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在高科技发展的21世纪，影像医学正迎来从大体形态学水平向微观功能成像水平发展的新纪元。磁共振弥散加权成像（Diffusion-weighted Imaging，DWI）就是一种在分子运动水平上，分析病变内部结构及组织成分的无创性功能成像，是目前对微血管灌注和弥散效应进行活体定量研究的最佳方法，已成功应用于中枢神经系统 ［1］ 。随着快速成像磁共振技术的发展，特别是基于单次激发平面回波技术的磁共振弥散加权成像的应用，抑制或减弱了生理运动伪影，使弥散加权平面回波成像技术在腹部的临床应用成为可能，并且对肝脏疾病的诊断具有重要的作用 ［2］ 。
1 肝脏弥散加权成像原理与方法
1.1 磁共振弥散成像原理 弥散是指组织中分子的不规则随机运动，即布朗运动，表现为高浓度区分子向低浓度区的弥散分布，单位是mm 2 /s ［3］ 。这种分子自由弥散运动是磁共振弥散成像的真正物理基础，但这种弥散运动在常规MR成像序列中呈广泛分布，相互干扰无法构成图像的对比。然而，在梯度磁场下，弥散运动分子中的质子依磁场梯度随机移动，以不同频率自旋，以致质子回波时不能再聚焦，产生不一致的相位位移，导致信号衰减，从而构成磁共振弥散图像的对比 ［3～5］ 。因此，通过对成像序列的设计，可以将弥散运动
对MR信号的作用突出出来，对组织内小分子弥散进行测定，将宏观流动相位位移成像原理应用于显微水平弥散成像。
磁共振弥散加权成像对沿着施加弥散梯度方向上生理组织中所有的微小运动均敏感，分子弥散运动可引起自旋质子的失相位，造成DWI上的信号丢失，并且随着梯度磁场强度的增加，对弥散也更加敏感，但亦增加了信号衰减。弥散梯度的强度由梯度场场强、持续时间和间隔时间即所谓的梯度因子（gradient factor）决定，用b值表示，又称弥散敏感系数 ［6］ 。
1.2 磁共振弥散的测定 在物理学中，水分子弥散的平均位移平方随时间呈线性增加，按爱因斯坦方程，平均位移平方（X） 2 与弥散系数（D）的关系为（X） 2 =2Dt，t为弥散时间;而在活体组织中，由于存在阻碍分子弥散的细胞膜、细胞器等结构，以及隔室效应、细胞水化层的存在，弥散时间不再遵循爱因斯坦公式，平均位移平方不再与弥散时间呈线性关系，弥散系数随时间延长越来越小。
在DWI成像中，一方面，被检查者的任何运动均可影响DWI信号，如肢体移动、动脉搏动、组织颤动、呼吸和（微）循环（灌注）均可产生类似于真正的弥散效应，即增加D值，因此这种弥散图像实际上包含一些与体系不相干运动的图像;另一方面，细胞壁、温度等因素影响获取真正的弥散系数。由于以上原因，在实际工作中常用表观弥散系数（Apparent Diffusion Coefficient，ADC）来描述活体弥散成像上所观察到的表观作用 ［7］ 。表观弥散系数用公式表示:ADC=In（s 2 /s 1 ）［b 1 -b 2 ］，s 1 与s 2 是不同弥散敏感系数（b）值条件下的弥散加权像的信号强度，b是常数，较大的b值具有较大的弥散权重，并引起较大的信号衰减。
1.3 肝脏弥散加权成像技术 由于成像层面内的任何质子运动均可对弥散相关信号衰减造成影响，故肝脏测定ADC值不仅反映组织水分子沿屏障的迁移，也反映心跳、脉搏、呼吸、血液灌注等不自主运动，从而造成不必要的信号衰减，而使ADC测定出现假象。为了克服这些因素对肝脏弥散测定的影响，目前解决的方法多采用平面回波成像（Eˉcho-planar Imaging，EPI） ［2～5］ 。EPI是目前最快的MR成像方法，在数十毫秒内完成单幅图像的信号采集，可以基本“冻结”上述多数生理活动，减轻或消除他们对DWI信号的影响 ［8］ 。Murtz ［9］ 研究发现，单次激发脉冲序列可以使ADC值测定更加准确，即使是非屏气采集序列，也对图像质量的下降以及运动引起的信号丧失影响极小，因此，目前均采用单次激发EPI-DWI成像方法作肝脏弥散成像。EPI-DWI序列为1个90°脉冲后随1个180°脉冲，在180°脉冲前后对称施加2个沿层面选择方向的运动敏感梯度，即梯度脉冲，前一梯度脉冲激发所有分子，后一梯度脉冲激发静止分子，通过信号相减即可得到运动分子的信号，最后以EPI方式读取信号。改变两个运动敏感梯度的间隔、持续时间及幅度可改变弥散敏感系数（b）。分别选用不同的弥散敏感系数各扫描1次，即可进行ADC值的测定。
目前，常用单次激发反转恢复自旋平面回波序列（IR-SE-EPI），以减少明显的化学位移伪影 ［10］ ;具体扫描参数为:TR为无穷大，TE为118～123ms，回波间距（ES）为0.8s，矩阵128×256，接收带宽2080Hz/像素，层厚8mm，层距3mm，视野350mm，单信号采集。
2 肝脏DWI的量化分析
2.1 弥散的各向同性 Bachir Taouli等 ［11］ 对66例患者作单次激发平面回波弥散加权成像，在两个不同的磁敏感系数（b）条件下，将运动敏感梯度场分别施加在X、Y、Z轴上，即沿着三个方向（层面梯度、相位编码梯度和频率梯度）分别测量感兴趣区的ADC值，经统计学检验后得出正常肝脏、硬化肝组织以及所有肝局灶性病灶在三个方向上ADC值差异无显著性的结论。因此认为，肝脏与脑、肾组织不同，它具有弥散的各向同性，这也许与它组织结构的任意分布有关。
2.2 ADC值的测定 由于弥散加权像的分辨率有限，因此肝脏内的感兴趣区直径应>1cm。Namimoto ［3］ 选择的感兴趣区为圆形，直径至少1.0cm，并且在病灶的范围内，尽量避开血管和伪影，如有明显坏死，应测量病灶的周边部分。为保证不同b值的测量在同一层面、同一位置上，Taouli ［11］ 采取的方法是:将感兴趣区复制后粘帖在T 1 WI、T 2 WI和DWI图像上。他在对正常肝脏及肝硬化进行ADC值测量时，将感兴趣区取在肝右叶的后段，以避开大血管伪影。当病灶较大时，选取三个感兴趣区，分别测量，然后将测量值代入表观扩散系数的公式中，计算出ADC值并取平均值，以均数±标准差表示。
目前，许多学者都有对正常肝脏、肝硬化、肝囊肿、肝血管瘤、局灶性增生、腺瘤、肝细胞癌以及肝转移癌的ADC值进行研究的报道，结果均表明，良恶性病变间的ADC值差异有显著性。但ADC的统计值目前并非完全一致，这可能与采样数、插入b值多少、数值大小以及病灶血液灌注影响程度有关。
2.3 b值对ADC值的影响 DWI的扩散敏感系数用b表示，b值大小可用下列公式表示:b=γ 2 G 2 d 2 （s-d/3），式中γ为旋磁比，G和d分别为梯度场场强和持续时间，s为两个梯度脉冲的间隔时间。
b值及b值差的选择对于DWI及ADC值的测量非常重要，不同b值差对ADC值能够产生影响 ［2～6］ 。理论上，b值差越大的图像，所测的ADC值越准确。有学者使用不同的b值差对肝脏不同病变测量ADC值后发现 ［12，13］ :当使用脉冲序列两侧的较小b值图像进行测量和计算时，所测的ADC值较大，b值差所测值偏高，且ADC值间有很高大的波动，组内最大值与最小值之间差值可以达到1倍以上;而用b值差大的图像测量时，ADC值偏低，且各感兴趣区间ADC值较稳定，ADC值较精确。然而高b值意味着需用较长的回波时间成像，对于肝脏这一T 2 值较
短的器官来说，图像信号就会明显下降 ［14］ 。当然随着MRI硬件的进步，梯度场场强和切换速率逐步提高，利用大b值、较短的TE序列进行肝脏DWI是可能的 ［15］ 。
许多研究认为 ［4～13］ ，b值及b值差DWI通过反映病变组织水分子运动间接反映组织的微观结构;小的b值及b值差DWI可以反映组织或病变的血液灌注状态。两种方法相结合可以进一步提高DWI及ADC值对肝病变的检出与鉴别。由于DWI反映的是体素内水分子的运动，当水分子的运动幅度在施加运动敏感梯度场期间超过一个体素的范围，DWI不能反映其超出体素后的那部分运动，而组织内血液灌注的运动速度明显快于水分子的布朗运动，DWI敏感度较低时（小b值），测得的分子运动主要来自运动较快的血液运动，当DWI的敏感度提高（增大b值）一定程度，水分子布朗运动对DWI信号影响逐渐加重，而血液灌注运动已超出一个体素范围，这时DWI所反映的主要是组织内水分子的布朗运动。这也许就是各种不同的b值和b值差所测得的ADC值有较大差异的机制 ［9］ 。
3 肝脏DWI-EPI技术临床应用价值
3.1 评估肝癌动脉化学栓塞疗效 经动脉化学栓塞一直被用来治疗无法手术切除的肝癌患者，以延长他们的生命。评估治疗的有效性对决定治疗是否成功非常重要，有助于制定今后的治疗方案。在临床中，多采用CT、MR平扫及增强的方法来判断残余肿瘤组织的大小，然而当决定是否需要进行重复治疗时，肿瘤大小在治疗后1～2个月不发生明显变化。并且，病变中强化的区域既可以代表存活的肿瘤组织，也可以是治疗后形成的肉芽组织。因此，目前尚无理想的成像方法可以达到此目的。
在一项肝细胞癌动物模型的研究中 ［16］ ，DWI可以清晰 地区分肿瘤坏死区与存活区。Kamel ［1］ 又进一步作了临床试验研究，也得出同样的结论，并与手术病例结果相对照，发现坏死肿瘤组织ADC值同病理上肿瘤坏死程度有高度相关性，DWI在很大程度上可以提供确定肿瘤细胞坏死的量化资料，明显优于增强MRI。这是因为，存活肿瘤细胞具有完整的细胞膜，它可以阻止水分子的弥散;而坏死的肿瘤细胞由于细胞膜受到破坏，水分子弥散加快，因此DWI可以通过检测肿瘤组织内水分子的弥散运动，判断肿瘤坏死的范围及程度，有助于早期预测肝癌动脉化学栓塞治疗的效果。
3.2 肝良、恶性占位性病灶的鉴别诊断 磁共振弥散加权成像不仅可以通过图像来反映组织、器官的功能状态，还可通过测量表观扩散系数来准确反映组织的分化程度及空间构成，使组织功能和状态的表达达到量化程度，为临床提供了一种新的无创性肝占位病灶的鉴别诊断方法。
许多研究者采用单次激发EPI序列测量肝局灶性病灶的ADC值，结果均表明 ［3～5］ ，当使用大的b值和b值差时，肝良性病灶ADC值与恶性病灶差异有显著性。肝囊肿的ADC值最高，肝血管瘤次之，肝癌较低。一般认为，肝囊肿和肝血管瘤主要由液体成分构成，且分子运动相对自由，故ADC值明显高于实性肿块;肝血管瘤内又常有纤维间隔、疤痕及出血，且血窦内所含血液粘度高于囊肿的囊液，因而ADC值低于肝囊肿;而肝恶性实性肿块主要由细胞成分构成，血液粘滞度更高，以及其内间隔、出血、坏死等因素更加限制了分子弥散运动。
Taouli ［11］ 报道，所有病灶中，ADC值>2×10 -3 mm 2 /s者为良性，<1×10 -3 mm 2 /s者为恶性，而介于1×10 -3 mm 2 /s与2×10 -3 mm 2 /s之间者既有良性，也有恶性。将ADC值定为<1.5×10 -3 mm 2 /s者为恶性，其敏感性为84%，特异性为89%。他首次对良性肝细胞性病灶（包括局灶性结节性增生、腺瘤）的ADC值也作了测量，其ADC值大部分介于为1～2×10 -3 mm 2 /s之间，与正常肝实质差异无显著性，但同其它肝病灶，尤其是肝细胞癌相比差异有显著性。
3.3 肝脓肿与发生囊变、坏死肝癌的鉴别诊断 DWI还有助于肝脓肿与发生囊变、坏死的肝癌（包括肝细胞癌与转移癌）的鉴别诊断。二者在MR平扫及增强像上具有相似表现，但在DWI上，二者的信号强度明显不同。Chan ［17］ 采用大b值（200s/mm 2 、600s/mm 2 、1000s/mm 2 ）发现，所有脓肿腔表现为高信号，壁为等信号;而肿瘤病灶中的坏死、囊变部分表现为低信号，边缘部分和肿瘤壁为高信号。并且所有脓腔ADC值明显低于肿瘤中囊变、坏死部分与正常肝实质，且二者没有重叠;肿瘤边缘部分和壁的ADC值较脓肿壁相对较低，这可能是由于坏死组织的生化成分、流动性与粘性不同所致。肿瘤坏死、液化部分的粘性低，因此其ADC值高;相反，脓液是由炎性细胞、细菌、坏死组织和高粘性蛋白构成，其粘性高，故ADC值明显降低。
3.4 反映肝脏恶性实性肿瘤的血液供应 血液灌注对ADC值的影响亦不能忽视。根据CT及MRI动态增强扫描动脉期的表现，可以把恶性实性肿块分为富血供和乏血供两组，肝细胞癌多属于富血供肿瘤，而肝转移癌多属于乏血供肿瘤。经临床研究发现 ［4～13］ :在采用小b值（b=1.6mm 2 /s、16mm 2 /s、55s/mm 2 ）的DWI上，ADC值明显受组织和病变内血流灌注的影响，海绵状血管瘤平均ADC值最高（5.39×10 -3 mm 2 /s）;肝细胞癌的平均ADC值明显高于肝转移癌（分别为3.84×10 -3 mm 2 /s和2.85×10 -3 mm 2 /s），二者间差异有显
著性;肝囊肿的ADC值几乎不受b值和b值差的影响;部分病灶内血供不均匀时，可以发现富血供区域信号下降较乏血供区域明显。由此得出结论，ADC值差别的原因是组织血液灌注的不同，而不是组织内弥散不同造成的。可见，小b值和b值差的DWI及ADC值在一定程度上反映组织的血液供应，同时也提示血液灌注可能对低b值的DWI信号变化影响较大，为鉴别实质性肝细胞癌、转移癌以及肝血管瘤提供了一定的辅助诊断价值。
3.4 有助于判断肝硬化的程度 肝硬化是肝内纤维组织增生的直接结果，肝内纤维增生的严重程度与肝硬化的严重程度成对应关系。纤维增生引起肝组织血窦（毛细血管床）狭窄、血流减少，从而导致肝实质水分子活动受限、血液灌注降低、T 2 时间缩短，DWI可通过检测组织内水分子运动以及血液灌注来反映组织的结构特点，因此从理论上说，肝硬化ADC值较正常肝组织ADC值小，这种技术能反映肝硬化组织的纤维增生程度，有许多研究结果证实了这一结论 ［3～11，18］ 经研究发现，正常肝脏ADC值为1.40×10 -3 ～2.55×10 -3 mm 2 /s，而肝硬化的ADC值为0.21×10 -3 ～1.81×10 -3 mm 2 /s，明显低于正常肝脏组织，且ADC值的测量可在一定程度上反映肝硬化的程度。Amano ［18］ 、Ichikawa ［8］ 用小b值DWI测得肝硬化的ADC值明显低于正常肝脏。Ichikawa又进一步研究表明，在DWI上，硬化肝组织信号强度不均匀，较T 2 WI显示更加明显，尤其是b值越小，这种表现越明显。Murtz ［9］ 还研究发现，没有发生肝硬化的慢性肝病患者ADC值同正常肝脏差异无显著性。但他们均未对肝硬化的量化诊断作出明确的分级，没有对其机理作出完善的阐述，因而这个研究还有待于进一步探讨。
4 肝脏DWI-EPI技术的限制与展望
单次激发DWI-EPI技术还面临许多技术与诊断困难 ［9］ 。首先，EPI序列的固有特点易使图像产生一些伪影。EPI读出梯度的快速切换，可造成奇偶数回波相位编码的错误，产生“鬼影”，表现为沿相位编码梯度存在的双影（亦可为多个）;EPI对磁场不均匀极为敏感，易产生磁化敏感性伪影，表现为肝膈顶区及肝脏与邻近肠道气体交界区解剖结构的扭曲变形;为加快采集速度，EPI采用连续的低幅梯度场进行相位编码时，易产生明显的化学位移伪影，表现为腹壁脂肪重叠于肝脏，可遮掩病变。这些均可影响图像的分析。其次，弥散加权成
像对肝局限性占位病变的评估存在着局限性与缺陷。由于测量软件和计算条件所限，直径<1.0cm，特别是<0.5cm的病灶，弥散成像虽可发现病变，但无法测量或存在偏差，因而不适宜于小病灶的诊断;尽管良恶性病灶之间ADC值差异有显著性，但肝血管瘤与富含血管、囊变的转移癌之间、良性肝细胞性病灶与肝细胞癌之间、以及肝细胞癌与肝转移癌之间ADC值仍有部分重叠，故仅凭测量ADC值还无法将它们完全鉴别 ［6］ 。
但是，EPI技术是近年来MRI硬件和软件发展的结果，也是目前速度最快的EPI信号采集方式 ［2］ 。弥散加权成像作为一种功能性成像方法，与EPI技术相结合，使我们对肝脏病变的研究从单纯形态学分析转为量化分析与形态学分 析相结合的领域。有学者建议 ［13］ ，DWI应加入到常规肝脏MRI检查序列中，同中（TE60～120）、重（TE>140）的T 2 WI相结合，可以提高肝脏病变的检出率以及良、恶性病灶的鉴别诊断能力，并减少造影剂的使用。
目前在高场强MR机上，最新的序列可同时进行3～4种b值，8个方向弥散成像，b值可达10000以上，这样DWI就会更加敏感，ADC值也更加精确，量化分析数据也更准确 ［15］ 。因而我们相信磁共振平面回波弥散加权成像在未来能够更准确、细致地在分子运动水平上更好地表达肝脏组织和病灶的功能状态，有望在实际临床工作中得到广泛的应用。
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作者单位:200065上海同济大学附属同济医院（ △ 2002级硕士研究生）
（收稿日期:2004-07-01） （编辑云 兆）