慢性肾病的超声新技术研究进展

薛立云 综述 黄备建 审校

慢性肾病（chronic kidney disease, CKD）是指各种原因引起的肾脏结构或功能异常持续时间超过3个月。CKD是心血管疾病最主要和严重的危险因子之一,即使早期CKD亦为构成心血管事件和死亡的重要危险因子之一[1]。CKD肾内各级动脉分支受累时, 病变由末梢逐渐波及主干, 毛细血管床数量减少, 肾血流灌注减低, 肾灌注不足与肾受损程度呈正相关。CKD患者中多种病理因素可导致氧化应激, 如尿毒素、肾素-血管紧张素-醛固酮系统、慢性缺氧等。肾小管周围毛细血管减少导致肾脏慢性缺氧是加速肾功能不全进展的主要危险因子之一, 并可导致心血管疾病的发展[2]。长期慢性损伤造成肾脏病理修复反应, 细胞外基质在肾小球系膜区及肾小管间质异常蓄积、降解减少, 最终导致间质毛细血管丧失、小管萎缩、肾小球硬化和间质纤维化。

1 慢性肾病血流评估方法的概述

评估肾病血流灌注对于了解CKD病情进展、监测药物疗效、判断预后有重要意义。目前我国临床上主要通过测定患者血清肌酐（serum creatinine, SCr）来粗略评估肾功能, SCr是反映肾脏滤过率的一项有效的内源性标志物, 但其测值对于女性和老年人往往偏低, 对轻中度慢性肾病不敏感。临床普遍以99mTc-DTPA清除率作为测定肾小球滤过率（glomerular filtration rate, GFR）的“金标准”, 这是唯一可以测定单个肾脏GFR功能的检查方法, 但这种方法有必须使用放射性同位素、要对患者进行短时间隔离、仪器设备要求较高、费用昂贵、不能进行床旁检查等缺点[1]。肾穿刺活检可观察肾脏病理改变情况, 但有一定创伤和风险, 且活检只是一次静止的记录, 无法反应疾病进展情况, 患者往往不能接受多次肾活检, 因此活检不能作为常规监测病情变化的指标。

多年来常用灰阶超声分析肾脏的大小、形态、肾皮质厚度、回声强度、血流动力学变化等来诊断弥漫性肾脏疾病。有学者进行彩色多普勒超声评价肾血流灌注方面的研究, 阻力指数（resistance index, RI）和收缩期峰值流速（peak systolic velocity, PSV）等半定量参数间接反应了肾缺血程度, 具有较高敏感度及特异度[3]。但彩色多普勒对小动脉的敏感度低, 不能准确反应微循环灌注情况, 因此在肾脏疾病诊断中的能力有限。超声造影（contrast-enhanced ultrasound,CEUS）可定量评估肾脏微循环血流, 提供局部血流信息, 不仅能显示大中血管, 而且能显示微小血管甚至容量大的毛细血管床的血流, 因而比多普勒超声更能精确反应器官微循环情况; 在肾脏微小动脉和较大动脉的显示、肾动脉硬化、肾灌注缺损、生理或药理刺激可能导致的肾动脉血流改变等研究中具有潜在应用价值[4]。此外, 根据肾病发展进程, 肾小球及毛细血管床数量的减少、肾小球硬化及间质纤维化导致肾脏硬度增加、顺应性减低、弹性系数增高及韧性下降, 为超声弹性成像的应用提供可能。本文就超声造影及超声弹性成像这两项超声新技术在慢性肾病诊断及监测中的应用进展作一综述。

2 超声造影

2.1 超声造影及其定量分析技术的原理

经过不断地更新与发展, 微泡作为一种超声造影剂已研究成熟, 并得到较广泛的临床应用, 其发展开拓了许多超声诊断的新领域。微气泡内包裹球状气体,在血液中溶解度甚低, 生物可溶性物质构成的薄层包壳使其具有良好的稳定性。微气泡的直径约2～5 μm,比红细胞略小, 但比CT、MRI造影剂微粒大得多, 是一种纯粹的血管内造影剂。其作用是增加超声波背向散射信号, 从而增强血流的散射回声。造影剂注射10～15 min后微泡内气体由肺呼出体外, 微囊物质由肝脏分解, 通过肾脏滤出。超声造影剂无肾毒性, 对人体副反应少, 过敏反应发生率明显低于CT及MRI造影剂,因此其安全性较高。目前我国批准的临床最常用的造影剂是SonoVue, 内含六氟化硫（SF6）气体, 直径约2.5 μm, 每毫升造影剂中约含5×108个微泡[5-7]。

应用超声造影的目的是检测和分离超声回声成分, 在组织灌注水平形成实时血流分布图。在血液流速高的部位以往可利用超声多普勒检测, 然而肾实质绝大部分血液流速较低, 无法将其与组织运动分开[4-5]。静脉注射微泡造影剂可估计感兴趣区内的相对血流多少和微循环的部分血容量。组织增强程度的高低依赖于微泡背向散射信号与静止背景信号间的差异。当静脉注射造影剂浓度达稳态时, 利用高机械指数脉冲破坏照射区内的微泡, 再转换为低机械指数模式记录造影剂再充盈过程; 根据指数方程 Y =A (1 - e-βt)生成背向散射积分随时间变化的曲线, 得到与组织灌注值相关的半定量数据, 式中A为再充盈曲线的最高强度（maximum amplitude at the asymptote of the re fi lling curve, A）, 代表部分血容量; β为曲线的起始斜率（the initial slope of the refill curve, β）, 代表血流速度。这种利用间歇成像方式获得再充盈曲线的方法具有局限性, 如费时、易受呼吸影响、灌注数据仅来源于单个组织层面、不能准确反映局部组织灌注等[7]。另一种方法为新型的低能量成像模式它基于脉冲反向技术, 不破坏造影剂微泡, 低机械指数脉冲束发射到体内后, 接收造影剂和组织反射的回声, 再向同一部位发射第二脉冲, 这一脉冲反向复制第一脉冲, 随即将两次回声叠加, 组织产生的线性回声互相抵消, 回声的非线性成分相互加强, 产生较强的谐频信号。此即相位调制技术的最常用方法: 脉冲反向谐频成像[4-5]。之后可利用定量软件分析时间-强度曲线（time-intensity curve, TIC）, 得到两组参数信息, 一组是与时间有关的定量参数: 到达时间（arrival time,AT）和达峰时间（the time to peak enhancement,TTP）; 另一组与增强程度有关, 包括峰值强度（the peak intensity,PI）和曲线下面积（the area under the curve,AUC）等, 从而定量分析微循环灌注情况[4]。

2.2 超声造影定量分析技术在肾病中的应用

超声造影最初在心脏及肝脏疾病诊断中取得突破性进展, 这一技术现已广泛应用到肾脏、乳腺、胰腺、前列腺等器官的占位性病变诊断及肝脏肿瘤局部治疗效果评估等领域, 取得显著成果, 但对肾脏弥漫性病变灌注的研究还处于探索阶段。

Tsuruoka等[2]运用第二代超声造影剂Sonazoid对85名CKD患者和5名健康志愿者（对照组）行超声造影检查。对照组造影剂注射后从肾门开始, 依次沿叶间动脉、弓形动脉、小叶间动脉向外周扩散, 肾皮质随之从肾被膜侧向肾锥体方向增强, 造影剂注射15～20 s后皮质达最大增强。数秒后肾髓质从皮质侧向内髓增强, 皮质完全增强10～20 s后髓质最大程度增强。10～12分钟内皮髓质增强消退。而晚期肾病患者叶间动脉和小叶间动脉灌注总时间延长, 小叶间动脉显示不清。皮髓质增强程度较对照组减低, 消退加快, 3～5 min内廓清。分析TIC曲线, CKD患者TIC曲线的初升强度减小（上升支斜率减小）、达峰时间延长、峰值强度减低、皮髓质增强减退较早（下降支斜率增大）。研究还显示上升支斜率、峰值强度及下降支斜率三个参数与根据血肌酐水平估算的肾小球滤过率(estimated glomerular filtration rate, eGFR)明显相关, 髓质下降支斜率与eGFR相关性最强。董怡等[8]对Ⅲ～V期（采用美国NKF-K/DOQI工作组对CKD的分期方法）慢性肾功能不全患者的研究也得出相似结论, CKD肾皮质定量灌注参数中曲线下面积(AUC)增大, 达峰强度绝对值(derived peak intensity, DPI)减低, 曲线上升支斜率(slope rate of ascending curve, A)减小, 达峰时间(TTP)延长, AUC、DPI、A、TTP诊断慢性肾功能不全Ⅲ～V期的灵敏度、特异度、准确性均明显高于彩色多普勒超声中的RI指标。进一步分析后[9]发现其中AUC的诊断准确性、灵敏度最高, 以肾穿刺病理组织学结果为金标准, DPI<12 dB、TTP>12 s、A>2.40 dB/s、AUC>1740 dB·s为慢性肾功能不全的最佳诊断点。且得出结论[10]慢性肾功能不全患者99mTc-DTPA肾动态核素显像测得的GFR与超声造影定量参数中的曲线下面积、曲线上升支斜率呈正相关, 因此CEUS灌注定量参数能反映慢性肾功能不全肾皮质血流灌注改变。苗立英等[11]用CEUS定量评价肾病组与对照组血流灌注, 也发现肾病组的皮质达峰时间ATc、髓质达峰时间ATm显著延长, 皮质TIC斜率βc下降, 说明病例组肾脏血流灌注速度即造影剂进入肾微毛细血管床的时间延长, 这可能与肾缺血或免疫复合物积聚导致肾毛细血管血流阻力增加有关。病例组皮质峰值强度变化（△AT）较对照组有延长趋势, ATm, △AT与 BUN,Cr呈正相关, 说明超声造影可较敏感反应弥漫性肾病血流灌注变化。王健等[12]建立兔慢性肾功能衰竭模型后行CEUS检查, 发现肾皮质血流灌注4周起减低, 表现为TIC参数中峰值强度减低; 同时灌注速度和廓清速度均降低, 表现为达峰时间和峰值强度减半时间延迟, 而血肌酐、尿素氮自6周起才明显升高。因此超声造影结合时间－强度曲线可定量分析慢性肾衰竭不同阶段肾皮质血流灌注情况, 肾血流灌注的下降早于常规实验室检查指标的异常。

此外, CEUS在诊断慢性移植肾损伤(chronic allograft injury,CAI)中也发挥重要作用。移植肾灌注情况与其功能密切相关, 移植肾功能不全者伴随肾灌注改变。Kay等[13]研究了肾移植患者超声造影TIC曲线数据的可重复性, 结果示肾上极、中部皮髓质测量值在观察者之间一致性较好, 将中部测量值作为研究对象, 与移植术后3个月的预后有较好相关性, 微泡灌注与eGFR有较好一致性。Schwenger等[14]发现CEUS评估的移植肾血流量与血肌酐水平明显相关, CEUS可提高CAI诊断的敏感度和准确性, 其灌注参数可评估肾移植患者微循环的整体性, 预测移植肾功能不全, 比普通超声提高了对CAI的早期诊断率。

综上, 超声造影技术评价弥漫性肾病的血流灌注具有相对无创、简便实用、无肾毒性、敏感度高、可重复性强等优点, 有较大的临床应用潜力与研究价值。

3 超声弹性成像

器官或组织病变往往伴随硬度的改变。触诊是体格检查发现异常硬度的一项重要检查手段, 但触诊有很大的主观性, 且很难定量, 因此需要一种定量的影像方法测量病变硬度改变[15]。弹性成像是无创性评估组织弹性特征的一种新型成像方法, Sporea等[16]将用于评估肝纤维化的超声弹性成像方法分为以下几种: 瞬时弹性成像(transient elastography), 实时组织弹性成像(real-time tissue elastography), 声辐射力脉冲成像(acoustic radiation force impulse), 剪切波弹性成像(shear wave elastography)。目前这些方法已广泛应用于多种器官组织, 而不仅仅局限于肝脏病变。Tanter等[15]将弹性成像技术分为: 静态弹性成像(static elastography)（即实时组织弹性成像）, 瞬时弹性成像, 声辐射力脉冲成像, 超音速剪切成像(supersonic shear imaging)和磁共振弹性成像(magenetic resonance elastography)。这些方法都有大致相同的三个步骤: ⑴组织在外部或内部压力下受到机械性压迫; ⑵超声或MRI测量压力引起的组织位移; ⑶根据组织位移定性或定量估计组织弹性。以下介绍常用的几种超声弹性成像技术: 声辐射力脉冲成像、瞬时弹性成像、实时组织弹性成像与超音速剪切成像。

3.1 声辐射力脉冲成像技术（acoustic radiation force impulse, ARFI）

3.1.1 ARFI的基本原理

ARFI技术将软件整合于常规超声检查系统中, 可在患者进行常规超声检查后在相同深度层面进行弹性测定[16-18]。目前广泛应用的声触诊组织量化技术(virtual touch tissues quantification, VTQ)就是基于ARFI原理, 其基本原理是: 行实时B型超声成像时, 利用感兴趣区光标对组织区域进行弹性测量。由短暂的（～262 μsec）、固定传播频率（2.67 MHz）的声脉冲对感兴趣区组织进行机械激发, 产生局部组织位移, 导致受激发部位产生垂直于发射脉冲的剪切波, 并由超声相关方法追踪。超声追踪束测量组织的横向最大位移, 可得到组织剪切波速度(Vs)。剪切波速度与组织弹性系数的平方根成比例, 结果以m/s表示[19]。可测量的剪切波速度是组织固有的特性, 测值具可重复性[20]。一般来说, 越硬的组织, 通过这一区域的剪切波速度越快。由此可根据剪切波速度反应组织的弹性特征。

ARFI技术具有以下优点: 一是ARFI整合于传统超声系统中, 患者行常规标准超声检查时即可进行弹性测定。二是ARFI成像可自行选择测量位置, 避开邻近结构（比如血管）的干扰。而瞬时弹性成像只能通过M型图像来定位测量位置, 因无声像图的引导, 具有一定盲目性[19]。另外, 对于腹水和肥胖患者, 无法利用FibroScan进行肝脏弹性成像剪切波重建, 但可在超声直接监测下利用ARFI进行肝脏弹性测定[16,18,21]。

3.1.2 ARFI在肾病方面的临床应用

研究表明ARFI测值与肝纤维化分期有很好的相关性[22], ARFI还应用于肝脏局灶性病变、指导及评价肝脏射频消融、肾肿瘤等研究, 目前也有学者致力于移植肾损伤的ARFI研究。Cosgrove等[23]较早提出可用高能量声束形成组织应变, 产生快速的剪切波, 从而评估移植肾实质硬度。Stock等[24]对18个肾移植患者进行ARFI检查, 显示ARFI值与肾纤维化程度之间呈中度正相关, 且与BANFF分级（2007年新版BANFF分级法）也呈正相关关系, 通过弹性测定可准确诊断程度较重的纤维化, 而对于早期纤维化尤其如BANFF 1、2级之间的ARFI值存在部分重叠, 运用此技术较难鉴别。Syversveen等[25]利用ARFI技术对30名肾移植患者进行弹性测定, 并与肾活检纤维化分级（BANFF 97分级法）对比。显示未发生纤维化的移植肾和纤维化的移植肾之间, 剪切波速度无明显差别, 观察者内部和两个观察者之间的变异度较大。然而Arndt等[26]报道20名肾移植患者用瞬时弹性成像（TE）测得的肾实质硬度与间质纤维化程度有明显相关性。曾有报道[20]对于严重肝纤维化和肝硬化来说, ARFI与TE诊断准确度相似,但对于早期肝纤维化, TE更具优势。另外, 与ARFI研究不同的是Arndt等的TE研究中只有一个观察者执行操作, 且未排除急性排异期的病例, 加之两种方法在技术上的差异, 因此可能导致结果的不同[25]。

综上所述, ARFI可敏感反映组织弹性变化, 可无创、安全地反映肝脏、肾脏等多种器官组织的纤维化程度, 而不仅限于浅表器官。虽然目前的研究还不足以将ARFI作为肾纤维化的标准评价指标, 但其广阔的发展应用前景还是很值得期待与研究的。

3.2 瞬时弹性成像（transient elastography）

3.2.1 TE的基本原理

FibroScan（法国Echosens公司研制的一维瞬时弹性成像系统）设备由探头、专用电子系统和控制器组成。探头上装有低频振动器, 振动器轴线上安装超声换能器。单个超声换能器可同时用作超声波发射器和接收器, 并作为低频活塞样振动器产生瞬时振动。振动器向组织发射振动波, 组织产生位移并通过标准互相关技术（standard cross-correlation technique）测得。同时产生低频弹性波（主要是剪切波）, 通过测量剪切波速度以反映组织硬度的高低[27]。

TE与ARFI两种弹性测量方法之间无本质性的区别, 因为两者运用相同的数学公式——Young方程[17]。二者的主要区别在于ARFI利用高强度声脉冲产生剪切波, 而TE则利用振动波来加压[18,25]。两种技术均测量与组织硬度相关的速度值, ARFI测量横向剪切波的速度, 以m/s表示; TE测量低频振动波的速度, 在算法上转换成压强, 表示为kPa[18]。另外ARFI可在改进的普通超声仪上进行可视化管理的操作, 而TE需要特定的仪器,不能进行可视化管理的操作[17,22]。

3.2.2 TE在肾病方面的临床应用

TE评估肝纤维化的作用已在不同的肝脏疾病得到验证, 也有关于评估动脉壁弹性等研究的文献报道。如前所述, Arndt等[26]对57个肾移植患者利用FibroScan设备进行TE检查, 显示肾实质硬度与间质纤维化程度密切相关, 与eGFR呈负相关, 慢性移植损伤0～1级与2、3级患者硬度值有明显区别。TE可鉴别亚临床进展性间质纤维化, 其最有前景的应用是监测移植肾实质结构随时间发生的变化。Westhoff等[28]的研究也得出了与之相同的结论: 41个肾移植患者的肾脏硬度与间质纤维化程度明显相关, 与eGFR呈负相关, 移植肾损伤BANFF分级不同组间的硬度值差异显著(grade I vs.grade II p=0.014, grade I vs. grade III p<0.001, grade II vs. grade III p=0.005)。TE作为一种新型的快捷、无创性技术, 具有较好的患者接受性, 较高的可重复性, 并能获得即时结果。以上研究显示TE在检测肾移植患者间质纤维化方面具有良好的应用前景。

3.3 实时超声弹性成像（real-time tissue elastography, RTE）

Hitachi公司开发的实时组织超声弹性成像技术采用压迫式弹性成像方法, 可在常规超声检查中利用传统超声探头采集、对比和分析组织压缩前后的回声信号来估计组织硬度。用于测量组织弹性应变的方法有三种: 空间相关方法（the spatial correlation method）,相位移动追踪方法（the phase-shift tracking method）和复合自相关方法（the combined autocorrelation method,CAM）。空间相关方法的处理时间较长。相位移动追踪方法测量较大位移时会产生噪声, 且不能对横向运动进行补偿。复合自相关方法能快速、准确地探测纵向位移, 且不产生噪声, 因而得到广泛应用。Hitachi设备采用了基于复合自相关方法和3D组织模型二者结合的实时弹性成像方法, 实时探测组织位移, 且避免噪声的产生[29]。

RTE的基本原理: 用探头向组织施加轻微压力, 这个压力能保持探头与皮肤接触, 并使图像上压力强度与应变基本成比例。再通过超声仪获取回声信号, 运用CAM法计算组织应变。首先, 计算压缩造成的组织位移分两步进行, 先利用对比压缩前后的射频信号粗略估计组织位移, 然后利用压缩前后两种回声信号的相位差异（CAM法）精确计算组织位移。较硬的组织应变位移较小, 较软的组织压缩程度大、组织位移大。其次, 通过位移分布的空间差异估计应变分布, 经重建并以彩色图像的形式显示。弹性图像上最硬的组织标记为深蓝色, 较硬为蓝绿色, 软硬适中为绿色, 较软为黄色, 最软为红色。彩色弹性图像转化为半透明影像并叠加于B型超声图像上, 两种图像同时显示在屏幕上, 便于操作者分辨出应变分布与组织病变的解剖关系[30, 31]。

RTE评价组织硬度的方法包括定性和半定量两种。定性方法即根据感兴趣区内的颜色比例进行分级, 再与活检分级等比较评价[32]。半定量方法为得到彩色图像后, 将图像内的所有像素值转化为直方图（histogram）[33]和二进制图(binary image)[30], 前者可进行直方图的均数（mean）、标准差(standard deviation)的量化, 后者可计算二进制图内白色区域（高硬度组织）所占面积的比例和复杂性（area and complexity）。还有一种半定量方法是在病灶区与周围正常组织（或周围血管区）分别选择感兴趣区, 计算两者应变比值（strain ratio）, 从而间接反映组织弹性变化[34,35]。

弹性成像现已用于诊断和描述与正常组织硬度不同的各种类型的局灶性或弥漫性病变, 到目前为止,RTE作为一种实时应变成像模式已应用于乳腺[15,31]、甲状腺[32]、前列腺、胰腺[33]和肝脏[29,30]等多种器官病变的研究, 表现出较大的临床应用发展潜力; 但目前尚无关于肾病或肾移植损伤的文献报道, 在这方面亟待深入研究。

3.4 超速声剪切波成像(supersonic shear imaging,SSI)

超速声剪切波成像是一种新型的测量声辐射力产生的剪切波速度的组织弹性成像方法。用时间分割后的低强度声脉冲产生“马赫锥”形成多个发射聚焦区, 并用瞬时弹性成像的超速影像采集系统（5000帧/秒）整合为一种超声序列, 使之成为一种定量超声弹性成像方法, 与静态弹性成像相比, 明显减少了操作者依赖性。常规超声探头发射的聚焦超声束产生远程声辐射力（remote radiation force）或称之为推动声束（pushing beam）, 时间分割法中每一推动声束的声强（ISPTA）均可符合国际采用的AIUM EDA 510(K)标准。组织发生位移并产生瞬时剪切波在介质中传播。超声装置转换到超速成像模式, 快速获取原始射频数据。利用经典斑点追踪算法（classic speckle-tracking algorithms）比较连续超声图像, 计算出剪切波在组织内传播产生的轴向位移。再利用一维互相关算法（one-dimensional cross-correlation algorithm）计算局部剪切波群速度, 运用公式E=3ρc2推导出Young模量E, 产生二维组织弹性图。其中ρ为局部组织密度（视为常数1000 kg·m-3）, c为剪切波速度[36-37]。

SSI方法已应用于乳腺癌研究, 有助于鉴别良恶性乳腺肿块。大多数乳腺恶性肿瘤, 比如浸润性导管癌,通常表现为较高的Young模量值(E＞100 kPa), 而许多良性病变如纤维囊性结节的E＜60 kPa, 比乳腺实质略高。恶性病灶的弹性值E的均数为146.6～179.0 kPa, 良性病变E均数为45.3～55.0 kPa。由于剪切波在液体中不能传播, B型超声图像上的单纯型或复杂型囊肿, 其弹性值均为0kPa, 由此可与实性肿块鉴别[15,37]。SSI方法在评估肝脏弹性方面具有快速、可重复性高等优点,可在肝纤维化分期和肝炎病变影像中为B型超声提供形态学信息的补充[36]。SSI还应用于骨骼肌、角膜等弹性研究, 目前尚无肾脏疾病方面的文献报道。

4 展望

近年来医学影像技术发展迅速, 不仅可以连续、实时、重复地观察肾皮质血流情况, 且对肾脏的血流灌注研究也逐渐从形态学检测向功能学评价发展, 从定性诊断发展到定量研究, 大大提高了对肾脏疾病的诊断和鉴别诊断能力。超声造影可实时探测局部微循环灌注信息, 结合定量分析技术大大增加了客观评价肾脏血流灌注的能力。弹性成像技术能根据组织硬度改变得到关于组织弹性的信息, 弥补了常规声像图的不足, 开拓了成像模式的新领域, 具有极大的临床应用价值和广阔的发展前景。两者作为超声诊断技术的新秀, 正逐渐显现出它们在肾病诊断及随访方面的独特优势。

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