動態增強磁共振成像對腎功能的評價*

么喜存 楊 芹 孫浩然

1 天津醫科大學總醫院濱海醫院，天津市 300480； 2 天津醫科大學總醫院

利用釓基造影劑(Gadolinium based contrast agent,GBCA)做動態增強MRI(Dynamic contrast enhanced MRI,DCE-MRI)來評價腎功能，已得到了很多年的關注。在此之前，臨床上反映腎功能的指標很多，如血清肌酐濃度(SCr)和血尿素氮(BUN)、內源性肌酐清除率(Ccr)、腎小球濾過率(GFR)、有效腎血漿流量(ERPF)等。然而，SCr和BUN被認為是晚期腎功能不全的標志，不能早期發現實質性的、不可逆的腎損害[1]，也不能用于評價單腎功能。Ccr對于反映腎臟血流和排泄也很重要，但是由于檢查過程復雜所以不常被應用。SPECT腎臟造影是目前評價包括GFR和ERPF在內的腎臟功能的主要影像技術，但缺乏良好的空間分辨率，不能準確反映形態學改變。超聲微泡造影檢查技術的準確性比較依賴于操作者的水平，檢查費時、敏感性較低，且一次測量的掃描范圍有限，不能同時獲得雙側腎臟的血流信息。而且微泡超聲造影檢查結果容易受到微氣泡的大小及穩定性、組織深度的影響[2]。DCE-MRI技術能夠對腎臟的泌尿功能做更為復雜的建模，以更廉價的費用、更少的時間獲得eGFR及沒有輻射的MR腎圖(MR renography,MRR)。

1 DCE-MRI的基礎概念

DCE-MRI是通過靜脈注射釓基造影劑和連續斷層掃描目標組織，得到時間—信號強度曲線(Time signal intensity curve,TIC)來進行成像的技術。與組織相關的參數可以通過使用基于模型的或無模型的方法分析曲線來計算。通過連續監測造影劑通過皮質、髓質和收集系統的傳遞，得到TIC并加以分析，便可以確定臨床上重要的單個腎臟參數，如腎血流量、GFR和皮質髓質血容量[3]。

2 DCE-MRI的采集

2.1 序列選擇 理想的脈沖序列應具有較大的T1加權、良好的信噪比(Signal noise ratio, SNR)、速度要快、信號變化與GBCA的濃度應呈線性關系[4]。根據脈沖序列是使用自旋回波還是使用梯度回波來形成信號，脈沖序列可分為兩大類。為了達到更快的速度和更高的信噪比，一般選擇DCE成像的2D或3D GRE序列。目前快速3D采集已逐漸取代2D方法。一方面，GBCA縮短了T1和T2弛豫時間，對T1弛豫時間的影響更大；另一方面，弛豫速率與GBCA濃度呈線性關系。合理的T1加權可以使用具有短回波時間(TR)、相對高翻轉角(45°～90°)和短回波時間(TE)[5]的GRE(SPGR)序列來完成。在DCE-MRI中，為了減小T2*效應，選擇TE值應接近其最小值。

2.2 對比劑量 避免使用高劑量GBCA有兩個原因：一個是T2*效應，另一個是腎臟的高灌注。在靜脈注射造影劑期間，當腎臟和腹主動脈中的濃度超過序列的動態范圍時，信號將達到飽和狀態并且不再對變化敏感[6]。在文獻中沒有最佳劑量的一致性，Yamamoto等[7]表明，在健康人中釓劑的使用濃度約為0.02mmol/kg，而腎功能下降的患者約為0.025mmol/kg，但較少的劑量會降低對比噪聲比(Contrast noise ratio,CNR)。在動物研究中，對比劑劑量使用范圍在0.025～0.05mmol/kg，這取決于所用序列和MR系統獲得的信噪比水平。

2.3 采集容積 有一些研究是通過雙腎的一個中間層面來測量GFR值的，然后依此值推斷到全腎體積而得到一個總的GFR值。這種方法是比較簡單的，有較高的時間分辨力，但是這種方法忽視了腎皮質內濾過功能可能存在的不均勻性。同樣，當處理患腎時，只憑單層是不能準確地代表全腎狀況的。隨著掃描設備的不斷發展，使得采用多層或3D采集序列以覆蓋每個腎的全部腎實質成為可能，這樣能夠更加精準地得到患腎的GFR值。

2.4 運動校正 運動效果可在掃描和后處理中進行校正，可以使用呼吸門控或導航回波來確保在呼吸周期中總是在同一時間點獲取圖像，并且可以應用飽和準備序列來消除磁化。但是這些方法將降低時間分辨率和信噪比。在后處理步驟中，可以采用圖像配準算法[8]來解決移動。Shehata等人[9]提出的基于三維DCE-MRI數據的腎臟三維非剛性圖像配準新算法及Boer等人[10]提出的雙回波采集改進的Dixon重建是目前具有最佳應用前景的技術。

3 用于腎功能研究的數學模型

目前廣泛應用的兩室或三室模型將腎臟描述為血管室與一個或多個管狀室的組合。GFR通過從血管腔到管腔的流動來識別。除了3C-IRF模型外，所有的模型都假設每個隔室內對比劑是瞬時混合的，而且造影劑滲漏到間質空間被忽略，靜脈室也被忽略。除了下面描述的Baumann-Rudin模型外，所有的模型都需要一個動脈輸入函數(AIF)來補償注入血液中的非瞬時團注。

3.1 二室模型

3.1.1 Baumann-Rudin模型:由Baumann和Rudin提出的模型描述了造影劑最初從皮質(與血管腔一致)流入髓質，髓質流出被忽略。BR模型是唯一不需要測量AIF的模型。BR模型不直接計算GFR，只計算與GFR呈正比的指數kcl，清除指數kcl被定義為從皮層到髓質的單向流動的速率常數(公式1)。 Cx(t)代表腎臟皮質對比劑攝取量； Med(t)代表腎臟髓質對比劑濃攝取量。

3.1.2 Patlak-Rutland模型：它是基于忽略了對比劑從管狀室流出的兩室模型，同時也忽略了團注藥丸在腎血管中的分散，認為近似于主動脈血漿中的濃度。該模型得到兩個參數，血管隔室A的體積分數wa和GFR(公式2)。K(t)代表腎臟對化劑攝取量；Aop(t)代表腹主動脈的對比劑濃度。

在一定條件下，單腎信號強度的凈增加量與其內釓劑的總含量呈正比，在固定時間內進行掃描成像，單腎的信號強度和面積通過在每個掃描圖像的層面上描繪感興趣區域(Region of interest, ROI)測量出來。根據著名的Patlak曲線進行計算[11]，然后再根據血細胞比容校正后就得出了所謂的“清除率”。動態掃描用于描繪主動脈密度曲線以得到更多的數據點。

主動脈衰減曲線是用Patlak曲線測定GFR時必須描繪出來的。該曲線包含四個部分圖像的數據，分別是彈丸觸發、動脈期、動態掃描、實質期的圖像，這些圖像的數據分別通過在主動脈腔內圈畫一個環形的ROI來測得。因為動態掃描的次數有限，缺失的部分以線性插值法補充。ROI應盡可能靠近血管內壁，如有明確的血管壁鈣化，要除外鈣化區域[12]。

3.1.3 考慮腎小管造影劑流出的兩室模型:分為忽略團注藥丸在腎血管中分散的兩室模型(2C)和考慮團注藥丸在腎血管中分散的兩室模型(2CD)。Buckley等人[13]針對2C以及Sourbron等人[14]針對2CD模型注意到PR方法相對低估了GFR，并將這種低估歸因于PR方法中忽略了腎小管造影劑的流出。所得參數：血管隔室A的體積分數wa、GFR、腎小管隔室T流出率(公式3)。A(t)代表腎血管隔室A的對比劑攝取量；wa代表血管隔室的體積分數。

公式3

在2C模型中：A(t)=Aop(t)

3.2 三室模型 包括考慮團注藥丸在腎血管中分散的三室模型(3CD)和脈沖保持式三室模型(3C-IRF)。Lee等人[15]最早提出的三室模型(3CD)將皮質和髓質描述為三個連續連接的室的組合:皮質和髓質共享的血管室(A)、僅在皮質中包含的近端小管(P)和僅在髓質中包含的髓袢(L)。同時擬合皮質和髓質濃度可以得到5個參數，包括RPF、GFR、皮質和髓質血管體積以及近端腎小管和髓袢中的水分再吸收分數。Zhang等[16]的3C-IRF模型結構與3CD模型相同，假設由于路徑的分布，對比劑需要一個最小通過時間從一個隔室進入另一個隔室，在通過之前，每個隔室都表現為一個無流出系統，對比劑通過時才變成一個流進—流出系統。3C-IRF模型包含9個參數:RPF、GFR、皮層血管體積分數、三個隔室的最小通過時間、三個隔室的流出常數(公式4～8)。

Cx(t)=waCxA(t)+wpP(t)

公式4

Med(t)=waMecJA(t)+WlL(t)

公式5

公式6

公式7

公式8

4 存在的問題

DCE-MRI是研究腎臟功能的新興檢查方法，然而對于GFR的估計仍然在摸索研究當中，因為一些原因，目前臨床應用仍存在很多困難。首先，由于呼吸運動及周圍腸管導致的磁化率偽影，難于從全腎獲得準確及可重復的信息；其次，在觀察到的MR信號變化與對比劑濃度之間的復雜關系，導致定量分析困難；第三，所提出的用于經MRI數據計算GFR的不同動力學模型仍需要被驗證是有效且可重復性好的；第四，對于需要AIF的方法，主動脈增強的變化對建模結果有很大影響，是GFR測量結果不確定性的主要來源；第五，近十年學者們雖然一直圍繞這些技術進行探索，盡管改良的數學模型不斷被提出[17]，但是現有模型的準確性仍沒有達成廣泛共識。

綜上所述，DCE-MRI技術在多方面存在挑戰，未來還需找到更加可靠、容易獲得、且臨床上可應用的精確定量模型。令人欣喜的是，基于近些年DCE-MRI對GFR定量與核素顯像的相關性研究[18]，表明了DCE-MRI具有成為無創性腎功能檢查方案的潛力，在研究腎血管性病變、腎積水、腎小管壞死、糖尿病腎病和急、慢性腎臟彌漫性病變及移植腎功能異常等疾病[19]方面具有較廣闊的應用前景。