骨骼肌磁共振擴散加權成像研究進展

張莉，張晏境，丁建平

1 骨骼肌擴散張量成像研究

1.1 擴散張量成像的成像原理

擴散是分子在溫度或濃度梯度影響下的隨機位移，擴散加權成像(diffusion weighted imaging，DWI)用來反映水分子的擴散，對于水分子運動特性可以用擴散敏感梯度方向上的表觀擴散系數(apparent diffusion coefficient，ADC)值來量化[1]。在生理狀態下水分子運動受體內各種組織結構的影響，在各個方向上的擴散速度不同，這種各個方向的不同稱為各向異性(anisotropy)，可以通過測量至少6個獨立方向的ADC值來計算各向異性的方向和程度。

擴散張量成像(diffusion tensor imaging，DTI)技術是利用水分子擴散各向異性的特點進行成像[2]。由于水分子擴散最大速度的方向與肌纖維主要的走形方向平行[1]，因此DTI技術能夠量化肌纖維束的各項異性，并利用這種各項異性重建組織的微觀結構[3-4]。目前最常用來定量分析各向異性的參數是各向異性分數(fractional anisotropy，FA)值，FA值代表水分子各向異性占全部擴散張量的比值，取值范圍介于0～1之間，在各向同性的介質中，FA值為0，在理想狀態下最大各項異性的介質中，FA值為1，FA值越大，代表擴散的各向異性越強[5]。除了FA外，DTI常用的參數還包括本征向量(ζ1、ζ2、ζ3)、本征值(λ1、λ2、λ3)、平均擴散率(mean diffusivity，MD)及ADC等。λ1、λ2、λ3是橢球體的3個主軸半徑，分別對應其本征向量。MD是描述組織中水分子總體擴散方向平均值的指標，ADC是指單位時間內水分子擴散的位移，兩者均反映水分子的擴散能力，水分子擴散越強，ADC值及MD值越大[6-7]。DTI不僅提供了骨骼肌組織擴散的方向信息，并為肌纖維束3D成像奠定了基礎。DTI纖維示蹤技術以單位體素內主要本征向量(ζ1)的方向代表單位體素內肌纖維束的主要走行方向，運用相關算法對鄰近體素內的結構進行連續性顯示，通過連續跟蹤纖維束的分布方法[8]，從而實現肌纖維束軸面投影的3D可視化[9]。纖維束成像通常從手動或自動選擇的感興趣區域開始并持續直至截止值，常用的截止值是最小和最大FA值以及當纖維束角度變化時[1]。為了獲得精確的纖維束成像，建議圖像的信噪比最少為30[10-11]。當圖像信噪比一定時，纖維素示蹤的截止值FA為0.1時足以精確地重建肌纖維的走形[12]。估算擴散張量模型參數是擴散張量成像數據處理過程中最重要的步驟，然而，不確定性在這個過程中起著重要作用，影響參數的穩定性。Behrens等[13]提出了概率密度函數(任何兩個非共點之間連接的概率)估計擴散模型中感興趣參數，解決了上述的不確定性，增加了參數的可信度。

1.2 DTI在骨骼肌應用的研究進展

DTI已成功用于顯示腦神經纖維束的走形，從而為腦內疾病臨床診治(如放射治療及外科手術)提供了有效信息[14]。然而，DTI首次被提出并不是用于研究腦白質纖維，而是豬的骨骼肌[3]。因此，DTI在骨骼肌系統方面的研究中存在很大潛力。近年來，DTI逐漸地應用于研究骨骼肌系統的生理、解剖及病理學。

DTI早期研究焦點主要集中在量化健康志愿者小腿肌肉的擴散特征及實現小腿肌纖維束成像的可視化[15-16]。隨著研究的深入，DTI已成功應用于人體其他部位肌肉的研究，如大腿[17-19]、前臂[20-21]、膝關節周圍[2]以及更復雜的肌肉結構如盆底肌及肛提肌[6，22]等。

然而DTI參數不僅受年齡、性別、體質量指數等個體差異的影響，而且還與許多短暫因素如運動、休息、壓力、體溫及關節相對位置等有關[1]，因此 DTI成像技術如 b值的選擇對圖像質量及后處理數據的準確性至關重要。研究表明[23]，骨骼肌DTI的b值取400～500 s/mm2可獲得準確的DTI參數及纖維束重建結果。時啟紅等[2]發現膝關節周圍肌肉DTI的最佳b值為500 s/mm2。分析數據的方法也會對研究結果產生影響，Sigmund等[24]利用隨機滲透屏障模型對正常志愿者及慢性勞力室綜合癥患者運動前后骨骼肌DTI參數進行分析，結果發現運動前后兩組之間擴散參數的改變。

Sinha等[16]證明了小腿肌纖維束體內追蹤的可行性，在個體差異方面(如年齡)相關性的研究結果存在爭議。Kermarrec等[18]發現健康志愿者(16名)大腿肌肉的擴散特征(平均ADC值及平均FA值)與受試者的年齡、性別無顯著差異，然而大腿前群肌肉與后群肌肉擴散特征的差異具有統計學意義，前群肌肉的平均 ADC值高于后群，平均FA值低于后群，并推測這種變化可能與肌肉組織水合作用不同有關。Yoon等[19]通過DTI對95名健康志愿者按照年齡進行分組對照研究發現，大腿前群肌肉的平均FA值與年齡顯著相關，與性別無關；兩者與年齡相關性的研究結果不同可能與納入受試對象的例數不同有關。

在骨骼肌DTI的研究過程中，即使有人提出DTI的特征向量與骨骼肌纖維解剖結構有關，但是沒有研究能夠證明特定特征向量與特定解剖結構之間的關聯。研究主要集中在骨骼肌位置狀態不同對DTI參數的影響[5]。Schwenzer等[15]對8名健康志愿者的小腿肌肉在不同功能狀態下進行DTI掃描，證明了由于踝關節的被動屈曲及伸展而導致小腿肌纖維結構擴散特征值(FA、MD值)的改變，當肌肉被動拉伸時FA值增加和MD值下降，而肌肉被動縮短時FA值下降和MD值增加。Elzibak等[25]研究從站立位到仰臥位姿勢變化后小腿肌肉DTI參數的改變，并且得到在進行小腿DTI掃描前應該讓受試者仰臥休息至少34 min以保證檢查結果可靠性的結論。以上研究說明 DTI參數的變化與骨骼肌功能狀態有關，這提示在進行骨骼肌 DTI實驗設計時，應控制骨骼肌位置處于相同狀態，以保證實驗結果的可靠性。

在運動方面的研究，眾所周知，進行長時間體育鍛煉(如馬拉松運動)時，骨骼肌反復收縮和松弛的過程中會引起骨骼肌細胞微觀結構的改變[26-27]。而體育運動對骨骼肌擴散張量特性造成怎樣的影響呢？Okamoto等[26]在2012年研究運動員及非運動員優勢小腿肌肉擴散張量特征FA值、ADC值及本征值(λ1、λ2、λ3)的差異性時發現運動員組小腿肌肉的ADC值及本征值(λ1、λ2、λ3)低于非運動員組(P＜0.01)，FA值變化差異無明顯統計學意義，并解釋這種變化可能與肌細胞內肌絲密度增加有關，并在兩年后得到非酒精性脂肪性肝病患者在進行雜交訓練后雙側大腿肌肉總體 MD值上升，FA值下降的結論，并推測結果可能與訓練后肌細胞肥大有關[28]。Froeling等[17]對5名男性業余長跑運動員在參加馬拉松前1周、運動后2 d及運動后3周分別進行MRI掃描(T1WI、T2WI、PDWI及DTI)，獲得3組不同時間點的擴散參數：DTI本征值(λ1、λ2、λ3)、FA值及MD值，分析馬拉松運動前后大腿肌肉擴散參數的變化。結果發現股二頭肌在運動后2 d 3組擴散參數均顯著增加，半腱肌及股薄肌在運動后2 d本征值及MD值顯著增加。Scheel等[29]研究結果表明健康志愿者比目魚肌的最大肌力與平均FA值呈負相關，這種相關性可以利用肌纖維直徑的粗細及1型和2型肌纖維微觀結構的差異來解釋，并認為DTI可以作為評估骨骼肌纖維類型分布的定量非侵入性工具。這種相關性可以利用肌纖維直徑的粗細及1型和2型肌纖維微觀結構的差異來解釋，并認為DTI可以作為評估骨骼肌纖維類型分布的定量非侵入性工具。

隨著DTI技術的發展及臨床需求的擴展，DTI不僅用于下肢骨骼肌的研究，還應用于前臂肌肉及女性盆底肌肉成像及損傷的研究。Froeling等[20-21]利用DTI序列對人體復雜的前臂肌肉進行研究，證明了前臂肌肉DTI參數(擴散張量本征值、MD、FA等)測量的可重復性并設計了一種后處理工具用于肌肉擴散張量數據的分割。崔璨等[22]在進行 DTI及纖維束示蹤技術對經陰道分娩初產婦肛提肌損傷評價中的應用價值的研究中發現，在肌纖維束3D成像方面，恥骨內臟肌纖維束結構能夠清晰顯示，然而髂尾肌連續性顯示欠佳。DTI也用于盆底器官脫垂患者及經陰道分娩初產婦肛提肌損傷的評估[6]，在纖維示蹤圖像上表現為損傷區域肌纖維走行中斷和排列紊亂，從而可判定肛提肌損傷的范圍和程度。遺憾的是，目前DTI尚不能定量研究肛提肌的損傷[22]。

2 骨骼肌體素內不相干運動研究

2.1 體素內不相干運動成像原理

Le等[30]在1988年首次提出體素內不相干運動(intravoxel incoherent motion，IVIM)的概念，用來定量評估組織擴散加權成像數據。IVIM用于描述體素微觀運動的技術前提是假設血液的微循環及灌注是非一致性、無條理的隨機運動。它不僅能提供體素內單純水分子擴散的定量信息，還能反映毛細血管網中血流微循環灌注的情況。IVIM雙指數模型可以更全面地分析 DWI信號衰減與 b值的關系，其雙指數模型公式為：Sb/S0=(1-f)×exp (-b×D)+f×exp [-b×(D*+D)]，其中Sb、S0分別代表b取某個b值(b≠0)及b=0時的信號強度；b值為擴散敏感因子，單位為s/mm2；D為真擴散系數，代表體素內單純水分子擴散，單位為mm2/s；D*為偽擴散系數，代表體素內微循環灌注相關的擴散效應，單位為mm2/s；f為灌注分數，代表體素內微循環相關的擴散占總體擴散的百分率，與毛細血管血容量有關。采用多個不同加權的b值進行DWI，通過雙指數模型擬合算法得到IVIM參數D、D*和f。

2.2 IVIM在骨骼肌應用中的研究進展

IVIM雙指數模型一經引入，便用于腦腫瘤、骨腫瘤及腦缺血疾病的診斷[30]。隨著磁共振技術的發展，IVIM-MRI逐漸用于全身疾病的診斷，如肝臟、胰腺[31]、腎臟等疾病，也用于骨骼肌的研究[32-37]。

IVIM在骨骼肌系統的應用主要集中在定量觀測骨骼肌運動前后灌注的變化。Morvan[33]在1995年首次將IVIM應用到肌肉系統中，并發現運動后前臂肌肉D*值及D值均升高。 Filli等[32]通過IVIM對8名健康志愿者前臂運動前后進行 MRI掃描，結果顯示指淺/深屈肌于運動后與運動前相比，D (P＜0.029)、D*(P＜0.01)和f (P＜0.01)均升高，并推測這種改變可能與運動導致部分肌肉毛細血管的開放有關。陳玉濤等[35]對15名健康志愿者進行研究，得到的結果與Filli等[32]研究結果一致。咀嚼肌的纖維成分不同于四肢骨骼肌，咀嚼肌在收縮時更耐疲勞，因此咀嚼肌灌注特點可能不同于其他骨骼肌。Sasaki等[34]對咀嚼肌收縮時灌注參數(D、D*、f)進行分析，發現咀嚼時 D*值和 f值增加，D值變化不大，這可能與咀嚼肌咬緊時屬于等長收縮、對水分子擴散影響不大有關。在肌肉疾病的研究中，丁寧寧等[36]發現多發性肌炎和皮肌炎患者雙側大腿骨骼肌在靜息狀態D及D*均高于健康志愿者組，f變化差異無明顯統計學意義，并得到IVIM參數(D及D*)對診斷多發性肌炎和皮肌炎具有重要作用的結論。丁寧寧等[37]利用IVIM技術對進行性肌營養不良患者雙側大腿肌肉依據是否有脂肪浸潤分組進行研究，發現患者大腿肌肉脂肪浸潤組D值明顯低于水腫肌肉及未受累肌肉，這與脂肪變越嚴重、水分子含量越少有關。

綜上所述，DWI以其無創、可重復性、定量的特點從中樞神經系統疾病的診治逐漸擴展到骨骼肌系統的研究。DTI已成功地用于定量評估骨骼肌的病理生理學改變及全身大部分肌纖維的3D可視化成像。然而，DTI技術評估骨骼肌在運動醫學方面的研究，國內外報道的文獻數量較少，研究結果也存在一定的差異性。對于馬拉松運動對骨骼肌影響的DTI研究甚是罕見。因此，骨骼肌擴散張量成像在運動醫學領域(尤其是馬拉松運動)的進一步研究是必要的。IVIM不僅可以無創性觀測肌肉的靜息狀態，而且能夠反映肌肉運動前后灌注相關的擴散功能的改變，但目前的研究還處于初始階段，在運動醫學領域(如馬拉松運動)的研究罕見，仍需要進一步將IVIM技術拓展至運動醫學及肌肉灌注相關的疾病領域，以發揮其最大的應用價值。

利益沖突：無。