老年性骨關節病影像學研究的現狀與進展

王嵩 趙秋楓

王嵩 教授

我國已進入老齡化快速發展階段，老年人中骨關節病的發病非常廣泛，嚴重影響了老年患者的生活自理和行動能力，并使多種老年病如心腦血管疾病、代謝障礙疾病等易于進展加重。影像學檢查在骨關節病變的診斷及治療中不可或缺，現將影像學在常見老年性骨關節病研究的現狀及進展總結如下。

1 退行性骨關節病

退行性骨關節病又稱肥大性骨關節炎、骨關節炎或增生性關節炎等。是一種慢性進行性、非炎性關節病變。在老年人的下肢負重關節，特別是髖、膝關節最常見。病變以進行性關節軟骨喪失為特點，伴有軟骨修復反應、軟骨下骨重塑和硬化，可形成軟骨下骨囊腫和關節邊緣性骨贅。

X線平片檢查目前仍為首選的、最基本的檢查方法，常用來了解病變的進展情況及療效評價。可見關節間隙狹窄、軟骨下骨密度增高和骨贅形成、關節面下囊腫、關節內游離體及晚期的半脫位改變。CT軟組織分辨率高，較X線平片顯示更細微的變化，能顯示較復雜及深部的關節結構。同時，多層螺旋CT各向同性掃描，三維重組圖像可用于假體的計算機輔助設計和制作，為關節置換術提供重要信息。X線平片及CT檢查，主要顯示軟骨病損后骨質增生等的繼發改變。核磁共振成像(MRI)是目前唯一能直接顯示關節軟骨的無創性手段，隨著技術的發展，對關節軟骨的評價已經從形態學發展為功能學，甚至是形態-功能關系的評價，便于早期發現病變。

MRI顯示軟骨損傷是依據軟骨損傷的深度、損傷處殘留軟骨組織的量及軟骨下骨損傷的程度。按照MRI上軟骨表面是否光滑、軟骨丟失程度將軟骨病變分為5級(Recht標準)［1］:0 級，正常關節軟骨;Ⅰ級，軟骨分層結構消失，軟骨內出現局灶性低信號區，軟骨表面光滑;Ⅱ級，軟骨表面輪廓輕至中度不規則，軟骨缺損深度未及全層厚度的50%;Ⅲ級，軟骨表面輪廓中度至重度不規則，軟骨缺損深度達全層厚度50%以上，但未完全脫落;Ⅳ級，軟骨全層缺損，軟骨下骨質暴露伴或不伴軟骨下骨質信號異常。三維雙重回波穩態序列、穩態自由進動等新技術的發展，提高了軟骨的分辨率及對比度，更清晰地顯示軟骨的厚度，便于對軟骨的厚度及體積進行半定量或定量分析。

近年來，關節軟骨MRI生理性成像技術的發展，可根據軟骨中不同成分構成(水、蛋白多糖及膠原)進行成像，用于評價軟骨基質成分的變化，反映軟骨的病理生理狀態。生理性成像包括T2圖、T1ρ成像、延遲對比增強成像、彌散加權成像、磁化傳遞成像等。T2值受到關節軟骨的水含量和膠原纖維方向的影響［2-3］。研究表明，關節軟骨中水分的增加是軟骨退變的一個早期表現，由于膠原纖維破壞和膠原成分改變及排列方式改變，導致了軟骨組織中水分的增加，進而T2值延長［2］。Dunn 等［4］對比研究正常人和輕重度骨性關節炎病人膝關節軟骨的T2值后發現，軟骨的T2值隨骨性關節炎的嚴重程度而升高。David-Vaudey等［5］認為監測關節軟骨的早期退變，便要關注T2值差異最為顯著的局部“活躍”的關節軟骨。新近研究認為T2圖能顯示關節軟骨生化成分的變化，能提供客觀、定量指標去監測疾病進展并能潛在地指導治療［6-7］。T1ρ成像主要評價處于射頻脈沖磁場中的組織自旋馳豫值，該參數對蛋白多糖丟失具有非常高的敏感性和特異性。關節軟骨的蛋白多糖丟失可以導致T1ρ值的增加，且兩者間存在較強的相關性。靜脈注射Gd-DTPA延遲掃描，對比劑進入關節軟骨，使用多個反轉恢復序列采集軟骨T1圖，反應軟骨內蛋白多糖分布。軟骨退變早期蛋白糖原減少，負電荷螯合物進入異常軟骨的量增加，并在退化區域濃集［8-9］。Nojiri 等［10］研究表明，延遲對比增強成像能夠顯示關節軟骨蛋白多糖的減少，有助于關節退變的診斷。通過監測軟骨修復部位蛋白多糖含量，對評價修復后軟骨生理狀態很有幫助。彌散加權成像(diffusion weighted imaging，DWI)通過測量水分子的自由擴散程度，從而在分子水平評價其組織結構改變。骨關節炎時關節軟骨內蛋白多糖及膠原崩解，水分子擴散明顯加快，軟骨的表觀擴散系數增加，通過探測表觀擴散率增加可判斷是否有基質改變。磁化傳遞成像是依靠組織水質子與大分子內質子的磁化傳遞率不同而產生軟組織對比，膠原基質結構及其含量變化是關節軟骨磁化傳遞成像的基礎，另外軟骨磁化傳遞率值的空間分布也是有效反映軟骨內膠原纖維結構情況的重要指標［11］。

同時，MRI可顯示早期軟骨下骨質增生硬化、小囊性變及軟骨損傷下方的骨髓水腫、韌帶及半月板損傷、關節積液、滑膜增厚等情況。軟骨下方骨髓水腫在臨床上有重要原因，其意味著骨關節炎處于快速進展期。韌帶、半月板損傷及滑膜增厚僅能通過MRI顯示。

2 骨質疏松癥(osteoporosis，OP)

OP是一種全身性代謝性骨病，以單位體積內骨量減少和骨組織微結構破壞為特征，骨脆性增加，易發生骨折。主要原因是雌激素缺乏和鈣質攝入不足，導致骨吸收大于形成，多見于中、老年人，尤其是絕經期女性。

在OP的診斷中，多數醫院常規X線平片仍是最常用、首選的檢查方法。其簡單易行，且費用低，能觀察骨骼形狀、密度、骨小梁數量、形狀、分布及皮質厚度，顯示是否合并骨折、骨質增生及骨骼變形。但對OP診斷的準確度和敏感度均不高，X線平片只有當骨量減少 ＞30%時才有異常表現。CT掃描圖像具有密度分辨率高和斷面成像的特點，可顯示OP的形態和密度改變，多排螺旋CT多平面重組的應用，可從多個角度觀察OP引起的椎體變形、退變及鄰近椎間盤膨出或突出，并在復雜或深部骨骼的骨折顯示方面具有優勢。

在OP的骨密度(bone mineral density，BMD)測定方面，世界衛生組織將雙能X線吸收(dual energy X-ray absoptiometry，DEXA)測定BMD作為OP診斷的金標準。由于DEXA采用前后位投照，所測BMD值容易受到主動脈鈣化、骨質增生和韌帶鈣化等因素的干擾，因此其敏感性受到了限制;同時其測量結果不是真正物理學上的BMD，而是骨皮質和骨松質的總和。定量CT(quantitative CT，QCT)是唯一可選擇性測量骨皮質或骨松質骨礦含量的方法，對骨丟失多少和對治療的反應更加敏感。但QCT的輻射劑量高，診斷軟件還不普及，費用也相對較高，從而限制了QCT在臨床的廣泛應用。近年來，MRI隨著其軟硬件技術的發展，以安全無放射性、序列參數靈活多樣性、多方位掃描、反映組織特異性、敏感性和分辨率高的優勢，在OP的評價中逐漸受到學者的關注。

定量磁共振(quantitative magnetic resonance，QMR)，是通過其弛豫參數如T2、T2*及R2*值來研究骨小梁與骨髓交界面磁場梯度，以間接評價骨小梁空間排列的新方法［12］。Strolka 等［13］研究指出，跟骨的T2*值與BMD呈顯著負相關，T2*值能預測骨折的危險性。Lammentausta等［14］研究表明骨髓磁敏感成像(T2*、R2*)結合骨容積分數，可更好預測骨小梁的生物力學強度和骨礦密度。隨著MRI場強、線圈等軟硬件技術不斷提高發展，高分辨率MRI掃描矩陣達微米級，可對骨小梁結構立體結構進行定量分析，計算骨小梁數目、容積和間隔等定量指標，評價骨質量的變化。Krug等［15］分別應用 1.5T 及 3.0T MRI對6例正常青年人股骨近端骨小梁結構進行高分辨率掃描，發現3.0T與1.5T MRI測定結果有較好的相關性，雖然存在空間分辨率不足以及部分容積效應的影響，高分辨率MRI測定的表觀結構參數仍與組織形態學測定結果存在高度相關。Chesnut等［16］對 91名絕經后OP女性分為降鈣素鼻腔噴霧治療組和安慰劑治療組，高分辨率MRI測量橈骨遠端和跟骨的骨小梁微結構，經2年隨訪觀察發現治療組橈骨遠端的骨小梁沒有明顯丟失，而安慰劑組則顯示有明顯丟失，二者有顯著性差異。動態增強MRI掃描，可顯示局部組織的微循環灌注特點及血流動力學改變。Savvopoulou 等［17］利用動態增強 MRI研究不同年齡、性別和解剖部位(腰椎節段)對正常腰椎骨髓灌注參數的影響，發現上段腰椎(L1、L2)灌注參數明顯高于下段腰椎(L3～L5)，且＜50歲人群的腰椎灌注明顯高于≥50歲人群;女性腰椎灌注明顯高于相同年齡的男性。Shin等［18］對69名女性的腰椎骨髓用動態增強MRI評價骨髓灌注并與BMD進行相關性分析發現，絕經后女性腰椎骨髓的峰值強化率與BMD顯著性相關，而在絕經前女性，二者間沒有相關性。磁共振波譜(magnetic resonance spectroscopy，MRS)，利用MRI現象和化學位移作用，在體檢測組織器官內部的生化成分和能量代謝的變化。隨著MRI軟硬件的發展，MRS也在不斷擴展其臨床應用，近來已有文獻報道1H-MRS可在體無創檢測出椎體骨髓內脂肪和水的含量。Yeung等［19］研究正常組、骨量減少組和OP組不同BMD人群1H-MRS，發現OP組和骨量減少組椎體脂肪含量與正常組均明顯增多，而不飽和脂肪酸指數則明顯減少;脂肪含量和不飽和脂肪酸指數呈顯著性負相關。Griffith等［20-22］運用動態增強MRI、1H-MRS和DUXA分別研究健康男性和OP男性患者之間、不同BMD女性受檢者之間，腰椎和近段股骨骨髓灌注、脂肪含量和BMD關系，結果顯示OP組腰椎和股骨的骨髓灌注指數與正常組相比均明顯下降，而相應的脂肪含量則較正常組均有明顯增高。DWI利用水分子的擴散運動進行成像，反映人體組織病理生理狀態下各組織成分的細胞內外水分子交換情況。Griffith等［21］研究表明在正常骨量、骨量減少和OP組之間表觀彌散系數(apparent diffusion coefficient，ADC)值沒有顯著性差異，ADC值和 BMD之間、ADC值和骨髓灌注指數之間均沒有顯著相關性，但ADC值和脂肪含量之間呈輕度正相關，這可能是由于椎體骨髓脂肪含量增加后導致擴散下降。

［1］Recht MP，Kramer J，Marcelis S，et al.Abnormalities of articular cartilage in the knee:analysis of available MR techniques［J］.Radiology，1993，187(2):473-478.

［2］Lusse S，Claassen H，Gehrke T，et al.Evaluation of water content by spatially resolved transverse relaxation times of human articular cartilage［J］.Magn Reson Imaging，2000，18(4):423-430.

［3］Xia Y.Magic-angle effect in magnetic resonance imaging of articular cartilage:a review［J］.Invest Radiol，2000，35(10):602-621.

［4］Dunn TC，Lu Y，Jin H，et al.T2 relaxation time of cartilage at MR imaging:comparision with severity of knee osteoarthritis ［J］.Radiology，2004，232(2):592-598.

［5］David-Vaudey E，Ghosh S，Ries M，et al.T2 relaxation time measurements in osteoarthritis［J］.Magn Reson Imaging，2004，22(5):673-682.

［6］Stshl R，Blumenkrantz G，Carballido-Gamio J，et al.MRI-derived T2 relaxation times and cartilage morphometry of the tibio-femoral joint in subjuects with and without osteoarthritis during a 1-year follow-up［J］.Osteoarthritis Cartilage， 2007， 15(11):1225-1234.

［7］Hannila I，Nieminen MT，Rauvala E，et al.Patellar cartilage lesions:comparison ofmagnetic resonance imaging and T2 relaxation-time mapping［J］.Acta Radiol，2007，48(4):444-448.

［8］Samosky J，Burstein D，Grimson E，et al.Spatially-localized correlation of dGEMRIC-measured GAG distribution and mechanical stiffness in the human tibial plateau ［J］.J Orthop Res，2005，23(1):93-101.

［9］Kurkijvrvi JE，Nissi MJ，Kiviranta I， et al. Delayed gadolinium-enhanced MRI of cartilage(dGEMRIC)and T2 characteristics of human knee articular cartilage:topographical variation and relation-ships to mechanical properties［J］.Magn Reson Med，2004，52(1):41-46.

［10］Nojiri T，Watanabe N，Namura T，et al.Utility of delayed gadolinium-enhanced MRI(dGEMRIC)for qualitative evaluation of articular cartilage of patellofemoral joint［J］.Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc，2006，14(8):718-723.

［11］Petersen EF，Fishbein KW，Laouar L，et al.Exvivo magnetic resonance microscopy of an osteochondral transfer［J］.J Magn Reson Imaging，2003，17(5):603-608.

［12］Wehrli FW，Song HK，Saha PK，et al.Quantitative MRI for the assessment of bone structure and function［J］.NMR Biomed，2006，19(7):731-764.

［13］Strolka I，Toffanin R，Guglielmi G，et al.Image registration in the T2*measurements of the calcaneus used to predict osteoporotic fractures［J］.Meas Sci，2005，5(2):75-81.

［14］Lammentausta E，Hakulinen MA，Jurvelin JS，et al.Prediction of mechanical properties of trabecular bone using quantitative MRI［J］.Phys Med Biol，2006，51(23):6187-6198.

［15］Krug R，Banerjee S，Han ET，et al.Feasibility of in vivo structural analysis of high-resolution magnetic resonance images of the proximal femur［J］.Osteoporos Int，2005，16(11):1307-1314.

［16］ChesnutCH，MajumdarS，Newitt DC，et al.Effects of salmon calcitonin on trabecularmicroarchitectureas determined by magnetic resonance imaging:resultsfrom theQUEST study［J］.J Bone Miner Res，2005，20(9):1548-1561.

［17］Savvopoulou V，Maris TG，Vlahos L，et al.Differences in perfusion parameters between upper and lower lumbar vertebral segments with dynamic contrast-enhanced MRI(DCE MRI)［J］.Eur Radiol，2008，18(9):1876-1883.

［18］Shin T，Liu H，Chang CJ，et al.Correlation of MR lumbar spine bone marrow perfusion with bone mineral density in female subjects［J］.Radiolo-gy，2004，233(1):121-128.

［19］Yeung DK，Griffith JF，Antonio GE，et al.Osteoporosis is associated with increased marrow fat content and decreased marrow fat unsaturation:a proton MR spectroscopy study［J］.J Magn Reson Imaging，2005，22(2):279-285.

［20］Griffith JF，Yeung DK，Antonio GE，et al.Vertebral bone mineral density，marrow perfusion，and fat content in healthy men and men with osteoporosis:dynamic contrast-enhanced MR imaging and MR spectroscopy［J］.Radiology，2005，236(3):945-951.

［21］Griffith JF，Yeung DK，Aotonio GE，et al.Vertebral marrow fat content and diffusion and perfusion indexes in women with varying bone density:MR evaluation［J］.Radiology，2006，241(3):831-838.

［22］Griffith JF，Yeung DK，Tsang PH，et al.Compromised bone marrow perfusion in osteoporosis［J］.J Bone MineralResearch，2008，23(7):1068-1075.