0 前言

       关节软骨特指覆盖在关节表面富有弹性的透明软骨，软骨没有血管、神经、淋巴组织，只能通过滑膜进行物质交换^{[1, 2]}，一旦损伤难以自我修复^{[3, 4]}，因此早期及时的诊断治疗对改善软骨疾病预后至关重要。常规的MRI技术能够精准测量损伤晚期软骨形态学变化，但对早期软骨损伤作用有限，随着MRI定量评估技术的飞速发展及诊断水平的日益提高，能够在软骨尚未发生形态学变化前检测关节软骨生化成分、生物力学结构和组织学特点方面的细微变化^{[5, 6]}。目前定量MRI技术主要用于科研领域，其扫描时间长，患者配合度差，成像参数的设定没有统一的标准，缺乏临床正常值及异常截止值参考数据库，且与软骨损伤发病机制的相关性尚在研究阶段^[7]，临床应用较少。本综述归纳总结了一些常用的无创性MRI定量评估技术，包括：T1-mapping、T2-mapping、T2^*-mapping、T1ρ，扩散加权成像（diffusion weighted imaging, DWI）、扩散张量成像（diffusion tensor imaging, DTI）、扩散峰度成像（diffusion kurtosis imaging, DKI）、超短回波（ultrashort echo time, UTE）等，探讨其与软骨生化代谢的相关研究进展，旨在探索一种能够早期无创地评估软骨损伤退变、监测疾病的发生发展及术后疗效的定量MRI方法。以便临床早期诊断干预，延缓软骨损伤的发展，改善患者预后。

1 关节骨软骨损伤病理生理机制

       关节软骨组织学结构分为四层，即切线层（浅层）、中间层（过渡层）、辐射层及钙化层，钙化层是连接透明软骨及软骨下骨的“桥梁”，在软骨损伤和骨性关节炎的病情演变中起到关键作用^[8]。软骨主要由软骨细胞和软骨基质两大部分构成^[9]，软骨基质主要包括水（约占75%-80%）、Ⅱ型胶原纤维（约占10%-30%）、蛋白多糖（proteoglycan, PG）聚合物（约占1%-10%）和透明质酸。有文献报道^{[10, 11, 12]}，软骨损伤导致软骨基质的合成和降解失衡，PG聚合物降解或消失，胶原纤维暴露并逐渐老化，关节抗压能力下降，发生软骨变性，该病的发病机制尚未有明确定论，大多数研究^{[13, 14]}揭示外伤是导致软骨损伤的主要因素，越来越多的研究^{[15, 16]}证据发现多种细胞因子与信号转导通路相互调控，致使细胞合成与分解代谢失衡，引发软骨损伤。MIXON等^[17]研究表明大量的基质金属蛋白酶（matrix metallo proteinase, MMP），尤其是MMP-1和MMP-9是软骨退化和机械完整性降低的主要原因。CHIEN等^[18]研究发现白细胞介素-1β（interleukins-1β, IL-1β）可使骨形态发生蛋白-2（bone morphogenetic protein 2, BMP-2）含量增加，进而增加关节软骨退化及结构重塑。有研究指出通过抑制核因子-κB（national formulary, NF-κB）信号通路，预防和减缓软骨细胞凋亡过程，早期及时治疗软骨的损伤、调控软骨的退变^{[19, 20, 21]}。

2 无创性MRI定量评估技术在骨软骨损伤早期诊断的应用

2.1 T1-mapping成像

       T1-mapping是基于组织纵向弛豫时间和信号强度计算的参数化重建图像^[22]，多采用快速自旋回波（turbo spin echo, TSE）、反转恢复（inversion recovery, IR）序列、多翻转角的扰相梯度回波（gradient echo, GRE）序列，推荐采用5个以上不同的重复时间（repetition time, TR），确保回波时间（echo time, TE）为最小值，应用专门的后处理软件生成伪彩图，定量勾画感兴趣区（region of interest, ROI）测量软骨的T1值，与正常人群对比分析，评估软骨损伤、退变。有研究^[23]显示软骨T1值与其水含量和蛋白多糖含量密切相关，T1-mapping可以在软骨尚未发生形态学改变之前发现Noyes 1级和Noyes 2A级软骨损伤，提高早期诊断软骨损伤的敏感性。但是T1-mapping扫描时间长，图像分辨率较低，需要结合常规MRI图像进行分析，且与关节镜结果对照存在一些差异。WU等^[24]研究提出使用深度学习策略结合B1补偿技术来加快定量MR的扫描，并在软骨T1-mapping中进行验证，该方法预期也可用于量化其他组织特性，尚需实验数据去验证。

2.2 T2-mapping成像

       T2-mapping是近年来应用较为成熟的成像技术^[25]，临床多采用以快速自旋回波（fast spin echo, FSE）为基础的多回波自旋回波（spin echo, FSE）序列、T2准备快速GRE序列、梯度自旋回波（gradient and spin echo, GRASE）序列等，在同一个TR时间内采集两个以上TE，计算生成伪彩图。研究^{[26, 27]}发现软骨各层含水量、胶原纤维含量及排列规律的差异导致T2值不同，T2-mapping可以明确显示软骨T2值的空间分布。正常软骨色阶均匀，软骨损伤后色阶变混杂，T2值增高。T2-mapping能够早期检测软骨生化成分变化，量化分析软骨损伤退变^{[28, 29]}，定量测量软骨损伤手术治疗或药物治疗后T2值变化，为临床提供客观有效的评估依据^[30]，但在检测修复软骨组成细节方面能力有限^[31]。T2-mapping扫描速度快，图像采集及后处理技术成熟，已经成为被广泛应用的生理成像技术之一^[32]，但其临床应用中也存在一些局限性，如易受魔角效应和磁敏感伪影的影响，ROI的选择存在一定的主观性^[33]。未来可以尝试使用自动分割等方法提高测量准确率。

2.3 T2*-mapping成像

       T2^*-mapping采用多回波扰相GRE序列，一般不使用90°的射频脉冲激发，设置合理的TE值通过数个小角度使纵向磁化矢量达到稳态后，继续使用小角度进行激励以缩短TR，提高扫描速度，经曲线拟合计算组织T2^*值，测量色阶图T2^*值评估软骨的损伤退变^[34]。和T2-mapping评价关节软骨的结果相似，T2^*-mapping可以早期发现胶原纤维成分、排列规律及水分子含量的变化，并能监测不同时期软骨损伤的病情变化，已经被公认为反映软骨组织成分变化较为敏感的技术^{[35, 36]}，与其他功能序列相比，T2^*-mapping空间分辨率高，成像时间短，能够完整的包覆关节软骨面，更为敏感的反映组织对磁敏感的变化，将来可能会成为监测软骨损伤病情变化最有效的MRI技术^{[37, 38]}。但T2^*-mapping成像信噪比较低，对磁场均匀性要求较高，且影响T2^*值测量的因素尚未明确，需要进一步探索研究。

2.4 T1ρ成像

       T1ρ成像可以使用任何类型的脉冲进行成像，早期多使用2D快速SE序列，近年来3D-GRE、SE、螺旋成像、基于稳态自由进动（steady state free precession, SSFP）的序列等被广泛应用^{[39, 40]}。主要的技术类型包括：T1ρ加权成像、T1ρ-mapping成像以及T1ρ频率离散度测量，其中T1ρ-mapping成像临床应用较多。与T1和T2不同，其弛豫不仅取决于组织自身固有属性，还会受到自旋锁定脉冲频率的影响。T1ρ对低频运动敏感，晶格中低频运动与大分子的存在密切相关，因此T1ρ可以分析细胞外大分子组织（特别是蛋白质）及组织中的质子交换。国内外学者^{[41, 42, 43]}研究发现T1ρ与PG含量及Ⅱ型胶原含量密切相关，能够反映软骨损伤退变基因表达水平。与T2-mapping相比，T1ρ成像能够更敏感的检出早期、超早期的软骨损伤，精准鉴别出易发生软骨退变及骨性关节炎的高危人群，定量评估膝关节术后软骨基质成分的早期改变^{[44, 45]}。相关文献^[46]报道T1ρ受魔角效应的影响较小，可以与定量磁共振T2值相互补充，显示不同的空间分布。但是T1ρ成像对MRI系统硬件要求较高，扫描时间较长，缺少标准化成像参数，射频脉冲能量高，且回波时间较长，无法采集T2值较短的软骨组织信号，临床应用中有一些局限性，目前主要应用于科研领域^[47]。

2.5 DWI

       DWI是目前唯一一种能够无创地评估活体组织间水分子扩散情况的MRI序列，通常采用单次激发的平面回波（echo planar imaging, EPI）序列，设置TR时间大于2000 ms，TE选择系统默认的最短值（一般为40-110 ms），选择合理的b值在三个方向施加扩散敏感梯度磁场进行图像采集，计算测量出表观扩散系数（apparent diffusion coefficient, ADC），ADC值可以描述不同方向的分子扩展速度和范围^[48]。文献^{[49, 50]}报道ADC值的增加与软骨的损伤、退变程度呈正相关。DWI可以量化评估软骨内水含量变化，检测软骨损伤早期微观结构改变，与T2/T2^*-mapping联合应用，提高早期诊断软骨损伤的敏感性及特异性^{[51, 52]}。但其数据采集时间较长，容易受运动及生理性活动干扰，伪影较多，分辨率低，图像易失真变形。

2.6 DTI

       DTI能从量和方向上描述组织内水分子扩散运动，进而评估组织微观结构及功能变化，计算获取DTI的评价参数，包括各向异性分数（fractional anisotropy, FA）、平均扩散系数（mean diffusivity, MD）、轴向扩散系数（axial diffusivity, AD）、径向扩散系数（radial diffusivity, RD）。研究^{[53, 54]}发现早期软骨损伤的患者的FA值明显低于正常人，其准确性与关节镜检出的结果接近。相较于传统的MRI技术，DTI能够在一次扫描中同时评估胶原生化成分、组织细微结构及PG的含量的变化，还可用于评估软骨移植术后移植软骨与正常软骨的结构变化^[55]，其敏感性高于T2^*-mapping。虽然DTI不受魔角效应的干扰，但也存在一定的局限性，其扫描时间较长，需要专用线圈及高场强提升信噪比，无法准确描述水分子扩散的几何形态^[56]，较小的纤维束和存在交叉的纤维束显示较差或难以显示，且易受水肿、关节腔积液等因素影响，软骨胶原纤维排列的各向异性及扩散率需要更多的临床数据去验证。

2.7 DKI

       DKI是基于体内水分子扩散运动原理成像的新型MRI技术^[57]，可以定量评价b值超过1000 s/mm²非高斯分布的细胞内外水分子扩散运动。能够在一次扫描中同时获得DKI和DTI两套参数，提供更多反映局部组织微观结构信息，其特征性参数包括：平均扩散峰度（mean kurtosis, MK）、轴向峰度（axial kurtosis, AK）和径向峰度（radial kurtosis, RK），其方向对应DTI中的MD、AD、RD，其中MK值特异性和敏感性较高。MK值越高，水分子扩散程度受限越明显，组织结构的不均质性越强^[58]。该技术最初应用于中枢神经及腹部系统，近年来逐渐应用于多个系统疾病的研究，展现出良好的临床价值及巨大的应用潜能^{[59, 60]}，其多b值、多参数的优势，预期可以获取更多的信息用于定量分析软骨的损伤程度。DKI在临床应用上也存在一些局限性，如扫描时间过长，所需b值较大导致信噪比降低，影响峰度值的测量，高阶峰度成像易出现伪影等。实际应用中不同部位关节软骨b值的选择、扩散方向数目需要同时兼顾信噪比和病变检出能力，b值大于1000 s/mm²，图像发生几何变形，信噪比明显降低，目前仅靠优化参数改善图像尚无法满足临床诊断需求，未来随着MRI软硬件的提升，期望能够根本上改善DKI图像质量^[61]。

2.8 UTE

       UTE序列TE时间小于0.1 ms，可以显示常规MRI不能显示的短T2组织，研究^{[62, 63]}发现UTE序列能够清晰显示非钙化关节软骨的深层部分和软骨钙化区，定量分析其生化成分，评估软骨钙化区的胶原含量及排列方式，在软骨形态结构未发生改变前诊断早期、超早期软骨损伤。YANG等^[64]研究发现，在检测早期软骨退变方面，UTE-MRI值与软骨退变的组织分级密切相关，其准确性明显优于T2/T2^*-mapping测量结果。传统的T2/T2^*-mapping和T1-mapping稳定性差，对魔角效应非常敏感，UTE扫描速度快，图像分辨率及信噪比高，对魔角效应不敏感，能够显示关节所有组织结构，尤其是T2-mapping无法显示的深层软骨，实现骨骼、肌肉一站式成像，发现钙化软骨损伤并监测治疗前后的临床效果^[65]。UTE-MRI有望成为一种影像学生物标志物，运用定量的方式揭示软骨损伤退变的相关病理生理机制。

3 小结

       本文回顾分析了可以量化评估软骨损伤的多种无创性定量MRI技术，通过定量测量感兴趣区相关数值，量化评估软骨损伤早期的生化代谢变化，进一步揭示软骨损伤的病理生理机制，在软骨组织尚未发生形态学改变前早期及时诊断和干预，延缓或逆转病情发展，改善患者预后。提高临床诊断早期、超早期软骨损伤的敏感性和准确性。