的k空间，重建图像。随后，所有时相的图像组成一个电影，可以进行心脏、室壁运动的功能评估和血流的定性与定量评估。心动周期内的时相数由操作者决定，通常为15~ 20，以保证2个时相间的时间分辨率大致为50 ms。增加时相数量能提高时间分辨率，更准确地反映心脏运动过程，但也增加了扫描时间。

       对于常规电影成像，往往需要在多个心跳采集MR信号，并需要同步脉冲依据检测的ECG信号同步数据采集与心脏周期运动。每个心跳只是采集各个时相对应k空间的某一段，多个心跳才能组成各时相的完整k空间，即k空间分段采集。同步方式又分前瞻性门控和回顾性门控^[3](图1)。

       前瞻性门控，即ECG触发，QRS波群后立刻以最短触发延迟开始数据采集，直到接近心动周期末端。当收到下一个R波的同步脉冲时，数据采集停止。该方法需要系统估计受检者的平均R-R间期（操作者输入或MR系统从ECG图中自动捕获）来设置采集窗（acquisition window，AW）。AW/时间分辨率=时相数量。因为系统需要等待下一个触发脉冲，在心动周期的末端丢掉了心动周期10%～20％的数据采集，所以此方法的缺点是存在采集盲点，不利于舒张功能的评价。

       应用回顾性ECG门控时，同步脉冲记录脉冲序列中和R波巧合的重复(TR)。采集结束后，所有TR的MR信号数据（即k空间线）被分配到心动周期中不同时相，组成相应k空间。这就要求受检者心律齐整。对于长短不一的心跳间隔，各自获得的k空间线数量不尽相同。当受检者的R-R间期变化较小时，计算出平均R-R间期，通过校正获得完整心动周期影像。但当患者的R-R间期长短变化较大时，回顾性门控将不能很好地起作用。对偶发的心率不齐，通常拒绝来自特别长或短的心跳的数据，在下一个心跳内重复采集数据。这被称为心律不齐拒绝。但是在存在大量心律不齐的例子中，拒绝数据并不实际可行。如果只需要收缩期的信息，可以选择用前瞻性门控。或者选择不需要ECG同步的实时成像数据采集，但会大大损失时间和空间分辨率。

       心脏电影成像通常是在单次屏气内完成。梯度回波脉冲序列的选择应考虑磁场强度和不同的应用侧重。在1.5 T场强中，由于平衡稳态自由进动(bSSFP)序列在血液和心肌间的固有高对比，因广泛应用。在3.0 T场强中，磁敏感伪影限制了bSSFP的应用，而使用损毁梯度回波（SGRE）较多。由于较高的流动敏感性，损毁梯度回波脉冲序列经常用于评估瓣膜疾病及狭窄或关闭不全程度^[4]。

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图1  前瞻性门控和回顾性门控
Fig. 1  Prospective gating and retrospective gating.

2　心肌灌注成像

       心肌灌注成像（myo-cardial perfusion imaging, MPI）用于评价心肌血流的供应，对缺血性心脏病的诊断十分重要^[5]。通常，将对比剂通过身体时动态的一系列MR图像的采集称为动态对比增强MRI (dynamic contrast enhanced MRI, DCE-MRI，图2)。血液携带信号增强型的对比剂，心肌被灌注时信号强度增加，灌注减低的区域就能被探测。静脉注射对比剂的同时，在连续心跳内获得心脏同一解剖位置和心动周期同一点的多幅图像。通常，用几个短轴图像和一个长轴图像覆盖包括心尖的左心室。心肌灌注电影反映了对比剂灌注心脏的过程，需要操作者权衡图像的空间分辨率和时间分辨率^[6]。MPI时，必须最小化心脏自身和呼吸运动的影响，最大化对比剂对图像信号强度的影响。理想情况下，MPI能显示没有运动的心脏截面，其信号强度随对比剂灌注心肌组织的时间上升或下降。

2.1　MPI序列选择

       钆对比剂在低浓度时主要缩短组织的T1，增强图像信号强度，通常用于MPI。为了快速获取图像，DCE-MRI灌注成像通常由单次激发技术配合快速损毁梯度回波(SGRE)，平衡式稳态自由进动（bSSFP）或回波平面成像（EPI）脉冲序列来完成^[6]。由于这三种序列在MR信号回波读出后不需要等待残余横向磁化的衰减，故可以使用很短的TR，成像速度快。通过施加额外的平衡梯度，bSSFP序列重绕散相的横向磁化使其在下一次射频脉冲前被重新聚相，附加在由下一个射频脉冲产生的磁化上，贡献于信号的产生。相反，SGRE序列则利用损毁梯度来破坏每次信号读出后的残余横向磁化。EPI利用快速变化的频率编码梯度，配以相位编码脉冲，在单个射频脉冲后重聚多个梯度回波。单次激发EPI在单个回波链中获得填空K空间所需的所有回波，但是贯穿回波链的T2^*衰减使得图像具有很重的T2^*权重，造成图像质量相对较差。在心脏成像中，通常采用分段EPI的方法，通过多个射频脉冲的施加获得数个短的回波链。这样减轻不利的T2^*权重的影响，改进图像质量，同时保持EPI技术的速度优势。

       评价脉冲序列优劣的指标有数据采集速度、产生伪影的倾向以及生成图像的信号噪声比(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。由于bSSFP序列中几个TR的残余横向磁化都贡献了信号，所以bSSFP图像的信噪比在上述三种序列图像中居首。高信噪比允许bSSFP选择更大的带宽，进而导致更短的TR和TE，成像速度比SGRE更快。但bSSFP由于偏共振磁化，发生敏感性伪影的几率更大。由于血液和心肌的信号强度差别较大，容易在心内膜产生吉布斯环（Gibbs ring，图3）。因而bSSFP在实际MPI中较少应用。分段EPI成像速度最快，允许较高的成像范围和分辨率，实际应用中的伪影也比SGRE更少。

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图3  为了增加采集的时间分辨率，常常减少相位编码步数，这样在相位编码方向上容易形成暗环状伪影，称作吉布斯环（Gibbs ring）（箭头）。为了判断暗环究竟是伪影还是缺血，可以切换相位编码和频率编码的方向。如果是伪影，切换编码方向后（从左图到右图），暗环会出现在新的相位编码方向，而缺血的位置将不会随之发生变化
Fig.3  For increasing the time resolution, the phase steps are usually decreased. But the dark rim artifact which is known as Gibbs ring may occur in the phase encoding direction (arrow). In order to answer is the dark rim the artifact or perfusion defect, the phase encoding and frequency encoding direction may be exchanged. If artifact, dark rim will be found in the new phase encoding direction after exchanging. If perfusion defect, its location will not be changed.

2.2　饱和脉冲

       为了最大化对比剂对信号强度的影响，DCE-MR图像需突出T1对比。为了减少采集时间，上述的SGRE和分段EPI序列都使用了小偏转角和很小的TR，从而T1对比较差，然而应用较大偏转角的bSSFP序列的权重是T2/T1。正因为如此，在读出脉冲序列前施加一个准备脉冲并配以足够长的准备脉冲延迟，在应用读出序列之前建立高T1对比^[4]。由于反转恢复增加了总扫描时间且更易受R-R间期变化的影响，现今，灌注成像通常采用饱和恢复准备脉冲（图4）。通过选择饱和时间（saturation time，TS）来控制T1权重。通常每个成像层面前都要有一个准备脉冲，所以在给定R-R间期内有多少层面就得有同样数目的准备脉冲。为了最大化T1对比用于表现心肌灌注缺损，应该选择较长的饱和时间。但是，长TS限制了覆盖范围（限制可获得的层面数目）和（或）空间分辨率（限制每层数据采集的长度）。此外，若图像被用来定量分析，应优先选择较短的TS值以最小化对比剂浓度和信号强度之间的非线性关系。心脏灌注成像代表性的TS为约100 ms。

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图4  心肌首过灌注序列示意图。该序列一个心动周期内获得4个层面的图像，每个层面都配有一个饱和脉冲（SR）和一定的饱和时间(TS)，以达到足够的T1对比，利于显示对比剂灌注心肌的情况
Fig.4  Myocardium perfusion sequence. 4 slices will be got in one cardiac cycle. Each slice has a saturation pulse and a saturation time (SR). It formed good T1 contrast to describe the myocardium perfusion progress.

2.3　运动伪影的控制

       为了可靠定性或定量评价心肌灌注情况，必须冻结心脏的运动。由心脏自身运动引起的图像质量降低可通过限制图像数据采集窗和设置触发延迟(trigger delay，TD)来尽可能地解决。TD是从ECG的R波到k空间中心线（k0）采集时刻的一段时间。在单个层面采集时，心脏运动最快在收缩期和舒张早期，因此在舒张中期成像能最小化运动伪影。相反，若要进行定量分析，则优先选择收缩期成像，原因在于收缩期心肌壁较厚允许心肌内选择更大的感兴趣区（region of interest，ROI），进而在对比剂摄取曲线中改善SNR。

       MPI中每帧图像都在一个心动周期内由单次激发而快速获得，避免了运动对每帧图像的不利影响。但是，呼吸运动仍然导致时间相邻的帧幅之间的错误匹配。因为需要获得连续心动周期内的一系列图像，所以此问题通常采用受检者屏气的方法解决，而不使用其他如呼吸门控的方法。

2.4　数据分析

       心内膜下心肌灌注缺损可以发生在左心室壁的各节段，因此最大化左心室的覆盖范围十分重要。美国心脏学会（American Heart Association，AHA）推荐获得三层短轴层面来覆盖左心室的基底部、中部和心尖区域且至少需要2.5 mm的空间分辨率，以便能够可靠检测心内膜下心肌缺血^[7]。为了进一步获得更多层面（增加左心室覆盖范围），提高空间分辨率，单个R-R间期就不足以完成数据采集。一种解决办法是使用两个R-R间期。但这将会降低动态系列中各帧之间的时间分辨率，不利于MRI的定量评估。另一选择是共享一个饱和脉冲给所有这三个层面，随即进行三个层面的数据采集，这样大大降低了三个层面总的采集时间。但是，这种方法必然会导致每层对应不同的TS值。必然地，这些层面具有不同的图像对比，较短的TS值相对不易受非线性效应的影响更适用于定量，同时较长TS值的层面更适用于视觉分析。

       常用报告心肌灌注缺损的方法是视觉评价心肌灌注动态图像，暂时表现出信号强度相对减低的区域认为是由于病理上心肌血液灌注严重减低造成，称为灌注缺损（图5）。

       在动态系列的每帧图像上画出ROI确定心肌和左室血池内的区域，然后把每个这些区域的信号强度对应到每个时间点，可以生成对比剂的动态摄取曲线。动态摄取曲线可以用来描述对比剂通过心肌的过程，定量心肌血液流动（myocardial blood flow，MBF）。此时，必须最小化钆对比剂浓度和信号强度间的非线性关系，其非线性的程度取决于注入对比剂的剂量和注射速度，MR脉冲的类型（EPI，SGRE，bSSFP）和饱和时间（TS）。一般注入对比剂剂量不超过0.1 mmol/kg时，钆对比剂缩短组织T2的作用不明显，其浓度和信号强度基本上保持线性关系。

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图5  冠心病患者，左室中部短轴层面首过灌注显示左室前壁及室间隔灌注缺陷（箭头），同层面电影功能成像（舒张末期和收缩末期，下排左和下排中）显示对应位置收缩功能减低，同层面钆对比剂延迟增强成像（见下）提示相应位置瘢痕的存在
Fig.5  Patient with coronary artery disease (CAD). The perfusion images of the short axis slice in the middle of left ventricular show perfusion defects in the anterior wall of left ventricle and ventricular septum (arrows). The cine images of the same slice (end-diastolic and end-systolic, bottom left and bottom middle) show the dysfunction in the corresponding position. The delayed myocardial enhancement image of the same slice indicates the myocardial infarction in the corresponding position .

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图2  动态对比增强心肌灌注成像。静脉注射对比剂的同时获得多个心脏图像生成电影显示对比剂灌注心脏的过程。对比剂随时间依次导致右心室腔（RV）、左心室腔（LV）、心肌信号增强，最终进入再循环
Fig. 2  Dynamic contrast enhanced myocardium perfusion imaging. A series of images of the heart are acquired in a certain time once the contrast agent is injected, which creates a moving showing the contrast agent passing through the heart. Contrast agent can be seen as signal enhancement in the right ventricle followed by the left ventricle and more gradually in the myocardium, before finally recycling.

3　钆对比剂延迟增强

       延迟钆对比剂增强（delayed gadolinium en-hancement, DGE）成像是基本的CMR技术之一^[8]。DGE成像在静脉注入钆对比剂（0.1到0.2 mmol/kg的一种细胞外的钆螯合剂）后延迟一定时间用反转恢复序列获得T1加权图像。从急性和陈旧心肌梗死，到非缺血性心肌疾病，再到心脏肿瘤，DGE成像是评价心脏生理状态的有效方法。

3.1　对比剂延迟增强的原理

       当前，CMR活性评价使用从外周注入对比剂数分钟后获得的T1加权反转恢复心肌图像。对比剂选择性地改变组织的弛豫时间，正比于局部组织聚集的浓度。外源性对比剂的局部组织浓度随对比剂注入后的时间而变化，且变化的速度和各自的生理差别直接关联^[6]。首先，对比剂通过体循环和冠脉循环（动脉流入）到达ROI，继之灌注心肌毛细血管网（图6）。当对比剂首次通过时，有冠状动脉正常供血且具有稠密毛细血管网的心肌区域将表现出均匀一致的信号增强。对比剂聚集将大大加快组织纵向弛豫（T1降低），进而在T1加权的图像上信号强度增加。同时，对比剂从血管往外渗出，进而在血管外的细胞间隙累积。间隙空间容积的增加将会为对比剂的流入提供更大的分布容积，同时病变区域，如瘢痕组织，也会表现出更慢的从血管往外渗出和回到血管内的再吸收速度，即对比剂返回到血管腔内（流出）延后。这就是为什么在对比剂注入数分钟后瘢痕化的组织较正常的（活性的）心肌保留了高的对比剂浓度。在T1加权图像上，相比于周围活性心肌，瘢痕化心肌信号强度明显增大，称为DGE。DGE除了应用于瘢痕组织，也可应用于急性梗死和心肌纤维化。

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图6  心肌组织内的细胞外钆对比剂的药代动力学的原理阐述。静脉注入后，细胞外钆对比剂通过动脉流入进入心肌微血管网。对比剂渗出到血管外细胞外间隙，然后又被再吸收进入血管内并通过静脉流出，最终经过肾小球滤过排出至体外。间隙空间容积增加的区域将存在更大的进入对比剂的分布容积，同时病理组织，如心肌瘢痕，也可以有更慢的渗出速度和再吸收进入血管内随静脉流出的速度
Fig.6  Gadolinium contrast agent kinetics within the myocardial tissue. Following gadolinium injection, contrast agent enters the myocardial microvascular network through arterial inflow. Then, it is extravasated into extravascular extracellular space and gradually washed out back into the venous outflow and removed from the body via glomerular filtration. Areas with an increased volume of interstitial space will present a larger distribution volume for the incoming contrast agent, but importantly pathological tissues such as myocardial scar, may also display slower extravasation rates as well as delayed re-absorption of contrast agent into the vascular space .

3.2　DGE序列

       DGE图像通常由反转恢复、分段、快速梯度回波序列获得（图7）。对于每次激励，在通常限制为150~ 200 ms的一个图像数据采集窗内填充一定数目的k空间线，配合对应于舒张中期的触发延迟来最小化心脏运动伪影。每两个心跳触发一次获取数据，经历两个R-R间期，保证所有T1值低于约0.4 × R-R（对于HR=60 bpm，即为400 ms）的组织的纵向磁化几乎完全恢复。在心动过速或过缓的情况下，可以每三个或一个心跳触发一次获得数据。此序列选择成像参数的主要生理限制是受检者能屏气的时间长短和心率快慢。通常在16~ 20个R-R间期内激励8~ 10次，每次激励获得的k空间线数决定了一定视野(field of view，FOV)的空间分辨率。每次激励得到的k空间线数可由操作者设定，作为参数number of views per segment (GE)、turbo factor （Philips）或number of segments (Siemens)。增加此参数会缩短屏气周期，而代价是更长的数据采集窗，进而导致由于心脏自身周期运动而诱发的图像模糊。例如图像数据采集窗设定为150到200 ms，TR为5~ 10 ms，则每次激励获得15到40条k空间线。

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图7  反转恢复分段快速梯度回波序列
Fig.7  Inversion recovery segmented Turbo FLASH sequence .

3.3　反转脉冲

       每次图像数据采集前都有一个非选择性的反转恢复准备脉冲来提供T1权重。除了产生较强的T1对比，反转恢复（inversion recovery，IR）技术的另一益处是它能够抑制特定T1组织的信号。合理选择反转后的时间延迟，即反转时间（inversion time，TI），最大化不同对比剂浓度的组织对比，选择性地抑制某一组织。通常行TI Scout（搜索）扫描，寻找能抑制正常心肌的最优TI，以最大化正常心肌和瘢痕组织间的对比。TI Scout序列中，TI值在每次图像读出之前逐步增加。结果是图像的不同组织成分间显示不同的对比，允许操作者识别出使正常心肌信号最小化效果最好的TI。正常心肌的T1会随着时间持续逐渐地增加，因此如果检查时间延长，TI的选择需要定期更新以确保正常心肌组织的最佳抑制。

       幅值重建生成的图像对比对于TI的选取非常敏感，TI小的变化就会造成图像上各组织信号发生相对变化。若TI设置不当，则正常心肌不能有效抑制。相位敏感重建，即相位敏感反转恢复(phase sensitive inversion recovery，PSIR)技术（图8）联合反转脉冲后第一个心动周期内采集的反转恢复图像数据和第二个心动周期内采集的质子密度图像数据进行重建，保留了数据采集时刻纵向磁化的极性，增加了正常心肌和瘢痕间的对比^[9] （图9）。因为信号的极性被还原，正常心肌和瘢痕组织的相对信号差异能在一个宽泛的反转时间范围内捕获，从而就无须通过TI Scout精确估计TI，而代之以常规的TI(1.5 T场强下，约为300 ms)。

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图8  相位敏感反转恢复（phase sensitive inversion recovery，PSIR）
Fig. 8  Phase Sensitive Inversion Recovery.

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图9  幅值重建图像与相位敏感重建图像。冠心病慢性心梗患者，左室节段存在的透壁或心内膜下DGE提示心肌瘢痕。由于反转时间(TI)的选择不合理，造成幅值图上正常心肌信号没有得到有效抑制（箭头），容易被误判为DGE。相位图上正常心肌信号被完全抑制
Fig.9  Magnitude reconstruction and phase sensitive reconstruction. A patient with coronary arterial disease (CAD). The delayed gadolinium enhancement (DGE) shows subendocardial or transmural enhancement in the left ventricle myocardium which indicate scar. Because of inappropriate inversion time, the normal myocardium was suppressed insufficiently in magnitude image but appeared as a high signal which can be easily judged as DGE (arrow). In phase image, the normal myocardium was suppressed sufficiently.

3.4　EGE和LGE

       依据延迟时间的长短，DGE成像有两个亚类：早期钆对比剂增强（early gadolinium enhancement, EGE）和晚期钆对比剂增强(late gadolinium enhancement, LGE)。EGE和LGE的惟一区别在于静脉注射对比剂后采集时间（timing of the acquisition，ta）的不同。这种区别影响图像的对比，用于洞察不同的心脏病变。通常，注射后ta约5 min用于EGE，ta大于10 min用于LGE。

       LGE通常用于识别心肌瘢痕和心肌纤维化，为DGE的主要内容，很多场合DGE和LGE通用。在急性或陈旧心肌梗死患者中识别瘢痕化的心肌组织是CMR最重要的临床应用之一。这种方法称为活性成像：缺乏瘢痕的心肌提示存活，也即它具备再血管化后恢复收缩功能的能力。因此，心肌瘢痕化的部位及程度是心脏功能恢复的重要预测值，准确的评价有助于冠心病治疗方案的制定。由于CMR优良的空间分辨率，LGE评价心肌活性相比其他的成像方法（比如PET，SPECT和超声心动图）更具优势。

       EGE可以用来成像微血管阻塞（microvascular obstruction，MVO），是DGE的重要补充。静脉注射后，对比剂缩短正常灌注区域的T1值，但是对于被破坏的或不存在血液供应的区域，如MVO或血栓，不会或很少受到影响。MVO称作无复流现象，它的存在是经皮冠状动脉介入术后功能恢复的显著负性指标。EGE成像时，所有组织除了MVO都经历明显的T1短缩，选择合适的TI(1.5 T场强下约440 ms)抑制MVO的信号，使MVO信号低于周围瘢痕和正常心肌，表现为信号增强区内中心的低信号减低区。对比剂注入后5~ 15 min内正常心肌和左心室血液的T1值持续上升，但是由于从血管往外的延迟渗出和在增大的细胞外间隙内对比剂累积，瘢痕化组织仍然维持较低的T1值。MVO区域则可以通过邻近瘢痕的被动扩散获得对比剂，其T1值可以持续降低（图10）。因此，LGE成像可能会低估MVO的范围。

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图10  EGE和LGE。急性心肌梗死患者，对比剂注入7 min时行DGE成像(EGE)可见心尖和部分室间隔的透壁强化以及梗死灶中心的低信号区(MVO)。对比剂注入18 min时行DGE成像(LGE)，代表MVO的低信号区面积变小
图11  患者主动脉瓣和二尖瓣均关闭不全，左室收缩期（左图）二尖瓣有反流（箭头），左室舒张期（右图）主动脉瓣有反流（箭头）
Fig.10  Early gadolinium enhancement (EGE) and late gadolinium enhancement (LGE). A patient with acute myocardial infarction. EGE image (left figure) shows transmural scar (arrow) that envelops an area of microvascular obstruction (MVO) (arrowhead) in the ventricular septum 7 min after agent injection. The area of low signal represented as MVO was decreased in the LGE image (right figure).
Fig.11  A patient with aortic valve and mitral valve regurgitation. The left ventricle end-systolic image (left figure) shows the mitral valve regurgitation (arrow). The left ventricle end-diastolic image (right figure) shows aortic valve regurgitation (arrow).

4　血流评价

4.1　流动相关的信号缺失

       梯度回波脉冲序列通常产生亮血对比。然而在瓣膜狭窄或关闭不全、间隔缺损等位置，由于喷射性血流经常可见信号缺失（图11）。喷射性血流中包含了不同的速度成分，即存在速度梯度。每种速度成分具有不同的相位而造成横向磁化相互抵消，导致信号缺失。与其相关的信号缺失表现用以定性评价狭窄、关闭不全或缺损的部位及严重程度。信号缺失程度和脉冲序列的种类、回波时间和一些其他影响成像梯度强度和时间的参数有关。增加回波时间增加了体素内的失相位，加重了信号的缺失。bSSFP的信号对比主要由组织的T2/T1比值决定，故与相应参数的SGRE相比信号缺失程度较轻。通过降低回波时间，使用流动补偿或选择bSSFP脉冲序列能去除或减低流动相关的信号缺失。对于SGRE，已有研究显示小于3.6 ms的TE可以明显减少信号丢失。流动补偿方案通过一系列梯度组合以使回波中心时的净相位移动为零，减少由流动造成的去相位和血液搏动伪影，但同时也增加了回波时间。流动补偿梯度可沿一个方向施加或沿x、y、z三个方向施加。

4.2　流速编码与流速映射

       SGRE（相比于bSSFP）的图像对比依赖于血液的流动，可以用于血流类型的评估，尤其有助于显现和反流、瓣膜狭窄、血管狭窄、间隔缺损相关的喷射性血流。射频脉冲激发后，在层面选择梯度和读出梯度之间施加两个大小和持续时间相同但方向相反的双极梯度场，称作流速编码梯度^[10] （图12）。对于静止组织，第二个梯度反转（聚相位）由第一个梯度造成的去相位。而对于沿着梯度方向流动的血液，第二个梯度不能完全反转由第一个梯度造成的相位变化，即发生了相位移动。两个梯度脉冲后血流内的横向磁化相位不同于静止组织的横向磁化相位，而且这种差别正比于流速编码梯度方向上的血流速度。对于一定的速度，相位差别的大小取决于脉冲序列的流动敏感度。流动敏感度由流动测量方向上的双极流动编码梯度的幅度，持续时间和时间间隔来确定。

       利用流动敏感度编码血流速度，生成相位映射图（phase map），其像素的强度取决于横向磁化的相位而不是幅度，能用于血流速度的定量。然而，横向磁化的相位相对变化有若干潜在的原因。这包括其他方向上质子运动造成的相位变化（即存在其他方向上的速度成分）和局部磁场不均匀造成的相位变化。为了分离出沿期望梯度方向上运动导致的相位变化，必须排除其他原因引起的相位变化。这通过对每个相位编码步进行两次连续的采集来完成。两次采集在选定流速编码方向上使用不同的流动敏感度。一旦图像数据采集完成，来自两次采集的相位图被计算和相减，生成速度映射图。相减的速度映射图上仅仅包含了和选定流速编码方向上的速度成分有关的相位移动。由其他原因，包括其他方向上的速度成分和磁场不均匀性，造成的相位变化通过相减而去除。

       定量流速时，要选取垂直于血流方向的切面，流速编码梯度场方向垂直通过切面。选择合理的流动灵敏度，即速度编码（velocity encoding），以确定可测量的流速范围。如选定速度编码为150cm/s，则可测量范围为±150 cm/s，若切面内某处流速超过150 cm/s，则流动质子的相位变化超过180°而发生相位混淆，造成血流反向的假象。

       速度映射图通常用灰度等级来表示，静止组织表示为中等灰度，前向的（正的）和反向的（负的）方向上的速度用更高的（趋于白色）和更低的（趋于黑色）的像素强度来表示（图13）。

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图12  流速编码梯度。双极梯度场抵消了静止组织质子的相位变化。血管中的运动质子（血液）累积了相位移动，相位移动的大小和流动速度及脉冲序列的流动敏感度有关
Fig. 12  Flow velocity encoding gradient. By applying the bipolar gradients, the phase shifts of the static protons cancel out each other, but the phase shifts of the moving protons are accumulated. The phase shifts is related to the velocity and the velocity gradient.

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图13  相位对比流速测量。主动脉瓣二瓣化的患者，流动补偿图（A）显示了解剖结构，瓣膜不能完全开放；速度的幅值图（B）表示了血流速度大小，不带方向信息；速度的相位图显示了速度的大小和方向，收缩期（C）瓣膜打开，左心室往外射血（高信号，箭头），舒张期（D）瓣膜关闭，由于关闭不完全而存在反流（低信号）
图14  冠心病患者左心室短轴层面bSSFP电影成像舒张末期（A）和收缩期（B），同层面心肌标记成像：舒张末期线条状标记（C），网格状标记舒张末期（D）和收缩期（E），以及心动周期末端再次回到舒张末期的网格状标记（F）图案的衰减
Fig. 13  Phase contrast velocity measurement. A patient with congenital bicuspid aortic valve. Flow compensation image (A) shows anatomy structure in which the aortic valve opened incompletely. Flow magnitude image (B) shows the absolute value of the velocity, not the direction of that. Flow phase images show the absolute value and direction of the velocity. The aortic valve opened in the systolic phase (C), meanwhile the left ventricle starts blood ejection (high signal, arrow). The aortic valve closed in the diastolic phase (D). Since it closed incompletely, the regurgitation existed.
Fig. 14  The end-diastolic (A) and end-systolic (B) images in short axis slice of left ventricle of a patient with CAD generated by bSSFP cine imaging. The tagging images in the same slice: end-diastolic line tagging (C) and grid tagging (D), end-systolic grid tagging (E), and the decaying end-diastolic tagging in the end of cardiac cycle (F).

5　心肌标记

       心肌标记是指在心脏舒张末期用线条状或网格状图案标记(tagging)心肌，显示其随心脏室壁收缩而发生的形变，用于评价心肌的内在运动，揭示心脏的局部舒缩功能^[11]。心肌标记准备方案由一系列非选择性射频准备脉冲（即混合或二项射频脉冲），联合一系列梯度脉冲（即调制梯度）组成。混合射频脉冲的有效偏转角大约为90°。调制梯度沿着平行于成像层面的方向施加在射频脉冲间。标记准备方案在R波后（舒张末期）立刻施加，形成图像层面由组织磁化被饱和或处于均衡态交替的线条构成的图案。这通常被称为标记（tagging）或磁化空间调制（spatial modulation of magnetization，SPAMM）。最简单的标记脉冲由单一调制梯度两边的两个射频脉冲构成。增加射频脉冲和调制梯度会使线条形状更锐利。标记准备方案之后，立刻用快速电影梯度回波脉冲序列进行电影图像数据采集，读出贯穿心动周期多个时间点的信号。

       在电影序列的第一帧图像（tagging脉冲后的瞬时），磁化图案表现为图像上一系列的相互平行的低信号线条，这些线条的地方磁化被饱和。当心脏收缩时，磁化图案随着心肌收缩而发生形变。因为图案经组织磁化的饱和而生成，所以T1弛豫使磁化逐渐回归到均衡值。同时，均衡态的组织磁化又被电影梯度回波采集序列中的射频脉冲所饱和。这两种效应导致已标记和未标记的组织磁化汇集，造成标记线条对比的迅速丢失和心动周期内标记图案的衰减。通过在电影梯度回波脉冲序列中使用较低的偏转角和限制电影帧数，能够减慢标记对比的丢失。

       通过一次采集内两个标记预备脉冲，或两次独立采集内的线条状标记联合后处理技术，能够形成相互垂直的线条状图案，即网格状图案，称网格状标记（图14）。

结语

       本文详细归纳了CMR的基本临床应用内容，包括心脏整体运动功能和局部运动功能的评价，心肌灌注成像、钆对比剂延迟增强成像和血流的评价。较全面地说明了心肌灌注成像的概念，序列选择及图像分析方法。说明产生钆对比剂延迟增强（DGE）的机理。指出DGE的分类：早期钆对比剂延迟增强(EGE)和晚期钆对比剂延迟增强(LGE)，及各自的特点和应用场合。