T1 mapping技術(shù)原理及其在心肌定量的研究進(jìn)展

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(xué)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(xiàng)非侵入性評(píng)價(jià)心肌組織特征的有效工具[1]，對(duì)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(cè)量對(duì)比劑增強(qiáng)前、后心肌T1值，并結(jié)合紅細(xì)胞壓積得到心肌細(xì)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(zhǔn)備脈沖部分，第二部分為讀出數(shù)據(jù)部分，已有學(xué)者對(duì)準(zhǔn)備脈沖部分進(jìn)行了比較研究[8-9]及回顧綜述[10-12]，目前尚未見到針對(duì)T1 mapping 序列準(zhǔn)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(jìn)行統(tǒng)一回顧分析的綜述，本文將重點(diǎn)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(duì)T1 mapping 成像技術(shù)在心肌定量的最新研究進(jìn)展進(jìn)行總結(jié)。

1 T1 mapping序列基本原理背景

心臟T1 mapping 序列由準(zhǔn)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(dòng)準(zhǔn)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(fù)到初始狀態(tài)的弛豫過程中，讀出序列會(huì)在多個(gè)心動(dòng)周期的相同時(shí)相(一般為舒張末期)進(jìn)行多次數(shù)據(jù)采集，得到不同弛豫時(shí)間的圖像信息，通過擬合Bloch方程得到T1 mapping圖，圖中每個(gè)像素的數(shù)值代表對(duì)應(yīng)的體素組織弛豫恢復(fù)曲線上縱向磁化矢量恢復(fù)到63%所用時(shí)間，即該體素組織的T1值[11]。

準(zhǔn)備脈沖有反轉(zhuǎn)恢復(fù)(inversion-recovery，IR)脈沖[10,13-16]、飽 和 恢 復(fù)(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(jìn)動(dòng)(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(zhǔn)備脈沖。以下將分別對(duì)不同脈沖準(zhǔn)備及讀出序列進(jìn)行綜述。

2 不同準(zhǔn)備脈沖

2.1 采用IR準(zhǔn)備脈沖的T1 mapping技術(shù)

最初用于心肌的T1定量技術(shù)是在Look-Locker[25]的基礎(chǔ)上結(jié)合多點(diǎn)采集的[26]方法發(fā)展而來的，包括改良版IR脈沖準(zhǔn)備的Look-Lock 序 列(modified Look-Locker inversion-recovery，MOLLI)[14]，以及在MOLLI 基礎(chǔ)上進(jìn)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(shù)背景

最初用于心肌的T1弛豫定量技術(shù)是在Look-Locker多點(diǎn)采集基礎(chǔ)上結(jié)合了心電門控技術(shù)，在心電R 波觸發(fā)一次IR 準(zhǔn)備脈沖后，進(jìn)行多次等間隔信號(hào)讀出，之后進(jìn)行全心動(dòng)周期信號(hào)采集[13]，相當(dāng)于將心動(dòng)周期劃分為多個(gè)時(shí)相，得到多個(gè)不同反轉(zhuǎn)恢復(fù)程度的圖像，繼而進(jìn)行弛豫曲線擬合。但此方法忽略了心臟運(yùn)動(dòng)造成的層面偏差，只能人工勾畫心動(dòng)周期每個(gè)時(shí)相對(duì)應(yīng)節(jié)段的ROI 來確定弛豫曲線上的采樣點(diǎn)，無法進(jìn)行逐像素?cái)M合，由于層面不能完全匹配，準(zhǔn)確性必然受損。因此，Messroghli等[14]提出了MOLLI。

2.1.2 MOLLI序列設(shè)計(jì)原理

MOLLI 在前人的研究基礎(chǔ)上做出了以下兩點(diǎn)改良：第一，結(jié)合心電門控技術(shù)，限定在心動(dòng)周期的舒張末期進(jìn)行信號(hào)采集，有效去除心臟運(yùn)動(dòng)干擾，可進(jìn)行逐像素?cái)M合定量成像；第二，將多次舒張末期的信號(hào)采集分成多組數(shù)據(jù)集進(jìn)行，最后再將采集到的多組不同TI 時(shí)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(shí)間。其優(yōu)點(diǎn)是定量的精確度較高，掃描可重復(fù)性較高，圖像中偽影的出現(xiàn)率較低，在主觀評(píng)價(jià)中圖像質(zhì)量較高；但也由于受到序列固有設(shè)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(zhǔn)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(shè)計(jì)原理。

如圖1 所示，該序列在17 個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)完成11 幅不同T1加權(quán)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(jìn)行，每組數(shù)據(jù)集均在心動(dòng)周期的R 波觸發(fā)IR 脈沖準(zhǔn)備之后，等待一定的反轉(zhuǎn)時(shí)間(time of inversion，TI)，于心動(dòng)周期的舒張末期進(jìn)行信號(hào)采集，每個(gè)采樣點(diǎn)均采用單激發(fā)(single shot)采集方式得來，每次采樣間隔相同時(shí)間。每組數(shù)據(jù)集采樣間隔三個(gè)心動(dòng)周期，使組織縱向磁化矢量在此期間能夠自然恢復(fù)，并假設(shè)這段時(shí)間已足夠其恢復(fù)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(shí)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(shí)間的圖像，即不同T1 權(quán)重的圖像，擬合成該層面的T1 mapping圖。

圖1 改良版IR 脈沖準(zhǔn)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(zhǔn)確性不足的原因

除此之外，MOLLI序列定量準(zhǔn)確性不足還與另外兩個(gè)因素相關(guān)：第一，該方法假設(shè)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(shí)際反轉(zhuǎn)效率；第二，該方法假設(shè)每次IR 脈沖準(zhǔn)備之前縱向磁化矢量已完全恢復(fù)到初始狀態(tài)，但實(shí)際上對(duì)于長T1 值的組織來說，每個(gè)IR 脈沖之間間隔的六個(gè)心動(dòng)周期還不足以使縱向磁化矢量自由恢復(fù)如初，這便造成了在下一次IR 脈沖開始準(zhǔn)備時(shí)縱向磁化矢量并沒有完全恢復(fù)[28]。當(dāng)心率較快時(shí)，縱向磁化矢量自由恢復(fù)的時(shí)間被進(jìn)一步縮短，則這種假設(shè)帶來的誤差會(huì)愈加明顯，這就是MOLLI 序列在心率越快時(shí)對(duì)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(jì)算所得T1*對(duì)真實(shí)T1 值的低估，在體膜實(shí)驗(yàn)中定量結(jié)果比真實(shí)T1 值低4%～10%[17]。

2.1.4 MOLLI的優(yōu)化發(fā)展

為了進(jìn)一步提高M(jìn)OLLI 序列的準(zhǔn)確性，縮短序列的屏氣采集時(shí)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(shí)間、調(diào)整采樣點(diǎn)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(duì)經(jīng)典的MOLLI 序列不斷進(jìn)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(duì)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(shí)間，并且在調(diào)整了采樣點(diǎn)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(chǔ)上，將原本以心動(dòng)周期為單位的采樣間隔時(shí)間修改為以s為單位[10]，延長了縱向磁化矢量自由恢復(fù)的時(shí)間，更有利于減輕心率較快情況下MOLLI 序列對(duì)T1 值的低估。Piechnik 等[15]已在1.5 T 和3.0 T 設(shè)備上對(duì)上述MOLLI 變體做過對(duì)比研究，結(jié)果表明在1.5 T時(shí)ShMOLLI對(duì)心肌T1值的定量結(jié)果比MOLLI 的短(10±16) ms，在3.0 T 時(shí)，兩種方法測(cè)得的結(jié)果相似。而Heidenreich 等[32]在3.0 T 上的對(duì)比研究表示MOLLI 對(duì)心肌T1 值的系統(tǒng)性低估沒有ShMOLLI 顯著，但兩者測(cè)量的對(duì)比劑增強(qiáng)前后心肌T1 值的變化差值沒有差異。Kellman 等[10]對(duì)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(jié)果表明ShMOLLI 定量的精確度不如后兩種MOLLI 變體，這是因?yàn)榫_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(cè)量長T1 值組織(增強(qiáng)前的心肌)時(shí)的精確度較好，而增強(qiáng)后的組織T1 值常在較短T1 值的區(qū)間(200～600 ms)，此時(shí)MOLLI 4-(1)-3-(1)-2方案的準(zhǔn)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(shí)間內(nèi)不理想的縱向弛豫恢復(fù)問題所造成的T1 值的低估。Shao 等[28]直接從造成MOLLI 定量準(zhǔn)確性不足的根源出發(fā)，提出了一種新算法InSiL (instantaneous signal loss simulation)，當(dāng)心率＞80 bpm和T1＞1000 ms時(shí)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(jié)束之后間隔3 s 采集一幅沒有IR 脈沖準(zhǔn)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(jìn)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(fù)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(shí)明顯提高了其準(zhǔn)確性和精確度。也有研究通過對(duì)采樣點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)校正提高M(jìn)OLLI 序列在臨床應(yīng)用中的定量準(zhǔn)確性[33]，增加了運(yùn)動(dòng)校正也有助于實(shí)現(xiàn)對(duì)右室心肌的定量分析[34]。

上述成像方法為縮短成像時(shí)間減少了采樣數(shù)量，因此因?yàn)樾盘?hào)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(xué)者通過控制三參數(shù)擬合曲線上采樣點(diǎn)的位置和數(shù)量來降低精確度的損失，或結(jié)合一些降噪技術(shù)改善精確度不足[31]。最近Guo 等[35]開發(fā)出了一種結(jié)合深度學(xué)習(xí)的快速M(fèi)OLLI 序列，用MOLLI 序列定量數(shù)據(jù)進(jìn)行深度學(xué)習(xí)建模后，只需施加一次IR 準(zhǔn)備脈沖，在之后連續(xù)的四個(gè)心動(dòng)周期采集4 幅T1 加權(quán)圖像的數(shù)據(jù)即可實(shí)現(xiàn)T1值定量，其T1值定量的準(zhǔn)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(shí)間，且以往學(xué)者單純通過減少采樣數(shù)量以縮短成像時(shí)間的做法相比，基于深度學(xué)習(xí)建模的方法保證了定量的精確度不會(huì)損失過大。但是，由于建模是基于MOLLI 序列，所以也會(huì)保留MOLLI序列的局限性，若采用定量準(zhǔn)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(jié)果。

另外，將回顧性心電門控應(yīng)用于T1 mapping 技術(shù)，不僅能延長心動(dòng)周期采樣時(shí)長以縮短成像時(shí)間，而且有利于擬合曲線上不同采樣點(diǎn)圖像與心動(dòng)周期的相同相位之間的準(zhǔn)確匹配，有利于降低心律失常導(dǎo)致的測(cè)量誤差。Becker 等[36]應(yīng)用回顧性心電門控延長了數(shù)據(jù)采樣窗口寬度，并對(duì)心臟搏動(dòng)進(jìn)行了運(yùn)動(dòng)校正，不僅實(shí)現(xiàn)了屏氣8 s 單層高分辨率心肌定量，還進(jìn)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(zhǔn)備的三維T1 mapping 技術(shù)，采用Flash 序列在自由呼吸下沿黃金角三維放射狀分布進(jìn)行信號(hào)采集，研究發(fā)現(xiàn)新方法的T1 值定量準(zhǔn)確性明顯高于二維MOLLI 序列，精確度也明顯高于SR 脈沖準(zhǔn)備的單激發(fā)(saturation recovery single-shot acquisition，SASHA) T1 mapping 技術(shù)序列，相當(dāng)于對(duì)兩種傳統(tǒng)經(jīng)典序列的優(yōu)缺點(diǎn)進(jìn)行了互補(bǔ)，且同時(shí)保留了兩者的優(yōu)勢(shì)，目前該方法對(duì)于呼吸節(jié)律不規(guī)則或心律失常患者的診斷價(jià)值尚待進(jìn)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(yīng)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(jìn)行序列優(yōu)化發(fā)展，不斷提高成像效率和定量準(zhǔn)確性，并且仍會(huì)隨著快速采集技術(shù)和人工智能的發(fā)展而進(jìn)一步提高，而且從技術(shù)研發(fā)到臨床應(yīng)用的進(jìn)程也會(huì)不斷加快。

2.2 采用SR脈沖準(zhǔn)備的T1 mapping技術(shù)

基于MOLLI定量準(zhǔn)確性不足的缺陷，SR準(zhǔn)備脈沖被應(yīng)用于T1 mapping技術(shù)，其不僅能夠消除前一次準(zhǔn)備脈沖之后殘存的橫向磁化矢量，且在每次脈沖準(zhǔn)備之后的單次信號(hào)讀出也不會(huì)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(zhǔn)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(zhǔn)備的自適應(yīng)恢復(fù)時(shí)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(shù)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(zhǔn)備脈沖前完全恢復(fù)的時(shí)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(zhǔn)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(dòng)周期，結(jié)合K 空間分段技術(shù)，又可進(jìn)一步提高圖像的空間分辨率和SNR。不過由于此方法沒有實(shí)際測(cè)算飽和效率，而是直接對(duì)完全飽和的數(shù)據(jù)進(jìn)行理想化假設(shè)處理，而且在一次準(zhǔn)備脈沖后的多次信號(hào)讀出的過程也會(huì)造成磁化損失，所以定量結(jié)果仍存在約5%的低估。

SR 脈沖準(zhǔn)備的T1 mapping 成像效率高，當(dāng)心律或心率異常時(shí)更具優(yōu)勢(shì)，因其不會(huì)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(zhǔn)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(zhǔn)備之后僅采集一次圖像，可僅在2～3 個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)采集兩幅不同權(quán)重的圖像(即質(zhì)子密度加權(quán)成像和T1WI)，通過兩圖比值定量出T1 值，這種快速成像方式對(duì)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(duì)SR 間隔進(jìn)行調(diào)整，設(shè)置為在每次飽和脈沖準(zhǔn)備后間隔不同數(shù)量的心動(dòng)周期之后進(jìn)行單次采樣，這樣可獲得更長的SR 時(shí)間的數(shù)據(jù)，可在后處理中提高曲線擬合對(duì)不規(guī)則心律的抗性，不過相較于前一種方法耗時(shí)較長。Chow等[17]在前人基礎(chǔ)上繼續(xù)進(jìn)行序列改進(jìn)，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(shè)計(jì)

SASHA 同樣是將最初的單次脈沖準(zhǔn)備后的多次采集改為單次采集，減少采集過程造成的信號(hào)損失，且設(shè)置在序列開頭真實(shí)采集未施加飽和脈沖準(zhǔn)備的數(shù)據(jù)，用此真實(shí)數(shù)據(jù)替代了MLLSR 方法中在計(jì)算時(shí)理想化假設(shè)的完全SR 時(shí)的數(shù)據(jù)，將實(shí)際的飽和效率考慮進(jìn)擬合算法中。相較于IR 脈沖準(zhǔn)備的T1 mapping，其優(yōu)勢(shì)在于成像效率高，定量的準(zhǔn)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(duì)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(zhǔn)備脈沖之前采集一次沒有經(jīng)過飽和脈沖準(zhǔn)備的圖像M0 作為完全SR 的數(shù)據(jù)，在接下來的9 個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)設(shè)定每個(gè)R 波觸發(fā)后間隔不同延遲時(shí)間施加飽和脈沖，之后固定的在舒張期某時(shí)相采集數(shù)據(jù)，這樣就可在不同的SR時(shí)間獲得一系列不同SR程度的圖像。

圖2 飽和恢復(fù)脈沖準(zhǔn)備的單激發(fā)(saturation recovery single-shot acquisition，SASHA)T1 mapping技術(shù)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(zhǔn)備的T1 mapping 序列已經(jīng)在體模實(shí)驗(yàn)中被證實(shí)了具有出色的定量準(zhǔn)確性，但精確度不足這一缺點(diǎn)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(hào)的SNR，而飽和脈沖準(zhǔn)備相較于反轉(zhuǎn)脈沖準(zhǔn)備的序列存在縱向弛豫動(dòng)態(tài)范圍的先天不足，這使得前者采集到的信號(hào)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(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行后處理降噪重建以提高SNR 的方法改善。

Bustin 等[40]針 對(duì)SR 脈 沖 準(zhǔn) 備 的T1 mapping 開 發(fā) 的BL-V-ANI降噪方法，就可在保留準(zhǔn)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(yùn)算可在短時(shí)間內(nèi)全自動(dòng)完成，方便用于臨床。

Nordio 等[41]研發(fā)出的三維SASHA 序列，實(shí)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(cè)值準(zhǔn)確性，還在大大提高圖像分辨率的同時(shí)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(dá)到了與二維MOLLI 相似的程度，此時(shí)減少飽和采樣點(diǎn)數(shù)量不僅可以明顯縮短成像時(shí)間，還不會(huì)損失精確度[42]。Ferreira da Silva等[43]結(jié)合了壓縮感知快速采集技術(shù)，已在動(dòng)物活體實(shí)驗(yàn)中實(shí)現(xiàn)了15個(gè)心動(dòng)周期完成全心T1定量，有望實(shí)現(xiàn)人體單次屏氣下全心采集，其定量準(zhǔn)確性和精確度與三維SASHA序列相當(dāng)，且新序列對(duì)心率變化更不敏感。但是，新序列采集的短SR 時(shí)間數(shù)據(jù)沒有三維SASHA多，對(duì)存在纖維化病變的增強(qiáng)后短T1值組織的定量效能尚待進(jìn)一步臨床驗(yàn)證。

臨床工作中也常會(huì)遇到主觀感受上SR 脈沖準(zhǔn)備不如IR脈沖準(zhǔn)備的T1 mapping 圖像質(zhì)量高的情況[8]，尤其是有病變?cè)斐尚募〕跏糡1 值升高時(shí)，前者心肌與血池的對(duì)比遠(yuǎn)不如后者清晰，這必然會(huì)影響心肌勾畫的準(zhǔn)確性，或可通過后處理技術(shù)自動(dòng)準(zhǔn)確勾畫心肌節(jié)段，如Bhatt 等[44]對(duì)初始T1 和增強(qiáng)后T1 圖像的全自動(dòng)匹配和分節(jié)段定量研究，既實(shí)現(xiàn)了臨床測(cè)量工作減負(fù)，又增強(qiáng)了操作標(biāo)準(zhǔn)化。由于此項(xiàng)全自動(dòng)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(dá)標(biāo)，將非常適合用于心肌/血池對(duì)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(zhǔn)備的序列，所以對(duì)其心肌勾畫準(zhǔn)確性的優(yōu)化尚待進(jìn)一步驗(yàn)證。還有兩點(diǎn)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(duì)后期匹配造成干擾，而且這種對(duì)增強(qiáng)前后T1 mapping圖像的匹配技術(shù)，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(zhǔn)備的T1 mapping技術(shù)

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

2.3.1 SAPPHIRE序列設(shè)計(jì)

圖3 飽和恢復(fù)準(zhǔn)備的心率非依賴性反轉(zhuǎn)恢復(fù)(saturation pulse prepared heart rate independent inversion recovery，SAPPHIRE) T1 mapping 技術(shù)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(dòng)態(tài)恢復(fù)范圍，以此增強(qiáng)信號(hào)采集對(duì)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(zhǔn)確性和心律失?？剐浴Ｔ撔蛄腥诤狭饲懊鎯深愋蛄械膬?yōu)勢(shì)。已有研究對(duì)比過這三種準(zhǔn)備脈沖類型的T1 mapping，結(jié)果表明三者可重復(fù)性無差異，SAPPHIRE 對(duì)于T1 值定量的準(zhǔn)確性與SASHA 相當(dāng)或更佳，優(yōu)于IR 脈沖準(zhǔn)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(duì)心率敏感度降低了許多，但還是會(huì)像IR脈沖準(zhǔn)備的序列一樣受組織自身T2值和MT效應(yīng)影響，但程度有所減輕[6,8]。Guo等[45]已經(jīng)實(shí)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(zhǔn)確性和精確度仍處于二維MOLLI 和SASHA 序列之間。但是，此類準(zhǔn)備脈沖組合模式與單獨(dú)的準(zhǔn)備脈沖序列相比成像和擬合過程都較復(fù)雜，且與后文將介紹的準(zhǔn)備脈沖組合后實(shí)現(xiàn)多參數(shù)定量的序列相比，綜合價(jià)值較低。

3 不同讀出序列

3.1 基于bSSFP讀出序列的T1 mapping技術(shù)

3.1.1 使用bSSFP讀出序列的優(yōu)勢(shì)

T1 mapping 通常都是使用bSSFP 讀出序列進(jìn)行信號(hào)采集的，因?yàn)樽x出序列梯度編碼在進(jìn)行信號(hào)采集的過程中會(huì)對(duì)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(hào)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(hào)采集過程中對(duì)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(jìn)行信號(hào)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(zhǔn)備的T1 mapping 易受到組織T2 值、MT 效應(yīng)和偏共振頻率等因素的影響，造成定量準(zhǔn)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(duì)MOLLI數(shù)據(jù)擬合出的T1*的具體影響，即組織T2值越小對(duì)T1*的影響越大，最終對(duì)T1的低估越明顯；而SR準(zhǔn)備的序列不受組織T2值的影響[17]。

3.1.2.2 MT效應(yīng)的影響

Robson 等[48]在Bloch 方程仿真模擬的基礎(chǔ)之上，進(jìn)行了關(guān)于MT 對(duì)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(xì)胞內(nèi)的大量本沒有被IR 脈沖激發(fā)的結(jié)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(hào)采集時(shí)只能采集到橫向磁化矢量切割磁感線產(chǎn)生的信號(hào)，而束縛池的T2 時(shí)間極短，磁化矢量很快就可完成弛豫過程，回復(fù)到初始狀態(tài)，故其信號(hào)不能被采集到，但卻造成了自由池最終被探測(cè)到的信號(hào)減弱，使擬合曲線變形。這種效果與讀出序列對(duì)縱向弛豫造成的加速效果疊加，共同導(dǎo)致IR準(zhǔn)備的序列得到的表觀T1值降低，因Look-Lock 校正因子只是對(duì)讀出序列的干擾進(jìn)行校正，并不能對(duì)MT 效應(yīng)進(jìn)行校正，故最終造成對(duì)組織T1 值的低估。但SR 準(zhǔn)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(zhǔn)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(shè)備的普及，高場強(qiáng)在提供更高的組織SNR 的同時(shí)，也因難以絕對(duì)控制的磁場均勻性給采用bSSFP 讀出序列的成像技術(shù)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(shí)偏共振頻率不僅會(huì)影響圖像質(zhì)量，甚至在偏共振頻率絕對(duì)值相對(duì)較小的地方，即使沒有出現(xiàn)偽影，也會(huì)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(duì)值越大造成的T1 估值誤差越大[10]。如Bhuva等[50]對(duì)使用心臟植入式電子設(shè)備的患者進(jìn)行研究，發(fā)現(xiàn)在肉眼評(píng)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(cè)壁[17]，SAPPHIRE序列次之，MOLLI序列最少[8]。可通過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(shè)備驗(yàn)證了采集偏共振場圖可以檢測(cè)T1 定量中的誤差，可用于校正MOLLI序列的T1 值定量結(jié)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(zhǔn)確性，有利于受患者心臟植入式電子設(shè)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(shù)

3.2.1 FLASH與bSSFP相比的優(yōu)勢(shì)

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(duì)比度較差，且采集信號(hào)時(shí)對(duì)自然弛豫干擾較大，因此一直沒作為讀出方式的首選。但當(dāng)受磁場不均勻影響較大時(shí)，可采用FLASH 讀出序列作為替代[51]，因?yàn)镕LASH 序列對(duì)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(qiáng)，而且能夠顯著降低MT 效應(yīng)造成的信號(hào)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(duì)消除3.0 T 場強(qiáng)中bSSFP 相關(guān)偽影有利，由于其對(duì)磁場不均勻性的抗性相對(duì)較好，在1.5 T 場強(qiáng)下，結(jié)合高帶寬，也可降低如植入式除顫器等金屬植入物對(duì)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(duì)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(jìn)行更快速且覆蓋范圍更廣泛的心肌T1 定量，結(jié)果表明該序列可在單次屏氣下完成3 層16 個(gè)美國心臟學(xué)會(huì)(American Hospital Association，AHA)節(jié)段的T1 量化，與單層掃描的結(jié)果有很好的一致性。對(duì)IR-FLASH 序列射頻激發(fā)角的B1 場進(jìn)行校正之后，將會(huì)提高定量的準(zhǔn)確性[54]。

3.2.2 修改讀出序列后的算法改變

當(dāng)信號(hào)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(yīng)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(yīng)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(shí)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(shè)T1 corrected=T1/δ，若已知反轉(zhuǎn)因子δ，就可提高反轉(zhuǎn)脈沖準(zhǔn)備序列的對(duì)T1估值的準(zhǔn)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(fù)情況下的圖像M0 先估算δ，再用Bloch 方程進(jìn)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(duì)心率的敏感性，可提供準(zhǔn)確且精確的T1 值定量，并消除了3.0 T時(shí)與bSSFP相關(guān)的帶狀偽影。

由于磁共振定量序列表征的各項(xiàng)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(shí)實(shí)現(xiàn)多參數(shù)定量的技術(shù)[57]應(yīng)運(yùn)而生，如CMR指紋成像[58-59]、反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖[60-61]或SR脈沖[62]與T2準(zhǔn)備脈沖相結(jié)合的定量序列等，上述技術(shù)不僅能夠同時(shí)定量組織T1、T2 值，還可以同時(shí)測(cè)量更多組織參數(shù)[63-65]。Ak?akaya 等[62]在單次心動(dòng)周期內(nèi)施加飽和脈沖和T2準(zhǔn)備脈沖兩種磁化準(zhǔn)備，兩種準(zhǔn)備脈沖之間的間隔及T2準(zhǔn)備脈沖的持續(xù)時(shí)間在每個(gè)心動(dòng)周期各不相同，由此獲得一系列不同T1和T2權(quán)重的圖像，即可在單次屏氣下同時(shí)定量組織T1值和T2值。Guo等[66]將多參數(shù)定量技術(shù)與多層成像技術(shù)相結(jié)合，可以實(shí)現(xiàn)自由呼吸下2 min 內(nèi)全心T1 和T2 同時(shí)定量。Kellman等[67]在自由呼吸下多參數(shù)定量序列基礎(chǔ)上，利用對(duì)比劑增強(qiáng)后的T1 mapping和T2 mapping進(jìn)一步計(jì)算生成了亮血晚期釓增強(qiáng)(late gadolinium enhancement，LGE)圖像和黑血LGE圖像，可以用于替代增強(qiáng)后常規(guī)LGE成像，不僅縮短成像時(shí)間，還可在一次成像中同時(shí)評(píng)估彌漫性病變和局灶性病變情況。

多參數(shù)定量的技術(shù)的綜合價(jià)值較高，不過尚存在一些不足，如CMR指紋成像的采樣窗口時(shí)間和數(shù)據(jù)字典生成時(shí)間較長，部分研究中IR脈沖與T2準(zhǔn)備脈沖相結(jié)合的序列雖然成像速度快，但定量準(zhǔn)確性和精確度均不如MOLLI序列[61]。Shao等[68]關(guān)于IR 脈沖與T2 準(zhǔn)備脈沖相結(jié)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(yùn)算時(shí)間，而且還達(dá)到了與傳統(tǒng)MOLLI 一致的定量效能，但由于MT 效應(yīng)的影響使其仍存在測(cè)量值偏低的情況。不過多參數(shù)定量技術(shù)對(duì)臨床應(yīng)用而言具有一定的復(fù)雜性，且尚需進(jìn)一步擴(kuò)大研究樣本量以驗(yàn)證其多參數(shù)評(píng)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(duì)T1 定量結(jié)果的影響，不同設(shè)備或不同序列都將造成T1 值定量結(jié)果的差異，在臨床工作中很難進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化的對(duì)比，這些都將會(huì)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(huì)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(xì)胞和細(xì)胞外間質(zhì)共同決定的，所以在導(dǎo)致組織T1 值變化的眾多影響因素中精準(zhǔn)分析具體因素的過程較為復(fù)雜。而ECV 值代表的是細(xì)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(xì)胞成分和細(xì)胞外間質(zhì)成分兩部分考慮，心肌纖維化正是由于細(xì)胞外間質(zhì)發(fā)生了變化，與ECV 值升高有明確相關(guān)性，且ECV 值作為一個(gè)比值，可以抵消掉因設(shè)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(yù)后密切相關(guān)，有研究[70]表明ECV 值比初始T1 和增強(qiáng)后T1 更適合作為心肌纖維化的量化指標(biāo)，與不良預(yù)后(心源性死亡或心力衰竭)有很強(qiáng)的相關(guān)性。通過測(cè)量增強(qiáng)前后心肌和血池的T1 值，再結(jié)合血常規(guī)檢查中24 h 內(nèi)的血細(xì)胞比容，根據(jù)計(jì)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(xì)胞比容的方法[71]。

Nordlund等[72]比較了多種T1 mapping序列測(cè)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(qiáng)后的T1 值，造成了所得ECV 值偏高，而SASHA 序列得出的ECV 值較準(zhǔn)確，且MOLLI 序列所得ECV 值會(huì)隨增強(qiáng)后成像時(shí)間的延遲而增加，但SASHA序列所得ECV值則沒有這種時(shí)間依賴性。此研究結(jié)果中導(dǎo)致MOLLI序列測(cè)量的增強(qiáng)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(qiáng)后表現(xiàn)為短T1 值的組織成像有關(guān)，而且ECV 值的時(shí)間依賴性是一個(gè)實(shí)踐操作中不容小覷的問題，應(yīng)盡可能標(biāo)準(zhǔn)化操作，減弱其對(duì)結(jié)果的干擾。

在臨床工作中常出現(xiàn)因?yàn)榛颊吆粑浜喜贿_(dá)標(biāo)或心律不穩(wěn)定導(dǎo)致T1 mapping 序列增強(qiáng)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(dòng)效應(yīng)也會(huì)影響血液T1 值的可信度，這些都對(duì)ECV 的準(zhǔn)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(jié)合了并行采集、壓縮感知等快速采集技術(shù)和呼吸門控技術(shù)，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(shù)支持。不過任何可能引起細(xì)胞外隙增寬的因素都會(huì)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(shù)在心肌病中的應(yīng)用進(jìn)展

5.1 缺血性心肌病

T1 mapping 技術(shù)正日益廣泛地應(yīng)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(duì)疾病的診斷、治療及預(yù)后評(píng)價(jià)都具有指導(dǎo)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(yù)后主要取決于不可逆心肌損傷的程度和左心室重構(gòu)，MVO是預(yù)后不良的重要預(yù)測(cè)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(duì)于沒有MVO表現(xiàn)的梗死心肌節(jié)段，不可逆性、可逆性和遠(yuǎn)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(gè)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(yuǎn)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(zhǔn)確測(cè)量出MVO 面積，其結(jié)果與LGE 圖像上測(cè)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(duì)比劑的檢測(cè)方法。但是對(duì)于不同的設(shè)備和成像序列，區(qū)分心肌損傷程度的閾值會(huì)有所不同，需要研究者根據(jù)實(shí)際確定合適的閾值。

5.2 非缺血性心肌病

T1 mapping 技術(shù)能夠測(cè)量組織的初始T1 值、對(duì)比劑增強(qiáng)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(yīng)用于肥厚型心肌病[76-80]、擴(kuò)張型心肌病[81-82]、心肌炎[83-84]、心肌淀粉樣變性[85-86]、結(jié)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(qiáng)化節(jié)段尤著。中國醫(yī)學(xué)科學(xué)院阜外醫(yī)院趙世華教授團(tuán)隊(duì)[77]回顧性分析258 例關(guān)于肥厚型心肌病患者CMR 圖像，結(jié)果顯示，即使在LGE 檢出為陰性且沒有血流動(dòng)力學(xué)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(guān)，因此指出T1 mapping技術(shù)可用于肥厚型心肌病心肌異常改變的早期診斷，相關(guān)預(yù)后研究還指出ECV 值的升高與不良預(yù)后相關(guān)，這在其他學(xué)者的研究中也得到了證實(shí)[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(shí)需結(jié)合ECV 值共同診斷。如左室心肌達(dá)到病理性肥厚程度的運(yùn)動(dòng)員心臟與肥厚型心肌病的鑒別[78]，前者因細(xì)胞肥大導(dǎo)致細(xì)胞外間隙相對(duì)變小，ECV值與心肌肥厚程度呈負(fù)相關(guān)，后者則是因?yàn)榧?xì)胞紊亂和間質(zhì)增生而導(dǎo)致ECV值明顯升高。

關(guān)于擴(kuò)張型心肌病的研究[81]表明初始T1值與擴(kuò)張型心肌病患者的射血分?jǐn)?shù)存在明顯負(fù)相關(guān)。Li等[82]對(duì)擴(kuò)張型心肌病的不同病程終點(diǎn)與心肌T1 mapping和ECV的相關(guān)性進(jìn)行了研究，發(fā)現(xiàn)心肌初始T1值和ECV值均增高，且對(duì)擴(kuò)張型心肌病預(yù)后是有價(jià)值的，尤其是在心肌延遲增強(qiáng)檢查為陰性結(jié)果的患者中，其對(duì)疾病風(fēng)險(xiǎn)分級(jí)的價(jià)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(duì)比劑增強(qiáng)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(biāo)準(zhǔn)(Lake Louise Criteria)[83]，明確了其對(duì)組織性質(zhì)的客觀評(píng)價(jià)效能。急性心肌炎導(dǎo)致的心肌組織充血應(yīng)該會(huì)使增強(qiáng)后早期的病變處心肌釓的相對(duì)含量更高，T1 弛豫時(shí)間縮短更強(qiáng)烈，但是增強(qiáng)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(qiáng)早期T1 (對(duì)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(qiáng)早期單純因?yàn)閷?duì)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(shí)現(xiàn)對(duì)心肌充血情況的量化，而且其診斷效能均優(yōu)于增強(qiáng)晚期T1 mapping (對(duì)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(cè)量值進(jìn)行比較研究，Kranzusch 等[90]將生物統(tǒng)計(jì)學(xué)中的Z-score 應(yīng)用于不同設(shè)備廠家的不同MOLLI 序列定量測(cè)量結(jié)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(yīng)Z-score 圖定量結(jié)果可以排除設(shè)備型號(hào)、場強(qiáng)和成像序列對(duì)定量結(jié)果的影響，也驗(yàn)證了Z-score 定量對(duì)心肌淀粉樣變患者的診斷準(zhǔn)確性與傳統(tǒng)T1 mapping 相同，是適合臨床應(yīng)用的標(biāo)準(zhǔn)化評(píng)價(jià)方法。但是，這項(xiàng)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(xué)者[91]表示Z-score 尚不能很好地應(yīng)用于MOLLI 定量標(biāo)準(zhǔn)化比較，他們通過對(duì)文獻(xiàn)調(diào)查和相關(guān)成像參數(shù)的研究給出了幾個(gè)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(jì)學(xué)的方法目前也只能作為參考，以增強(qiáng)診斷或研究者的信心，更重要的還是如何從精準(zhǔn)成像的角度優(yōu)化和分析心肌定量結(jié)果。

總之，隨著設(shè)備軟硬件的改良、進(jìn)步，T1 mapping 技術(shù)已廣泛應(yīng)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(guān)疾病的診治水平。

綜上所述，T1 mapping 技術(shù)具有多種準(zhǔn)備脈沖和讀出序列模式，在該技術(shù)的發(fā)展過程中，研究者對(duì)這兩項(xiàng)成像要素及其相應(yīng)的后處理方法進(jìn)行了持續(xù)改進(jìn)，使得T1 mapping 的成像效能大大提升。對(duì)于該項(xiàng)技術(shù)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(duì)遇到的問題自主尋找原因及解決方案，并能夠結(jié)合不同成像特點(diǎn)，更加準(zhǔn)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(duì)T1 mapping 技術(shù)進(jìn)行深入思考，尋找醫(yī)工結(jié)合、共同實(shí)現(xiàn)精準(zhǔn)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。