MRI的弥散加权成像技术在骨骼病变中的应用进展

　作者：梁艳梅 李长勤 作者单位：泰山医学院附属医院放射科，山东　泰安 271000)

　　【关键词】 磁共振成像;弥散加权成像; 骨组织

　　磁共振弥散加权成像(MRDWI)是20世纪90年代发展起来的MRI新技术，是目前唯一能够检测活体组织内水分子扩散运动的无创性方法，可通过分析细胞内外水分子的跨膜运动功能状态的改变诊断和鉴别疾病[1]。近几年来，DWI在脑部、肝脏、前列腺等部位的应用已充分体现了其临床价值和发展潜力。在骨骼病变诊断方向上的应用也有了新的进展，现综述如下。

　　1 MRDWI的基本原理及参数的选择

　　1.1 基本原理

　　DWI与传统的磁共振常规成像技术不同，它依赖水分子运动，与组织质子密度、T1值或T2值无重要关系。组织中水分子扩散是指组织内(包括细胞内和细胞外)水分子的不规则、随机的改变运动方向和位置的现象，即布朗运动，单位是平方毫米/秒(mm2/s)。MRDWI的基本原理是在常规自旋回波序列(SE)前后分别施加一个大小相等、极性相反强度的梯度脉冲，第一个梯度脉冲引起所有质子自旋去相位，而后一个使其相位重聚。在未施加敏感梯度脉冲的情况下，回波时质子完全重聚复相位，信号强度不受磁场梯度影响;相反，在施加敏感梯度脉冲的情况下，质子依磁场梯度随机移动，因质子的自旋频率不同，导致回波时不能相位重聚，造成DWI上信号改变，衰减的程度依赖水分子的表观扩散系数ADC值(mm2/s)和b值的大小(s/mm2)[2]。在弥散加权中，信号衰减程度可用公式表示为：SD=exp-bD ，其中D为扩散系数，反映水分子扩散运动的能力，D值越大，水分子扩散能力越强，信号衰减越多。D=In(S低/S高)/(b高-b低)，b为扩散梯度因子，b=r2×δ2×g2×(Δ-δ/3)，其中r为磁旋比，g和δ分别为扩散梯度脉冲的强度和持续时间，Δ为两个梯度脉冲起始点的时间间隔，S低与S高为不同b值条件下组织的信号强度。b值信号越高，DWI对水分子的运动越敏感，对病灶的显示也越清楚，但图像的信噪比显著下降。临床上根据设备条件、所选用的序列以及临床目的不同，可适当调整b值。有学者[3]研究b值分别为200、400、600、500、1000 s/mm2时，良、恶性肿瘤的ADC值之间比较无显著性差异，但随着b值的增加ADC值降低(当b=400 s/mm2)可获得清晰的图像，测得的ADC值稳定。并且随着b值的增加图像的信噪比逐渐减低，图像质量略差，伪影增多，测得的ADC值不稳定。这说明骨肿瘤的DWI研究b值在400 s/mm2 左右时获得的图像较好，而且ADC值的测定比较准确[4]。

　　1.2 MRIDWI的扩散特性和ADC值

　　大多数生物组织中存在许多如细胞膜或大分子蛋白等天然屏障，使得生物组织中水分子的弥散受到限制，称为弥散受限。弥散受限的程度用表观扩散系数 ‘ADC’来表示，在生命组织中，扩散系数D值不仅与布朗运动有关，而且与组织的生理学特性，如呼吸、心跳、脉搏、脑脊液流动、血液灌注、细胞内外状态、体温等多种因素有关。人体由于组织结构不同，阻碍水分子扩散运动的障碍物的组织构成类型和分布也不相同。如果水分子的扩散运动在各方向上受到的限制是对称的，在DWI图像上引起的信号表现相同，称之为各向同性扩散。如果水分子的扩散运动在各方向上受到的限制是不对称的，在DWI图像上引起信号表现不同，称之为各向异性扩散。各向异性扩散在人体组织中普遍纯在，最典型的是脑白质神经纤维束。即水分子在神经纤维长轴方向上扩散运动相对自由，而在垂直于神经纤维长轴的方向上，水分子的扩散运动将明显受到细胞膜和髓鞘的限制。

　　表观弥散系数是用来描述DWI不同方向分子扩散运动的速度和范围，是反映组织中水分子扩散运动的物理量，不同组织有不同的ADC值，而ADC图主要反映水分子的扩展幅度，其黑白度往往与弥散加权相反。在水分子运动不受限制区(高扩散区)，ADC值高，而DWI图像上呈低信号，在彩色ADC图上以红色表示;相反，在水分子运动受限制区(低扩散区)，ADC值低，在DWI图像上呈高信号，在彩色ADC图上以较暗的颜色表示[5]。定量ADC测量可为疾病的早期诊断提供更多的信息，有助于早期病变的发现;同时也可作为无创性地监测疾病发展过程的一种手段，根据ADC值的动态变化推测疾病进展的程度。

　　1.3 成像序列

　　扩散敏感梯度可以与任何脉冲序列相融合，诸多研究者使用了不同的DWI序列进行骨髓的检查，已用序列包括自旋回波DWI(spineecho DWI，SEDWI)、稳态自由进动DWI(steadystate free precession SSFPDWI)、回波平面成像DWI(echo planar imaging ，EPIDWI)等，但SEDWI序列成像时间相对较长，对运动伪影敏感，EPIDWI明显缩短成像时间，简便、易行、具有无创的特点。但由于它对磁敏感效应明显，易导致随b值增加，而出现明显的变形伪影，严重影响ADC值的准确性。

　　2 类PET(DWIBS)的定义及技术特点

　　背景信号抑制全身弥散加权成像(diffusion weighted whole body imaging with background body signal suppression，DWIBS)是利用射频脉冲技术进行背景脂肪信号的抑制来进行全身横断面平扫，再利用三维图像后处理技术进行重组，并采用黑白图像翻转技术，得到的图像类似于PET(正电子发射体层摄影)成像，其临床意义也与之相似，由此简称 MR“类PET”技术。DWIBS的原理与局部DWI成像原理是相同的。但DWIBS是在自由呼吸状态下完成大范围的全身多段薄层扫描。扫描时，应注意各段扫描的层厚、层间距、 FOV、矩阵、TR、TE、b值等应该保持一致，这有利于三维图像的重建。单次激发平面回波成像(echo planar imaging，EPI)、短T1反转回复时间成像(short T1 inversion recovery ，STIR)和敏感编码技术(sensitivity encoding，SENSE)是DWIBS的核心技术。EPI是目前成像速度最快的MR扫描技术， 并且对磁敏感伪影非常敏感，化学位移伪影较重，需加以并行采集技术阵列射频线圈SENSE的运用，这样可基本去除了运动伪影，提高图像的质量。STIR 技术的运用，明显抑制肌肉及脂肪等正常组织信号提高病变的显示率。随着磁共振设备的发展和一些快速序列的临床应用，全身弥散成像逐渐成为近年来研究的热点。

　　3 MRDWI在骨骼病变中的应用

　　3.1 发现病变

　　DWIBS在发现原发和转移性病变有着非常重要的临床价值，同时也是发现骨髓受累的有效方法[6]。Nemeth等[7]应用DWI研究颅骨转移性病变，结果显示DWI对于颅骨转移性病变的敏感性为68%～71.1%，远远高于常规MRI成像，尤其是在乳腺癌、肺癌等疾病发生颅骨转移时，具有较高的敏感性。WonJin Moon等[8]研究结果同样显示，DWI对颅骨转移性病变的检出率明显高于常规MRI，可作为评价颅骨转移的重要手段之一。DWI对发现骨骼系统的转移敏感性和特异性最高，但对于小于1.0 cm的病灶检出敏感性较差[9]。为进一步明确DWIBS发现病变的敏感性，有研究者已经在GE、西门子MRI弥散成像和18FFDG PET/CT图像发现，两种图像融合对肿瘤诊断无显著性差异。大量的病例和PET对照实验也表明，DWIBS诊断转移性病变的灵敏度达到89.5%[10]。另外，DWIBS也可发现全身常T2信号的良性病变。由于DWIBS对背景信号抑制充分，所得图像信噪比(SNR)较差，不能清晰判断病灶的解剖位置，需与常规T2WI的影像融合才能获得满意的诊断效果。总之，MRI 弥散成像逐步取代核医学图像及PET图像成像已经成为发展趋势，由于其对病变的敏感性高、无辐射、无需对比剂、重复性好、节约资金等特点。

　　3.2 在肿瘤鉴别中的应用

　　使用MRDWI在正常骨髓方面的研究为进一步探讨其在疾病方面的研究提供了客观依据及ADC值参考范围。据国内外研究显示：DWI在骨髓中的应用越来越受到重视，特别是在椎体病变的早期发现及骨骼病变中良恶性的鉴别方面已显示出特殊的优势。大量研究证明：退变、炎症、创伤、肿瘤等其它因素严重影响活体组织的水分子扩散，其 ADC均值分别是(0.47±0.14)×10-3、(1.26±0.28)×10-3、(1.30±0.48)×10-3和(1.30±0.48)×10-3mm2/s[11]。此研究表明退变、感染和转移瘤的ADC均值明显高于正常骨髓。Chan[12]对椎体良恶性病变的ADC值研究得出，良性椎体压缩骨折ADC值为(1.21±0.17)×10-3mm2/s，恶性椎体压缩骨折ADC值为(0.92±0.20)×10-3mm2/s，良性者的ADC值高于恶性者，两者之间的差异有显著性。Nagata等[13]利用SSEPI序列对57例骨肌系统肿瘤进行MRDWI发现，取b值为1000 mm-2/s时，良、恶性肿瘤的ADC值分别为1.97×10-3mm2/s和1.35×10-3mm2/s，良恶性骨肌肿瘤之间ADC值差异有显著性，有助于良恶性骨肿瘤的鉴别。尽管这些研究为评价椎体病变提供新的定量分析信息，但是良、恶性病变者之间鉴别至今尚无明确界定。

　　3.3 在活检及治疗疗效中的应用

　　DWIBS在发现骨病变和骨髓穿刺活检之间两者一致性非常高[6]。近期研究显示[14]：恶性肿瘤在DWI图肿瘤实性部分呈较高信号。因为大多数恶性肿瘤生长活跃，其肿瘤细胞异常增殖，排列紧密，导致细胞外间隙减小，细外水分子扩散运动受限，ADC值减低;同时应用DWI和 ADC值测量，结合常规MRI图像，可很好显示恶性肿瘤的侵犯范围及其肿瘤中生长活跃部分所占比例，初步判断肿瘤组织成分及恶性程度。结合常规MR及DWI图像特点，肿块在各序列均呈低信号区域即是瘤骨存在的部位，从而指导临床正确选取活检部位，对于提高活检成功率及术前病理诊断的正确性具有重要意义。

　　有效的抗肿瘤治疗会导致肿瘤细胞溶解、碎裂，细胞外间隙的增宽，水分子扩散能力增加[15]。Lang等[16]利用骨肉瘤动物模型研究显示坏死性肿瘤的水分子弥散较活性肿瘤明显增高，主要原因是由于坏死性肿瘤组织的细胞膜破裂，水分子的随意运动加快，而细胞膜完整的活性肿瘤组织对水分子弥散有限制作用。DWI亦可显示人体内坏死性肿瘤与活性肿瘤ADC值的差别，结果与动物模型研究相似，证明DWI可作为一种无创方法检测临床治疗后肿瘤的坏死程度。通过描述组织和器官内病理变化的弥散信号改变和肿瘤区域放化疗前后ADC值的检查比较，DWI技术开始应用于骨疾病治疗前评估及治疗后评价，并对肿瘤治疗效果的预测取得了积极的效果[17]。DWI在评价肿瘤疗效中的价值在最近的活体研究中也得到进一步验证。Woo等[18]为了优化放射剂量并得到满意的治疗效果对24例恶性肿瘤脊柱转移瘤(原发癌包括乳腺侵袭性导管癌14例，肾纽胞癌2例，胃腺癌3例，肺癌2例，子宫颈鳞状细胞癌、肝胆管细胞癌、肝细胞癌各1例)进行放射治疗，放疗前1周及放疗后1～2月分别行常规MRI和DWI(b值650 s/mm2时)检查。放疗前脊柱转移瘤的ADC值为(0.75±0.03) ×10-3mm2/s，放疗后ADC值升高到(1.22±0.02) ×10-3mm2/s;正常骨盆的ADC值比转移瘤低，且放疗前后没有变化，为(0.33±0.03) ×10-3mm2/s。MR扩散加权像常规SE序列T1WI、T2Wl信号形态变化不大，则难以评估其疗效。在MR扩散加权像上，脊柱转移瘤在放疗前相对于正常椎体为高信号，放疗后临床症状改善者的脊柱转移瘤相对于正常椎体的为低信号。ADC值定量分析显示病变区的ADC值升高，而正常椎体的ADC值未见变化。该研究结果表明，DWI能用于监侧和评估放骨转移瘤放射治疗的疗效，而且有助于制定和调整下一步的治疗计划，特别在临床医师判定患者是否需要进行下一个疗程的治疗以改善患者生存质量和提高生存率方面具有积极的作用。总之，DWI及其ADC值的测量为骨骼疾病诊断和治疗提供了无可估量的信息，在未来的研究和临床应用中，我们应该广泛而有效的将这些信息付诸实践中。

　　3.4 当前的限制及未来的发展

　　DWIBS在临床上的应用还不尽完善，技术上还存在一些限制：①由于视野较小或呼吸不均匀，有可能遗漏一些较小病变;②DWIBS的敏感性虽高，但由于空间分辨率低，不能准确定位，其特异度也低;③由于机器工作时间过长，会导致梯度系统不稳定，造成图像变形或信号不均匀，影像ADC值测量的准确性;④由于可能存在的T1和(或)T2穿透效应，DWIBS发现肿瘤的特异性会受限;DWIBS不能提供病变准确的解剖位置[18]等。

　　总之，DWI在发现病变及其评估骨转移方面比有着较高的优越性和敏感性，可作为替代SPECT或PET/CT工具，对良恶性骨肿瘤的鉴别及肿瘤治疗前后的评价、预测还需要大量研究进一步评价其价值。尽管这种方法在临床的应用还不是多完善，相信随着核磁软硬件技术研究的深入和不断完善，DWIBS将会给临床创造更高的应用价值。

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