利用磁共振定量心肌三维应变的方法及临床应用

任宇婧（综述） 胡红杰 刘华锋（审校）

心血管疾病是威胁人类生存及生活质量的主要病因之一，而心肌运动异常是心血管疾病病理改变的早期及重要征象，但其病理机制至今仍不十分明确，虽然针对心血管疾病的检查手段多样，但要真正实现对心肌的运动功能评估，目前尚存在许多技术难题。随着磁共振新技术的发展，尤其是心肌标记技术（myocardial tissue tagging）及组织相位对比技术（tissue phase mapping, TPM）的出现，已真正实现心肌的三维（3D）运动及应变定量评价，这不仅可以用以分析受损心肌的病变范围和程度，而且对于诊断和鉴别心血管疾病及更好地理解心脏疾病的病理进程具有重要临床价值。本文探讨心脏MRI定量心肌3D运动的方法，并对其在临床中的应用作一综述。

1 评价及定量心肌功能学改变的现代影像学技术

准确地评价及定量心肌的运动及应变可为临床正确诊断和治疗心血管疾病提供有效影像学支持。随着现代医学成像技术的发展，可评估心脏形态及运动的影像学手段主要包括心血管造影术（angiocardiography）、心脏超声（cardiac ultrasound）、同位素成像（isotope imaging）、核医学（SPECT、PET）、体层摄影术（CT）及心脏磁共振成像（CMRI）。以往用于评价心肌运动的方法主要包括多巴胺负荷试验、室壁增厚率等，半定量分级方法在临床上应用最为广泛，但这些方法主观性较强，故可重复性较差。

由于评估心脏复杂运动的需要，可视化及可供追踪的心肌位点是必须的，这最早主要是通过植入超声晶片技术（sonomicromerer crystal tracings）或植入不透X线的物质等实现，但由于创伤大、技术难度高、植入的标记物有限，这种方法仅用于动物实验或心脏移植后患者的跟踪随访，且不能评估整个心肌的运动。另外，由于标记物的植入可能会因被植入心肌的血流灌注改变而影响观察结果。超声组织多普勒（tissue Doppler imaging, TDI）是无创评价左室局部心肌功能的常用方法，其时间分辨率较高，可达5ms，这为详细评价心肌的运动信息提供了保证。但TDI受声窗的限制，不能覆盖全部心肌，且观察者间变异较大，可重复性较差[1]。另外，脉冲多普勒空间及速度分辨率较低，心肌速度受被测心肌与探测器声束角度的影响，可能会产生不可靠的速度信息[2]，超声斑点追踪技术（speckle tracking imaging, STI）的提出使这一限制得到改善[3]，可客观、无角度依赖地定量评价心肌应变，但超声对左室心肌运动的评估是基于一种椭圆模型，而且不能评价切面间的心肌运动[4]。CMRI已成为诊断心血管疾病的常规影像学方法，它不仅可以详细评价整个心脏的形态、功能学特征，且具有较高的组织对比性，尤其是对比剂的应用，可以为心肌病及先天性心脏病等的诊断提供更多有用的信息[5]。CMRI已公认为是评估心脏功能及心肌活性的“金标准”[6]。尤其是20世纪80年代心肌标记技术和组织相位成像技术的提出，为准确定性及定量局部心肌运动功能提供了可能，随着计算机后处理软件的不断开发和应用，心肌的三维应变分析已成为研究热点之一。

2 可实现局部心肌3D运动定量的MR技术及后处理方法

2.1 心肌标记技术 心肌标记技术由Zerhouni和Axel首先提出，是一种基于图像的分析技术。它通常采用心电门控R波触发技术，用特定的射频脉冲将一个饱和的、具有一定形状的线性模型标记在被成像心肌上，在经过一定时间延迟后，对心脏成像。标记线（tagging线）即成像前纵向磁化被改变的部分，在图像上呈黑色，与周围正常白色心肌形成一种天然的颜色对比；且因为tagging线所在区域心肌被预饱和，tagging线可随所依赖心肌的变形而变形。通过追踪tagging线在心肌不同期像的位置信息，便可显示相应心肌节段的运动信息。在此基础上结合图像分割、非刚性配准、有限元分析、优化插值等一系列数学方法，便可计算出局部心肌的位移场及应变信息。tagging模型具有多种形状，如平行线状、中心辐射型、网格状、环形等，目前最常用的是空间磁化调制（spatial modulation of the magnetination, SPAMM）下的网格状模型[7]。标记技术可以准确追踪局部心肌特征点，已成为评价正常及病变心肌应变的“金标准”[8]。

但标记技术本身依然具有许多固有的缺点。首先是tagging图像的空间分辨率较低。tagging图像的应变分辨率取决于tagging线间的距离，距离越小，越有利于精确计算，但由于受图像信噪比（signal-to-noise, SNR）和对比噪声比（contrast to noise ratio, CNR）的限制，tagging线之间的距离不能无限小，一般为5～7mm。尽管后期可以通过多种方法插值计算出左室心肌任意位点的应变信息，但tagging图像的应变空间分辨率仍局限在多个像素值[9]。其次，tagging线的可对比性及持久性受心肌的纵向弛豫时间（T1）的限制，1.5T磁共振下心肌的纵向弛豫时间大约为600ms，对于心率较慢的患者可能不能覆盖整个心动周期，且在舒张末期tagging线与背景心肌的对比度明显下降，这不利于相关位点的配准，极大地影响了标记技术对心肌整个舒张期的运动功能评价。补偿空间调制（complementary spatial modulation of the magnetination,CSPAMM）技术的提出，为评价心肌整个心动周期的运动功能提供了可能[10]。高场强磁共振可以通过延长心肌纵向弛豫时间（T1），提高图像的SNR和CNR，而延迟tagging线衰减的时间[7]。另外，由于tagging图像需要在每层屏气的条件下获取，受屏气时间的限制，时间分辨率大致局限在20～40ms，且因扫描时间较长，每层屏气可能会因刚性运动的存在，最终导致心肌应变定量的一些偏差。

基于MR序列的左室分析的主要目的是通过对左室在一个心动周期内的若干图样的分析，提取左室的形状信息及标记线运动信息，重建出左心室在整个心动周期内的3D位移场，还原整个左室的真实运动和形变，并计算出心肌的应力应变参数，从而对心肌病变的范围及程度进行分析评价。限制标记技术广泛应用的一个重要原因是临床缺乏可以自动提取并分析心肌应变信息的后处理技术。虽然已经提出利用tagging图像重建出心脏3D运动的多种分析方法，但目前大多数方法是基于二维（2D）的图像序列分析，其精确评价心脏复杂3D运动的能力尚显不足。3D标记技术应变信息的获取需要足够层面的tagging图像信息。通常是在左室短轴位上获得10～16层图像（每层图像包含16～20个心动期像），然后运用图像分割、非刚性配准等方法重建出心脏的3D信息。事实上，基于2D图像的配准非常繁杂，后处理过程也极其耗时，且可能不能精确地捕捉心肌的3D应变信息。近年HARP（the harmonic phase method）的研究已成为热点，它利用有限的k-空间行采集，可以自动快速分析tagging图像，且计算时不需要插值，因此其空间分辨率相对较高[11]。HARP已公认为是一种可以真正进行心肌3D追踪的方法[12]，但是其在易受磁化干扰的心肌内外膜处容易出现错误。另外，DC波谱的峰值可能会受到运动评估的干扰而增加错误的几率[13]。Xu等[8]通过在SPAMM的基础上再施加一个与原来两个相互垂直的tag平面分别成45°的tag平面而直接得到心肌的3D运动图像。

目前从tagging图像中提取心肌特征点及其位移信息的方法主要有3种：①追踪tagging线交点；②追踪整个tagging线；③采用光流法提取位移信息。相对于第一种方法，第二种方法可获得更多特征点信息，尤其是没有tagging线交点的心肌部分，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平面的心肌层面分析。光流场方法与前两种方法不同，它利用的是tagging线信号随时间的衰减变化，具有较高的tagging线对比度[14]。

2.2 组织相位对比技术 TPM的获取与标记技术有本质区别，它通过在层间及层面内施加一个双极的速度编码梯度，然后利用心肌本身运动导致的体素相位位移来直接估计即时的局部心肌的速度甚至整个心动周期内的运动信息。这就意味着在2D速度编码图像获取后一旦进行左室轮廓分割，矫正局部心肌的刚性运动，心肌的2D运动信息即可自动生成[13]。但准确的3D图像的获取与tissue tagging一样仍是一个复杂、耗时的过程。TPM是一种基于像素的图像信息，空间分辨率可达1～3mm，因而较tissue tagging具有较高的敏感性。屏气下TPM的时间分辨率为30～80ms。近年来，通过运用呼吸门控技术TPM可以在自由呼吸条件下采集，时间分辨率提高到13.8ms，在评价心肌的舒张功能上可以媲美TDI。从TPM图像中提取的速度在心内膜及心外膜附近的噪声非常大，此时需要采用一些平滑技术，这样不可避免地会融入一些非心肌部位的速度信息。TPM与标记技术一样，在定量心肌中间层心肌区域的数据较为准确，而在易发生病变的心内膜与心外膜心肌的应变信息定量时准确度反而降低。

2.3 基于计算机视觉的分析方法和生物力学模型 基于计算机视觉的分析方法（computer vision based methods）和生物力学模型均为基于像素的分析方法，它们是在图像分割的基础上进行的。这两种方法利用常规2D MR cine短轴序列进行分析，不需要专门采集特定的序列，因此不仅可以节省检查时间，提高患者的耐受性，而且可以用于回顾性分析常规心脏序列。其运行步骤大致包括：①从多幅2D cine图像中提取左室心内外膜轮廓线即图像分割；②从分割结果中提取特征点信息，并追踪每个心动期像特征点的位置，计算其位移信息；③最后根据不同的数学方法［如键角弯曲能（bending energy）或生物力学模型］求解心肌所有质点的位移信息；④进行平滑处理后可得到最终的应变信息。因为该方法是在图像分割的基础上进行，所以一般选取内外膜轮廓作为特征点提取[14,15]。目前运用基于计算机视觉的分析方法进行左室3D应变分析的研究不多，但是基于生物力学模型的3D心肌应变现已成为研究热点之一，具有广阔的应用前景。

上述所有方法都需要准确的图像分割，其目的是把左室从复杂的背景中分割出来，并用计算机可视化技术表示。尽管在左室分割方面的研究很多，但基于图像把左室轮廓准确地分割出来仍是一个难题，目前常用的方法依然多是半自动划分，这些方法不但耗时，而且可重复性较低，因此自动准确的图像分割是必要的[16]。

3 心肌3D运动及应变定量评价在不同心肌疾病中的临床应用

3.1 正常人心肌三维应变 心肌的收缩功能与心肌纤维的结构密切相关[17]，在每个心动周期心脏都进行着复杂的非线性的形变。这种形变大致可分为旋转与拉伸，转变为应变张量可分为径向应变（舒张与收缩）、圆周应变（逆时针运动与顺时针运动）、长轴应变（伸长与缩短运动）及剪切应变。心肌不同部位不同时相的应变量是不同的，如径向应变、圆周应变及纵向应变张量从心尖向基底部递减；前侧壁的径向应变及圆周应变张量最大，下壁应变量最小；圆周应变及径向应变张量从心外膜到心内膜逐渐递增[7]。在等容收缩期整个左室呈逆时针运动，而在收缩中期基底部心肌的圆周运动方向与心尖部刚好相反[18]，这可能更有利于心脏射血；在等容舒张期心尖部心肌仅表现为顺时针旋转运动，基底部及中间段心肌已开始早期的舒张运动[19]。也有研究利用TPM技术证明年龄及性别是影响局部心肌运动的重要因素[20]。

3.2 缺血性心肌病 缺血性心肌病的心肌应变分析较多，急性心肌梗死会导致梗死部心肌细胞丢失，炎症浸润，运动功能受损，最终会导致心室结构重塑，心腔扩张，心肌偏心性肥厚。与心肌首过灌注及延迟增强结合，心肌应变分析可以了解缺血心肌的部位、范围，区分可存活心肌是否存在及预测疾病的转归，为进一步临床治疗提供依据。远端非梗死心肌是指心肌运动正常且无延迟强化的心肌，但是心肌梗死患者的非梗死心肌在急性期的应变量依然小于健康人，心肌的应变量与射血分数明显相关。研究[15]表明圆周应变可以较为准确地探测活性降低心肌并区分透壁性与非透壁性心肌梗死[21]。而Mewton等[22]通过前瞻性动物实验发现，心肌梗死后当梗死透壁程度心肌小于心肌壁厚度的50%时，梗死部心肌运动功能会趋向好转，但左室的整体功能会呈下降趋势，尽管梗死面积会有所减小；梗死周围带心肌与远端非梗死心肌的功能演变不同，从急性期到慢性期随时间的演变梗死周围带心肌的功能会逐渐下降，而远端非梗死心肌的功能保持不变，反映梗死后心肌所形成的纤维瘢痕会进一步增加相邻非梗死心肌的负担。

3.3 非缺血性心肌病

3.3.1 肥厚性心肌病 肥厚性心肌病（HCM）是一种常染色体显性遗传性疾病，由编码肌动蛋白的基因突变引起，因其是导致青年人猝死的常见病因，所以对该疾病的早期诊断具有重要的临床意义。HCM的主要病理学特征为心肌细胞排列紊乱，小血管发育不良及间质纤维化。形态学及功能学特征是局限性或弥漫性的心肌肥厚、舒张功能受限及心室高动力，且不伴有其他可致心肌肥厚的心脏或系统性疾病。事实上由于HCM分型较多，有时难以与其他疾病鉴别，如对称性HCM与继发性心肌肥厚的鉴别（高血压或主动脉狭窄等）[23]，虽然延迟增强对鉴别两种疾病有一定价值，但由于受空间分辨率的限制，细小的强化灶有时难以辨识。HCM患者舒张功能及舒张中期充盈受限，肥厚部心肌功能可以是无运动、运动减低或正常的，而收缩期圆周应变张量的大小与舒张期室壁厚度成反比，HCM患者的心肌肥厚部呈现不同步运动即心肌收缩空间及时间的不协调，而厚度正常部分心肌的功能无明显受损。Ennis等[10]通过CMRI心肌应变定量分析发现家族型HCM患者心肌舒张及收缩功能均与正常人有显著差别，即总体收缩功能下降、舒张早期应变率下降及舒张中期应变率增加，这与代偿性心肌肥厚的功能改变不同，或可用于两者的鉴别。

3.3.2 限制性心肌病与缩窄性心包炎 二者常具有相似的临床症状及心导管、心脏超声表现，临床上有时极难鉴别这两种疾病，但两者发病机制、临床转归与治疗方案均截然不同，缩窄性心包炎患者可以通过心包剥除术获益，而限制性心肌病尚无好的治疗方案。缩窄性心包炎以心包增厚粘连、顺应性降低为特征，常伴有心包纤维化和钙化。缩窄性心包炎的诊断有赖于CT或CMRI对心包厚度及组织学特征的正确评价，正常心包的厚度一般不超过2mm，当心包厚度≥4mm并伴有心衰体征时需高度怀疑缩窄性心包炎[24]，而心包厚度＞6mm对该疾病的特异度较高。但部分缩窄性心包炎患者的心包可表现为正常厚度[25]，这无疑为无创性诊断缩窄性心包炎增加了难度。心肌标记技术是诊断缩窄性心包炎的最佳序列，它可用于诊断心包粘连，即粘连心包相对应心肌的应变量明显降低甚至消失[26]。

3.3.3 致心律失常性右室发育不良（ARVC/D） ARVC是一种常染色体显性遗传性疾病，常伴有右室局部心肌的纤维脂肪替代。其主要特征是右室整体或局部心肌扩张及运动失调[27]，但有研究利用tagging技术发现ARVC常伴发左室局部心肌收缩功能减低[28]。

3.4 心脏肿瘤 原发性心脏肿瘤较为少见，肿瘤的准确诊断与定位对后期手术治疗至关重要。CMRI不仅可以提供肿瘤组织详细的形态解剖及灌注信息，还可以提供超声、CT所不能呈现的功能信息。肿瘤组织不具有运动功能，与周围活性心肌有明显的区别，Bouton等[29]报道可利用心肌标记技术准确划分肿瘤组织的边界。类肿块型HCM有时与心肌肿瘤难以区分，Bergey等[30]利用心肌标记技术发现HCM的心肌肥厚部分虽然径向及圆周应变较周围正常组织有所减低，但应变量与周围组织并没有明显的截断现象，这与肿瘤组织明显不同。这一方法的提出可用于肿瘤与心肌病的鉴别，但在转移性肿瘤或浸润性淋巴瘤中，受累心肌仍可具有一定的收缩功能，从而可能导致这一方法的特异性下降。

对心脏功能的定量评估一直是国内外临床心脏病学领域的研究热点之一。常用的心功能参数，包括左室舒张末容积、左室射血分数、室壁增厚率等，均不能定量局部心肌受损状况，心肌应变分析使这一难题得以解决，而3D应变分析可以提供更多的信息，所以其应用前景广阔。但由于成像技术、后处理等一系列原因，心肌的3D应变分析尚处于试验或临床研究阶段，相信随着计算机后处理软件的不断开发及快速实时应变图像技术的发展，心肌3D应变分析可以成为诊断心血管疾病的一种有力工具。

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