賈韜宇，秦培鑫，扈鋒，周小兵，魯玲，潘存雪，李紹林

作者單位：中山大學附屬第五醫(yī)院放射科，珠海519000

心臟磁共振(cardiac magnetic resonance，CMR)定量成像是一項非侵入性評價心肌組織特征的有效工具[1]，對于各種缺血性及非缺血性心肌病，尤其是彌漫性心肌病變的診斷和療效追蹤，發(fā)揮著越來越重要的作用[2-5]。CMR 定量序列包括T1 mapping、T2 mapping、T2*mapping 和T1ρ mapping，其中T1 mapping可測量對比劑增強前、后心肌T1值，并結合紅細胞壓積得到心肌細胞外容積(extracellular volume，ECV)值[6-7]。其成像序列由兩部分組成，第一部分為準備脈沖部分，第二部分為讀出數(shù)據(jù)部分，已有學者對準備脈沖部分進行了比較研究[8-9]及回顧綜述[10-12]，目前尚未見到針對T1 mapping 序列準備脈沖及數(shù)據(jù)讀出序列兩部分的優(yōu)化發(fā)展過程進行統(tǒng)一回顧分析的綜述，本文將重點回顧這兩部分的發(fā)展歷程及其在發(fā)展過程中的組合優(yōu)化，并對T1 mapping 成像技術在心肌定量的最新研究進展進行總結。

1 T1 mapping序列基本原理背景

心臟T1 mapping 序列由準備脈沖和讀出序列兩部分組成，成像過程可簡化理解為在心電門控觸發(fā)后，射頻線圈啟動準備脈沖，使組織縱向磁化矢量偏離與主磁場方向一致的初始位置，發(fā)生一定角度的偏轉(zhuǎn)，然后在縱向磁化矢量恢復到初始狀態(tài)的弛豫過程中，讀出序列會在多個心動周期的相同時相(一般為舒張末期)進行多次數(shù)據(jù)采集，得到不同弛豫時間的圖像信息，通過擬合Bloch方程得到T1 mapping圖，圖中每個像素的數(shù)值代表對應的體素組織弛豫恢復曲線上縱向磁化矢量恢復到63%所用時間，即該體素組織的T1值[11]。

準備脈沖有反轉(zhuǎn)恢復(inversion-recovery，IR)脈沖[10,13-16]、飽 和 恢 復(saturation-recovery，SR)脈 沖[17-20]和IR-SR 組合脈沖[21-22]三大類，常用的序列有平衡穩(wěn)態(tài)自由進動(balanced steady-state free precession，bSSFP)讀出序列[23]和快速小角度激發(fā)(fast low angle shot，F(xiàn)LASH)序列[24]兩大類，每種讀出序列都可以搭配不同的準備脈沖。以下將分別對不同脈沖準備及讀出序列進行綜述。

2 不同準備脈沖

2.1 采用IR準備脈沖的T1 mapping技術

最初用于心肌的T1定量技術是在Look-Locker[25]的基礎上結合多點采集的[26]方法發(fā)展而來的，包括改良版IR脈沖準備的Look-Lock 序 列(modified Look-Locker inversion-recovery，MOLLI)[14]，以及在MOLLI 基礎上進行改良而衍生出縮短版MOLLI[ShMOLLI 5-(1)-1-(1)-1][15]、MOLLI 5-(3)-3[10]和MOLLI 4-(1)-3-(1)-2[10]等序列。

2.1.1 MOLLI的技術背景

最初用于心肌的T1弛豫定量技術是在Look-Locker多點采集基礎上結合了心電門控技術，在心電R 波觸發(fā)一次IR 準備脈沖后，進行多次等間隔信號讀出，之后進行全心動周期信號采集[13]，相當于將心動周期劃分為多個時相，得到多個不同反轉(zhuǎn)恢復程度的圖像，繼而進行弛豫曲線擬合。但此方法忽略了心臟運動造成的層面偏差，只能人工勾畫心動周期每個時相對應節(jié)段的ROI 來確定弛豫曲線上的采樣點，無法進行逐像素擬合，由于層面不能完全匹配，準確性必然受損。因此，Messroghli等[14]提出了MOLLI。

2.1.2 MOLLI序列設計原理

MOLLI 在前人的研究基礎上做出了以下兩點改良：第一，結合心電門控技術，限定在心動周期的舒張末期進行信號采集，有效去除心臟運動干擾，可進行逐像素擬合定量成像；第二，將多次舒張末期的信號采集分成多組數(shù)據(jù)集進行，最后再將采集到的多組不同TI 時間的圖像組合處理，用于縱向弛豫曲線的擬合，有效縮短采樣所需時間。其優(yōu)點是定量的精確度較高，掃描可重復性較高，圖像中偽影的出現(xiàn)率較低，在主觀評價中圖像質(zhì)量較高；但也由于受到序列固有設置的不足及組織T1 值、T2 值、翻轉(zhuǎn)角度和磁化傳遞(magnetization transfer，MT)等的影響，造成定量準確性不足[8-9]。現(xiàn)以最經(jīng)典也是臨床使用率最高的MOLLI 3-(3)-3-(3)-5為例[14]簡要說明這類序列的設計原理。

如圖1 所示，該序列在17 個心動周期內(nèi)完成11 幅不同T1加權的圖像采集，用于T1弛豫曲線擬合。圖像采集分為三組數(shù)據(jù)集進行，每組數(shù)據(jù)集均在心動周期的R 波觸發(fā)IR 脈沖準備之后，等待一定的反轉(zhuǎn)時間(time of inversion，TI)，于心動周期的舒張末期進行信號采集，每個采樣點均采用單激發(fā)(single shot)采集方式得來，每次采樣間隔相同時間。每組數(shù)據(jù)集采樣間隔三個心動周期，使組織縱向磁化矢量在此期間能夠自然恢復，并假設這段時間已足夠其恢復到初始狀態(tài)。三組數(shù)據(jù)集采樣的區(qū)別在于組間的起始TI 時間不同，分別為100 ms、200 ms 和350 ms；每組數(shù)據(jù)集采樣的圖像數(shù)量也不盡相同，分別為3、3 和5 幅。最后將采集的11 幅具有不同TI 時間的圖像，即不同T1 權重的圖像，擬合成該層面的T1 mapping圖。

圖1 改良版IR 脈沖準備的Look-Lock 序列(modified Look-Locker inversion-recovery，MOLLI)成像原理示意簡圖。Fig. 1 Schematic diagram of modified Look-Locker inversion-recovery(MOLLI)sequence imaging principle.

2.1.3 MOLLI定量準確性不足的原因

除此之外，MOLLI序列定量準確性不足還與另外兩個因素相關：第一，該方法假設IR 脈沖作用之后可以將縱向磁化矢量百分之百反轉(zhuǎn)，忽略了反轉(zhuǎn)脈沖的實際反轉(zhuǎn)效率；第二，該方法假設每次IR 脈沖準備之前縱向磁化矢量已完全恢復到初始狀態(tài)，但實際上對于長T1 值的組織來說，每個IR 脈沖之間間隔的六個心動周期還不足以使縱向磁化矢量自由恢復如初，這便造成了在下一次IR 脈沖開始準備時縱向磁化矢量并沒有完全恢復[28]。當心率較快時，縱向磁化矢量自由恢復的時間被進一步縮短，則這種假設帶來的誤差會愈加明顯，這就是MOLLI 序列在心率越快時對組織T1 值低估越明顯的原因[10]。以上三種因素共同造成MOLLI序列的擬合計算所得T1*對真實T1 值的低估，在體膜實驗中定量結果比真實T1 值低4%～10%[17]。

2.1.4 MOLLI的優(yōu)化發(fā)展

為了進一步提高MOLLI 序列的準確性，縮短序列的屏氣采集時間從而增加患者耐受度，不少研究者通過減少采樣數(shù)量、延長采樣間隔時間、調(diào)整采樣點排列方式、優(yōu)化反轉(zhuǎn)脈沖效能[29-30]、優(yōu)化后處理降噪算法[31]或曲線擬合算法[28]等方式對經(jīng)典的MOLLI 序列不斷進行改良，衍生出許多基于經(jīng)典MOLLI序列的變體序列。

有些研究針對序列采樣做出調(diào)整衍生出了ShMOLLI 5-(1)-1-(1)-1[15]、MOLLI 5-(3)-3 和MOLLI 4-(1)-3-(1)-2 方案的MOLLI 序列[10]。兩者都縮短了總采樣時間，并且在調(diào)整了采樣點的數(shù)量和排列方式之后都減弱了序列的心率依賴性，后者還在上述調(diào)整基礎上，將原本以心動周期為單位的采樣間隔時間修改為以s為單位[10]，延長了縱向磁化矢量自由恢復的時間，更有利于減輕心率較快情況下MOLLI 序列對T1 值的低估。Piechnik 等[15]已在1.5 T 和3.0 T 設備上對上述MOLLI 變體做過對比研究，結果表明在1.5 T時ShMOLLI對心肌T1值的定量結果比MOLLI 的短(10±16) ms，在3.0 T 時，兩種方法測得的結果相似。而Heidenreich 等[32]在3.0 T 上的對比研究表示MOLLI 對心肌T1 值的系統(tǒng)性低估沒有ShMOLLI 顯著，但兩者測量的對比劑增強前后心肌T1 值的變化差值沒有差異。Kellman 等[10]對上述兩類MOLLI 變體[ShMOLLIN 5-(1)-1-(1)-1、MOLLI 5-(3)-3 和MOLLI 4-(1)-3-(1)-2]的精確度做過比較研究，結果表明ShMOLLI 定量的精確度不如后兩種MOLLI 變體，這是因為精確度取決于原始圖像的信噪比(signal-noise ratio，SNR)以及弛豫曲線上的樣本數(shù)量和位置，而后者的采樣圖像數(shù)量較多，而且在后者的兩種方案中，MOLLI 5-(3)-3方案在測量長T1 值組織(增強前的心肌)時的精確度較好，而增強后的組織T1 值常在較短T1 值的區(qū)間(200～600 ms)，此時MOLLI 4-(1)-3-(1)-2方案的準確性和精確度較好。

然而上述的這些MOLLI 變體并不能完全消除T1 值較長的組織在有限的間隔時間內(nèi)不理想的縱向弛豫恢復問題所造成的T1 值的低估。Shao 等[28]直接從造成MOLLI 定量準確性不足的根源出發(fā)，提出了一種新算法InSiL (instantaneous signal loss simulation)，當心率＞80 bpm和T1＞1000 ms時此方法優(yōu)化效果最佳，可將MOLLI定量的T1值誤差從14.9%±4.5%降低到0.4%±0.3%。此方法是在經(jīng)典MOLLI序列執(zhí)行結束之后間隔3 s 采集一幅沒有IR 脈沖準備的圖像M0，用來估算可反映反轉(zhuǎn)效率的反轉(zhuǎn)因子δ，并且不是單純使用原來的三參數(shù)弛豫曲線擬合算法，在加入了反轉(zhuǎn)因子δ之后用Bloch方程進行四參數(shù)擬合，該方法將每次單次成像讀出過程中縱向磁化矢量的損失、每次反轉(zhuǎn)脈沖之前縱向磁化矢量的不完全恢復以及不完美的反轉(zhuǎn)效率全部考慮其中，不僅改善了經(jīng)典MOLLI 序列的心率依賴性，同時明顯提高了其準確性和精確度。也有研究通過對采樣點的運動校正提高MOLLI 序列在臨床應用中的定量準確性[33]，增加了運動校正也有助于實現(xiàn)對右室心肌的定量分析[34]。

上述成像方法為縮短成像時間減少了采樣數(shù)量，因此因為信號數(shù)據(jù)不足而犧牲了圖像SNR，造成定量精確度的損失，有學者通過控制三參數(shù)擬合曲線上采樣點的位置和數(shù)量來降低精確度的損失，或結合一些降噪技術改善精確度不足[31]。最近Guo 等[35]開發(fā)出了一種結合深度學習的快速MOLLI 序列，用MOLLI 序列定量數(shù)據(jù)進行深度學習建模后，只需施加一次IR 準備脈沖，在之后連續(xù)的四個心動周期采集4 幅T1 加權圖像的數(shù)據(jù)即可實現(xiàn)T1值定量，其T1值定量的準確性與精確度與臨床常用的MOLLI 序列一致，不僅大大縮短了成像時間，且以往學者單純通過減少采樣數(shù)量以縮短成像時間的做法相比，基于深度學習建模的方法保證了定量的精確度不會損失過大。但是，由于建模是基于MOLLI 序列，所以也會保留MOLLI序列的局限性，若采用定量準確性和精確度更好的數(shù)據(jù)建模也將有助于優(yōu)化此方法的定量結果。

另外，將回顧性心電門控應用于T1 mapping 技術，不僅能延長心動周期采樣時長以縮短成像時間，而且有利于擬合曲線上不同采樣點圖像與心動周期的相同相位之間的準確匹配，有利于降低心律失常導致的測量誤差。Becker 等[36]應用回顧性心電門控延長了數(shù)據(jù)采樣窗口寬度，并對心臟搏動進行了運動校正，不僅實現(xiàn)了屏氣8 s 單層高分辨率心肌定量，還進一步提高了定量精確度。Qi等[37]開發(fā)的一種回顧性心電門控下IR 準備的三維T1 mapping 技術，采用Flash 序列在自由呼吸下沿黃金角三維放射狀分布進行信號采集，研究發(fā)現(xiàn)新方法的T1 值定量準確性明顯高于二維MOLLI 序列，精確度也明顯高于SR 脈沖準備的單激發(fā)(saturation recovery single-shot acquisition，SASHA) T1 mapping 技術序列，相當于對兩種傳統(tǒng)經(jīng)典序列的優(yōu)缺點進行了互補，且同時保留了兩者的優(yōu)勢，目前該方法對于呼吸節(jié)律不規(guī)則或心律失?；颊叩脑\斷價值尚待進一步研究明確。

如前所述，MOLLI 序列以其心肌定量穩(wěn)健性、病變檢出的高敏感度和較高的閱片主觀舒適性而成為目前臨床應用最廣泛的心肌T1 mapping，并不斷從成像方式和后處理方法上進行序列優(yōu)化發(fā)展，不斷提高成像效率和定量準確性，并且仍會隨著快速采集技術和人工智能的發(fā)展而進一步提高，而且從技術研發(fā)到臨床應用的進程也會不斷加快。

2.2 采用SR脈沖準備的T1 mapping技術

基于MOLLI定量準確性不足的缺陷，SR準備脈沖被應用于T1 mapping技術，其不僅能夠消除前一次準備脈沖之后殘存的橫向磁化矢量，且在每次脈沖準備之后的單次信號讀出也不會造成磁化損失[38]，提高了成像效率。此類T1 mapping序列包括使用SR 脈沖準備的MOLLI 方法(modified Look-Locker acquisition with saturation recovery，MLLSR)[18]、心律失常不敏感的快速(arrhythmia insensitive rapid，AIR)心臟T1 mapping[19]、采用飽和準備的自適應恢復時間T1定量(saturation method using adaptive recovery times for T1 mapping，SMART1)[20]和SASHA[17]，其中以SASHA最為經(jīng)典。

2.2.1 SASHA的技術背景

Song等[18]最先提出了MLLSR方法，相較于MOLLI其不僅省去了縱向磁化矢量在下一次準備脈沖前完全恢復的時間，提高了成像效率，還糾正了由于弛豫不完全造成的定量準確性偏差。因成像效率高，MLLSR方法可充分利用患者屏氣耐受程度內(nèi)的所有心動周期，結合K 空間分段技術，又可進一步提高圖像的空間分辨率和SNR。不過由于此方法沒有實際測算飽和效率，而是直接對完全飽和的數(shù)據(jù)進行理想化假設處理，而且在一次準備脈沖后的多次信號讀出的過程也會造成磁化損失，所以定量結果仍存在約5%的低估。

SR 脈沖準備的T1 mapping 成像效率高，當心律或心率異常時更具優(yōu)勢，因其不會被變化的心律或心率造成的不同殘留磁化矢量影響下一次準備脈沖的效果。Fitts 等[19]提出的AIR cardiac T1 mapping 序列，在每次飽和脈沖準備之后僅采集一次圖像，可僅在2～3 個心動周期內(nèi)采集兩幅不同權重的圖像(即質(zhì)子密度加權成像和T1WI)，通過兩圖比值定量出T1 值，這種快速成像方式對心律不齊有很好的抵抗性。后有SMART1 序列[20]，不僅增加采樣數(shù)量以提高精確度，還對SR 間隔進行調(diào)整，設置為在每次飽和脈沖準備后間隔不同數(shù)量的心動周期之后進行單次采樣，這樣可獲得更長的SR 時間的數(shù)據(jù)，可在后處理中提高曲線擬合對不規(guī)則心律的抗性，不過相較于前一種方法耗時較長。Chow等[17]在前人基礎上繼續(xù)進行序列改進，最終提出了這類序列中最經(jīng)典的SASHA序列。

2.2.2 SASHA序列設計

SASHA 同樣是將最初的單次脈沖準備后的多次采集改為單次采集，減少采集過程造成的信號損失，且設置在序列開頭真實采集未施加飽和脈沖準備的數(shù)據(jù)，用此真實數(shù)據(jù)替代了MLLSR 方法中在計算時理想化假設的完全SR 時的數(shù)據(jù)，將實際的飽和效率考慮進擬合算法中。相較于IR 脈沖準備的T1 mapping，其優(yōu)勢在于成像效率高，定量的準確性高，擬合出的T1 值也不需要校正系數(shù)來校正，也不受組織T1 值、T2 值和翻轉(zhuǎn)角度的影響；不足之處在于精確度較差，在高磁場環(huán)境中對偏共振更敏感，出現(xiàn)偽影的概率較高[8,17]。

如圖2 所示，首先在飽和準備脈沖之前采集一次沒有經(jīng)過飽和脈沖準備的圖像M0 作為完全SR 的數(shù)據(jù)，在接下來的9 個心動周期內(nèi)設定每個R 波觸發(fā)后間隔不同延遲時間施加飽和脈沖，之后固定的在舒張期某時相采集數(shù)據(jù)，這樣就可在不同的SR時間獲得一系列不同SR程度的圖像。

圖2 飽和恢復脈沖準備的單激發(fā)(saturation recovery single-shot acquisition，SASHA)T1 mapping技術序列成像原理示意簡圖。Fig. 2 Schematic diagram of saturation recovery single-shot acquisition(SASHA)sequence imaging principle.

2.2.3 SASHA定量精確性不足的原因及優(yōu)化方法

SR 脈沖準備的T1 mapping 序列已經(jīng)在體模實驗中被證實了具有出色的定量準確性，但精確度不足這一缺點卻大大影響其臨床使用效能。序列定量的精確程度主要取決于采樣信號的SNR，而飽和脈沖準備相較于反轉(zhuǎn)脈沖準備的序列存在縱向弛豫動態(tài)范圍的先天不足，這使得前者采集到的信號更容易受噪聲的影響造成SNR不足，從而使得精確度受損[39]。該不足可通過對原始數(shù)據(jù)進行后處理降噪重建以提高SNR 的方法改善。

Bustin 等[40]針 對SR 脈 沖 準 備 的T1 mapping 開 發(fā) 的BL-V-ANI降噪方法，就可在保留準確性的前提下，有效提高精確度和圖像質(zhì)量，且這種后處理運算可在短時間內(nèi)全自動完成，方便用于臨床。

Nordio 等[41]研發(fā)出的三維SASHA 序列，實現(xiàn)了自由呼吸下的全心T1 mapping，與二維SASHA 相比不僅保留了測值準確性，還在大大提高圖像分辨率的同時提高了定量的精確度。增加三維Beltrami 降噪后處理之后[39]，三維SASHA 序列的精確度達到了與二維MOLLI 相似的程度，此時減少飽和采樣點數(shù)量不僅可以明顯縮短成像時間，還不會損失精確度[42]。Ferreira da Silva等[43]結合了壓縮感知快速采集技術，已在動物活體實驗中實現(xiàn)了15個心動周期完成全心T1定量，有望實現(xiàn)人體單次屏氣下全心采集，其定量準確性和精確度與三維SASHA序列相當，且新序列對心率變化更不敏感。但是，新序列采集的短SR 時間數(shù)據(jù)沒有三維SASHA多，對存在纖維化病變的增強后短T1值組織的定量效能尚待進一步臨床驗證。

臨床工作中也常會遇到主觀感受上SR 脈沖準備不如IR脈沖準備的T1 mapping 圖像質(zhì)量高的情況[8]，尤其是有病變造成心肌初始T1 值升高時，前者心肌與血池的對比遠不如后者清晰，這必然會影響心肌勾畫的準確性，或可通過后處理技術自動準確勾畫心肌節(jié)段，如Bhatt 等[44]對初始T1 和增強后T1 圖像的全自動匹配和分節(jié)段定量研究，既實現(xiàn)了臨床測量工作減負，又增強了操作標準化。由于此項全自動心肌節(jié)段劃分是以左心室短軸電影圖像為參照的，原則上只要電影圖像質(zhì)量達標，將非常適合用于心肌/血池對比度較差的T1 mapping 圖像的心肌節(jié)段劃分，但該研究中僅使用到MOLLI 序列，并沒有涉及SASHA、SMART1 等SR 脈沖準備的序列，所以對其心肌勾畫準確性的優(yōu)化尚待進一步驗證。還有兩點需要注意，心臟電影也是基于bSSFP 讀出序列，圖像中的條帶狀偽影可能對后期匹配造成干擾，而且這種對增強前后T1 mapping圖像的匹配技術，并不能解決由于患者本身呼吸配合不到位等原因?qū)е碌膶用娌黄ヅ鋯栴}。

2.3 采用SR-IR組合脈沖準備的T1 mapping技術

在SASHA被提出的同年，還有學者將IR和SR兩種準備脈沖組合應用于同一序列中，提出了SR 準備的心率非依賴性反轉(zhuǎn)恢復(saturation pulse prepared heart rate independent inversion recovery，SAPPHIRE) T1 mapping技術[21]。

2.3.1 SAPPHIRE序列設計

圖3 飽和恢復準備的心率非依賴性反轉(zhuǎn)恢復(saturation pulse prepared heart rate independent inversion recovery，SAPPHIRE) T1 mapping 技術序列成像原理示意簡圖。Fig. 3 Schematic diagram of saturation pulse prepared heart rate independent inversion recovery(SAPPHIRE)sequence imaging principle.

2.3.2 SAPPHIRE與MOLLI和SASHA的比較研究

這類序列即利用IR 脈沖造就較大的縱向磁化矢量動態(tài)恢復范圍，以此增強信號采集對噪聲的抗性，確保良好的定量精確度；又利用SR 脈沖消除歷史殘留磁化矢量影響，以此提高定量準確性和心律失常抗性。該序列融合了前面兩類序列的優(yōu)勢。已有研究對比過這三種準備脈沖類型的T1 mapping，結果表明三者可重復性無差異，SAPPHIRE 對于T1 值定量的準確性與SASHA 相當或更佳，優(yōu)于IR 脈沖準備的T1 mapping，精確度和圖像偽影出現(xiàn)的概率介于兩者之間[8-9]，對心率敏感度降低了許多，但還是會像IR脈沖準備的序列一樣受組織自身T2值和MT效應影響，但程度有所減輕[6,8]。Guo等[45]已經(jīng)實現(xiàn)了在自由呼吸下約2 min完成SPPHIRE序列多層采集，可惜其定量準確性和精確度仍處于二維MOLLI 和SASHA 序列之間。但是，此類準備脈沖組合模式與單獨的準備脈沖序列相比成像和擬合過程都較復雜，且與后文將介紹的準備脈沖組合后實現(xiàn)多參數(shù)定量的序列相比，綜合價值較低。

3 不同讀出序列

3.1 基于bSSFP讀出序列的T1 mapping技術

3.1.1 使用bSSFP讀出序列的優(yōu)勢

T1 mapping 通常都是使用bSSFP 讀出序列進行信號采集的，因為讀出序列梯度編碼在進行信號采集的過程中會對組織自然的T1 弛豫過程造成干擾，從而加速弛豫過程，帶來因信號采集過程造成的T1 值的低估，而早有研究表明采用bSSFP讀出序列在信號采集過程中對縱向弛豫的干擾最小，且可獲取較高的SNR[14,46]，所以一般常使用bSSFP 讀出序列在舒張末期進行信號讀出。

3.1.2 使用bSSFP讀出序列的不足及原因

該讀出序列使得IR 脈沖準備的T1 mapping 易受到組織T2 值、MT 效應和偏共振頻率等因素的影響，造成定量準確性不足。

3.1.2.1 組織T2值的影響

Gai 等[47]已利用Bloch 方程仿真模擬的方式明確了組織T2值對MOLLI數(shù)據(jù)擬合出的T1*的具體影響，即組織T2值越小對T1*的影響越大，最終對T1的低估越明顯；而SR準備的序列不受組織T2值的影響[17]。

3.1.2.2 MT效應的影響

Robson 等[48]在Bloch 方程仿真模擬的基礎之上，進行了關于MT 對MOLLI 和SASHA 序列的活體T1 定量影響的研究，表明在施加IR 脈沖后存在于細胞內(nèi)的大量本沒有被IR 脈沖激發(fā)的結合型質(zhì)子(束縛池)與脈沖激發(fā)的自由質(zhì)子(自由池)之間發(fā)生能量交換，即MT。由于磁共振信號采集時只能采集到橫向磁化矢量切割磁感線產(chǎn)生的信號，而束縛池的T2 時間極短，磁化矢量很快就可完成弛豫過程，回復到初始狀態(tài)，故其信號不能被采集到，但卻造成了自由池最終被探測到的信號減弱，使擬合曲線變形。這種效果與讀出序列對縱向弛豫造成的加速效果疊加，共同導致IR準備的序列得到的表觀T1值降低，因Look-Lock 校正因子只是對讀出序列的干擾進行校正，并不能對MT 效應進行校正，故最終造成對組織T1 值的低估。但SR 準備脈沖可使束縛池也逐漸被飽和，之后與自由池的凈MT 趨近于零，因此SR 脈沖準備的序列三參數(shù)擬合的SR曲線受MT的影響不大。

3.1.2.3 偏共振的影響

隨著臨床上3.0 T 磁共振設備的普及，高場強在提供更高的組織SNR 的同時，也因難以絕對控制的磁場均勻性給采用bSSFP 讀出序列的成像技術帶來了挑戰(zhàn)。眾所周知bSSFP讀出序列更容易受磁場不均勻造成的中心頻率偏移的影響而產(chǎn)生偽影，即受偏共振頻率影響而產(chǎn)生黑帶偽影[49]。其實偏共振頻率不僅會影響圖像質(zhì)量，甚至在偏共振頻率絕對值相對較小的地方，即使沒有出現(xiàn)偽影，也會造成一些T1 估值的誤差，表現(xiàn)為讀出序列的翻轉(zhuǎn)角越大其估值受偏共振頻率影響越大，偏共振頻率絕對值越大造成的T1 估值誤差越大[10]。如Bhuva等[50]對使用心臟植入式電子設備的患者進行研究，發(fā)現(xiàn)在肉眼評估無偽影的心肌節(jié)段也存在明顯T1 定量值偏低的情況。

有研究顯示，在3.0 T 磁場環(huán)境中，采用bSSFP 讀出序列均有不同程度的偽影存在，SASHA序列出現(xiàn)偽影的節(jié)段比例最高，常出現(xiàn)在前或下外側壁[17]，SAPPHIRE序列次之，MOLLI序列最少[8]?？赏ㄟ^增加局部勻場或中心頻率校正的方法來改善上述偽影，但尚不能完全消除偏共振的影響。Bhuva等[50]在健康志愿者中通過在胸壁上放置心臟植入式電子設備驗證了采集偏共振場圖可以檢測T1 定量中的誤差，可用于校正MOLLI序列的T1 值定量結果，這種校正方法雖不能消除條帶狀偽影，但可以提高沒有出現(xiàn)條帶狀偽影的心肌節(jié)段的T1 定量準確性，有利于受患者心臟植入式電子設備干擾的心肌病變的檢出。

3.2 基于FLASH讀出序列的T1 mapping技術

3.2.1 FLASH與bSSFP相比的優(yōu)勢

與bSSFP 讀出序列相比，F(xiàn)LASH 讀出的SNR 以及血液與組織間的對比度較差，且采集信號時對自然弛豫干擾較大，因此一直沒作為讀出方式的首選。但當受磁場不均勻影響較大時，可采用FLASH 讀出序列作為替代[51]，因為FLASH 序列對抗因中心頻率偏移而造成的偏共振偽影的能力較bSSFP 讀出序列更強，而且能夠顯著降低MT 效應造成的信號衰減并消除組織T2值影響[24]。

基于FLASH 讀出序列的T1 mapping 不僅對消除3.0 T 場強中bSSFP 相關偽影有利，由于其對磁場不均勻性的抗性相對較好，在1.5 T 場強下，結合高帶寬，也可降低如植入式除顫器等金屬植入物對成像區(qū)域的影響[52]，而且基于FLASH讀出序列與其他讀出序列相比，對如今日漸普及的多層成像快速掃描更為有力[22,53]，Weing?rtner 等[22]采用FLASH 讀出的多層成像SAPPHIRE T1 mapping 序列進行更快速且覆蓋范圍更廣泛的心肌T1 定量，結果表明該序列可在單次屏氣下完成3 層16 個美國心臟學會(American Hospital Association，AHA)節(jié)段的T1 量化，與單層掃描的結果有很好的一致性。對IR-FLASH 序列射頻激發(fā)角的B1 場進行校正之后，將會提高定量的準確性[54]。

3.2.2 修改讀出序列后的算法改變

當信號的讀出序列改變之后，原本用于傳統(tǒng)bSSFP 讀出的曲線擬合算法便不適合直接應用于基于FLASH 讀出的序列。Rodgers等[55]提出了改為FLASH讀出的ShMOLLI-IE序列，并提出了相應的適用擬合算法，新算法考慮到了反轉(zhuǎn)脈沖反轉(zhuǎn)效率不完美的實際情況，提出優(yōu)化反轉(zhuǎn)脈沖和使用反映反轉(zhuǎn)效率的校正因子，假設T1 corrected=T1/δ，若已知反轉(zhuǎn)因子δ，就可提高反轉(zhuǎn)脈沖準備序列的對T1估值的準確性，與傳統(tǒng)的三參數(shù)指數(shù)擬合不同，采集縱向磁化矢量完全恢復情況下的圖像M0 先估算δ，再用Bloch 方程進行弛豫曲線擬合。Shao 等[56]提出的適用于FLASH-MOLLI 的BLESSPC (Bloch equation simulation with slice profile correction)算法是在前人提出的算法之上，再加入層面輪廓校正，該算法大大降低了序列對心率的敏感性，可提供準確且精確的T1 值定量，并消除了3.0 T時與bSSFP相關的帶狀偽影。

由于磁共振定量序列表征的各項組織性質(zhì)各有不同，在疾病的診斷和研究中需要綜合考慮，因此同時實現(xiàn)多參數(shù)定量的技術[57]應運而生，如CMR指紋成像[58-59]、反轉(zhuǎn)恢復脈沖[60-61]或SR脈沖[62]與T2準備脈沖相結合的定量序列等，上述技術不僅能夠同時定量組織T1、T2 值，還可以同時測量更多組織參數(shù)[63-65]。Ak?akaya 等[62]在單次心動周期內(nèi)施加飽和脈沖和T2準備脈沖兩種磁化準備，兩種準備脈沖之間的間隔及T2準備脈沖的持續(xù)時間在每個心動周期各不相同，由此獲得一系列不同T1和T2權重的圖像，即可在單次屏氣下同時定量組織T1值和T2值。Guo等[66]將多參數(shù)定量技術與多層成像技術相結合，可以實現(xiàn)自由呼吸下2 min 內(nèi)全心T1 和T2 同時定量。Kellman等[67]在自由呼吸下多參數(shù)定量序列基礎上，利用對比劑增強后的T1 mapping和T2 mapping進一步計算生成了亮血晚期釓增強(late gadolinium enhancement，LGE)圖像和黑血LGE圖像，可以用于替代增強后常規(guī)LGE成像，不僅縮短成像時間，還可在一次成像中同時評估彌漫性病變和局灶性病變情況。

多參數(shù)定量的技術的綜合價值較高，不過尚存在一些不足，如CMR指紋成像的采樣窗口時間和數(shù)據(jù)字典生成時間較長，部分研究中IR脈沖與T2準備脈沖相結合的序列雖然成像速度快，但定量準確性和精確度均不如MOLLI序列[61]。Shao等[68]關于IR 脈沖與T2 準備脈沖相結合定量序列的研究已經(jīng)優(yōu)化了上述不足，不僅極大地縮短了成像后的重建運算時間，而且還達到了與傳統(tǒng)MOLLI 一致的定量效能，但由于MT 效應的影響使其仍存在測量值偏低的情況。不過多參數(shù)定量技術對臨床應用而言具有一定的復雜性，且尚需進一步擴大研究樣本量以驗證其多參數(shù)評估的穩(wěn)健性及病變檢出敏感度。

4 ECV的產(chǎn)生及問題

以上已經(jīng)從序列組成類型的角度分別介紹了心肌T1 mapping 的多種序列以及不同序列對T1 定量結果的影響，不同設備或不同序列都將造成T1 值定量結果的差異，在臨床工作中很難進行標準化的對比，這些都將會影響到疾病的診斷和隨訪。雖然水腫、纖維化或蛋白質(zhì)積累等都會造成心肌初始T1值增加，鐵沉積等可致其降低[6]。但是，心肌T1值是由組織細胞和細胞外間質(zhì)共同決定的，所以在導致組織T1 值變化的眾多影響因素中精準分析具體因素的過程較為復雜。而ECV 值代表的是細胞外間質(zhì)體積占整體心肌組織體積的百分比，是將心肌組織分為細胞成分和細胞外間質(zhì)成分兩部分考慮，心肌纖維化正是由于細胞外間質(zhì)發(fā)生了變化，與ECV 值升高有明確相關性，且ECV 值作為一個比值，可以抵消掉因設備或序列原因造成的T1定量誤差[69]。

心肌纖維化與心臟疾病的不良預后密切相關，有研究[70]表明ECV 值比初始T1 和增強后T1 更適合作為心肌纖維化的量化指標，與不良預后(心源性死亡或心力衰竭)有很強的相關性。通過測量增強前后心肌和血池的T1 值，再結合血常規(guī)檢查中24 h 內(nèi)的血細胞比容，根據(jù)計算公式(1)[7]即可算出ECV值。甚至已有研究提出了一種可以根據(jù)血池初始T1值直接估算出血細胞比容的方法[71]。

Nordlund等[72]比較了多種T1 mapping序列測量的ECV值與豬的同位素示蹤法所得ECV值，研究得出由于MOLLI序列低估了增強后的T1 值，造成了所得ECV 值偏高，而SASHA 序列得出的ECV 值較準確，且MOLLI 序列所得ECV 值會隨增強后成像時間的延遲而增加，但SASHA序列所得ECV值則沒有這種時間依賴性。此研究結果中導致MOLLI序列測量的增強后T1值偏低的情況，可能與該研究所使用的MOLLI 序列并不適合用于增強后表現(xiàn)為短T1 值的組織成像有關，而且ECV 值的時間依賴性是一個實踐操作中不容小覷的問題，應盡可能標準化操作，減弱其對結果的干擾。

在臨床工作中常出現(xiàn)因為患者呼吸配合不達標或心律不穩(wěn)定導致T1 mapping 序列增強前后同層面圖像匹配不理想的情況，另外心腔內(nèi)血液的流動效應也會影響血液T1 值的可信度，這些都對ECV 的準確性提出了挑戰(zhàn)。近年來陸續(xù)推出的多種自由呼吸下完成多層圖像采集[16,66,73]和三維成像[39,41-42]的T1 定量序列，結合了并行采集、壓縮感知等快速采集技術和呼吸門控技術，不僅使患者耐受程度提高，有希望完美解決上述問題，也可不必受單次屏氣限制而獲取更高的圖像分辨率，為顯示右室心肌定量提供技術支持。不過任何可能引起細胞外隙增寬的因素都會影響ECV值，所以ECV值可用于疾病的檢出，但不具備特異性[7]。

5 T1mapping技術在心肌病中的應用進展

5.1 缺血性心肌病

T1 mapping 技術正日益廣泛地應用于臨床診斷和研究，已經(jīng)可以用于缺血性心肌病心肌水腫、梗死[74]、心肌內(nèi)出血[75]和微血管阻塞(microvascular obstruction，MVO)[4]的診斷，對疾病的診斷、治療及預后評價都具有指導作用。

急性缺血性心肌損傷常表現(xiàn)為初始T1和ECV值增高[1]，急性心肌梗死的預后主要取決于不可逆心肌損傷的程度和左心室重構，MVO是預后不良的重要預測因子。有研究[74]通過臨床常用的ShMOLLI序列證明了初始T1可以區(qū)分出可逆性心肌損傷(心肌水腫)和不可逆性心肌損傷(心肌梗死)，對于沒有MVO表現(xiàn)的梗死心肌節(jié)段，不可逆性、可逆性和遠端心肌的初始T1 值之間有明顯差異(1447 ms±44 ms、1327 ms±36 ms 和1177 ms±34 ms)，隨病程的延長(6 個月后)，不可逆區(qū)的初始T1 值將減低(1294.4 ms±58.7 ms)，但也顯著高于遠端心肌(1173.4 ms±34.2 ms)。而同樣是在心肌梗死核心區(qū)，有微血管損傷的心肌初始T1值(1048 ms±78 ms)明顯低于沒有微血管損傷的(1111 ms±89 ms)[75]。也有研究[4]表明，由于MVO的初始T1明顯低于其周圍的梗死心肌，可以在初始T1圖上準確測量出MVO 面積，其結果與LGE 圖像上測量的區(qū)域高度一致，這將為腎功能不全的患者提供一種無需注射對比劑的檢測方法。但是對于不同的設備和成像序列，區(qū)分心肌損傷程度的閾值會有所不同，需要研究者根據(jù)實際確定合適的閾值。

5.2 非缺血性心肌病

T1 mapping 技術能夠測量組織的初始T1 值、對比劑增強后的T1 值和ECV 值，可以提供多種參數(shù)用于非缺血性心肌病的診斷和鑒別診斷，已應用于肥厚型心肌病[76-80]、擴張型心肌病[81-82]、心肌炎[83-84]、心肌淀粉樣變性[85-86]、結節(jié)病[87]等多種疾病的臨床診療和研究中。

已有研究[80,88-89]顯示肥厚型心肌病心肌初始T1 值較健康人群升高，LGE延遲強化節(jié)段尤著。中國醫(yī)學科學院阜外醫(yī)院趙世華教授團隊[77]回顧性分析258 例關于肥厚型心肌病患者CMR 圖像，結果顯示，即使在LGE 檢出為陰性且沒有血流動力學阻塞的情況下，肥厚型心肌病患者的心肌初始T1 值和ECV值亦顯著升高，且最大值均與左心室質(zhì)量高度正相關，因此指出T1 mapping技術可用于肥厚型心肌病心肌異常改變的早期診斷，相關預后研究還指出ECV 值的升高與不良預后相關，這在其他學者的研究中也得到了證實[79]。另外一方面，肥厚型心肌病心肌初始T1值與健康人群有很大重疊，如Deborde等[76]的研究顯示肥厚型心肌病患者的心肌平均初始T1值為995 ms±34 ms (952～1086 ms)，而健康志愿者為966 ms±27 ms(920～1042 ms)，因此研究提示有時需結合ECV 值共同診斷。如左室心肌達到病理性肥厚程度的運動員心臟與肥厚型心肌病的鑒別[78]，前者因細胞肥大導致細胞外間隙相對變小，ECV值與心肌肥厚程度呈負相關，后者則是因為細胞紊亂和間質(zhì)增生而導致ECV值明顯升高。

關于擴張型心肌病的研究[81]表明初始T1值與擴張型心肌病患者的射血分數(shù)存在明顯負相關。Li等[82]對擴張型心肌病的不同病程終點與心肌T1 mapping和ECV的相關性進行了研究，發(fā)現(xiàn)心肌初始T1值和ECV值均增高，且對擴張型心肌病預后是有價值的，尤其是在心肌延遲增強檢查為陰性結果的患者中，其對疾病風險分級的價值尤為重要。

急性心肌炎是年輕人(≤35 歲)心源性猝死的主要原因，對比劑增強前的T1 mapping 和T2 mapping 已被納入2018 年的非缺血性心肌炎路易斯湖標準(Lake Louise Criteria)[83]，明確了其對組織性質(zhì)的客觀評價效能。急性心肌炎導致的心肌組織充血應該會使增強后早期的病變處心肌釓的相對含量更高，T1 弛豫時間縮短更強烈，但是增強早期的T1 mapping尚未被列入指南。Palmisano 等[84]最近提出了早期T1 縮短百分比這一概念，可以通過增強早期T1 (對比劑注射后2 min開始采集)與初始T1 的差值占初始T1 的百分比來表示增強早期單純因為對比劑聚集量而造成的T1 值的變化，從而排除眾多T1 mapping 的影響因素，實現(xiàn)對心肌充血情況的量化，而且其診斷效能均優(yōu)于增強晚期T1 mapping (對比劑注射后15 min開始采集)和ECV定量。

除了上述直接用T1 mapping 所得測量值進行比較研究，Kranzusch 等[90]將生物統(tǒng)計學中的Z-score 應用于不同設備廠家的不同MOLLI 序列定量測量結果與非直觀參數(shù)的研究，證明了經(jīng)過數(shù)據(jù)后處理生成的相應Z-score 圖定量結果可以排除設備型號、場強和成像序列對定量結果的影響，也驗證了Z-score 定量對心肌淀粉樣變患者的診斷準確性與傳統(tǒng)T1 mapping 相同，是適合臨床應用的標準化評價方法。但是，這項研究中僅涉及幾種不同的MOLLI 序列，并沒有涵蓋SASHA、SAPPHIRE 等序列。也有學者[91]表示Z-score 尚不能很好地應用于MOLLI 定量標準化比較，他們通過對文獻調(diào)查和相關成像參數(shù)的研究給出了幾個健康人群MOLLI序列定量的T1值參考范圍。但是，這些生物統(tǒng)計學的方法目前也只能作為參考，以增強診斷或研究者的信心，更重要的還是如何從精準成像的角度優(yōu)化和分析心肌定量結果。

總之，隨著設備軟硬件的改良、進步，T1 mapping 技術已廣泛應用于各類心肌病的臨床診療及隨訪之中，雖仍存在一些不足，但已在很大程度上提高了相關疾病的診治水平。

綜上所述，T1 mapping 技術具有多種準備脈沖和讀出序列模式，在該技術的發(fā)展過程中，研究者對這兩項成像要素及其相應的后處理方法進行了持續(xù)改進，使得T1 mapping 的成像效能大大提升。對于該項技術發(fā)展過程的了解，將有助于心血管影像工作者深入理解T1 mapping 的成像原理與成像過程，在臨床工作中，針對遇到的問題自主尋找原因及解決方案，并能夠結合不同成像特點，更加準確地分析圖像、診斷疾病。本文將有助于心血管影像工作者對T1 mapping 技術進行深入思考，尋找醫(yī)工結合、共同實現(xiàn)精準成像的新思路。

作者利益沖突聲明：全部作者均聲明無利益沖突。