磁共振体素内不相干运动和扩散峰度成像在肝纤维化诊断中的价值

苗莹莹 于绍楠 李学锋 万泰虎 刘桂锋

(吉林大学中日联谊医院放射线科，吉林 长春 130000)

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磁共振体素内不相干运动和扩散峰度成像在肝纤维化诊断中的价值

苗莹莹 于绍楠 李学锋 万泰虎 刘桂锋

(吉林大学中日联谊医院放射线科，吉林 长春 130000)

目的 初步评价体素内不相干运动(IVIM)和扩散峰度成像(DKI)的参数在肝纤维化病变分期中的临床应用价值。方法 收集经病理证实为不同分期的肝纤维化患者35例，男22例，女13例，年龄42～73岁，中位年龄59岁；选取15例健康志愿者，男10例，女5例，年龄30～60岁，中位年龄45岁。应用PHILIPS 3.0T扫描仪，采用头先进仰卧位呼吸门控触发，IVIM模型b值设定为0、25、50、75、100、150、200、300、400、600和800 s/mm2，DKI模型b值设定为0、500、1 000、1 500及2 000 s/mm2。分别计算相关参数，通过方差分析及q检验比较各参数在不同级别肝纤维化患者及正常志愿者间的差异，比较IVIM及DKI在肝纤维化诊断中的价值。结果 IVIM-D值在各级肝纤维化中存在显著差异(P<0.05)，IVIM-f在各级肝纤维化中存在显著差异(P<0.01)，IVIM-D*在各级肝纤维化中无统计学差异(P=0.128)。DKI-MD值在各级肝纤维化中无统计学差异(P=0.062)，但随着肝硬化的进展，MD有逐渐下降的趋势，DKI-MK值在各级肝纤维化中存在统计学差异(P<0.05)。结论 IVIM及DKI可以作为无创性的磁共振新技术，较早且准确地反映肝纤维化过程中病理生理改变及组织微观结构的变化。

体素内不相干运动；扩散峰度成像；肝纤维化

目前，评价肝纤维化程度的金标准是肝穿刺活检，但该方法有创、存在取材的偏差，且不易反复进行，患者多不易接受，所以发展无创性、操作简单、重复性好且准确的方法显得尤为重要。磁共振扩散加权成像(DWI)能无创性地反映病理生理改变引起的组织细胞水平的微观变化，多应用于肿瘤检测、区分肿瘤及非肿瘤组织、鉴别病变良恶性、判断病理分级、预测治疗疗效及评估患者预后等〔1～3〕，还能测量表观弥散系数(ADC)，从而对组织内水分子的弥散进行客观准确的量化〔3〕。然而，事实上活体组织中既有水分子的扩散，又有微循环毛细血管的灌注，传统DWI未对此进行区分。DWI和双指数模型的体素内不相干运动(IVIM)理论均假定水分子的扩散呈高斯分布，随着b值升高，信号强度呈指数形式衰减。然而，随着技术进展，在超高b(>1 000 s/mm2)时，拟合曲线发生偏移，提示真正的水分子弥散呈非高斯分布〔2〕，单指数模型此时并不适用，需要更复杂的模型分析，由此发展来的扩散峰度成像(DKI)理论成为非常有前景的理论方法。目前应用IVIM评价肝纤维化程度已有初步研究，但联合DKI的研究很少。

1 材料与方法

1.1 对象 2014年7月至2015年11月共收集35例经病理证实的肝纤维化患者，男22例，女13例，年龄42～73岁，中位年龄59岁；15例健康志愿者，男10例，女5例，年30～60岁，中位年龄45岁。35例患者均在行磁共振检查(MRI)之后1 w内行穿刺活检，活检部位位于肝右叶。

1.2 MRI成像

1.2.1 仪器设备及扫描准备 采用PHILIPS 3.0T核磁扫描，采用头先进、呼吸门控及16通道体部专用相控阵线圈。扫描时取仰卧位，嘱受试者平静均匀呼吸。采用横轴位SS-EPI-DWI，IVIM模型采用11个b值，分别为0、25、50、75、100、150、200、300、400、600和800 s/mm2；DKI模型采用5个b值，分别为0、500、1 000、1 500、2 000 s/mm2。TR 3 333～5 000 ms；TE选择Min TE(61.9～64.9 ms)；带宽±250 kH；三个方向分别施加扩散梯度；FOV 36×36～40×40 cm2，矩阵160×160；层厚5 mm；扫描20层；两个序列扫描时间约为7、5 min。扫描范围以肝脏为中心。

1.2.2 数据处理及感兴趣区(ROI)的选择 应用The IDL Virtual Machine软件，处理IVIM及DKI的扫描数据，生成相应的f图、D*图、D图及MD图、MK图。参考患者的MRI T2图像，在生成的伪彩图上选取肝右叶同一层面同一位置，分别划3个面积等大的ROI，画取面积约为100 mm2，避开胆管及血管区，由两名有3年以上工作经验的放射线科医生各测量1次，每人每例患者各放置3次ROI，分别记录并取其均值。

1.3 统计学分析 采用SPSS19.0软件行方差分析及q检验。

2 结 果

2.1 病理组织学结果 35例患者肝纤维化分期分别为S1期9例、S2期12例、S3期8例、S4期6例。在健康志愿者中选10例作为S0期正常对照。

2.2 MRI结果 IVIM-D值在各级肝纤维化中存在显著差异(P<0.05)，IVIM-f在各级肝纤维化中也存在显著差异(P<0.01)，IVIM-D*在各级肝纤维化中无统计学差异(P=0.128)；DKI-MD值在各级肝纤维化中无统计学差异(P=0.062)，但随着肝硬化的进展，MD有逐渐下降的趋势，DKI-MK值在各级肝纤维化中存在统计学差异(P<0.05)。

表1 各级肝纤维化患者磁共振IVIM和DKI各参数值±s)

3 讨 论

肝纤维化是各种慢性肝病在损伤、修复过程中肝组织降解和生成之间失衡，导致过多的以胶原为主的细胞外基质在肝组织内过度沉积，并逐渐向肝硬化甚至肝癌发展〔1，2〕。肝纤维化早期患者，通过抗纤维化治疗可控制肝内炎症活动，减缓、控制甚至逆转肝硬化进程。因此，对于肝纤维化的早期准确诊断及治疗具有重要意义。

磁共振信号随着b值的不同而衰减，当b值较低时信号衰减呈线性，当b>1 000 s/mm2时，信号衰减呈非线性，通过选取不同的b值，建立IVIM及DKI模型。IVIM模型中，采用低b值(0～200 s/mm2)时，DWI的信号组成既有水分子的扩散又有微循环毛细血管的灌注效应，且大部分与灌注相关；当采用较高b值(200～1 000 s/mm2)时，由于灌注效应产生的信号绝大多数已经衰减完毕，DWI的信号基本反映的是纯水分子的扩散运动〔4〕。

当选取更高b值(500～2 000 s/mm2)时，活体状态下的ROI内组织结构及形态的复杂性，导致局部水分子的扩散运动实际上呈非高斯分布，分布峰值更高、范围更大，即建立了DKI模型。其中，MK被称为平均扩散峰度，是一个现象学参数，包含非高斯扩散特异性信息，有获得组织学微观特征信息的潜能，无单位，大小是0～1，MK值越大代表ROI内组织结构越复杂，水分子扩散受限越明显，MK可被视为衡量组织结构复杂性的一种“度”，能够量化这一偏离〔5〕。MD值是Si衰减曲线斜率决定的，指经这种非高斯分布矫正过的ADC值。DKI要求高b值，所以本实验设计b值0、500、1 000、1 500和2 000 s/mm2进行扫描。

Patel等〔6〕报道了f、D、D*及ADC值在纤维化肝脏中显著低于健康肝脏。而Luciani等〔7〕对肝纤维化患者所做的研究结果却与之不同，提示纤维化肝脏灌注减低，但是在正常肝脏与纤维化肝脏间，D值与f值没有显著差别，说明肝纤维化患者主要是以微循环的灌注减低为主。本研究的IVIM模型中，假设肝组织中每一个成像体素都是由相互不沟通的血管内和血管外成分构成，血管内成分可由灌注分数D*描述，血管外纯水分子运动由D描述，当b值较低时，血流灌注引起的自旋回波对于信号衰减影响较大，由于血流信号更多的被扩散梯度限制，所以信号衰减往往是纯水扩散的结果。肝纤维化随着结缔组织的增加，其内胶原纤维成分影响了水分子的布朗运动，这就导致了ADC值降低，本实验中D值及D*均呈降低趋势。在肝硬化组织内，主要以胶原为主沉积在肝窦内的毛细血管内皮细胞使肝窦基底部增厚，肝内血流阻力增加，此时门脉血流减少，肝动脉代偿性血流增加，但总的血流量还是减少的，随着肝硬化程度的增加，肝内灌注逐步减低。

IVIM模型实际上是特殊的扩散加权成像，它是在假设分子进行高斯分布的情况下分离出扩散及灌注两种因素〔8〕。然而，认识到水分子的运动实际上受细胞膜、细胞器、细胞内外间隔等扩散障碍物的影响，表现为复杂的非高斯扩散，于是发现了更为真实的DKI模型。Rosenkrantz等〔3〕应用DKI技术对前列腺癌进行研究，结果表明周围带癌灶与正常组织相比、恶性程度高与恶性程度低的癌灶相比，癌灶及恶性程度高的组织MK值均明显高于对照组；在鉴别外周带良恶性病变以及评价肿瘤分化程度方面，MK 显示了很高的敏感性。MK值能够衡量组织结构的复杂性，并且能够量化这一偏离。肝纤维化的进程中，胶原及纤维的沉积、细胞外环境的改变，使细胞的微环境变得复杂，水分子在这个复杂环境中的扩散与理想的扩散存在偏离，且其偏离程度随着肝硬化程度的增加而增加，本实验结果也与这一病理学情况相符。

IVIM模型的参数f值及DKI的参数MK值对于肝纤维化的分期具有一定的诊断价值。两者相比于单指数模型DWI，是更精确的数学模型。IVIM双指数模型既考虑到了水分子的扩散运动，又考虑到了微循环毛细血管内的灌注作用。DKI模型能探讨生物组织环境内水分子非高斯扩散，提供的额外参数MK不仅能反映组织细胞界面，所以IVIM及DKI在肝纤维化的分期诊断中均有一定作用，还能反映细胞微观结构的异质性和不规则性。所以IVIM及DKI在肝纤维化的分期诊断中均有一定作用。

1 Aso T，Urayama S，Poupon C，etal.An intrinsic diffusion response function for analyzing diffusion functional MRI time series〔J〕.Neuroimage，2009；47(4)：1487-95.

2 Steinmann C，Blaedel KL，Christensen AS，etal.Interface of the polarizable continuum model of solvation with semi-empirical methods in the GAMESS program〔J〕.PLoS One，2013；8(7)：e67725.

3 Rosenkrantz AB，Sigmund EE，Johnson G，etal.Prostatecancer：feasibility and preliminary experience of a diffusional kurtosis model for detection and assessment of aggressiveness of peripheral zone cancer〔J〕.Radiology，2012；264(1)：126-35.

4 Luciani A，Vignaud A，Cavet M，etal.Liver cirrhosis：intravoxel incoherent motion MR imaging-pilot study〔J〕.Radiology，2008；249(3)：891-9,923.

5 Poot DH，den Dekker AJ，Achten E，etal.Optimal experimental design for diffusion kurtosis imaging〔J〕. IEEE Trans Med Imaging，2010；29(8)：819.

6 Patel J，Sigmund EE，Rusinek H，etal.Diagnosis of cirrhosis with intravoxel incoherent motion diffusion MRI and dynamic contrast-enhanced MRI alone and in combination：preliminary experience〔J〕.J Magn Reson Imaging，2010；31(3)：589-600.

7 Luciani A，Vignaud A，Cavet M，etal.Liver cirrhosis：intravoxel incoherent motion MR imaging-pilot study〔J〕.Radiology，2008；249(3)：891-9.

8 Jensen JH，Falangola MF，Helpern JA,etal.Preliminary observations of increased diffusional Kurtosis in human brain following recent cerebral in farction〔J〕.NMR Biomed，2011;24(5)：452-7.

〔2016-02-09修回〕

(编辑 李相军)

国家自然科学基金项目(81501459)；吉林省科技厅科技发展计划项目(140520020JH)；吉林省教育厅十三五科学技术研究项目〔吉教科合字(2016)第467号〕

刘桂锋(1980-)，男，医学博士，副主任医师，主要从事影像诊断研究。

苗莹莹(1988-)，女，医学硕士，主治医师，主要从事影像诊断研究。

R445.2

A

1005-9202(2017)03-0681-03；

10.3969/j.issn.1005-9202.2017.03.070