任宇婧（綜述） 胡紅杰 劉華鋒（審校）

心血管疾病是威脅人類生存及生活質(zhì)量的主要病因之一，而心肌運動異常是心血管疾病病理改變的早期及重要征象，但其病理機制至今仍不十分明確，雖然針對心血管疾病的檢查手段多樣，但要真正實現(xiàn)對心肌的運動功能評估，目前尚存在許多技術難題。隨著磁共振新技術的發(fā)展，尤其是心肌標記技術（myocardial tissue tagging）及組織相位對比技術（tissue phase mapping, TPM）的出現(xiàn)，已真正實現(xiàn)心肌的三維（3D）運動及應變定量評價，這不僅可以用以分析受損心肌的病變范圍和程度，而且對于診斷和鑒別心血管疾病及更好地理解心臟疾病的病理進程具有重要臨床價值。本文探討心臟MRI定量心肌3D運動的方法，并對其在臨床中的應用作一綜述。

1 評價及定量心肌功能學改變的現(xiàn)代影像學技術

準確地評價及定量心肌的運動及應變可為臨床正確診斷和治療心血管疾病提供有效影像學支持。隨著現(xiàn)代醫(yī)學成像技術的發(fā)展，可評估心臟形態(tài)及運動的影像學手段主要包括心血管造影術（angiocardiography）、心臟超聲（cardiac ultrasound）、同位素成像（isotope imaging）、核醫(yī)學（SPECT、PET）、體層攝影術（CT）及心臟磁共振成像（CMRI）。以往用于評價心肌運動的方法主要包括多巴胺負荷試驗、室壁增厚率等，半定量分級方法在臨床上應用最為廣泛，但這些方法主觀性較強，故可重復性較差。

由于評估心臟復雜運動的需要，可視化及可供追蹤的心肌位點是必須的，這最早主要是通過植入超聲晶片技術（sonomicromerer crystal tracings）或植入不透X線的物質(zhì)等實現(xiàn)，但由于創(chuàng)傷大、技術難度高、植入的標記物有限，這種方法僅用于動物實驗或心臟移植后患者的跟蹤隨訪，且不能評估整個心肌的運動。另外，由于標記物的植入可能會因被植入心肌的血流灌注改變而影響觀察結(jié)果。超聲組織多普勒（tissue Doppler imaging, TDI）是無創(chuàng)評價左室局部心肌功能的常用方法，其時間分辨率較高，可達5ms，這為詳細評價心肌的運動信息提供了保證。但TDI受聲窗的限制，不能覆蓋全部心肌，且觀察者間變異較大，可重復性較差[1]。另外，脈沖多普勒空間及速度分辨率較低，心肌速度受被測心肌與探測器聲束角度的影響，可能會產(chǎn)生不可靠的速度信息[2]，超聲斑點追蹤技術（speckle tracking imaging, STI）的提出使這一限制得到改善[3]，可客觀、無角度依賴地定量評價心肌應變，但超聲對左室心肌運動的評估是基于一種橢圓模型，而且不能評價切面間的心肌運動[4]。CMRI已成為診斷心血管疾病的常規(guī)影像學方法，它不僅可以詳細評價整個心臟的形態(tài)、功能學特征，且具有較高的組織對比性，尤其是對比劑的應用，可以為心肌病及先天性心臟病等的診斷提供更多有用的信息[5]。CMRI已公認為是評估心臟功能及心肌活性的“金標準”[6]。尤其是20世紀80年代心肌標記技術和組織相位成像技術的提出，為準確定性及定量局部心肌運動功能提供了可能，隨著計算機后處理軟件的不斷開發(fā)和應用，心肌的三維應變分析已成為研究熱點之一。

2 可實現(xiàn)局部心肌3D運動定量的MR技術及后處理方法

2.1 心肌標記技術 心肌標記技術由Zerhouni和Axel首先提出，是一種基于圖像的分析技術。它通常采用心電門控R波觸發(fā)技術，用特定的射頻脈沖將一個飽和的、具有一定形狀的線性模型標記在被成像心肌上，在經(jīng)過一定時間延遲后，對心臟成像。標記線（tagging線）即成像前縱向磁化被改變的部分，在圖像上呈黑色，與周圍正常白色心肌形成一種天然的顏色對比；且因為tagging線所在區(qū)域心肌被預飽和，tagging線可隨所依賴心肌的變形而變形。通過追蹤tagging線在心肌不同期像的位置信息，便可顯示相應心肌節(jié)段的運動信息。在此基礎上結(jié)合圖像分割、非剛性配準、有限元分析、優(yōu)化插值等一系列數(shù)學方法，便可計算出局部心肌的位移場及應變信息。tagging模型具有多種形狀，如平行線狀、中心輻射型、網(wǎng)格狀、環(huán)形等，目前最常用的是空間磁化調(diào)制（spatial modulation of the magnetination, SPAMM）下的網(wǎng)格狀模型[7]。標記技術可以準確追蹤局部心肌特征點，已成為評價正常及病變心肌應變的“金標準”[8]。

但標記技術本身依然具有許多固有的缺點。首先是tagging圖像的空間分辨率較低。tagging圖像的應變分辨率取決于tagging線間的距離，距離越小，越有利于精確計算，但由于受圖像信噪比（signal-to-noise, SNR）和對比噪聲比（contrast to noise ratio, CNR）的限制，tagging線之間的距離不能無限小，一般為5～7mm。盡管后期可以通過多種方法插值計算出左室心肌任意位點的應變信息，但tagging圖像的應變空間分辨率仍局限在多個像素值[9]。其次，tagging線的可對比性及持久性受心肌的縱向弛豫時間（T1）的限制，1.5T磁共振下心肌的縱向弛豫時間大約為600ms，對于心率較慢的患者可能不能覆蓋整個心動周期，且在舒張末期tagging線與背景心肌的對比度明顯下降，這不利于相關位點的配準，極大地影響了標記技術對心肌整個舒張期的運動功能評價。補償空間調(diào)制（complementary spatial modulation of the magnetination,CSPAMM）技術的提出，為評價心肌整個心動周期的運動功能提供了可能[10]。高場強磁共振可以通過延長心肌縱向弛豫時間（T1），提高圖像的SNR和CNR，而延遲tagging線衰減的時間[7]。另外，由于tagging圖像需要在每層屏氣的條件下獲取，受屏氣時間的限制，時間分辨率大致局限在20～40ms，且因掃描時間較長，每層屏氣可能會因剛性運動的存在，最終導致心肌應變定量的一些偏差。

基于MR序列的左室分析的主要目的是通過對左室在一個心動周期內(nèi)的若干圖樣的分析，提取左室的形狀信息及標記線運動信息，重建出左心室在整個心動周期內(nèi)的3D位移場，還原整個左室的真實運動和形變，并計算出心肌的應力應變參數(shù)，從而對心肌病變的范圍及程度進行分析評價。限制標記技術廣泛應用的一個重要原因是臨床缺乏可以自動提取并分析心肌應變信息的后處理技術。雖然已經(jīng)提出利用tagging圖像重建出心臟3D運動的多種分析方法，但目前大多數(shù)方法是基于二維（2D）的圖像序列分析，其精確評價心臟復雜3D運動的能力尚顯不足。3D標記技術應變信息的獲取需要足夠?qū)用娴膖agging圖像信息。通常是在左室短軸位上獲得10～16層圖像（每層圖像包含16～20個心動期像），然后運用圖像分割、非剛性配準等方法重建出心臟的3D信息。事實上，基于2D圖像的配準非常繁雜，后處理過程也極其耗時，且可能不能精確地捕捉心肌的3D應變信息。近年HARP（the harmonic phase method）的研究已成為熱點，它利用有限的k-空間行采集，可以自動快速分析tagging圖像，且計算時不需要插值，因此其空間分辨率相對較高[11]。HARP已公認為是一種可以真正進行心肌3D追蹤的方法[12]，但是其在易受磁化干擾的心肌內(nèi)外膜處容易出現(xiàn)錯誤。另外，DC波譜的峰值可能會受到運動評估的干擾而增加錯誤的幾率[13]。Xu等[8]通過在SPAMM的基礎上再施加一個與原來兩個相互垂直的tag平面分別成45°的tag平面而直接得到心肌的3D運動圖像。

目前從tagging圖像中提取心肌特征點及其位移信息的方法主要有3種：①追蹤tagging線交點；②追蹤整個tagging線；③采用光流法提取位移信息。相對于第一種方法，第二種方法可獲得更多特征點信息，尤其是沒有tagging線交點的心肌部分，可用于右室心肌功能的定量分析，但是它只能用于垂直于tagging平面的心肌層面分析。光流場方法與前兩種方法不同，它利用的是tagging線信號隨時間的衰減變化，具有較高的tagging線對比度[14]。

2.2 組織相位對比技術 TPM的獲取與標記技術有本質(zhì)區(qū)別，它通過在層間及層面內(nèi)施加一個雙極的速度編碼梯度，然后利用心肌本身運動導致的體素相位位移來直接估計即時的局部心肌的速度甚至整個心動周期內(nèi)的運動信息。這就意味著在2D速度編碼圖像獲取后一旦進行左室輪廓分割，矯正局部心肌的剛性運動，心肌的2D運動信息即可自動生成[13]。但準確的3D圖像的獲取與tissue tagging一樣仍是一個復雜、耗時的過程。TPM是一種基于像素的圖像信息，空間分辨率可達1～3mm，因而較tissue tagging具有較高的敏感性。屏氣下TPM的時間分辨率為30～80ms。近年來，通過運用呼吸門控技術TPM可以在自由呼吸條件下采集，時間分辨率提高到13.8ms，在評價心肌的舒張功能上可以媲美TDI。從TPM圖像中提取的速度在心內(nèi)膜及心外膜附近的噪聲非常大，此時需要采用一些平滑技術，這樣不可避免地會融入一些非心肌部位的速度信息。TPM與標記技術一樣，在定量心肌中間層心肌區(qū)域的數(shù)據(jù)較為準確，而在易發(fā)生病變的心內(nèi)膜與心外膜心肌的應變信息定量時準確度反而降低。

2.3 基于計算機視覺的分析方法和生物力學模型 基于計算機視覺的分析方法（computer vision based methods）和生物力學模型均為基于像素的分析方法，它們是在圖像分割的基礎上進行的。這兩種方法利用常規(guī)2D MR cine短軸序列進行分析，不需要專門采集特定的序列，因此不僅可以節(jié)省檢查時間，提高患者的耐受性，而且可以用于回顧性分析常規(guī)心臟序列。其運行步驟大致包括：①從多幅2D cine圖像中提取左室心內(nèi)外膜輪廓線即圖像分割；②從分割結(jié)果中提取特征點信息，并追蹤每個心動期像特征點的位置，計算其位移信息；③最后根據(jù)不同的數(shù)學方法［如鍵角彎曲能（bending energy）或生物力學模型］求解心肌所有質(zhì)點的位移信息；④進行平滑處理后可得到最終的應變信息。因為該方法是在圖像分割的基礎上進行，所以一般選取內(nèi)外膜輪廓作為特征點提取[14,15]。目前運用基于計算機視覺的分析方法進行左室3D應變分析的研究不多，但是基于生物力學模型的3D心肌應變現(xiàn)已成為研究熱點之一，具有廣闊的應用前景。

上述所有方法都需要準確的圖像分割，其目的是把左室從復雜的背景中分割出來，并用計算機可視化技術表示。盡管在左室分割方面的研究很多，但基于圖像把左室輪廓準確地分割出來仍是一個難題，目前常用的方法依然多是半自動劃分，這些方法不但耗時，而且可重復性較低，因此自動準確的圖像分割是必要的[16]。

3 心肌3D運動及應變定量評價在不同心肌疾病中的臨床應用

3.1 正常人心肌三維應變 心肌的收縮功能與心肌纖維的結(jié)構(gòu)密切相關[17]，在每個心動周期心臟都進行著復雜的非線性的形變。這種形變大致可分為旋轉(zhuǎn)與拉伸，轉(zhuǎn)變?yōu)閼儚埩靠煞譃閺较驊儯ㄊ鎻埮c收縮）、圓周應變（逆時針運動與順時針運動）、長軸應變（伸長與縮短運動）及剪切應變。心肌不同部位不同時相的應變量是不同的，如徑向應變、圓周應變及縱向應變張量從心尖向基底部遞減；前側(cè)壁的徑向應變及圓周應變張量最大，下壁應變量最?。粓A周應變及徑向應變張量從心外膜到心內(nèi)膜逐漸遞增[7]。在等容收縮期整個左室呈逆時針運動，而在收縮中期基底部心肌的圓周運動方向與心尖部剛好相反[18]，這可能更有利于心臟射血；在等容舒張期心尖部心肌僅表現(xiàn)為順時針旋轉(zhuǎn)運動，基底部及中間段心肌已開始早期的舒張運動[19]。也有研究利用TPM技術證明年齡及性別是影響局部心肌運動的重要因素[20]。

3.2 缺血性心肌病 缺血性心肌病的心肌應變分析較多，急性心肌梗死會導致梗死部心肌細胞丟失，炎癥浸潤，運動功能受損，最終會導致心室結(jié)構(gòu)重塑，心腔擴張，心肌偏心性肥厚。與心肌首過灌注及延遲增強結(jié)合，心肌應變分析可以了解缺血心肌的部位、范圍，區(qū)分可存活心肌是否存在及預測疾病的轉(zhuǎn)歸，為進一步臨床治療提供依據(jù)。遠端非梗死心肌是指心肌運動正常且無延遲強化的心肌，但是心肌梗死患者的非梗死心肌在急性期的應變量依然小于健康人，心肌的應變量與射血分數(shù)明顯相關。研究[15]表明圓周應變可以較為準確地探測活性降低心肌并區(qū)分透壁性與非透壁性心肌梗死[21]。而Mewton等[22]通過前瞻性動物實驗發(fā)現(xiàn)，心肌梗死后當梗死透壁程度心肌小于心肌壁厚度的50%時，梗死部心肌運動功能會趨向好轉(zhuǎn)，但左室的整體功能會呈下降趨勢，盡管梗死面積會有所減小；梗死周圍帶心肌與遠端非梗死心肌的功能演變不同，從急性期到慢性期隨時間的演變梗死周圍帶心肌的功能會逐漸下降，而遠端非梗死心肌的功能保持不變，反映梗死后心肌所形成的纖維瘢痕會進一步增加相鄰非梗死心肌的負擔。

3.3 非缺血性心肌病

3.3.1 肥厚性心肌病 肥厚性心肌?。℉CM）是一種常染色體顯性遺傳性疾病，由編碼肌動蛋白的基因突變引起，因其是導致青年人猝死的常見病因，所以對該疾病的早期診斷具有重要的臨床意義。HCM的主要病理學特征為心肌細胞排列紊亂，小血管發(fā)育不良及間質(zhì)纖維化。形態(tài)學及功能學特征是局限性或彌漫性的心肌肥厚、舒張功能受限及心室高動力，且不伴有其他可致心肌肥厚的心臟或系統(tǒng)性疾病。事實上由于HCM分型較多，有時難以與其他疾病鑒別，如對稱性HCM與繼發(fā)性心肌肥厚的鑒別（高血壓或主動脈狹窄等）[23]，雖然延遲增強對鑒別兩種疾病有一定價值，但由于受空間分辨率的限制，細小的強化灶有時難以辨識。HCM患者舒張功能及舒張中期充盈受限，肥厚部心肌功能可以是無運動、運動減低或正常的，而收縮期圓周應變張量的大小與舒張期室壁厚度成反比，HCM患者的心肌肥厚部呈現(xiàn)不同步運動即心肌收縮空間及時間的不協(xié)調(diào)，而厚度正常部分心肌的功能無明顯受損。Ennis等[10]通過CMRI心肌應變定量分析發(fā)現(xiàn)家族型HCM患者心肌舒張及收縮功能均與正常人有顯著差別，即總體收縮功能下降、舒張早期應變率下降及舒張中期應變率增加，這與代償性心肌肥厚的功能改變不同，或可用于兩者的鑒別。

3.3.2 限制性心肌病與縮窄性心包炎 二者常具有相似的臨床癥狀及心導管、心臟超聲表現(xiàn)，臨床上有時極難鑒別這兩種疾病，但兩者發(fā)病機制、臨床轉(zhuǎn)歸與治療方案均截然不同，縮窄性心包炎患者可以通過心包剝除術獲益，而限制性心肌病尚無好的治療方案?？s窄性心包炎以心包增厚粘連、順應性降低為特征，常伴有心包纖維化和鈣化。縮窄性心包炎的診斷有賴于CT或CMRI對心包厚度及組織學特征的正確評價，正常心包的厚度一般不超過2mm，當心包厚度≥4mm并伴有心衰體征時需高度懷疑縮窄性心包炎[24]，而心包厚度＞6mm對該疾病的特異度較高。但部分縮窄性心包炎患者的心包可表現(xiàn)為正常厚度[25]，這無疑為無創(chuàng)性診斷縮窄性心包炎增加了難度。心肌標記技術是診斷縮窄性心包炎的最佳序列，它可用于診斷心包粘連，即粘連心包相對應心肌的應變量明顯降低甚至消失[26]。

3.3.3 致心律失常性右室發(fā)育不良（ARVC/D） ARVC是一種常染色體顯性遺傳性疾病，常伴有右室局部心肌的纖維脂肪替代。其主要特征是右室整體或局部心肌擴張及運動失調(diào)[27]，但有研究利用tagging技術發(fā)現(xiàn)ARVC常伴發(fā)左室局部心肌收縮功能減低[28]。

3.4 心臟腫瘤 原發(fā)性心臟腫瘤較為少見，腫瘤的準確診斷與定位對后期手術治療至關重要。CMRI不僅可以提供腫瘤組織詳細的形態(tài)解剖及灌注信息，還可以提供超聲、CT所不能呈現(xiàn)的功能信息。腫瘤組織不具有運動功能，與周圍活性心肌有明顯的區(qū)別，Bouton等[29]報道可利用心肌標記技術準確劃分腫瘤組織的邊界。類腫塊型HCM有時與心肌腫瘤難以區(qū)分，Bergey等[30]利用心肌標記技術發(fā)現(xiàn)HCM的心肌肥厚部分雖然徑向及圓周應變較周圍正常組織有所減低，但應變量與周圍組織并沒有明顯的截斷現(xiàn)象，這與腫瘤組織明顯不同。這一方法的提出可用于腫瘤與心肌病的鑒別，但在轉(zhuǎn)移性腫瘤或浸潤性淋巴瘤中，受累心肌仍可具有一定的收縮功能，從而可能導致這一方法的特異性下降。

對心臟功能的定量評估一直是國內(nèi)外臨床心臟病學領域的研究熱點之一。常用的心功能參數(shù)，包括左室舒張末容積、左室射血分數(shù)、室壁增厚率等，均不能定量局部心肌受損狀況，心肌應變分析使這一難題得以解決，而3D應變分析可以提供更多的信息，所以其應用前景廣闊。但由于成像技術、后處理等一系列原因，心肌的3D應變分析尚處于試驗或臨床研究階段，相信隨著計算機后處理軟件的不斷開發(fā)及快速實時應變圖像技術的發(fā)展，心肌3D應變分析可以成為診斷心血管疾病的一種有力工具。

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