定量動(dòng)態(tài)增強(qiáng)磁共振技術(shù)的影響因素分析

杜永浩，牛剛，楊健

定量動(dòng)態(tài)增強(qiáng)磁共振技術(shù)的影響因素分析

杜永浩，牛剛*，楊健

動(dòng)態(tài)增強(qiáng)磁共振成像(dynamic contrast-enhanced MRI，DCE-MRI)基于快速T1WI，行多期動(dòng)態(tài)增強(qiáng)掃描，獲取感興趣區(qū)時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線，再通過(guò)藥代動(dòng)力學(xué)模型分析，得到反映組織灌注及血管滲透性的定量參數(shù)，已應(yīng)用于腫瘤診斷、療效評(píng)價(jià)、預(yù)后評(píng)估。作者針對(duì)影響DCE-MRI結(jié)果的主要因素：掃描方案、動(dòng)脈輸入函數(shù)(arterial input functions，AIF)、運(yùn)動(dòng)位移、藥代動(dòng)力學(xué)模型，進(jìn)行系統(tǒng)評(píng)價(jià)，通過(guò)提高DCE-MRI參數(shù)的可重復(fù)性和準(zhǔn)確性,為臨床應(yīng)用提供幫助。

磁共振成像；動(dòng)態(tài)增強(qiáng)；定量分析

杜永浩, 牛剛, 楊健. 定量動(dòng)態(tài)增強(qiáng)磁共振技術(shù)的影響因素分析. 磁共振成像, 2017, 8(1): 76-80.

動(dòng)態(tài)增強(qiáng)磁共振成像(dynamic contrastenhanced MRI，DCE-MRI)，通過(guò)靜脈團(tuán)注順磁性對(duì)比劑，運(yùn)用快速T1加權(quán)成像序列(T1 weighted imaging，T1WI)行多期動(dòng)態(tài)增強(qiáng)掃描，獲得感興趣區(qū)時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線，再基于藥代動(dòng)力學(xué)模型分析，得到反映組織灌注及血管滲透性的定量參數(shù)：容積轉(zhuǎn)移常數(shù)Ktrans(volume transfer constant，min-1)、組織間隙-血漿速率常數(shù)Kep(interstitium-to plasma rate constant，min-1)、細(xì)胞外間隙容積分?jǐn)?shù)Ve(fractional extracellular space volume，ml)、血漿容積分?jǐn)?shù)Vp(fractional plasma volume，ml)[1]。

DCE-MRI是一種無(wú)創(chuàng)性的檢查方法，可以定量評(píng)價(jià)組織血流灌注、滲透性等血管特性，已經(jīng)成為臨床研究的熱點(diǎn)。主要的研究方向有：良惡性腫瘤的鑒別、腫瘤惡性程度分級(jí)、放化療的療效評(píng)估、指導(dǎo)活檢定位、器官功能評(píng)價(jià)等方面[2-4]。筆者擬通過(guò)闡述DCE-MRI的基本原理，分析影響DCE-MRI結(jié)果的各個(gè)環(huán)節(jié)，包括掃描方案、數(shù)據(jù)處理、藥代動(dòng)力學(xué)模型選擇，旨在提高DCE-MRI結(jié)果的可重復(fù)性和準(zhǔn)確性，規(guī)范臨床應(yīng)用。

1 DCE-MRI 掃描方案

1.1 DCE-MRI掃描序列及技術(shù)原理(T1WI序列)

DCE-MRI對(duì)時(shí)間分辨率有一定要求，梯度回波序列(GRE)掃描速度快，適合用于DCE-MRI。應(yīng)用最廣泛的是基于擾相技術(shù)的快速梯度回波序列，如通用電氣的LAVA序列；西門(mén)子的VIBE；飛利浦的THRIVE序列。相比于2D序列，快速3D序列可以實(shí)現(xiàn)大范圍的薄層掃描，對(duì)血流流入效應(yīng)不敏感以及較少發(fā)生層間編碼錯(cuò)誤等優(yōu)點(diǎn)，被廣泛應(yīng)用于DCE-MRI掃描。注射對(duì)比劑前通過(guò)多反轉(zhuǎn)角成像得到組織T1值，注入對(duì)比劑后，連續(xù)動(dòng)態(tài)掃描得到組織時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線，再利用藥代動(dòng)力學(xué)模型擬合曲線，通過(guò)對(duì)比劑濃度-時(shí)間的變化率間接反映組織血流，從而獲取相關(guān)的生理參數(shù)，如：組織灌注，微血管血管壁通透性和細(xì)胞外的體積分?jǐn)?shù)[5]。

1.2 T1-mapping對(duì)比劑濃度與信號(hào)強(qiáng)度的轉(zhuǎn)換

動(dòng)態(tài)增強(qiáng)掃描前，需要得到組織T1值。有幾種不同方法測(cè)量T1值，反轉(zhuǎn)恢復(fù)成像、多反轉(zhuǎn)角成像等[6]。由于多反轉(zhuǎn)角成像有較高的信噪比、掃描時(shí)間較短的優(yōu)勢(shì)，是DCE-MRI常用的測(cè)量組織T1值的方法。其主要原理是其他參數(shù)不變的條件下，利用3個(gè)或3個(gè)以上反轉(zhuǎn)角，計(jì)算T1值[7]。T1值測(cè)量的準(zhǔn)確與否會(huì)對(duì)定量參數(shù)值有很大影響。信號(hào)強(qiáng)度S0的計(jì)算公式如下：

M0代表初始磁矩常量；T10表示基線(注入對(duì)比劑前組織本身)縱向弛豫；α是掃描所選擇的反轉(zhuǎn)角(一般選擇角度小的反轉(zhuǎn)角)。通過(guò)擬合方法可以得到S0和T10值。信號(hào)強(qiáng)度轉(zhuǎn)換為對(duì)比劑濃度，對(duì)比劑的滲漏造成局部組織弛豫率的增加，增強(qiáng)的組織與對(duì)比劑(Gd-DTPA)濃度線性相關(guān)[1]見(jiàn)下式：

Gd-DTPA對(duì)比劑的縱向弛豫比率r1為4.3～5.6 mm-1s-1,一般選取r1=4.5 mm-1s-1。Ct為組織對(duì)比劑濃度；T10為基線縱向弛豫時(shí)間。T1為組織的縱向弛豫時(shí)間。

1.3 主磁場(chǎng)B0和線圈B1場(chǎng)強(qiáng)

主磁場(chǎng)B0和射頻B1場(chǎng)強(qiáng)的均勻性對(duì)DCE-MRI結(jié)果很重要。線圈B1場(chǎng)強(qiáng)的不均勻性可以導(dǎo)致掃描信號(hào)不均勻，是測(cè)量組織T1值偏差的主要因素，從而導(dǎo)致結(jié)果不準(zhǔn)確。高場(chǎng)強(qiáng)MRI會(huì)提高信噪比，但是也更增加B1的不均勻性[8-9]。 因此，保證勻場(chǎng)是獲得可靠的DCE-MRI各項(xiàng)參數(shù)的先決條件。

1.4 時(shí)間分辨率和掃描時(shí)間

時(shí)間分辨率及掃描時(shí)間在測(cè)量DCE-MRI參數(shù)中扮演很重要的角色。時(shí)間分辨率影響時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線的采樣率，理論上越高越好。時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線的上升斜率取決于Ktrans值，Ktrans值越高上升斜率越大，Ve與曲線的峰值密切相關(guān)。高的時(shí)間分辨率可以更準(zhǔn)確地采集到曲線的峰值及上升斜率，從而提高Ktrans及Ve的準(zhǔn)確性。掃描時(shí)間決定曲線輪廓，長(zhǎng)的掃描時(shí)間更能接近真實(shí)曲線。Larsson等[10]研究時(shí)間分辨率、總掃描時(shí)間對(duì)高級(jí)別膠質(zhì)瘤結(jié)果的影響，時(shí)間分辨率選擇2.1～68 s，掃描時(shí)間1～5 min，發(fā)現(xiàn)低時(shí)間分辨率導(dǎo)致Ktrans值降低、Vp值升高，時(shí)間分辨率＞20 s上述變化更明顯。檢查時(shí)間較短，Ktrans、Kep值升高，Vp、Ve值降低。

1.5 對(duì)比劑注射方案

DCE-MRI應(yīng)選用小分子量對(duì)比劑，大分子量對(duì)比劑滲透性降低，會(huì)影響Ktrans值。對(duì)比劑總量、注射速率、對(duì)比劑濃度都會(huì)對(duì)結(jié)果產(chǎn)生影響。應(yīng)嚴(yán)格依據(jù)體重計(jì)算對(duì)比劑總量；如歐乃影按0.1 mmol/kg (相當(dāng)于0.2 ml/kg)?？焖賵F(tuán)注更容易得到對(duì)比劑濃度的峰值。應(yīng)當(dāng)使用高壓注射器，可以保證注射速率及穩(wěn)定性。高壓注射推薦1.5～2.5 ml/s ，再追注20～40 ml生理鹽水[11]。嚴(yán)格的注射方案能夠保證DCE-MRI參數(shù)的可重復(fù)性和可靠性。

2 數(shù)據(jù)處理：動(dòng)脈輸入函數(shù)選擇及運(yùn)動(dòng)位移

2.1 動(dòng)脈輸入函數(shù)(Arterial input function，AIF)

動(dòng)脈輸入函數(shù)AIF即腫瘤供血?jiǎng)用}內(nèi)對(duì)比劑濃度隨時(shí)間變化的信號(hào)強(qiáng)度曲線，只有得到準(zhǔn)確的AIF才能精準(zhǔn)定量擬和腫瘤組織的血流灌注和滲透性參數(shù)。因此，DCE-MR數(shù)據(jù)處理前提先需要得到動(dòng)脈輸入函數(shù)AIF，AIF選擇不同的動(dòng)脈及其感興趣區(qū)(ROI)選擇位置是否合理，都將顯著影響計(jì)算結(jié)果[12]，從而無(wú)法準(zhǔn)確評(píng)估組織微血管特性。最準(zhǔn)確的AIF應(yīng)該是感興趣區(qū)的直接供血?jiǎng)用}，但是由于空間分辨率受限，常常無(wú)法觀察到，因此常用掃描范圍內(nèi)的動(dòng)脈代替。目前，獲得AIF的方法主要有以下四種。第一種，AIF金標(biāo)準(zhǔn)：將動(dòng)脈導(dǎo)管直接選擇性插入被檢者的動(dòng)脈，采樣血液供分析。這種方法最主要的優(yōu)勢(shì)是可以直接得到真實(shí)血管內(nèi)容積 (concentration plasma，CP)，可以精確地得到AIF。缺點(diǎn)是有創(chuàng)性、并不適合用于臨床檢查。第二種，Population-based AIF：假設(shè)所有被檢者AIF曲線都是相似的，首先測(cè)一部分群體的AIF，用他們的平均AIF當(dāng)作標(biāo)準(zhǔn)，計(jì)算整個(gè)樣本的定量參數(shù)。這種方法的優(yōu)勢(shì)為比較簡(jiǎn)便，不用測(cè)量每一個(gè)患者的AIF，可重復(fù)性高，但是不能夠真實(shí)反映個(gè)體的生理情況。第三種，個(gè)體化AIF：手動(dòng)勾畫(huà)病灶臨近供血?jiǎng)用}，測(cè)量患者自身血液信號(hào)強(qiáng)度的變化。這種方法的優(yōu)勢(shì)為無(wú)創(chuàng)性測(cè)量個(gè)體本身的AIF，反映患者本身循環(huán)狀態(tài)，可以做到最接近個(gè)體真實(shí)AIF。缺點(diǎn)是需要包含F(xiàn)OV以?xún)?nèi)的大血管，圖像可能受到部分容積效應(yīng)和血液流動(dòng)的影響，不同的ROI對(duì)結(jié)果影響較大，可重復(fù)性受到一定限制；其次，該方法對(duì)時(shí)間分辨率要求很高(＜10 s)，要想得到理想的AIF，可能會(huì)導(dǎo)致空間分辨率和信噪比降低。第四種，Reference tissue-based AIF，使用Reference模型，選取正常組織(如：肌肉)作參考，取得AIF曲線，所得到的參數(shù)都是相對(duì)于正常組織來(lái)計(jì)算[13]。這種方法的優(yōu)勢(shì)是能夠克服個(gè)體化AIF需要對(duì)時(shí)間分辨率的限制，適合用于時(shí)間分辨率較低，感興趣區(qū)內(nèi)動(dòng)脈無(wú)法識(shí)別的數(shù)據(jù)。缺點(diǎn)是不能夠真實(shí)反映個(gè)體的生理情況[5]?？傊珹IF與被檢者自身BMI指數(shù)、每搏輸出量有關(guān)，因此個(gè)體化AIF是最佳選擇，但其對(duì)時(shí)間分辨率要求較高，提高可重復(fù)性是臨床應(yīng)用的關(guān)鍵因素。時(shí)間分辨率、空間分辨率較低的情況下，考慮選擇Reference模型或者Population AIF。

2.2 運(yùn)動(dòng)位移

運(yùn)動(dòng)位移在DCE-MRI數(shù)據(jù)中普遍存在，如：頭頸部，吞咽、舌頭及下顎的活動(dòng)；肺部及乳腺，呼吸運(yùn)動(dòng)、心臟跳動(dòng)；肝、腎，胃腸蠕動(dòng)等。AIF曲線由于血管運(yùn)動(dòng)不能夠真正反映對(duì)比劑進(jìn)入體內(nèi)的全過(guò)程。病灶邊緣由于運(yùn)動(dòng)位移模糊不清，直接影響病灶感興趣區(qū)勾畫(huà)，進(jìn)而對(duì)擬合病灶時(shí)間-信號(hào)強(qiáng)度曲線的真實(shí)度及準(zhǔn)確度產(chǎn)生誤差[14-16]。因此，運(yùn)動(dòng)校準(zhǔn)是很有必要的，校準(zhǔn)每一個(gè)像素點(diǎn)的位置，以保證計(jì)算結(jié)果的可靠性。數(shù)據(jù)配準(zhǔn)的主要方法有兩種：剛性配準(zhǔn)和非剛性配準(zhǔn)，剛性配準(zhǔn)主要針對(duì)器官或病灶旋轉(zhuǎn)、移動(dòng)、收縮或擴(kuò)張所產(chǎn)生的形狀變化，常用于頭部動(dòng)態(tài)掃描運(yùn)動(dòng)位移的矯正；非剛性配準(zhǔn)主要針對(duì)器官或病灶收縮、擴(kuò)張及圖像錯(cuò)層，常用于肝臟、肺及腎臟等器官。與剛性配準(zhǔn)相比非剛性配準(zhǔn)需要花費(fèi)更多的計(jì)算時(shí)間，對(duì)噪聲敏感度差，需要經(jīng)常調(diào)整配準(zhǔn)參數(shù)[17-18]。

3 常用藥代動(dòng)力學(xué)模型介紹及應(yīng)用

3.1 Tofts模型

Tofts模型是目前應(yīng)用最廣泛的模型，分為單室和雙室兩種，對(duì)時(shí)間分辨率及空間分辨率要求較高。

Standard Tofts-Kety (TK) model為單室模型，是最經(jīng)典的描述組織與血管對(duì)比劑灌注和滲透的模型，只考慮對(duì)比劑由動(dòng)脈進(jìn)入血管外細(xì)胞外間隙，血管內(nèi)容積忽略不計(jì)(Vp=0)，可以得到Ktrans、Ve兩個(gè)參數(shù)[1]。單室Tofts模型適用于病灶中微血管密度很低的情況。

Cp(t) =Ca(t)/(1－Hct)，Ca(t)代表動(dòng)脈全血的容積；Hct代表血球容積 ：成人男性 0.40～0.54 ，成人女性 0.36～0.48, 成年人大血管平均值約 0.45。Hct可以影響Ktrans、Vp值。

Extended Tofts-Kety model：是雙室模型，將病灶處的ROI定義為一個(gè)具有血管(血漿)空間(中央室)和EES(周邊隔室)的兩室模型?？紤]到血管的灌注及滲透性，對(duì)比劑可以由血管內(nèi)進(jìn)入血管外細(xì)胞外間隙(extravascular extracellular space，EES)，又可以由EES間隙回流至血管內(nèi)。雙室Tofts，除了Ktrans、kep外，還增加了參數(shù)Vp，并由公式計(jì)算出Ve= Ktrans/ kep[19]。選擇該模型的前提是需要滿(mǎn)足高的空間分辨率及時(shí)間分辨率，是目前應(yīng)用比較廣泛的模型。賈龍威等[20]對(duì)19例腦膠質(zhì)瘤患者分析發(fā)現(xiàn)：DCE-MRI可以較準(zhǔn)確地將高、低級(jí)別膠質(zhì)瘤鑒別開(kāi)來(lái)，同時(shí)，DCE-MRI雙室滲透模型Extended Tofts Linear是一種穩(wěn)定、可重復(fù)性良好的模型，臨床應(yīng)用價(jià)值高。腫瘤具有血管再生能力，由于微血管豐富適合使用雙室模型。

3.2 Patlak模型

Patlak模型是單室模型，該模型可以得到Ktrans、Vp兩個(gè)定量參數(shù)，應(yīng)用線性回歸來(lái)進(jìn)行藥物動(dòng)力學(xué)分析，理論上在圖像質(zhì)量不是很好的情況下比其他非線性模型擁有更加穩(wěn)定的結(jié)果。Patlak模型假設(shè)，由于低滲透性、短的檢查時(shí)間(＜4 min)，對(duì)比劑的轉(zhuǎn)運(yùn)是單向的，只從血管向血管外細(xì)胞外間隙(extravascular extracellular space，EES)流動(dòng)，而沒(méi)有回流，Kep可以被忽略。在檢查時(shí)間短、低滲透性情況下適合選擇Patlak模型；然而大部分腫瘤Ktrans值都很高，檢查時(shí)間也難以符合要求。 這種假設(shè)只有在血液的首過(guò)(第一次血液循環(huán))情況下才能成立，因此，如果檢查時(shí)間較長(zhǎng)，會(huì)造成結(jié)果不準(zhǔn)確[18，21]。

3.3 Reference模型

Reference模型,是單室模型。眾所周知，標(biāo)準(zhǔn)的AIF選擇需要滿(mǎn)足很多條件，Reference模型可以不通過(guò)AIF而得到各參數(shù)，常選取正常肌肉組織當(dāng)作參考，計(jì)算出相對(duì)的Ktrans,RR,、Ve,RR值。Reference模型對(duì)時(shí)間分辨率的要求不高，當(dāng)掃描時(shí)間分辨率、信噪比不能滿(mǎn)足時(shí)，可以選取Reference模型[22-23]。Reference模型已經(jīng)被證實(shí)能夠檢測(cè)腫瘤內(nèi)微血管，因此可以用于抗腫瘤的療效評(píng)估[24]，可用于乳腺、子宮等。

3.4 Exchange模型

Exchange模型是雙室模型，定義血管和EES分別代表獨(dú)立的兩個(gè)室，假設(shè)對(duì)比劑在Ve與Vp之間的流量相等，血管與EES連接間隙不變。Exchange模型包含血流量、血容量，可以通過(guò)藥代動(dòng)力學(xué)公式 將 血 流 速 度(blood flow，BF)從Ktrans中分離出來(lái)，得到反映真實(shí)滲透性和血流灌注的參數(shù)。Exchange模型可以得到Ktrans、Kep、Ve、Vp四個(gè)參數(shù)[25]，對(duì)時(shí)間分辨率和信噪比要求較高。

選擇合適的藥代動(dòng)力學(xué)模型很關(guān)鍵，對(duì)結(jié)果的影響大。如何選擇適當(dāng)?shù)乃幋鷦?dòng)力學(xué)模型，影響因素有很多，如：掃描方案的選擇、對(duì)比劑注射方案、時(shí)間分辨率、掃描時(shí)間、運(yùn)動(dòng)位移、圖像信噪比等[26]。很多模型對(duì)時(shí)間分辨率有著限制，時(shí)間分辨率會(huì)對(duì)不同的參數(shù)造成不同的結(jié)果。一般而言，Exchange模型需要時(shí)間分辨率在3 s以?xún)?nèi)，Tofts模型時(shí)間分辨率在6 s以?xún)?nèi)，而Reference模型對(duì)時(shí)間分辨率要求相對(duì)較低，且針對(duì)低信噪比圖像有相對(duì)較好的效能。Patlak模型掃描只需要持續(xù)到對(duì)比劑首過(guò)時(shí)間，而Tofts模型掃描則需要持續(xù)到血管內(nèi)外對(duì)比劑滲透達(dá)到平衡狀態(tài)為止[18]。

綜上所述，定量DCE-MRI作為一種無(wú)創(chuàng)性的影像學(xué)檢查技術(shù)，可以反映組織及病灶血流灌注及微血管通透性情況，提供血流動(dòng)力學(xué)方面信息，臨床應(yīng)用前景廣泛。但是，其影響因素較多，根據(jù)研究目的選擇適宜的掃描方案、數(shù)據(jù)處理方法及合適的藥代動(dòng)力學(xué)模型是得到可靠的定量參數(shù)值的關(guān)鍵。

[References]

[1]Tofts PS. Modeling tracer kinetics in dynamic Gd-DTPA MR imaging. J Magn Reson Imaging, 1997, 7(1): 91-101.

[2]Jackson A, O'Connor JP, Parker GJ, et al. Imaging tumor vascular heterogeneity and angiogenesis using dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging. Clin Cancer Res, 2007, 13(12): 3449-3459.

[3]Zahra MA, Hollingsworth KG, Sala E, et al. Dynamic contrastenhanced MRI as a predictor of tumour response to radiotherapy. Lancet Oncol, 2007, 8(1): 63-74.

[4]Lu GM. Application and progress of dynamic contrast enhanced MRI. ZhongHuaFangSheXueZaZhi, 2015, 49(6): 406-409.盧光明. 動(dòng)態(tài)對(duì)比增強(qiáng)MRI的應(yīng)用與進(jìn)展. 中華放射學(xué)雜志, 2015, 49(6): 406-409.

[5]Khalifa F, Soliman A, El-Baz A, et al. Models and methods for analyzing DCE-MRI: a review. Med Phys, 2014, 41(12):1-32.

[6] Studler U, White LM, Andreisek G, et al. Impact of motion on T1 mapping acquired with inversion recovery fast spin echo and rapid spoiled gradient recalled-echo pulse sequences for delayed gadoliniumenhanced MRI of cartilage (dGEMRIC) in volunteers. J Magn Reson Imaging, 2010, 32(2): 394-398.

[7]Yuan J, Chow SK, Yeung DK, et al. Quantitative evaluation of dualflip-angle T1 mapping on DCE-MRI kinetic parameter estimation in head and neck. Quant Imaging Med Surg, 2012, 2(4): 245-253.

[8]Azlan CA, Di Giovanni P, Ahearn TS, et al. B1 transmission-field inhomogeneity and enhancement ratio errors in dynamic contrastenhanced MRI (DCE-MRI) of the breast at 3 T. J Magn Reson Imaging, 2010, 31(1): 234-239.

[9]Leach MO, Morgan B, Tofts PS, et al. Imaging vascular function for early stage clinical trials using dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging. Eur Radiol, 2012, 22(7): 1451-1464.

[10]Larsson C, Kleppest? M, Rasmussen I Jr, et al. Sampling requirements in DCE-MRI based analysis of high grade gliomas: simulations and clinical results. J Magn Reson Imaging, 2013, 37(4): 818-829.

[11]Sourbron S. Technical aspects of MR perfusion. Eur J Radiol, 2010, 76(3): 304-313.

[12]Mendichovszky IA, Cutajar M, Gordon I. Gordon. Reproducibility of the aortic input function (AIF) derived from dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging (DCE-MRI) of the kidneys in a volunteer study. Eur J Radiol, 2009, 71(3): 576-581.

[13]Cárdenas-Rodríguez J, Howison CM, Matsunaga TO, et al. A reference agent model for DCE MRI can be used to quantify the relative vascular permeability of two MRI contrast agents. Magn Reson Imaging, 2013, 31(6): 900-910.

[14]Melbourne A, Hipwell J, Modat M, et al. The effect of motion correction on pharmacokinetic parameter estimation in dynamiccontrast-enhanced MRI. Phys Med Biol, 2011, 56(24): 7693-7708.

[15]Merrem AD, Z?llner FG, Reich M, et al. A variational approach to image registration in dynamic contrast-enhanced MRI of the human kidney. Magn Reson Imaging, 2013, 31(5): 771-777.

[16]Z?llner FG, Sance R, Rogelj P, et al. Assessment of 3D DCE-MRI of the kidneys using non-rigid image registration and segmentation of voxel time courses. Comput Med Imaging Graph, 2009, 33(3): 171-181.

[17]Wang Z, Qiu XM, Xu X, et al. The value of DCE-MRI quantitative permeability parameter combined with ADC in differential diagnosis of benign and malignant lung lesions. Chin J Magn Reson Imaging, 2015, 6(8): 585-591.王珍, 邱曉明, 徐瀟, 等. DCE-MRI定量滲透性參數(shù)聯(lián)合ADC值在肺部良惡性病變中鑒別診斷價(jià)值. 磁共振成像, 2015, 6(8): 585-591.

[18]Shen J. An expectable wave of clinical studies using quantitative dynamic contrast-enhanced MR imaging. Chin J Magn Reson Imaging, 2015, 6(8): 561-565.沈君. 積極開(kāi)展定量動(dòng)態(tài)增強(qiáng)磁共振成像研究. 磁共振成像, 2015, 6(8): 561-565.

[19]Tofts PS, Brix G, Buckley DL, et al. estimating kinetic parameters from dynamic contrast-enhanced T1-weighted MRI of a diffusable tracer: standardized quantities and symbols. J Magn Reson Imaging, 1999, 10(3):223-232.

[20]Jia LW, Niu L, Ma WS, et al. The reproducibility study of the pharmacokinetic model extended tofts linear of the dynamic contrastenhanced MRI in brain glioma. Chin J Magn Reson Imaging, 2015, 6(8): 571-574.賈龍威, 牛蕾, 馬文帥, 等. 血流動(dòng)力學(xué)雙室模型Extended Tofts Linear在腦膠質(zhì)瘤DCE-MRI滲透性定量分析的復(fù)測(cè)性及有效性研究. 磁共振成像, 2015, 6(8): 571-574.

[21]Sourbron SP, Buckley DL. Classic models for dynamic contrastenhanced MRI. NMR Biomed, 2013, 26(8): 1004-1027.

[22]Cárdenas-Rodríguez J, Howison CM, Pagel MD. A linear algorithm of the reference region model for DCE-MRI is robust and relaxes requirements for temporal resolution. Magn Reson Imaging, 2013, 31(4): 497-507.

[23]Lee J, Platt S, Kent M, et al. An analysis of the pharmacokinetic parameter ratios in DCE-MRI using the reference region model. Magn Reson Imaging, 2012, 30(1): 26-35.

[24]Yankeelov TE, Luci JJ, Lepage M, et al. Quantitative pharmacokinetic analysis of DCE-MRI data without an arterial input function: a reference region model. Magn Reson Imaging, 2005, 23(4): 519-529.

[25]Koh TS, Bisdas S, Koh DM, et al. Fundamentals of tracer kinetics for dynamic contrast-enhanced MRI. J Magn Reson Imaging, 2011, 34(6): 1262-1276.

[26]Duan C, Kallehauge JF, Bretthorst GL, et al. Are complex DCE-MRI models supported by clinical data? Magn Reson Med, 2016. [Epub ahead of print].

Analysis of the main factors affecting quantitative dynamic contrast-enhanced MR imaging

DU Yong-hao, NIU Gang*, YANG Jian*
Department of Radiology, the First Affiliated Hospital of Medical College, Xi'an Jiaotong University, Xi'an 710061, China
*

NIU Gang , E-mail: niugang369@126.com
Received 3 Sep 2016, Accepted 20 Nov 2016
ACKNOWLEDGMENTSSupported by the Project of Science and Technology of Social Development in Shaanxi Province.

DCE-MRI is based on the serial acquisition of the fast T1WI. Through multi-phase contrast enhanced scanning, the time-signal intensity curve of the regionof-interest (ROI) can be acquired. Meanwhile, the quantitative parameters reflecting tissue perfusion and vascular permeability are obtained by selecting the proper pharmacokinetic model. This method has been widely applied in many clinical aspects, including tumor diagnosis, assessment of therapeutic response and prognostic evaluation. In this paper, we conducted a systematic review focused on main factors that may influence DCE-MRI outcomes. These factors include scanning protocol, arterial input functions (AIF), the motion displacement and the pharmacokinetic models. Optimizing these main factors may improve the reproducibility and accuracy of the DCE-MRI results.

Magnetic resonance imaging; Dynamic contrast-enhanced; Quantitative analysis

資訊 Information

西安交通大學(xué)第一附屬醫(yī)院影像科，西安 710061

牛剛，E-mail：niugang369@126.com

2016-09-03

R445.2

A

10.12015/issn.1674-8034.2017.01.019

陜西省社會(huì)發(fā)展科技攻關(guān)項(xiàng)目(2015SF175)

接受日期：2016-11-20