重视骨质疏松症的影像学评估

吴燕平 靳激扬

靳激扬 教授

世界卫生组织(WHO)对骨质疏松症(osteoporosis)的定义为单位体积骨骼中的骨量减少，骨组织显微结构损坏，导致骨脆性增加，骨骼的正常负载功能减弱，易于骨折为特征的全身代谢性骨病。骨质疏松症是一个具有明确的病理生理、社会心理和经济后果的健康问题，骨质疏松性骨折大大增加了老年人的病残率和死亡率。随着全球老龄化程度的加剧，我国目前已成为世界上骨质疏松症患者最多的国家，及早开展骨质疏松疾病的早期预警、诊断与有效干预将十分必要与紧迫。

造成骨质疏松的原因有原发性、继发性2大类。原发性包括绝经后骨质疏松症(Ⅰ型)、老年性骨质疏松症(Ⅱ型)和特发性骨质疏松症(包括青少年型)。原发性骨质疏松症是中老年，尤其是女性的一种常见多发病，易发骨折，是随着年龄的增长而自然发生的一种生理过程的退行性骨骼疾病。骨的形成与转换的作用在很大程度上受雌激素的影响［1］。女性随着年龄增长，雌激素水平下降，导致成骨细胞功能减弱、破骨细胞活性明显增强，骨吸收速度大大超过骨形成速度，单位体积内骨量丢失加速，以松质骨更为明显。由于松质骨的代谢转换率是皮质骨的8倍［2］，轻微的雌激素缺乏就可能首先影响松质骨［3-4］。特发性骨质疏松症主要发生在青少年，常伴有遗传家族史。继发性骨质疏松症主要由可引起骨质疏松症的某些疾病或药物所引起，如内分泌及骨髓相关性疾病，全身和局部废用所致的骨质疏松症等。

骨量减少是骨质疏松症的一个重要指标。骨量指标主要有骨矿含量(BMC)和骨密度(BMD)，前者指被测区域内(感兴趣区域)的总体骨矿含量，后者指每单位骨体积内的骨矿含量。因此，依据骨量指标推测骨质疏松症是最早采用的研究途径［5］。

光密度测量法是最早用来测量BMD的定量方法，为末梢骨的定量测量方法之一。通常为使用标准体或模型和手同时投照，然后用光密度仪对所测骨和标准体进行比较和校准，即可得出任意单位的光密度。一般测量前臂骨，测量骨量值为皮质和髓质的总和，其精确性不够理想。目前有一些改良X线光吸收法改善了精确度［6］，在我国尚未应用这些改良方法。1963年，由美国人Cameron和Soresom研制成功单光子吸收法(SPA)，它是利用放射性同位素产生的单光子γ射线穿透人体组织时被吸使其强度下降的原理，最终由计算机计算出 BMC和BMD。SPA作为一种定量测定外周骨(如挠骨远端和跟骨)BMD的方法，其放射剂量不大，检查方便，价格低廉。同样，SPA只能同时测量皮质骨和松质骨，且无法测量软组织厚度和构成不一的部位(如髋关节)，测量部位几乎不包括代谢活跃的小梁骨部位，因此其对骨质疏松症的诊断准确性受到影响。双光子吸收法(DPA)产生于20世纪70年代，通过利用2种不同能量水平的射线通过被测部位时的衰减程度存在差异的原理，从而适用于软组织较厚或差异较大的部位，如腰椎、股骨及全身。DPA的准确性及精确性均明显优于SPA，但是SPA检查时间较长，分辨率差，需仔细校正放射源的衰减，放射源也需定期更换。

用X射线取代了放射性核素放射源的单能X线吸收法(SXA)克服了SPA放射源不稳定的缺点，相对提高了分辨率、准确性和精确度，但是SXA仅能测量周围骨的BMD，如跟骨或前臂骨等，而且测量值容易受到周围软组织及骨内脂肪的影响。Jacobson于20世纪60年代开始使用双能X线吸收法(DXA)进行BMD测量，1987年美国Hologic公司生产出第一台DXA仪后，得到了广泛应用。DXA的原理与DPA相似，由于可测量全身任意部位骨骼的 BMD，且检测时间短，辐射小，测量的准确性和精确性都较高［7］，腰椎和髋部是最常用的测量部位，因为这些部位骨质丢失最快，最容易发生骨质疏松性骨折［8］。WHO基于DXA测定推荐的骨质疏松症的诊断标准［9］:BMD值低于同性别、同种族健康成人的骨峰值不足1个标准差属正常，通常用T Score(T值)表示;降低1～2.5个标准差之间为骨量低下(骨量减少);降低程度≥2.5个标准差为骨质疏松;BMD降低程度符合骨质疏松诊断标准同时伴有一处或多处骨折时为严重骨质疏松。但是DXA也有以下缺点:(1)无法区分皮质骨和松质骨，只能得到二者骨量的总和，当骨质疏松症早期时无法敏感地反映出松质骨量的变化;(2)DXA采用二维测量技术，测量值反映的是骨的面积密度，而不是真正意义的体积密度;(3)DXA在腰椎正位测量时可因骨质增生、椎小关节和椎间盘退变、以及腹主动脉钙化，使测量值产生误差;(4)由于DXA活体检测腰椎BMD的计算模式是基于离体骨的力学模型，而对活体骨髓实际状态评价出现误差［10］。骨髓脂肪化程度会影响腰椎T-Score测量的准确性，导致对可能发生骨折危险性预测出现偏差［11］。

定量CT(QCT)是Genant等在20世纪80年代研制成的BMD测量技术，其原理是将一些化合物做成等效水和骨的标准体模，分别模仿人体的软组织及骨组织，扫描时把人体模型放在患者身体下面，并与患者同时扫描，利用二者CT值之间的对应关系，再通过计算机得到测量部位的BMD值。QCT可分别测量脊柱皮质骨及髓质骨BMC，适于观察转换率快的髓质骨量的变化。容积CT(vQCT)更可直接分别测量皮质骨及小梁骨三维空间内BMD，测得是真实容积 BMD，即三维BMD为其突出优点，这是其他测量方法所不及的。还可以测量周围骨的几何形态，对股骨近端骨标本研究显示［12］，几何学测量指标与BMD结合可反映骨强度状况的87%～93%。源于vQCT影像上的有限元分析模型(FEM)，在力学上综合几何学和BMC特征上的数据，可以提高对骨强度的预测能力［13］。缺点是受试者接受的射线剂量较DXA大，费用较高，故其临床应用受到一定限制。周围定量 CT(pQCT)是专用于四肢BMD的测量方法，具有体积小、价格低、病人接受放线剂量低的优点，常用于桡骨远端测量。

骨髓间充质干细胞(BMSCs)向成骨细胞和脂肪细胞的分化之间存在密切的互反关系，即当BMSCs脂肪分化增加时，成骨分化则减少，反之亦然。骨髓脂肪细胞含量的增加与骨质疏松症的发生有明显相关性［14-16］;骨髓脂肪化程度从 0 ～100%，BMD呈下降趋势，骨脆性的形态学特征就明显增加［10，17］。氢质子磁共振波谱(H1MRS)利用化学位移技术将处于不同频谱的组织区分开来，并且波谱峰值高低反映出该组织的含量变化，可以无创、精确测量活体组织脂肪分数(FF)，其检测结果非常接近实际骨髓的脂肪容积［18］。

骨的质量包含骨量与骨结构2个方面，骨质疏松时骨量下降，骨微结构也发生改变，仅依据单一的骨量指标并不能理想预测骨质疏松症的风险，如临床发现许多骨量在正常范围内却具高风险骨折的患者［19-20］，BMD 仅能反映大约 70%的骨强度［21］。由于骨质疏松症中骨显微结构的退化主要指松质骨，而且松质骨的显微结构对骨质疏松的骨量丢失和骨强度减弱有极大影响，表现为骨小梁数量减少、变薄、穿孔甚至发生断裂，骨小梁间隙增宽、连接性降低，导致骨强度降低，故基于松质骨的显微结构来预测骨质疏松症的风险，成为继骨量后的又一个重要研究途径［22-26］。

定量超声(QUS)是利用超声波的反射和穿透衰减来评价骨量改变和骨结构的一种检查方法，它的传播既受BMD也受骨结构的影响，其检测指标是超声振幅衰减值(BUA)和声波传导速度(SOS)，测量部位是四肢骨，主要是跟骨。活体QUS与BMD之间相关性很弱，BUA与BMD呈非线性相关;SOS是独立于BMD的反映骨小梁机械性能的指标［27］，组织学测量也证实QUS与骨结构参数显著相关。QUS无辐射、经济、方便的优点更适合用于筛查，尤其适用于孕妇和儿童。但其目前尚无统一的骨质疏松诊断标准，对骨质与骨弹性之间的关系不能确定，且周围软组织对结果影响较大，不能监测药物治疗反应等问题尚待解决。

常规X线平片可观察骨组织的形态结构，是对骨质疏松所致各种骨折进行定性和定位诊断的一种较好的方法。肉眼观察X线片骨质疏松时，可见椎体透过度增加，椎体内水平横向的骨小梁消失，垂直纵向的骨小梁代偿增粗及椎体的骨皮质变薄等征象。但这些定性的评估受主客观多种因素的影响，诊断骨质疏松的敏感性和准确性较低，只有当骨量下降30%才可以在X线摄片中显现出来，故对早期诊断的意义不大。但只要存在骨质疏松症性骨折，无论BMD测量结果如何都可确诊为骨质疏松症。有学者根据股骨头不同区域内应力线和张力线骨小梁的改变，分为7度Singh指数。根据跟骨应力线和张力线骨小梁的改变分为5类Jhmaria指数。有研究报道这些半定量骨小梁评估与BMD检测结果具有一定的相关性。有学者利用对骨X线图像骨小梁纹理进行相干映射增强，在传递函数修正的骨X线图像二维谱估计以及骨X线图像纹理分型特征的基础上，提出用纹理分析，对正常的骨结构和中等程度骨质疏松作定量评估［28］，但其实用价值受到来自二维图像数据的局限。

骨小梁的平均厚度为100～150 μm，平均间隔为 500 ～1000 μm，由于骨是一种各向异性材料，即骨小梁是沿着承受应力的方向生长，它在松质骨中的分布或排列方向具各向异性。临床CT一般只能提供毫米级的图像分辨率，无法达到直接分辨松质骨骨小梁的像素要求。因此要清楚显示骨小梁的特征有赖于高分辨率影像设备。对松质骨显微结构的分析，可从形态特征、拓扑结构和纹理特征3个角度进行。其中形态特征主要指骨小梁的几何形态以及孔隙率，重要的形态特征参数有骨体积分数、骨表面体积比、骨小梁厚度、骨小梁间距、骨小梁数;拓扑结构特征反映了骨小梁的结构模型和网状连接性，其代表参数有结构模型指数、游离节点数、连接节点数、骨小梁和骨髓星体积和欧拉数，其中结构模型指数可作为骨质疏松研究中骨结构变化的测量指标;纹理特征描述的是从CT、MRI图像中显示的骨显微结构的纹理特征。由于需经过一定的图像处理算法后才能得到这些特征值，故严格地说它们是对骨显微结构的一种间接描述，该类特征值被称为表面特征值［29］。

高分辨率CT(HR-CT)是一种无创性评价骨小梁微结构的方法，通过三维容积扫描实现了各向同性扫描，其空间分辨率可达10～60 μm，可用进行传统组织计量学的参数分析和骨力学强度分析。Cortet等［30］对79例男性进行骨小梁微结构及分维分析，发现2组之间25个结构参数中的14个，其差异具有统计学意义，其中13个结构参数在骨折组与非骨折组的比值比是显著的。DXA测量跟骨的BMD与CT测得的骨结构值之间关联性很弱，说明两者反映不同的信息。骨质疏松病人不仅BMD减低，骨的微结构亦受到破坏。骨小梁形态结构学参数可以为预测骨质疏松骨折风险提供有价值的信息。

显微CT(Micro-CT或 μCT)是以体素为测试单元，在微米级水平(1～100 μm)高清晰地扫描重建骨小梁立体结构，是一种可以观察到组织和细胞结构水平的CT(细胞大小约10～50 μm)。除能精确计量标本整体骨量参数外，还能测试大量骨结构参数。摆脱了传统骨形态学以平行板模型为基础的体视学算法，能直接测量骨结构厚度，准确描述结构的3D分布和形态特征，敏感监测骨小梁的动态变化，所得参数与2D形态计量学参数高度相关，但较后者真实、直观，不受模型假说影响［25］。虽然 μCT具有良好的前景，但是空间分辨率越高，探头体积就越小，单个探头检测的信号变弱，需要高灵敏低噪声放大系统，这就直接限制了显微CT在大型动物和人身上的应用。因此目前μCT主要用于骨、牙齿等离体样本检查以及活体小动物检查和对疾病机制、基因显型和药物治疗效果的研究［31］。

MRI主要采用T2值来预测或确定骨质疏松［32］，即小梁骨和骨髓的MRI特性明显不同，这些差异导致组织T2弛豫时间改变，T2这种变化将直接与小梁周围的密度和其空间结构有关。随着MRI图像采集技术及后处理技术的发展，高分辨率MRI(HR-MRI)对标本扫描层厚可达128 μm，活体层厚可达280 μm;标本平面内分辨率可达 50 μm，活体达150 μm，为观察骨小梁微结构创造了很好的条件。Hudelmaier等［33］分析了 30 名老年男性与40名老年女性的桡骨远端的骨小梁结构，发现女性BMD、表观骨容积分数、表观骨小梁厚度明显低于男性，差异具有显著统计学意义，这可以解释女性容易发生骨折的原因。采用多重回归模型分析发现，表观骨体积分数、表观骨小梁厚度、分维可预测桡骨骨折极限负荷。结果提示HR-MRI可以通过检测骨量和骨小梁结构来预测骨质疏松性骨折的危险性。MRI所具有的微米级高分辨率(100～200 μm)特性使其成为骨显微结构特征研究的一种理想选择，但是MRI扫描层厚大于骨小梁尺度，使得从MRI图像中分析得出的松质骨显微结构特征与真实的骨小梁结构形态之间有距离。另外，受限于扫描时采用较高的分辨率将增加图像信噪比的因素，目前临床应用MRI进行松质骨显微结构的研究多见于人体的四肢骨，如跟骨、尺桡骨等［34］。

总之，尽管近年来对骨质疏松症成像的评估已经取得相当大的进步，但一系列的挑战仍然存在。如技术的复杂性与临床常规运用的矛盾，成像条件的多变性与临床运用标准性的矛盾，检查费用的高昂与临床实用价值大小的问题也需要解决。另外，从周围骨到中轴骨之间的生物学差异，从离体标本到活体检测转换，都还需要大量的工作来完成。

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