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骨质疏松症程度评价的常用MRI技术综述

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骨质疏松症程度评价的常用MRI技术综述 本文简介:关键词: 骨质疏松;磁共振技术;定量评价;  骨质疏松症(osteoporosis,OP)是一种以骨量减少为主的代谢性疾病[1],脆性骨折是其严重并发症之一[1,2]。骨强度大小决定着脆性骨折发生率,影响骨强度大小的2个重要因素为骨密度(bonemineraldensity,BMD)和骨质量。有研究

骨质疏松症程度评价的常用MRI技术综述 本文内容:

  关键词: 骨质疏松; 磁共振技术; 定量评价;

  骨质疏松症 (osteoporosis, OP) 是一种以骨量减少为主的代谢性疾病[1], 脆性骨折是其严重并发症之一[1,2]。骨强度大小决定着脆性骨折发生率, 影响骨强度大小的2个重要因素为骨密度 (bone mineral density, BMD) 和骨质量。有研究表明, BMD只能反映60%~80%的骨强度变化情况, OP还与皮质骨和松质骨内部的空间微结构、骨髓性质、骨有机基质及脂肪含量相关, 有相当数量的骨质疏松性骨折患者BMD值在正常阈值内, 仅用BMD值诊断OP及预测脆性骨折并不全面[3,4]。定量磁共振成像 (qualitative magnetic resonance imaging, QMRI) 是基于常规MRI基础之上无创性定量评估骨髓信号及检测骨质微结构的技术, 从分子运动水平、骨髓脂肪含量、局部磁场不均匀性等方面对BMD及骨强度进行研究。如磁共振波谱 (magnetic resonance spectroscopy, MRS) 探测骨髓内脂水比、高分辨率核磁探测骨小梁形态、扩散加权成像 (diffusion weighted imaging, DWI) 测定表观扩散系数 (apparent diffusion confficient, ADC) 值等。现对几种常用的MRI评价OP程度的技术进行综述, 并分析不同MRI技术的优势、不足及临床应用价值。

  1、 DWI技术

秒速快三  DWI是测量活体水分子扩散运动并成像的唯一功能性MRI技术, 可在细胞水平测量活体组织水分子扩散运动的速率及方向, 分析组织细胞的生理和病理细微结构改变, 近年来逐渐应用于骨肌系统, 可对椎体良、恶性压缩性骨折进行鉴别诊断[5]。DWI通常以ADC值描述组织中水分子扩散运动速率, 计算出ADC图, 对所有像素的ADC值进行自然对数运算后得到DWI图, 通过计算ADC值可以实现对病变的定量分析。DWI受水分子扩散和局部组织微循环血流灌注的双重影响, 即ADC值反映灌注和扩散共同作用。影响ADC值的因素是b值, DWI有2个或2个以上的b值, 高b值测得的ADC值反映被测定组织内水分子的扩散能力, 但高b值会导致DWI空间分辨率和信噪比降低, 图像易扭曲、变形[6]。DWI用于骨髓扫描与中枢神经系统的主要技术区别为骨髓扫描不抑水。

秒速快三  OP时骨小梁间隙被脂肪细胞填充, 骨小梁间隙增大, 细胞外间隙减少, 使水分子扩散受限, 所测ADC值降低。在腰椎MR扩散加权成像对OP的定量诊断价值研究中认为腰椎骨髓的水分子扩散有性别差异, 女性腰椎ADC值与BMD值呈正相关, 与年龄呈负相关, DWI技术可以在一定程度上反映BMD值的变化[5,6]。ADC值与BMD的关系在多个研究中结果并不一致[7], 这可能是选择的b值不同引起的组织扩散与灌注效应不同所致。由于主磁场强度的不同及T2透射效应等因素的存在也会影响ADC值的准确性。DWI的定量指标与BMD相关性的结果仍存在争议, 故限制了DWI对OP评价的临床应用。

  扩散张量成像 (diffusion tensor imaging, DTI) 是DWI的一种技术延伸, 可有效避开传统DWI的T2透射效应, 通过多个方向施加扩散敏感梯度, 在三维空间内定量分析水分子的扩散速率及方向。DTI通过测定ADC值和各向异性分数 (fraction anisotropy, FA) 值定量反映OP骨质内部扩散的细微变化[8]。FA值反映了水分子各向异性成分占整个扩散张量的比例, 具有方向依赖性, 其变化趋势能体现组织水分子扩散能力的改变。马景旭等[8]认为FA值与BMD值呈负相关, 可反映骨量的改变, 有利于预测腰椎骨折风险。但DTI与BMD值的相关性研究同样存在不一样的结果, 其诊断OP的价值尚有待进一步确定。

  2、 MRS技术

  MRS成像原理为利用质子在化合物中共振频率的化学位移现象和自旋耦合测定特定原子核及化合物组成成分及含量。已有研究认为OP发生的病因之一是骨髓干细胞向成骨细胞和脂肪细胞分化紊乱, 即OP骨髓内出现脂肪替代, 骨髓脂肪含量的定量测定可早于BMD反映OP情况[9]。MRS是在分子代谢水平评估骨髓的水脂含量, 利用脂峰、水峰高度等参数对脂肪含量进行定量分析, 常用分析指标有脂肪分数 (fat fraction, FF) , 脂水峰比 (lipid water ratio, LWR) 、基线宽度 (line width, LW) 等[10]。Zhang等[11]使用1H-MRS定量评价腰椎OP与非OP的骨髓脂肪含量, 发现2组间LWR与FF差异有统计学意义, FF诊断腰椎OP的受试者工作特征曲线下面积为0.740, LWR为0.706, 认为MRS可用于OP的评价和监测。

  MRS 评价OP的优势在于可对骨髓生化成分进行定量测定, 从骨微结构和组织生化成分方面对骨质量进行定量、无创、无辐射的评价[12]。但该技术仍存在不足:①MRS不是常规MRI检查序列, 其应用对场强有较高要求;②MRS 校正过程繁琐, 技术稳定性差, 检查费用较高, 耗时长, 仅能获得较小体素内代谢物的信息;③FF值并不能取代BMD值, FF和BMD 既相互联系又彼此独立, 由于OP 发病机制复杂, 单纯的BMD减少, 其骨髓内脂肪含量并不一定增加。MRS对OP程度的评价具有一定的局限性, 限制了其临床应用。

  3、 血流灌注成像研究

  动态增强磁共振成像 (dynamic contrast-enhanced MRI, DCE-MRI) 是目前常用的无创性评价组织微血管分布及血流灌注的技术。骨髓中填充着丰富的毛细血管, DCE-MRI通过静脉注射对比剂改变局部组织磁场, 在对比剂通过椎体毛细血管期间绘制出时间-信号强度曲线, 可得到定性、半定量及定量参数。常用的定量参数有血浆容积分数 (Vp) 、血管外细胞外容积分数 (Ve) 、容积转移常数 (Ktrans) 以及速率常数 (kep) , 其中Ktrans和kep最具价值[13]。

  既往研究显示, Ktrans可以反映早期骨髓灌注的变化, 卵巢切除鼠2周即可检测到Ktrans降低, 证实通过卵巢切除造模的OP组随着FF值的增加Ve和Ktrans减小, 血管内皮生长因子和微血管密度降低, 推测OP的发生可能与骨髓血管收缩增强、血管内皮细胞间隙减小有关[14]。Biffar等[15]研究发现, OP 组患者腰椎椎体骨髓血流量低于正常组, 其血容量与定量CT测得的BMD值呈正相关。Ma等[16]研究显示, 在骨量减少或OP人群中, DCE-MRI的定量参数与年龄及腰椎椎体骨髓脂肪含量呈负相关, 可以以此对腰椎椎体的OP进行评价, 经长期随访发现骨髓灌注不佳可造成BMD值的持续降低, 而良好的骨髓灌注能维持BMD值的稳定, 提示骨髓灌注对骨重构的影响及在OP的发生发展中所起的作用。

  DCE-MRI能定量检测骨髓的血供情况, 其参数指标与BMD值有很好的相关性, 但DCE-MRI技术需要使用对比剂及缺乏统一的评价标准, 所选用的扫描技术和序列不统一、药代动力模型及处理软件不同、参数评价标准的不同等均会影响测量结果的可比性, 限制了其临床应用。

  4、 化学位移水脂分离成像技术

  4.1、 同反相位成像

  1984年Tomas Dixon根据水中氢质子与脂肪中氢质子的进动频率差异, 提出利用化学位移效应采用常规自旋回波序列在不同的回波时间 (echo time, TE) 进行2次信号采集, 第1次采集时水、脂的氢质子横向磁化强度矢量处于同相位, 第2次采集两者处于相反相位, 即同时获得同、反相位2幅图像。同相位图像就是普通的T1WI图像;反相位图像是水与脂肪信号相减图像, 图像特点是水和脂肪成分混合时会出现明显的信号衰减, 纯脂肪组织不会出现明显的信号衰减。该技术近年来开始应用到测定骨髓的脂肪组织[17]。

  Ojanen 等[18]通过对同一家族成员椎体骨髓脂肪含量的测定表明, 同反相位成像技术可以作为测定组织内脂肪含量的检查方法。张灵艳等[19]认为, 反映脂肪含量的同反相位信号强度比 (signal intensity ratio, SIR) 与BMD呈负相关, SIR可以反映骨量是否正常, 但无法鉴别骨量不正常者的骨量减少程度。雷立存等[20]测量腰椎椎体同反相位图像上的信号降低指数, 认为同反相位成像能够反映椎体骨髓脂肪含量的变化。同反相位信号强度测定作为一种半定量脂肪含量测定方法, 在评价OP程度的可靠性上还存在一定不足。Gokalp等[21]通过计算椎体的相对信号强度指数, 对OP患者的腰椎椎体骨髓脂肪含量进行定量分析, 认为同反相位成像并不是评估50~65岁女性BMD的可靠参数。

  4.2 、Dixon水脂分离技术

  同反相位成像技术是Dixon水脂分离技术的基础, 该技术以双回波成像为基础, 故也称为Dixon两点法水脂分离技术[22]。Dixon技术作为基于化学位移的水脂分离技术, 在获得同反相位图像同时, 通过进一步解析可以得到纯水像与纯脂像。该技术具有分离脂肪组织迅速、兼容性好、信噪比较高及可以定量检测脂肪组织等优点, 主要缺点为易受主磁场不均匀或显着磁化率效应的影响产生相位误差, 导致解得的水、脂两相信号混杂, 发生水、脂错换[23]。为消除相位误差的影响, 提出了三点式Dixon技术, 在2次测量的基础上增加了1次测量, 使用增加的信息校正主磁场不均匀或磁化率效应产生的相位误差[24,25]。由于三点式Dixon要作3次测量, 耗时较长, 为了节省扫描时间又就Dixon技术进行了进一步修改和完善, 纯水相和纯脂肪相分离的关键在于校正场不均匀造成的相位误差, 故技术进步的重点在于在相位误差的校正。目前用于评估脊柱椎体脂肪含量的水脂分离技术包括两点式Dixon、三点式Dixon、mDixon和迭代最小二乘法非对称采集水脂分离 (iterative decomposition of water and fat with echo asymmetry and least-squares, IDEAL) 等技术[26]。

  IDEAL技术是改进的非对称三点式Dixon技术, 其结合了非对称采集技术与迭代最小二乘水脂分离算法, 所获得的图像能够更有效地克服磁场不均匀性, 病变区脂肪检出率提高, 信噪比更高。Martin等[27]在其使用IDEAL序列快速测定椎体脂肪含量的研究中认为, IDEAL技术测定椎体FF值有很好的准确性和可重复性。相对于MRS法, IDEAL技术具有扫描简便、成像速度快等优点。

秒速快三  改良的Dixon技术如mDixon是较新的水脂分离技术, 该技术可以灵活选择TE, 有效缩短了TE和TR时间, 提高信噪比的同时提高图像采集速度, 可用于全身扫描, 该技术基于单峰值脂肪模型, 与传统的Dixon技术相比可消除磁场不均匀性的影响, 提高水和脂肪信号分离的精确度[28]。改良的Dixon技术成像速度快, 受呼吸运动影响小, 对磁场不均匀性不敏感[29], 但其对场强要求高, 需要特殊算法的软件支持。

  5、 高分辨率磁共振成像技术 (high-resolution MRI, HR-MRI)

  HR-MRI直接显示骨小梁的微细结构, 其在显示活体或离体骨小梁结构方面与组织学检查十分相似, 被称为“骨活组织检查技术”。HR-MRI常用序列包括自旋回波序列和梯度回波序列, 大多数倾向于GRE或三维GRE序列。HR-MRI图像通过特定软件反转灰度等级显示法显示骨小梁网状系统, 常用定量参数有单位面积连通数、骨小梁面积与感兴趣区面积的比值、骨髓面积与感兴趣区面积的比值、骨小梁平均厚度、骨小梁平均间隔、欧拉数与感兴趣区的比值等13个参数[30]。骨质疏松时, 骨小梁间隙增宽、连接性降低, 骨强度降低, 骨脆性增加。王峻等[31]研究表明, 松质骨丢失在男性以骨小梁厚度变薄为主, 女性以骨小梁的断裂、缺失为主, 其原因可能为男性以骨形成减少为主, 女性以骨吸收增强为主, 还发现骨质疏松患者较非骨质疏松患者骨小梁稀疏, 网状连接水平低, 连续性差, 密集度较低, 抗骨折强度降低, 其选用的9个参数中单位面积连通数、骨小梁平均厚度、骨小梁平均间隔及欧拉数与感兴趣区的比值等在骨质疏松组和正常组间差异有统计学意义, 可以据此对OP作出评价。

秒速快三  HR-MRI技术扫描时间长, 需要较高配置的软硬件, 用于测量的选定区域骨小梁范围较小, 故在临床中的应用较为局限。HR-MRI有待进一步研究的问题包括:空间分辨率、标本大小、信号噪声比、可重复性 (运动校正和图像配准) 、检查所需时间、图像采集及后处理过程的复杂性、外周骨和中轴骨的生理差别、实验研究向临床应用的过渡等。

  6 、磁共振弛豫时间测量技术

  磁共振弛豫时间可以间接反映骨小梁空间结构, 用于骨质疏松研究的MR弛豫时间测量主要包括T2*、T2、T2′、T1等。其相互关系是T2*值由梯度多回波扫描序列获取;T2值来自于自旋多回波扫描序列;1/T2′=1/T2*-1/T2, R2*= 1/T2*, R2=1/T2[32]。在稳定的外磁场下, 骨小梁和骨髓分界处的2种物质界面存在一定的空间不均一性, 导致磁场的不均一。局部磁场不均匀性的程度取决于骨小梁与骨髓交界面的数量、骨小梁的表面积和主磁场场强的高低。梯度回波序列对局部磁场的不均匀性改变较敏感, 有效横向弛豫时间T2*值的变化与小梁骨网状结构的密度及空间几何学形态直接相关[33]。T2*值的变化不仅与代表骨小梁数量的BMD值有关, 还可对骨小梁的空间结构进行表达, T2*值在同一骨骼的不同部位及不同骨骼均有差异, 这与电镜组织切片下不同部位骨小梁的微结构差异相对应[32,33]。

  翟树佳等[28]提出, 骨髓T2*值的变化对OP的评估比BMD值变化更加敏感, T2*值在OP骨质中显着增加, 认为该技术可以用于评估脆性骨折的风险。T2*、T2、T2′、T1等弛豫时间值同OP的相关性研究显示, T2*较敏感而T2较特异[32,33]。分析其原因:T2*值主要由内、外磁场的不均匀性决定, 即T2*值反映了骨小梁与骨髓交界面的数量及结构;而T2值主要由组织中的蛋白、脂肪、自由水等组分的相对数量及比例决定。

  7 、其他技术

  超短回波时间磁共振成像 (ultrashort echo-time magnetic resonance imaging, UTE-MRI) 为近年来快速发展的乏质子成像技术, 在骨皮质的定量成像方面取得了较快发展。UTE-MRI技术利用超短回波时间采集短T2组织的信号, 结合组织抑制技术可将骨皮质显示为高信号。骨皮质UTE-MRI信号来源主要为结合水和孔隙水, 前者与骨内有机质相关, 后者与骨皮质的孔隙度相关[34]。Bae等[35]将结合水、孔隙水与孔隙度、骨弹性、骨极限应力等骨骼生物力学参数进行相关性分析, 结果显示孔隙水、结合水分别与孔隙度呈正、负相关, 骨骼机械性能指标也与孔隙水含量相关。OP骨组织活检发现孔隙增大, 骨皮质孔隙度与其能承受的峰值压力相关, 孔隙度是影响骨强度和导致脆性骨折的重要因素。UTE-MRI在评估骨皮质的有机质相对含量、骨皮质的孔隙度、骨皮质的力学性质、骨强度等方面显示了较好的应用前景。

  8 MRI技术评价骨质疏松的前景及不足

  MRI技术通过获取多种定量指标反映松质网状骨和皮质骨的显微结构、生物力学特性和骨组织内成分等, 其中的HR-MRI技术直接定量评价骨小梁疏密;T2*值间接反映骨小梁疏密度;多种MRI脂肪定量技术测量骨髓脂肪含量反映OP程度。以上技术均从骨质量角度反映骨强度, 是对BMD测定的有效补充。MRI技术评价OP可以达到无创定量评价OP的目的, 在骨质疏松的早期诊断、骨折危险性的预测和治疗后随访方面具有临床价值, 有助于更全面地了解诸多因素在OP进展过程中的综合作用, 在临床科研和应用角度具有广阔的应用前景。目前MRI技术检查时间较长、检查费用较高, 定量评价OP尚缺乏统一的技术标准和评价体系, 在临床的广泛应用受到制约, 但随着MRI序列技术的进步和临床经验积累, 以上弊端正在一一克服, 其定量评价OP的临床应用将会逐步得到完善和推广。

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