原文：Magnetic Resonance Imaging: Principles and Techniques: Lessons for Clinicians
磁共振成像（MRI）在临床实践中应用越来越广泛，了解它的成像原理以及具体的应用可以帮助我们理解它的优点和局限性。
缩写：
- ADC: apparent diffusion coefficient
- CSI: chemical shift imaging
- DTI: diffusion tensor imaging
- DWI: diffusion-weighted imaging 弥散加权成像
- FA: fractional anisotropy 分数各向异性
- FID: free induction decay 自由感应衰减
- MRI: magnetic resonance imaging
- MT: magnetization transfer imaging 磁化转移成像
- MTR: MT ratios
- NMR: nuclear magnetic resonance
- RA: relative anisotropy 相对各向异性
- RF: radio frequency
- SNR: signal-to-noise ratio
- RT: repetition time
1946年，Bloch 和 Purcell 在实验上首次描述了核磁共振（NMR）现象，并因此于1952年获得诺贝尔物理学奖。自那时起，随着大口径超导磁体的引入，该技术迅速发展，允许临床应用的发展。第一批临床磁共振成像于1980年在诺丁汉和阿伯丁产生，磁共振成像（MRI）现在是一种广泛可用的、强大的临床工具。本文简要概述了 MRI 的基本原理，然后概述了当前在医学实践中的应用。
所有的原子核都由质子（proton）和中子（neutron）组成，带有净正电荷。某些原子核，如氢原子核或磷原子核，具有一种称为“自旋”的性质，这取决于质子的数量。尽管这是一个数学类比，但这可以被认为是原子核围绕自己的轴旋转。原子核本身并没有经典意义上的自旋，而是通过它的组成部分产生磁矩，产生一个带有北极和南极的局部磁场。这个偶极磁铁的量子力学描述类似于自旋物体的经典力学。偶极子本身类似于条形磁铁，磁极沿其旋转轴排列（图1）。
外加一个强磁场（B0）能使原子核与外磁场平行或垂直。在B0场中放置一个包含许多核自旋的液体溶液，将包含两种能量状态之一的核自旋：低能状态（定向平行于磁场）或高能状态（定向垂直于磁场方向）。在固体或液体中，在与B0相同的方向上会有多余的自旋。尽管条形磁铁的方向与磁场完全平行或反平行，但由于原子核的旋转而具有角动量，因此它将围绕B0轴旋转或进动（precess）（图2）。这种行为经常被比作陀螺仪在地球磁场影响下的摇摆运动，并解释了如何使用“自旋”来解释实际上是一种量子力学现象。绕磁场方向旋转的速度就是拉莫尔频率。这与场强成正比，由拉莫尔方程描述：， = 质子的角频率，是旋磁比，一个特定原子核的固定常数，B0是场强。
通过施加垂直于 B0 的第二个射频 (RF) 磁场 B1，可以在静磁场 B0 内激发具有自旋的原子核。 RF 能量通常以短脉冲形式施加，每个脉冲持续数微秒。原子核对能量的吸收导致从高能级到低能级的转变，反之亦然。原子核吸收（并随后发射）的能量会产生一个电压，该电压可以被适当调谐的线圈检测到，放大并显示为“自由感应衰减”（FID）。在没有持续的 RF 脉动的情况下，弛豫过程将使系统返回到热平衡。因此，当置于同一磁场中时，每个原子核都会以特定频率共振。
诱导能级间跃迁所需的能量是两个核自旋态之间的能量差，，这取决于原子核所受的B0磁场的强度。在谐振频率处应用射频脉冲产生 FID。在实际应用中，采用多个射频脉冲来获得多个 FID，然后对其进行平均以提高信噪比（SNR）。信号平均的FID是时域信号。它将由研究环境中不同细胞核的贡献组成。信号平均的FID可以通过称为傅里叶变换的数学过程分解成图像（MRI）或频谱，提供生化信息（图3）.
磁共振场梯度
将 MR 信号定位到感兴趣的区域需要使用梯度，也就是在静态磁场上额外附加一个线性变化。如果只有一个静态的 B0，所有原子核会以相同的频率进动，如果对静态磁场加上一个会沿着空间方向的梯度，在空间方向上共振的频率就会因为位置不同而不同。可以利用核磁共振中的三组梯度线圈 Gx,Gy,Gz 在任何正交方向上世家梯度。较快或者较慢的进动可以被检测为较高或者较低的 MR 信号。因此，频率测量可以用于区别空间中不同位置的信号，并实现三维图像重建（图4）。
核磁共振扫描仪
目前的诊断核磁共振扫描仪使用的低温超导磁体的范围在0.5 特斯拉（T）至1.5 T。相比之下，地球磁场为0.5高斯（G），相当于0.00005 T。将磁铁冷却至接近绝对零度（0 K） 允许如此巨大的电流被传导，通常是通过浸入液氦来实现的。直到最近，大多数临床研究都是在场强为1.5T的情况下进行的。但是，3T系统现在广泛使用，并定期用于研究环境中。高场强系统的优点包括改进的信噪比（SNR）、更高的光谱、空间和时间分辨率以及改进的量化。提高的信噪比可以交换，以减少成像时间。固有的缺点包括磁化率、涡流伪影和磁场不稳定性。
磁化率是指组织或材料在磁场作用下表现出的磁化程度。这可能对整体图像质量有有利或有害的影响。与 1.5 T 相比，3 T 的磁化率伪影更加突出。这种现象通过改善组织对比度在功能性或扩散MRI中可能是有益的，但在扩散序列中在空气/组织界面产生信号空洞则是不利的。这种现象可能通过改善组织对比度在功能或扩散 MRI 中有益，但不利的是在扩散序列中的空气/组织界面产生信号空隙。涡流是由于快速变化的磁场与 MRI 扫描仪内的导电结构之间的相互作用而产生的感应电流。涡流可能会导致梯度场的扰动，从而降低后续 MR 图像的分辨率。
T1和T2加权磁共振成像
弛豫（Relaxation）是用来描述核自旋在吸收射频能量之后恢复热平衡的过程，有两种弛豫：
T1，纵向弛豫，也被称为自旋-晶格弛豫。晶格是原子核周围环境，当纵向弛豫发生时，能量被耗散到了晶格中。T1是系统在射频脉冲后恢复63%热平衡所用的时长，是关于时间的指数函数。T1可以通过改变射频脉冲之间的时间来控制。水和脑脊髓液（CSF）的T1值较长（3000-5000毫秒），因此在T1加权图像上它们显得较暗，而脂肪的T1值较短（260ms）在T1加权图像上却很亮。
T2，横向弛豫，也被称为自旋-自旋弛豫。弛豫过程也可以是能量在自选系统内重新分配，不会使整个自旋系统损失能量。在施加射频脉冲时，原子核沿着施加能量的轴排列。在弛豫时，能量在核之间转移时，会发生退相，产生的场的方向也会减少，排列更加随机。它是衡量自旋在“xy”平面上交换能量的速度的度量。
磁化转移成像
MT能够间接测量大脑中的束缚水和自由水。MT 本身是一种控制组织对比度的技术。除了能获得对比度增强的图像，采用MT还可以测量MT比率（MTR）
，（SI off = 基线质子密度图像中的信号强度，SI on = 应用 MT 脉冲的图像中的信号强度）。
MTR反应了通常MR不可见的质子与大分子结合的行为。组织中的质子存在于游离和结合的两个池中：
- 移动的质子，构成了自由池，例如人体中水的质子，它具有一条较窄的光谱线，具有较长的T1和T2弛豫时间。常规MR应用中大多信号来自自由池。因为磁共振的激发频率范围很窄，并且集中在这些可移动的质子上
- 结合在蛋白质和其他大分子上的质子被称为MR不可见的，因为它通常不在MR激发频率范围内。结合池的弛豫时间更短，谱线更宽，有较低的信噪比。
磁化可以通过自旋之间的直接相互作用、原子核的转移或直接的化学手段在两个池之间双向转移。在正常情况下，两个方向的磁化转移是相同的。
采用 MT 的技术可以使结合池中的磁化饱和，而自由池几乎不受影响。可以通过使用“非共振”射频脉冲来激发（图 5）。束缚池的饱和导致磁化的显着衰减。因此，磁化强度很少转移到自由池，其中有效的纵向磁化强度及其 T1 弛豫时间因此减少。结合使用“非共振”脉冲的脉冲序列可用于量化 MT 在不同组织中的影响。
自由质子池 (A) 具有窄谱线，以拉莫尔频率 (ν0) 共振。覆盖频率的射频脉冲（以粉红色显示）（图 5）能够激发自由池。 “束缚”池 (B) 具有宽谱线，而随后以 Δν 的频率偏移应用 RF 照射（以蓝色显示）可以激发和饱和池，而不会显着影响自由池（池 A）。
弥散加权成像
弥散加权成像（DWI）可以定量水分子的运动，DWI被用于检测急性脑缺血，其他适应症包括多发性硬化症和脑肿瘤的研究。
水分子扩散遵循布朗运动原理，当不受约束时，水分子会随机运动，在各个方向是都是相等可能的，这种随机运动被描述为“各向同性”（isotropic）。然而水分子在结构环境中的运动会受到他们物理环境的限制。在大脑中，灰质和白质（white matter）的微观结构限制了水分子的运动，平均来说，水分子倾向于平行于白质束的运动，而不是垂直于白质束运动。这种运动被称为各向异性（anisotropic）。分子在x,y,z平面上的运动以及这些方向之间的互相关系有一种数学结构来描述，称为弥散张量（diffusion tensor）。为了确定弥散张量，需要至少六个非共线方向的扩散数据，这个过程称为弥散张量成像（DTI）。
- 各向同性：不受约束的水分子会在各个方向上均匀地移动，运动范围是一个球形，半径r是在给定方向上运动的概率。（图6A）
- 各向异性：运动范围是一个椭球形，需要三个特征值以及三个特征向量，分别定义椭球形的形状和方向，描述扩散椭球的三个主平面的大小和方向。（图6B,C）
弥散张量成像期间，在每个像素位置计算张量，从而生成扩散图，显示过程的大小和主导方向。当沿多个像素跟踪时，在主要方向会绘制最可能发生扩散的线。由于理论上认为这些路径的可能弥散代表了白质束，因此实践该技术被称为纤维束成像（tractography）。
表观扩散系数
扩散张量成像可以深入了解在成像体素中发现的微观结构，需要计算的包括平均扩散率，各向异性程度和扩散率方向。
- 平均扩散率：衡量水分子得以以及在细胞水平上的运动障碍
- 扩散度量：使用不同加权的DWI图像，可以计算扩散的度量。
- 表观扩散系数（ADC）：根据水分子与周围结构和化学环境之间的互相作用测量组织水的扩散率。
分数各向异性
分数各向异性（FA）和相对各向异性（RA）是描述各向异性程度的常用术语。各向异性与物理屏障有关，受特征影响，如白质束内神经纤维的密度、方向、大小和形状。然而，髓鞘形成已被证明不是各向异性的一个重要组成部分，尽管它确实有助于各向异性的发展，非髓鞘神经也有可能表现出各向异性。各向异性的方向，可绘制在彩色二维图上，或通过三维纤维束成像。使用特征向量和特征值，可以使用各种算法来计算主要轴突纤维束的方向。DTI数据的三维表达是使用这种技术的最新发展之一，可以更好地理解大脑连接的缺陷。
扩散方向数
身体中的细胞结构并不是完全对称的，因此水分子扩散的测量是有方向的，这就意味着扩散需要从几个方向上来测量。已经有各种实验和建模策略来确定获得各向同性体素所需要的最小弥散方向。通常需要计算最少20-30个方向来计算ADC。扩散权重表示为b值，取决于MR序列的特征。b值随着弥散权重的增加而增加，通常以 1000 s/mm2 的 b 值实现。两点 ADC 估计值，b0 和 1000 s/mm2 足以测量人脑中的扩散。 它们与六点估计值产生良好的一致性。然而，通过增加b值的数量，可以提高数据质量，尽管这需要更长的扫描时间。
磁共振光谱
每个MR敏感核所经历的磁环境是不同的。尽管所有原子核都受 B0 和施加的 B1 场支配，但由于电子在其直接化学环境中的磁场，它们也会经历局部磁力。因此，电子流对局部磁场的屏蔽或增强程度取决于确切的电子环境，是化学结构的函数。不同的化学环境会产生不同的核共振频率。这会产生化学位移现象，即 MR 频谱由以不同频率共振的核组成。 5频率取决于确切的磁场强度，因此通常以无量纲单位（百万分之几，ppm）表示)，参考特定参考点；在 1H MR 光谱中，这通常是 4.7 ppm 的水。 1H 和 31P 是临床 MRS 中研究的主要原子核，但 13C、23Na 和 19F 也适用于 MRS 研究，如果有合适的线圈来克服这些同位素中信噪比低的问题。 MR 谱中的峰也称为共振。一些代谢物可能被分成两个（双峰）或更多子峰。峰下方的面积代表代谢物的浓度。代谢物的绝对定量在理论上是可能的，但由于包括 T1 和 T2 效应在内的因素，可能难以准确实现。因此，结果通常报告为代谢物与组织中天然存在的稳定代谢物（如肌酸）的比率。
（省略了一些不感兴趣的）
小结
- 原子核的自旋原理以及外加磁场时的核反应是核磁共振的成像的基础
- 磁共振脉冲必须以粒子的共振频率施加，以产生自由感应衰减，从而转化为可以读取的信号
- 需要磁共振梯度来定位空间中的磁共振信号
- 并形成像利用多个射频线圈扫描缩短时间
- 3T系统经常用于研究环境中，有更好的信噪比和更高的分辨率
- 磁化转移成像可以用于可视化通常与大分子结合的MR不可见质子，间接测量蛋白质、脂肪成分和身体水分
- 扩散加权成像可以对大脑中水分进行成像，扩散张量成像可以在微观细胞水平上提供水运动的详细信息
- 磁共振波谱可以用于确定样本的化学组成