磁共振成像在脑缺血基础研究中的应用

张 建 , 雷建锋, 邹海艳, 王 蕾, 张秋霞, 詹 宇, 王 伟, 王 勇, 赵 晖※

(1.首都医科大学中医药学院中医络病研究北京市重点实验室，北京 100069； 2.北京中医药大学a.中医学院， b.生命科学学院，北京 100029； 3.首都医科大学中心实验室，北京 100069)

我国是脑卒中的高发国家，80%的脑卒中是由脑供血障碍造成[1]。目前，临床尚无治疗急慢性脑缺血的特效药物，因此世界范围内均很重视脑缺血的机制研究及创新药物研究。基础研究常采用动物脑缺血模型进行病理机制研究、药效学评价及药物作用机制研究。动物实验研究大多采用在单一时间点进行取材，并采用2,3,5-三苯基氯化四氮唑染色、组织病理学观察、分子生物学技术对蛋白基因进行检测，但由于缺血后的脑损伤是一个动态演变的过程，所以以上检测方法均不能实现动态观察脑功能损伤的演变进程。磁共振成像技术是将原子核在强磁场内发生共振后产生的信号经图像重建[2]。应用磁共振成像技术可以从脑灌注、供血血管、脑组织超微结构及生化代谢方面活体动态综合评价脑缺血的损伤程度[3]。脑缺血研究中常用的磁共振成像技术包括常规磁共振成像和功能磁共振成像。其中，常规磁共振成像主要有T1加权成像(T1-weighted imaging，T1WI)和T2加权成像(T2-weighted imaging，T2WI)。功能磁共振成像主要有灌注加权成像(perfusion-weighted imaging，PWI)、磁共振血管成像(magnetic resonance angiography，MRA)、弥散张量成像(diffusion-tensor imaging，DTI)及氢质子磁共振波谱(1H-magnetic resonance spectroscopy，1H-MRS)等。现就常规磁共振成像技术和功能磁共振成像技术的基本原理及其在脑缺血动物模型研究中的应用予以综述。

1 常规磁共振成像

TIWI和T2WI均采用自旋回波序列，其中T1WI选用短重复时间，短回波时间，获得图像的影像对比主要由T1信号对比决定。T2WI选用长重复时间，长回波时间，获得图像的影像对比主要由T2信号对比决定。

T1WI具有较高的信噪比，适于显示解剖结构，脑梗死在T1WI上表现为低信号。同时，T1WI也是增强检查的常规序列，对比增强T1WI采用的对比剂是至少含有1个不成对轨道电子的顺磁性物质，它可以改变局部组织磁化率，增加局部磁场的不均匀，缩短T1弛豫时间，在T1WI图像上呈现为高信号。在正常生理条件下，经静脉快速团注对比剂后，血脑屏障可以阻止对比剂进入脑组织细胞外间隙；但在缺血条件下，血脑屏障受到损伤，通透性增加，对比剂进入细胞外间隙，从而出现脑组织异常强化的高信号。因此，对比增强T1WI不仅可以用于损伤位置及范围的确定，还常用来评价血脑屏障损伤情况[4]。大脑中动脉闭塞(middle cerebral artery occlusion, MCAO)模型是目前使用最为广泛的研究局灶性脑缺血及脑缺血再灌注损伤的理想模型。有文献报道，应用对比增强T1WI技术对永久性MCAO大鼠进行扫描，结果显示缺血6 h时出现严重损伤高信号，随着缺血时间的延长，高信号减弱，至缺血3 d时再次出现很强的T1高信号[5]。MCAO大鼠在缺血后不同时间点进行缺血再灌注，应用对比增强T1WI扫描发现再灌注前缺血时间越长，损伤异常高信号面积越大[6]。

T2WI在确定病变范围上有重要作用，可用于观察脑缺血后缺血区损伤演变进程。脑缺血后，病变部位均会出现大量的水聚集，组织中游离水的增加会使T2横向弛豫时间延长，在T2WI上显示为高信号，提示病变区细胞已由细胞源性水肿转变为血管源性水肿，表明血脑屏障受到损伤[3,5]。有研究应用T2WI技术监测MCAO大鼠脑缺血后1 h、3 h、6 h、12 h、24 h、3 d、9 d的脑损伤情况，结果发现随着时间延长，脑梗死体积逐渐增加，至24 h达峰值，继而随着时间推移脑梗死体积逐渐缩小[5]。

2 功能磁共振成像

2.1PWI PWI是利用磁共振快速成像序列和图像后处理技术反映血流灌注情况并提供组织器官血流动力学信息。PWI主要有两种方法：动脉自旋标记(arterial spin labeling，ASL)和动态磁敏感对比增强灌注成像。

ASL技术利用动脉血中的水作为内源性示踪剂获取灌注图像，利用动力学模式获取脑血流量(cerebral blood flow，CBF)，以反映血流灌注情况[7]。ASL技术被广泛应用于闭塞性脑血管疾病。其优点是操作简单，无需注射外源性对比剂，无创伤。有学者应用ASL技术监测永久性MCAO大鼠缺血3 d、7 d及14 d时的CBF发现，缺血3 d时CBF显著下降，但随着缺血时间的延长，CBF呈上升趋势[3]。此外，ASL技术可用于评价血管活性。有研究表明，MCAO大鼠在给予5% CO2的条件下获取的CBF图与在给予空气条件下获取的CBF图经信号差值处理可得到血管活性图，用于评价血管损伤[8]。

动态磁敏感对比增强灌注成像采用对比剂在较短时间内改变局部组织的磁化率，增加局部磁场的不均匀，引起局部的T2、T2*的缩短，进而改变磁共振信号的强弱。其中，信号降低幅度与组织局部对比剂浓度成指数关系。使用T2敏感的平面回波成像序列可获得时间-信号曲线，将时间-信号曲线转换为浓度-时间曲线，可计算出CBF、平均通过时间、脑血容量和达峰时间等参数。动态磁敏感对比增强灌注成像的优点是信噪比高。在脑缺血基础研究中，ASL与动态磁敏感对比增强灌注成像获取的CBF值存在很大的一致性[9-10]，动态磁敏感对比增强灌注成像可为早期脑缺血提供较为全面的血流动力学参数，可多方位、多角度评估血流灌注情况[11]。然而当对比剂的使用因条件存在局限性时，ASL技术也可较为准确地评价缺血损伤情况[12]。

2.2MRA MRA是一种无辐射及无创伤的血管显影技术，可显示血管狭窄及闭塞的情况[13]。MRA技术主要包括时间飞逝法(time-of-light，TOF)和对比增强MRA[14]。TOF-MRA利用血管内血流速度和形态成像，应用血流与静态组织之间产生对比流动相关增强的原理来描述组织磁化矢量的大小，从而显示相应部位的血管[3,14]。对比增强MRA需要使用对比剂，缩短T1弛豫时间使血管显影，其可显示细小颅内血管，优点为信噪比高、成像速度快[14]。TOF-MRA因无需注射对比剂，故在研究中应用更为广泛。

TOF-MRA包括2D-TOF-MRA和3D-TOF-MRA，其中2D-TOF-MRA采集成像速度快、范围广，一般适用于颅内静脉和小动脉血管成像，其缺点是血管会相互重叠，且不能进行旋转观察。而3D-TOF-MRA因为是三维血管图像，可以进行旋转观察，且受血流中涡流及其他因素影响较小，图像质量高，具有良好的空间分辨力，缺点为只能显示脑动脉的三级分支，所以适用于评价血流速度较快的大血管的狭窄及闭塞情况[3,14-15]。有研究表明，应用3D-TOF-MRA可以准确判断MCAO比格犬的大脑中动脉发生了闭塞，证实MCAO模型诱导成功[14]。另有学者应用3D-TOF-MRA评价MCAO大鼠中动脉闭塞及缺血损伤后侧支循环的构建情况，结果发现其可清晰显示大鼠颅内主要血管(颈内动脉、大脑前动脉、大脑中动脉及大脑后动脉)的走形及分支，可见缺血侧大脑中动脉血管影消失，且经药物治疗后可观察到侧支循环的建立[3,16]。

2.3DTI DTI可以在三维空间内定量地分析组织内水分子的弥散特性。生物体内组织细胞转运屏障，如细胞膜、纤维髓鞘均会影响水分子自由弥散的方向和速率，这种差异是DTI成像的基础[17]。由于脑缺血后发生的神经元坏死、胶质增生、髓鞘缺失、轴突损伤、神经纤维缺失、细胞炎症反应等均可影响水分子的扩散速率，所以通过DTI成像可以精确反映脑缺血后大脑白质及灰质超微结构的损伤情况[18-20]。DTI应用最广泛的参数为部分各向异性(fractional anisotropy，FA)、表观弥散系数(apparent diffusion coefficient,ADC)、轴向扩散系数(axial diffusivity，λ//)与径向扩散系数(radial diffusivity，λ⊥)，经纤维束重构后，亦可得到纤维束示踪图，用于评价神经纤维损伤。以上参数被广泛应用于脑缺血动物模型脑白质损伤的评价。

FA是用于定量分析各向异性的参数，是水分子各向异性成分占整个弥散张量的比例[21]。在脑白质中，FA与髓鞘的完整性、纤维的致密性及平行性呈正相关，可用于反映白质的完整性[20,22]。FA降低可反映神经纤维损伤、轴突变性及髓鞘脱失[23-24]。ADC是组织内水分子的扩散速率，用来评估水分子运动受到的限制。在大脑中，由于白质部位神经纤维致密，故致使其ADC明显低于灰质部位，FA明显高于灰质部位[22]。λ//是平行于轴索的扩散速率，多用来反映轴索的完整性。缺血早期由于细胞严重水肿、轴突损伤，λ//会显著降低；随着缺血时间的延长，由于血管源性水肿逐渐加重及缺血后期神经纤维缺失导致λ//升高。λ⊥是垂直于轴索的扩散速率，其改变可以反映脱髓鞘的病理改变，一般在髓鞘脱失、髓鞘形成障碍及神经纤维缺失时λ⊥会升高[17,25]。有研究应用DTI参数评价新生缺氧缺血大鼠脑白质损伤程度发现，当λ⊥显著升高时，出现髓鞘脱失的非囊性白质损伤[25]。在基础研究中，需将FA、ADC、λ//及λ⊥综合分析，才能更为客观地评价缺血损伤演变进程。在缺血的不同时期，FA、ADC、λ//及λ⊥也在渐进变化中。在脑缺血早期，由于细胞毒性水肿，水分从细胞外间隙进入细胞内，肿胀的细胞导致白质有髓纤维束间隙变窄，限制了水分子横穿纤维方向的运动，所以导致FA降低，且ADC、λ//及λ⊥均有所降低。随着缺血时间的延长，由于血管源性水肿加重，并伴随着髓鞘脱失及形成障碍、轴索损伤、纤维缺失、纤维束之间黏性降低及间隙变宽，故使得水分子的扩散速率增加，此时FA 降低，λ//、λ⊥、ADC会逐渐升高[25-26]。在缺血后期，梗死组织液化坏死、组织缺失导致FA降低，ADC、λ//及λ⊥升高[26]。

弥散张量纤维束成像又称纤维束示踪技术是利用弥散张量数据，在活体上三维显示脑白质纤维束的走行及空间分布的一种无创性成像方法[27]。脑缺血损伤后，应用弥散张量纤维束成像可以观察到缺血区神经纤维束的走形及其完整性，进而评价脑功能的改变。有研究应用弥散张量纤维束成像评价MCAO大鼠白质神经纤维损伤，结果显示梗死灶白质纤维束出现离断、卷曲，且数量明显减少[16]。

对于缺血损伤DTI较T2WI更为敏感，因此在缺血的超急性期及急性期，常用DTI获取ADC图监测低信号范围变化以评价损伤情况。有研究表明，MCAO大鼠缺血90 min再灌注3 h ADC低信号损伤范围逐渐扩大，至24 h达峰值，随后又逐渐缩小[28]。此外，应用迭代自组织数据分析算法将CBF数据与ADC数据进行聚类分析可揭示脑缺血后脑组织缺血半暗带及缺血核心区的演变历程[29-31]。在缺血急性期，ADC异常信号区代表不可逆损伤梗死灶区，CBF反映全脑缺血低灌注区，因此CBF显示的血流低灌注区要大于ADC的异常高信号区，ADC/CBF不匹配区可代表缺血半暗带区[29,32]。有学者采用ADC数据和CBF数据聚类分析方法观察了脑缺血再灌注后大鼠脑组织缺血半暗带区及梗死核心区的演变进程，并评价了药物治疗对缺血半暗带区的影响[29]。

2.41H-MRS1H-MRS可无创显示活体组织代谢，利用质子在不同化合物中的化学位移不同来测定化合物的含量[33]。1H-MRS可检测多种重要的代谢物，如氮-乙酰天冬氨酸(N-acetyl aspartic acid，NAA)、胆碱复合物(choline-containing compounds，Cho)、肌酐(creatine，Cr)、乳酸(lactic acid，Lac)、谷氨酰胺和谷氨酸复合物、脂质、肌醇等[34]。

1H-MRS被广泛应用于脑卒中的诊疗[35]。 Cr是脑细胞能量的标志，峰值包括肌酸和磷酸肌酸，作为高能磷酸盐的储备形式和ADP及ATP的缓冲剂，肌酸和磷酸肌酸在酸的作用下相互转化，总量相对恒定，因此常以Cr作为参考值，对其他代谢信号强度进行标准化[36]。NAA/Cr、Cho/Cr、Lac/Cr可准确评价脑缺血后脑组织反应性神经元坏死、轴索损伤、髓鞘脱失及胶质增生情况[36]。NAA是1H-MRS中很重要的一个信号，是神经元的标志物，主要存在于神经元胞体和轴突中，合成于神经元的线粒体，也存在于星形胶质细胞中[37-39]。缺血损伤后，由于神经元的脱失，NAA峰值会降低，这预示着神经元不可逆损伤的出现。研究证明脑缺血损伤后，NAA峰值降低与神经元缺失密切相关[40]。MCAO大鼠缺血15 min再灌注24 h后NAA水平显著降低，缺血 2周时恢复至正常水平[41]。另有研究表明，光化学诱导的大鼠皮质缺血模型缺血3 d，NAA水平急剧下降，这可能由于神经元缺失造成；然而在第8、30天，NAA水平明显高于第3天，这可能由缺血损伤后星形胶质细胞大量增生所致，因此在亚急性期及慢性期，不能仅用NAA水平来判断神经元损伤情况，需采用其他辅助手段进行判定[42]。Cho主要包括甘油磷酸胆碱、磷酸胆碱和磷脂酰胆碱，它们参与了细胞膜的合成与降解，Cho水平升高反映细胞膜破坏，髓鞘脱失[38]。有研究表明，Cho水平的升高与神经胶质增生有关[43]。脑缺血后线粒体功能障碍，糖代谢从有氧化转化为无氧糖酵解从而产生乳酸，故1H-MRS可检测到Lac峰的出现。有研究表明，大鼠中动脉闭塞2 h，兴奋性神经递质谷氨酰胺和谷氨酸复合物达到最大值，然后开始下降[44]。此外，肌醇是神经胶质增生的标志物，脂质峰在正常脑组织中不会出现，其出现则提示神经细胞坏死，神经元髓鞘脱失，因此脂质峰可用于坏死细胞的定量分析[45]。

3 小 结

磁共振成像可以实时、动态监测脑缺血后脑灌注、血脑屏障渗透性、炎症、水肿、脑组织超微结构改变及神经化学物质代谢情况。未来随着磁共振成像技术的发展，尤其是功能磁共振成像技术的日益完善，应用磁共振成像技术观察脑缺血动物模型脑损伤的动态演变进程，以及评价药物对于脑功能恢复的影响将逐渐深入。