原文：Magnetic Resonance Imaging: Principles and Techniques: Lessons for Clinicians

磁共振成像（MRI）在臨床實踐中應(yīng)用越來越廣泛，了解它的成像原理以及具體的應(yīng)用可以幫助我們理解它的優(yōu)點和局限性。

縮寫：

• ADC: apparent diffusion coefficient
• CSI: chemical shift imaging
• DTI: diffusion tensor imaging
• DWI: diffusion-weighted imaging 彌散加權(quán)成像
• FA: fractional anisotropy 分數(shù)各向異性
• FID: free induction decay 自由感應(yīng)衰減
• MRI: magnetic resonance imaging
• MT: magnetization transfer imaging 磁化轉(zhuǎn)移成像
• MTR: MT ratios
• NMR: nuclear magnetic resonance
• RA: relative anisotropy 相對各向異性
• RF: radio frequency
• SNR: signal-to-noise ratio
• RT: repetition time

1946年，Bloch 和 Purcell 在實驗上首次描述了核磁共振（NMR）現(xiàn)象，并因此于1952年獲得諾貝爾物理學(xué)獎。自那時起，隨著大口徑超導(dǎo)磁體的引入，該技術(shù)迅速發(fā)展，允許臨床應(yīng)用的發(fā)展。第一批臨床磁共振成像于1980年在諾丁漢和阿伯丁產(chǎn)生，磁共振成像（MRI）現(xiàn)在是一種廣泛可用的、強大的臨床工具。本文簡要概述了 MRI 的基本原理，然后概述了當(dāng)前在醫(yī)學(xué)實踐中的應(yīng)用。

所有的原子核都由質(zhì)子（proton）和中子（neutron）組成，帶有凈正電荷。某些原子核，如氫原子核或磷原子核，具有一種稱為“自旋”的性質(zhì)，這取決于質(zhì)子的數(shù)量。盡管這是一個數(shù)學(xué)類比，但這可以被認為是原子核圍繞自己的軸旋轉(zhuǎn)。原子核本身并沒有經(jīng)典意義上的自旋，而是通過它的組成部分產(chǎn)生磁矩，產(chǎn)生一個帶有北極和南極的局部磁場。這個偶極磁鐵的量子力學(xué)描述類似于自旋物體的經(jīng)典力學(xué)。偶極子本身類似于條形磁鐵，磁極沿其旋轉(zhuǎn)軸排列（圖1）。

圖1. 核自旋。自旋的原子核產(chǎn)生一個磁場，類似于條形磁鐵，箭頭表示了磁場方向。

外加一個強磁場（B0）能使原子核與外磁場平行或垂直。在B0場中放置一個包含許多核自旋的液體溶液，將包含兩種能量狀態(tài)之一的核自旋：低能狀態(tài)（定向平行于磁場）或高能狀態(tài)（定向垂直于磁場方向）。在固體或液體中，在與B0相同的方向上會有多余的自旋。盡管條形磁鐵的方向與磁場完全平行或反平行，但由于原子核的旋轉(zhuǎn)而具有角動量，因此它將圍繞B0軸旋轉(zhuǎn)或進動（precess）（圖2）。這種行為經(jīng)常被比作陀螺儀在地球磁場影響下的搖擺運動，并解釋了如何使用“自旋”來解釋實際上是一種量子力學(xué)現(xiàn)象。繞磁場方向旋轉(zhuǎn)的速度就是拉莫爾頻率。這與場強成正比，由拉莫爾方程描述：， = 質(zhì)子的角頻率，是旋磁比，一個特定原子核的固定常數(shù)，B0是場強。

圖2. 原子核圍繞外部磁場B0進動

通過施加垂直于 B0 的第二個射頻 (RF) 磁場 B1，可以在靜磁場 B0 內(nèi)激發(fā)具有自旋的原子核。 RF 能量通常以短脈沖形式施加，每個脈沖持續(xù)數(shù)微秒。原子核對能量的吸收導(dǎo)致從高能級到低能級的轉(zhuǎn)變，反之亦然。原子核吸收（并隨后發(fā)射）的能量會產(chǎn)生一個電壓，該電壓可以被適當(dāng)調(diào)諧的線圈檢測到，放大并顯示為“自由感應(yīng)衰減”（FID）。在沒有持續(xù)的 RF 脈動的情況下，弛豫過程將使系統(tǒng)返回到熱平衡。因此，當(dāng)置于同一磁場中時，每個原子核都會以特定頻率共振。

誘導(dǎo)能級間躍遷所需的能量是兩個核自旋態(tài)之間的能量差，，這取決于原子核所受的B0磁場的強度。在諧振頻率處應(yīng)用射頻脈沖產(chǎn)生 FID。在實際應(yīng)用中，采用多個射頻脈沖來獲得多個 FID，然后對其進行平均以提高信噪比（SNR）。信號平均的FID是時域信號。它將由研究環(huán)境中不同細胞核的貢獻組成。信號平均的FID可以通過稱為傅里葉變換的數(shù)學(xué)過程分解成圖像（MRI）或頻譜，提供生化信息（圖3）.

圖3. 利用自由感應(yīng)衰減（FID）和傅里葉變換產(chǎn)生MR圖像或MR光譜。

磁共振場梯度

將 MR 信號定位到感興趣的區(qū)域需要使用梯度，也就是在靜態(tài)磁場上額外附加一個線性變化。如果只有一個靜態(tài)的 B0，所有原子核會以相同的頻率進動，如果對靜態(tài)磁場加上一個會沿著空間方向的梯度，在空間方向上共振的頻率就會因為位置不同而不同?？梢岳煤舜殴舱裰械娜M梯度線圈 Gx,Gy,Gz 在任何正交方向上世家梯度。較快或者較慢的進動可以被檢測為較高或者較低的 MR 信號。因此，頻率測量可以用于區(qū)別空間中不同位置的信號，并實現(xiàn)三維圖像重建（圖4）。

圖4. 場梯度對原子核的影響。在B0上加上x方向的梯度，進動的頻率取決于位置。

核磁共振掃描儀

目前的診斷核磁共振掃描儀使用的低溫超導(dǎo)磁體的范圍在0.5 特斯拉（T）至1.5 T。相比之下，地球磁場為0.5高斯（G），相當(dāng)于0.00005 T。將磁鐵冷卻至接近絕對零度（0 K） 允許如此巨大的電流被傳導(dǎo)，通常是通過浸入液氦來實現(xiàn)的。直到最近，大多數(shù)臨床研究都是在場強為1.5T的情況下進行的。但是，3T系統(tǒng)現(xiàn)在廣泛使用，并定期用于研究環(huán)境中。高場強系統(tǒng)的優(yōu)點包括改進的信噪比（SNR）、更高的光譜、空間和時間分辨率以及改進的量化。提高的信噪比可以交換，以減少成像時間。固有的缺點包括磁化率、渦流偽影和磁場不穩(wěn)定性。

磁化率是指組織或材料在磁場作用下表現(xiàn)出的磁化程度。這可能對整體圖像質(zhì)量有有利或有害的影響。與 1.5 T 相比，3 T 的磁化率偽影更加突出。這種現(xiàn)象通過改善組織對比度在功能性或擴散MRI中可能是有益的，但在擴散序列中在空氣/組織界面產(chǎn)生信號空洞則是不利的。這種現(xiàn)象可能通過改善組織對比度在功能或擴散 MRI 中有益，但不利的是在擴散序列中的空氣/組織界面產(chǎn)生信號空隙。渦流是由于快速變化的磁場與 MRI 掃描儀內(nèi)的導(dǎo)電結(jié)構(gòu)之間的相互作用而產(chǎn)生的感應(yīng)電流。渦流可能會導(dǎo)致梯度場的擾動，從而降低后續(xù) MR 圖像的分辨率。

T1和T2加權(quán)磁共振成像

弛豫（Relaxation）是用來描述核自旋在吸收射頻能量之后恢復(fù)熱平衡的過程，有兩種弛豫：

• T1，縱向弛豫，也被稱為自旋-晶格弛豫。晶格是原子核周圍環(huán)境，當(dāng)縱向弛豫發(fā)生時，能量被耗散到了晶格中。T1是系統(tǒng)在射頻脈沖后恢復(fù)63%熱平衡所用的時長，是關(guān)于時間的指數(shù)函數(shù)。T1可以通過改變射頻脈沖之間的時間來控制。水和腦脊髓液（CSF）的T1值較長（3000-5000毫秒），因此在T1加權(quán)圖像上它們顯得較暗，而脂肪的T1值較短（260ms）在T1加權(quán)圖像上卻很亮。

• T2，橫向弛豫，也被稱為自旋-自旋弛豫。弛豫過程也可以是能量在自選系統(tǒng)內(nèi)重新分配，不會使整個自旋系統(tǒng)損失能量。在施加射頻脈沖時，原子核沿著施加能量的軸排列。在弛豫時，能量在核之間轉(zhuǎn)移時，會發(fā)生退相，產(chǎn)生的場的方向也會減少，排列更加隨機。它是衡量自旋在“xy”平面上交換能量的速度的度量。

磁化轉(zhuǎn)移成像

MT能夠間接測量大腦中的束縛水和自由水。MT 本身是一種控制組織對比度的技術(shù)。除了能獲得對比度增強的圖像，采用MT還可以測量MT比率（MTR）
，（SI off = 基線質(zhì)子密度圖像中的信號強度，SI on = 應(yīng)用 MT 脈沖的圖像中的信號強度）。

MTR反應(yīng)了通常MR不可見的質(zhì)子與大分子結(jié)合的行為。組織中的質(zhì)子存在于游離和結(jié)合的兩個池中：

• 移動的質(zhì)子，構(gòu)成了自由池，例如人體中水的質(zhì)子，它具有一條較窄的光譜線，具有較長的T1和T2弛豫時間。常規(guī)MR應(yīng)用中大多信號來自自由池。因為磁共振的激發(fā)頻率范圍很窄，并且集中在這些可移動的質(zhì)子上
• 結(jié)合在蛋白質(zhì)和其他大分子上的質(zhì)子被稱為MR不可見的，因為它通常不在MR激發(fā)頻率范圍內(nèi)。結(jié)合池的弛豫時間更短，譜線更寬，有較低的信噪比。

磁化可以通過自旋之間的直接相互作用、原子核的轉(zhuǎn)移或直接的化學(xué)手段在兩個池之間雙向轉(zhuǎn)移。在正常情況下，兩個方向的磁化轉(zhuǎn)移是相同的。

采用 MT 的技術(shù)可以使結(jié)合池中的磁化飽和，而自由池幾乎不受影響?？梢酝ㄟ^使用“非共振”射頻脈沖來激發(fā)（圖 5）。束縛池的飽和導(dǎo)致磁化的顯著衰減。因此，磁化強度很少轉(zhuǎn)移到自由池，其中有效的縱向磁化強度及其 T1 弛豫時間因此減少。結(jié)合使用“非共振”脈沖的脈沖序列可用于量化 MT 在不同組織中的影響。

自由質(zhì)子池 (A) 具有窄譜線，以拉莫爾頻率 (ν0) 共振。覆蓋頻率的射頻脈沖（以粉紅色顯示）（圖 5）能夠激發(fā)自由池。 “束縛”池 (B) 具有寬譜線，而隨后以 Δν 的頻率偏移應(yīng)用 RF 照射（以藍色顯示）可以激發(fā)和飽和池，而不會顯著影響自由池（池 A）。

圖5. 磁化轉(zhuǎn)移模型

彌散加權(quán)成像

彌散加權(quán)成像（DWI）可以定量水分子的運動，DWI被用于檢測急性腦缺血，其他適應(yīng)癥包括多發(fā)性硬化癥和腦腫瘤的研究。

水分子擴散遵循布朗運動原理，當(dāng)不受約束時，水分子會隨機運動，在各個方向是都是相等可能的，這種隨機運動被描述為“各向同性”（isotropic）。然而水分子在結(jié)構(gòu)環(huán)境中的運動會受到他們物理環(huán)境的限制。在大腦中，灰質(zhì)和白質(zhì)（white matter）的微觀結(jié)構(gòu)限制了水分子的運動，平均來說，水分子傾向于平行于白質(zhì)束的運動，而不是垂直于白質(zhì)束運動。這種運動被稱為各向異性（anisotropic）。分子在x,y,z平面上的運動以及這些方向之間的互相關(guān)系有一種數(shù)學(xué)結(jié)構(gòu)來描述，稱為彌散張量（diffusion tensor）。為了確定彌散張量，需要至少六個非共線方向的擴散數(shù)據(jù)，這個過程稱為彌散張量成像（DTI）。

• 各向同性：不受約束的水分子會在各個方向上均勻地移動，運動范圍是一個球形，半徑r是在給定方向上運動的概率。（圖6A）
• 各向異性：運動范圍是一個橢球形，需要三個特征值以及三個特征向量，分別定義橢球形的形狀和方向，描述擴散橢球的三個主平面的大小和方向。（圖6B,C）

圖6. 各向同性彌散以及受到限制的彌散，長軸代表運動的主要方向

彌散張量成像期間，在每個像素位置計算張量，從而生成擴散圖，顯示過程的大小和主導(dǎo)方向。當(dāng)沿多個像素跟蹤時，在主要方向會繪制最可能發(fā)生擴散的線。由于理論上認為這些路徑的可能彌散代表了白質(zhì)束，因此實踐該技術(shù)被稱為纖維束成像（tractography）。

表觀擴散系數(shù)

擴散張量成像可以深入了解在成像體素中發(fā)現(xiàn)的微觀結(jié)構(gòu)，需要計算的包括平均擴散率，各向異性程度和擴散率方向。

• 平均擴散率：衡量水分子得以以及在細胞水平上的運動障礙
• 擴散度量：使用不同加權(quán)的DWI圖像，可以計算擴散的度量。
• 表觀擴散系數(shù)（ADC）：根據(jù)水分子與周圍結(jié)構(gòu)和化學(xué)環(huán)境之間的互相作用測量組織水的擴散率。

分數(shù)各向異性

分數(shù)各向異性（FA）和相對各向異性（RA）是描述各向異性程度的常用術(shù)語。各向異性與物理屏障有關(guān)，受特征影響，如白質(zhì)束內(nèi)神經(jīng)纖維的密度、方向、大小和形狀。然而，髓鞘形成已被證明不是各向異性的一個重要組成部分，盡管它確實有助于各向異性的發(fā)展，非髓鞘神經(jīng)也有可能表現(xiàn)出各向異性。各向異性的方向，可繪制在彩色二維圖上，或通過三維纖維束成像。使用特征向量和特征值，可以使用各種算法來計算主要軸突纖維束的方向。DTI數(shù)據(jù)的三維表達是使用這種技術(shù)的最新發(fā)展之一，可以更好地理解大腦連接的缺陷。

來自 44 歲健康男性志愿者的彩色分數(shù)各向異性 (FA) 圖像。在 3 T Philips Intera? 上使用 32 個不同方向的擴散敏化進行的彌散張量成像 (DTI) 成像。不同的顏色代表主要的擴散方向，因此也代表白質(zhì)束的方向：綠色代表前后，藍色代表尾顱，紅色代表橫向。

擴散方向數(shù)

身體中的細胞結(jié)構(gòu)并不是完全對稱的，因此水分子擴散的測量是有方向的，這就意味著擴散需要從幾個方向上來測量。已經(jīng)有各種實驗和建模策略來確定獲得各向同性體素所需要的最小彌散方向。通常需要計算最少20-30個方向來計算ADC。擴散權(quán)重表示為b值，取決于MR序列的特征。b值隨著彌散權(quán)重的增加而增加，通常以 1000 s/mm2 的 b 值實現(xiàn)。兩點 ADC 估計值，b0 和 1000 s/mm2 足以測量人腦中的擴散。 它們與六點估計值產(chǎn)生良好的一致性。然而，通過增加b值的數(shù)量，可以提高數(shù)據(jù)質(zhì)量，盡管這需要更長的掃描時間。

磁共振光譜

每個MR敏感核所經(jīng)歷的磁環(huán)境是不同的。盡管所有原子核都受 B0 和施加的 B1 場支配，但由于電子在其直接化學(xué)環(huán)境中的磁場，它們也會經(jīng)歷局部磁力。因此，電子流對局部磁場的屏蔽或增強程度取決于確切的電子環(huán)境，是化學(xué)結(jié)構(gòu)的函數(shù)。不同的化學(xué)環(huán)境會產(chǎn)生不同的核共振頻率。這會產(chǎn)生化學(xué)位移現(xiàn)象，即 MR 頻譜由以不同頻率共振的核組成。 5頻率取決于確切的磁場強度，因此通常以無量綱單位（百萬分之幾，ppm）表示)，參考特定參考點；在 1H MR 光譜中，這通常是 4.7 ppm 的水。 1H 和 31P 是臨床 MRS 中研究的主要原子核，但 13C、23Na 和 19F 也適用于 MRS 研究，如果有合適的線圈來克服這些同位素中信噪比低的問題。 MR 譜中的峰也稱為共振。一些代謝物可能被分成兩個（雙峰）或更多子峰。峰下方的面積代表代謝物的濃度。代謝物的絕對定量在理論上是可能的，但由于包括 T1 和 T2 效應(yīng)在內(nèi)的因素，可能難以準確實現(xiàn)。因此，結(jié)果通常報告為代謝物與組織中天然存在的穩(wěn)定代謝物（如肌酸）的比率。

（省略了一些不感興趣的）

小結(jié)

• 原子核的自旋原理以及外加磁場時的核反應(yīng)是核磁共振的成像的基礎(chǔ)
• 磁共振脈沖必須以粒子的共振頻率施加，以產(chǎn)生自由感應(yīng)衰減，從而轉(zhuǎn)化為可以讀取的信號
• 需要磁共振梯度來定位空間中的磁共振信號
• 并形成像利用多個射頻線圈掃描縮短時間
• 3T系統(tǒng)經(jīng)常用于研究環(huán)境中，有更好的信噪比和更高的分辨率
• 磁化轉(zhuǎn)移成像可以用于可視化通常與大分子結(jié)合的MR不可見質(zhì)子，間接測量蛋白質(zhì)、脂肪成分和身體水分
• 擴散加權(quán)成像可以對大腦中水分進行成像，擴散張量成像可以在微觀細胞水平上提供水運動的詳細信息
• 磁共振波譜可以用于確定樣本的化學(xué)組成