引言MRI 的发展是物理学、化学与工程学百年进步的结晶从量子自旋概念的提出到现代超高场与功能成像它已演变为兼具高分辨解剖、生理代谢及微观结构探测能力的综合性生物医学工具。一、物理基础与早期探索(1920s-1940s)自旋概念的诞生1925年Uhlenbeck 与 Goudsmit 提出电子自旋以解释 Stern-Gerlach 实验Pauli 假设核磁矩存在Stern 于30年代首次测量质子磁矩奠定核磁物理基础。NMR 的艰难起步Gorter 在30年代首次尝试观测核磁共振但因灵敏度不足失败1938年 Rabi 利用分子束技术成功演示共振并精确测量核磁矩。凝聚态 NMR 的突破1946年 Purcell 与 Bloch 独立在凝聚态物质中实现 NMR使其成为实用波谱学方法二人因此获1952年诺贝尔物理学奖。二、波谱学方法学确立(1950s-1960s)核心技术发明化学位移、自旋-自旋耦合、自旋回波、傅里叶变换 NMR 及多维波谱学相继问世。结构解析能力这些突破使分子与生物大分子的高分辨结构解析成为可能Richard Ernst 与 Kurt Wüthrich 因此获诺贝尔奖。生物医学潜力初现70年代发现正常与恶性组织弛豫时间差异Damadian 于1971年提出利用弛豫参数探测肿瘤。三、MRI成像原理与临床落地(1970s-1980s)空间编码的构想与实现历史注脚苏联学者 Ivanov 早在1959年已提出 MRI 原理并申请专利但长期未被知晓。关键实验1973年Lauterbur 利用磁场梯度实现首次二维成像Mansfield同期获得一维图像并引入层选择与平面回波成像(EPI)奠定快速成像基础。荣誉认可Lauterbur 与 Mansfield 因发明 MRI 获2003年诺贝尔奖。技术标准化基于傅里叶变换的相位/频率编码框架确立80年代初 1.5T 商用扫描仪问世成为临床标准提供卓越的软组织对比(如脑灰白质、心脏、关节等见图 1)。图1.MRI 中的自旋密度与弛豫对比。基于 T1(上排)与 T2 对比(下排)在 1.5T 下获得的人脑图像。从左至右每行依次为经脑部的冠状面、轴位面与矢状面。白质的 T1 较短在 T1 加权图像中呈高信号而皮层与皮层下灰质则较暗。在 T2 加权图像中对比反转T2 较短的组织信号更暗。四、功能与代谢成像拓展(1990s 至今)从解剖到生理活体 NMR 波谱学、化学位移成像(MRSI)及表面线圈技术使在体代谢研究成为可能。多维信息获取fMRI 与灌注成像90年代初问世用于脑活动与血流研究。弥散加权成像提供结构连接信息拓展解剖成像维度。独特价值MRI 成为唯一能同时提供精美解剖、生理功能及亚体素微观结构信息的临床成像技术。五、磁场强度的两极化发展超高场(≥7T)驱动力最初由 fMRI 需求推动现成为高分辨解剖与临床重要力量。现状学界实验室克服早期 4T 技术挫折推动 7T 及以上应用正迈向 10T 以上以获取更高信噪比与分辨率(图 2A)。低场与便携化优势利用高温超导(HTS)磁体与永磁体实现低成本、低运行费用。应用使床旁移动式 MRI 成为现实(图 2B-D)。临床格局中场区间仍占主导但高场与低场两端均在持续进步满足不同场景需求。图2.MRI 仪器。(A)明尼苏达大学的 10.5-T 高场成像仪旁为磁共振研究中心创始主任 K. Uğurbil。(B)采用无制冷剂高温超导(HTS)磁体的 0.7T 头部 MRI 仪器。(C)搭载永磁体的移动式低场床旁 0.064T MRI 仪器以及 Hyperfine 公司创始人 M. Rosen(左)与神经科医师 T. Kimberly。(D)由约 2000 块永磁体立方块组装而成的低场开源 0.047T Halbach MRI磁体。MRI 如今已发展成为一门深度融合了物理学、化学、工程学与医学的综合性多学科技术。它完成了从基础量子力学概念到无处不在的临床及研究工具的跨越生动诠释了基础科学转化为实际应用的变革性力量。MRI的基本原理MRI 本质上是 NMR 的一种成像模态通过射频(rf)与梯度场脉冲的复杂时序调制在重复扫描中分步完成对比编码、空间编码与信号探测以获取图像(图 3A)。图3.傅里叶变换 MRI 的方法学。(A)MRI 测量可理解为一种多维波谱学包含三个与不同磁场 B 相关的时段。(B)为对核磁化的空间来源 r 进行编码借助空间恒定梯度 G 的线性变化磁场 BeG·r(左)产生波长为 λ 的横向磁化波 Mxy(中、右)。传统空间编码NMR 中探测到的信号是核磁化强度垂直于时不变磁场 B 的横向分量 Mxy。它由垂直于 B 的射频磁场脉冲从磁热力学平衡极化产生。在大多数 MRI 模态中磁极化来自在强磁极化场 Bp 中制备的氢原子核但也可以由超极化方法产生——这类方法能为一部分化学物种生成更强的非平衡磁化状态。通常极化场 Bp 与探测磁场 Bd相同。如此产生的横向磁化围绕磁场 B 旋转(“进动”)角频率为 ω −γB其中 B 是上述任一场的模长γ 是被成像核的旋磁比。若 Mxy由热力学平衡极化产生则其幅值正比于 Bp进动频率正比于 Bd。对于依靠磁感应探测的常规 MRI要在极化与探测两端都获得高 SNR、进而获得高空间分辨率宜采用高磁场。忽略弛豫横向磁化 Mxy 在演化时段以旋转波的形式随时间演化Mxy M exp{I φ} exp{−i γ Be t}其中 γ 为旋磁比。通过在演化时段使磁场随位置线性变化(图3B左)可以把随时间旋转的磁化波转化为在空间中旋转的磁化波。大多数磁共振图像采集协议都设计用来产生旋转空间磁化波的干涉图样。为此空间编码时段的磁场 Be(图 3A)由超导电磁铁产生的强磁场 B0 与由阻性电磁铁产生的梯度场构成梯度强度 G 按成像协议的要求在时间与空间中变化。这些波以波长 λ 与波数 k −γ ∫₀ᵗ G(t′) dt′ 为特征(图 3B 右)。与红外光谱、X 射线散射或中子散射等其他波谱方法不同NMR 的独特之处在于信号相位 φ ωt −γ Be t 可以被测量因此可以类比多维 NMR 波谱从时间磁化干涉图样经傅里叶变换复原的方式从空间磁化干涉图样经傅里叶变换复原出图像。使用空间恒定的梯度是常规 MRI 的标准做法因为磁场随位置线性变化可将 NMR 频率直接映射到空间坐标上。因此磁共振图像的空间分辨率并非由射频激发的波长决定而是由磁化波长 λ 或梯度强度决定。弛豫对比与对比剂MRI 在医学成像中的一大优势是能够调制图像对比以突出肿瘤与卒中病灶等特征。在图像生成过程中射频脉冲的反复施加与自由进动时段驱动磁化在偏离和回归热力学平衡态之间往复。趋向平衡的弛豫效应可以用指数因子描述其中包括磁化纵向分量的恢复速率常数 R1 1/T1 与横向分量的衰减速率常数 R2 1/T2。虽然弛豫贯穿图 3A 所示 MRI 总体方案的时间线但在概念上可将其归入制备时段纵向恢复历时 tR横向衰减历时 tE。假设磁化在制备模块开始前已归零则图像强度受因子 [1 − exp(−tR R1)] 与 exp(−tE R2) 调制二者在不同组织类型间通常差异巨大(见图 1)。依据图像采集方案的不同横向弛豫还会受到磁化率局部差异的影响此时的横向弛豫速率记为 R2* 1/T2*。R1与R2的数值本质上取决于被观测核自旋所处位置的磁场涨落幅度和频率特性。这些磁场主要来自与被观测核在原子尺度上邻近的核自旋磁矩而涨落则由热驱动的分子运动(造成自旋间的相对位移)引起。因此R1与R2的数值直接反映分子动力学状态并因分子运动快慢不同而在液态水与固态蛋白等体系间呈现数量级差异。虽然核弛豫在理论上直接反映分子动力学但在实际生物组织中毫秒至秒级时间尺度内的扩散与化学交换等复杂过程会严重干扰并混淆这一简单关系。尽管生物组织内的弛豫机制极其复杂但在临床实践中病理引起的弛豫速率变化通常仍可归结为水含量或顺磁金属离子浓度等关键物理化学参数的改变。基于镧系元素的MRI对比剂凭借卓越的灵敏度与特异性长期引领着诊断成像技术的发展。以钆(Gd)、铽(Tb)、镝(Dy)为代表的f区元素对比剂自20世纪80年代末临床应用以来通过显著增强组织对比度成功实现了对复杂生理过程的可视化。随着领域日趋成熟需要有前瞻性的视角来重新梳理既有知识、识别新兴趋势并为未来发展提出创新方法。20世纪80年代钆络合物作为弛豫剂的应用是MRI对比剂开发史上最具里程碑意义的成功。当水在钆上的进出交换速率足够快时它们能高效催化水质子的弛豫这是增强 T1 加权成像的关键机制。其中 Gd(III) 的独特之处在于在某些络合物中它兼具高自旋 S7/2 的顺磁性与非常长的电子自旋弛豫时间例如 [GdDOTA(H2O)]⁻ 的 T1e1.7μs。当与精心设计的七齿或八齿配体配位时所得络合物对钆的过早解离具有动力学稳定性并可被调谐至具有最优的水交换动力学。这些特性使钆类对比剂在提高局部质子纵向弛豫速率 R1 方面最为有效从而改善局部水浓度各异的组织间的对比。对比剂是实现神经及肿瘤等精准成像的关键随着新型高弛豫率药物Gadopiclenol的问世及监管对安全性的规范动力学更稳定的大环体系因在肾功能受损患者中具备更优安全性而成为临床首选。弥散对比不仅在生物组织的 MRI 中在含流多孔固体的 MRI 研究中横向磁化同样源自分子在孔隙基质约束下以扩散方式进行的非相干运动平移运动已成为 MRI 中除弛豫之外的重要对比机制。NMR 信号对扩散的敏感化通过施加时间调制的磁场梯度实现——通常为一对由重聚射频脉冲隔开的相同梯度脉冲——其设计意图是使自旋相位 φ 产生一个依赖于自旋位移而非其绝对位置的偏移量。正如 Hahn 在其开创性的自旋回波论文中已指出的扩散对应于一个位移分布该分布体现为自旋相位的散布并通过对各自信号 exp(i φ) 的部分相位抵消表现为总回波信号的衰减。运动编码过程的细节通常被归并到弥散编码变量 b 中与弛豫情形类比信号按指数因子 exp(−bD) 衰减其中 D 为扩散系数。对各向异性介质标量 D 须扩展为张量 D对微结构材料还可进一步扩展为随时间或频率变化的张量 D(t) 与 D(ω)这就要求编码变量的精细程度相应提高。在生物组织中脂质膜与生物大分子构成水分子的屏障与障碍使观测到的扩散系数低于纯水值。结构单元的各向异性排布(如脑白质)会带来相应的水扩散各向异性。肿瘤或神经退行性变等病理状态与脂质屏障的数量、几何形状或通透性的变化相关导致扩散系数的幅值、各向异性或时间/频率依赖性发生改变可由针对相应性质的弥散 MRI 方法探测。如今弥散 MRI 已进入临床常规用于卒中与前列腺肿瘤的诊断以及广泛的临床研究。MRI的标志性进展超高场 MRI 与 fMRI功能MRI是一种无创脑成像技术自问世以来已成为研究人脑最广泛使用的工具彻底革新了人类对自身大脑的认知方式。fMRI 不仅催生了蓬勃发展的认知神经科学还通过技术与方法的持续迭代不断深化着我们对人脑工作机制的理解。fMRI 技术依赖于经神经血管耦合介导的神经元活动间接测量神经血管耦合描述神经元活动与脑血流(CBF)之间强而空间特异的耦合。Roy 与 Sherrington 于 1890 年发现的神经血管耦合现象在约一个世纪后成为首批人脑活动成像技术的理论基石通过追踪放射性示踪剂随血流进入大脑后的辐射信号来实现功能可视化。后一种方法即正电子发射断层扫描(PET)该方法证实了神经血管耦合引发的脑血流增加虽伴随血容量(CBV)和葡萄糖消耗同步上升但脑氧消耗率(CMRO2)却几乎不受影响呈现出与血流动力学“脱钩”的独特现象。后来的研究表明CMRO2实际上也会随神经元活动显著增加只是增幅仍小于 CBF。这些观测构成了 fMRI 技术的生理基础。MRI信号对脑生理状态的依赖性于1990年即被注意到表现为伴随脑内 CBF 或代谢受限而出现的图像强度变化即血氧水平依赖(BOLD)效应并被归因于脱氧血红蛋白的强顺磁性及其血管内聚集所致的磁场不均匀而由于神经元活动改变时CBF与CMRO2脱钩同样引起脱氧血红蛋白变化利用BOLD效应成像脑活动便成为必然。1992年明尼苏达大学与麻省总医院分别基于BOLD机制和流入效应成功生成脑功能图像标志着fMRI的正式开端并厘清了其机制与历史脉络。绝大多数fMRI实验采用简单信号激发后经短暂延迟快速采集图像(图3A)最常用的是1977年首次描述、此后经梯度与图像重建技术创新不断改进的EPI技术即梯度回波(GE)或梯度重聚回波(GRE)EPI其实现方式包括逐层覆盖感兴趣体积或三维体积采集前者可快速连续激发相邻层面或同时激发一组层面再借并行成像分离。插入激发与采集之间的延迟正是产生脑活动“对比”的根源其原理基于BOLD效应体素内脱氧血红蛋白所致磁场不均匀影响弛豫参数T2*即神经元活动变化因而导致T2*变化。然而尤其在低场(如1.5 T)下获得的早期fMRI数据中血流(特别是快速流动的动脉血)亦有重要贡献而不仅限于BOLD效应。如今fMRI采集既包括GRE EPI也包括专门捕捉CBF或CBV变化作为神经元活动替代指标的采集技术但在认知神经科学中GRE BOLD方法仍是首选。与研究大脑的所有技术一样fMRI亦存在局限其根本局限源于fMRI信号捕捉神经元活动的间接性。神经血管耦合的空间特异性最终决定了fMRI图像的空间分辨率。大脑在从单个神经元、执行基本计算的介观尺度神经元集合到分布于大脑大部分区域乃至全脑的数十亿神经元网络协同活动等巨大空间尺度上运行fMRI的引入激发了对神经血管耦合空间范围的理解热情进而证明神经血管耦合对皮层柱与皮层层这类介观组织结构具有特异性。其次要局限源自MRI可探测信号由神经血管耦合引起的代谢与生理变化所产生的机制。就BOLD效应而言这涉及血管系统血管内脱氧血红蛋白造成的磁场不均匀取决于血管直径以及血管内脱氧血红蛋白的浓度而脱氧血红蛋白在毛细血管床中因局部氧消耗而产生。当毛细血管中的脱氧血红蛋白含量因神经元活动而改变时这种改变并不会停留在毛细血管床而是随血流传播到毛细血管后微静脉与引流静脉最终因来自脑内其他神经元活动未变区域的血液汇入引流静脉而被稀释。但在稀释发生之前引流静脉会在GRE BOLD实验中表现为表观激活由于它与产生它们的神经元活动变化并不共定位实际上降低了功能图像的空间准确性。最后fMRI图像还受MRI方法SNR的限制这决定了该技术可达到的空间分辨率下限。自fMRI问世以来克服其空间分辨率局限始终是核心研究焦点而超高场(UHF≥7 T)磁共振成像的开发堪称其中最实质性的举措。7-T人体成像的初始推动力在于将BOLD fMRI分辨率提升至人脑介观尺度——2 mm各向同性分辨率(3 T下fMRI研究的高端水平)对应8 μl体素体积涵盖逾百万神经元而介观尺度所指向的是在特定皮层区域内反复出现、构成皮层基本操作单元的组织结构其典型范例为初级视皮层中相互独立又彼此重叠的朝向柱与眼优势柱排布。此类朝向选择性与眼偏好虽由电生理学方法发现并促成Hubel与Wiesel获得1981年诺贝尔奖但其在哺乳动物皮层中精确排布方式的准确描述直至基于内源性信号的神经元活动光学成像技术问世才得以实现。光学成像因有创性无法用于人类且受限于光在组织中的穿透性仅能对皮层表面以下约1 mm范围成像但其与fMRI同样依赖血红蛋白与神经血管耦合建立与神经元活动的联系从而提示BOLD fMRI或可获取类似功能图CBF图像中朝向柱水平的变化调控进一步证实了这一可能性。然而介观尺度成像要求高SNR与高功能对比噪声比(CNR)这使得SNR与BOLD效应对主磁场B0的依赖关系成为必须考量的问题。早期建模研究已表明与大引流静脉相关的不必要BOLD效应随B0线性增长而源自微血管(毛细血管与毛细血管后微静脉)的微弱但理想的BOLD效应随B0增长可达平方级。因此走向更高磁场不仅有望提升功能对比还可通过差异化影响BOLD信号的血管来源而改善空间特异性这为开发7-T MRI系统及探索UHF在fMRI中的优势提供了坚实的合理性依据。7-T着力启动之时人体SNR的磁场依赖性尚不明确此后大量7 T实验及近年来高于10 T的工作逐步揭示在约3 T以上MRI现象从近场区转入远场区射频波长小于被成像物体射频在其内的行为如同传播波导致人头表面附近SNR随B0近似线性增长而人脑大部分中央区域SNR呈近似平方级增长。由此UHF为fMRI提供了乘法级收益SNR与BOLD对比的大幅提升以及因微血管贡献相对增大而带来的神经元活动空间特异性改善。基于这些优势7-T fMRI 凭借毫米级分辨率突破了传统壁垒成功将人类脑成像推进到介观尺度实现了从功能定位到皮层精细结构解析的跨越(图 4)。如今7-T fMRI 不仅确立了层分辨成像在探索人脑皮层功能中的核心地位更在探测灵敏度与模型预测力上全面超越了 3T且这种优势贯穿所有空间分辨率。图4.功能 MRI。(A)人脑初级视皮层某一区域的眼优势(ODC)柱与朝向功能域的功能成像。(B)(A)中朝向图的局部放大。并行成像与并行发射策略采集时间随图像分辨率提高而延长其原因在于梯度硬件扫过k空间数据需要时间且横向磁化的衰减往往要求多次磁化复位与迭代以测量k空间的不同部分。MRI序列时长直接影响患者舒适度与图像质量(扫描越长越易发生运动)。此外在fMRI或弥散加权采集中EPI相位编码方向上的低带宽会因B0场不均匀导致图像畸变与体素内散相。在此背景下并行成像堪称MRI的一场革命。它需要多个具有不同敏感度(B1⁻)廓线的射频接收器通过组合各线圈相关数据以消除跳过k空间数据所造成的混叠从而加快采集。由于频率编码(读出)方向的数据采集耗时极短在2D情形下并行成像通常跳过Ra(加速因子)个ΔkPE相位编码步这违反了奈奎斯特判据从而产生混叠。去除混叠的一种直观且历史悠久的方案是空间谐波同步采集顾名思义该方案在k空间中对未采集的数据点进行合成即通过对线圈相关数据作线性组合生成缺失的频率分量因此“去混叠”本质上发生在k空间域恢复完整k空间后经傅里叶变换即得图像。由该方法衍生、同样运行在k空间域的一种流行技术是广义自校准部分并行采集(GRAPPA)它利用额外按奈奎斯特采样的k空间数据计算矩阵核以确定施加于已采集数据点的权重从而生成缺失数据点其中核的尺寸与逆问题中的正则化是重建中需要调节的参数。图5.并行成像原理。欠采样导致图像混叠(中排)。将每个接收通道上的混叠图像与其接收廓线信息(低分辨率图像)相结合通过求解优化问题即可恢复无混叠图像。SENSE(敏感度编码)是另一种著名策略其运行域为图像域。每个线圈相关数据经傅里叶变换后得到一幅混叠图像在已知线圈敏感度廓线的条件下可通过求解代数逆问题恢复无混叠图像并可加入强制平滑、稀疏等惩罚项以提高数值解的稳定性。k空间与图像之间的傅里叶变换操作同样可作为矩阵插入逆问题从而进一步处理非笛卡尔k空间轨迹。快速采集为fMRI范式提供更多时间点因而有利于统计功效但一般而言并行成像会因噪声平均减少而造成Ra1/2倍的SNR损失。SNR还会被所谓几何g因子劣化——它是逆问题病态程度的指标在超过一定加速阈值后会显著增大。加速可在2D与3D k空间轨迹中实现。为限制g因子的放大人们投入了大量努力优化采样策略使源自空间上相距更远区域的体素发生折叠。更多接收通道——尤其在高磁场下波干涉效应使接收廓线更趋优化——有助于缓解g因子的增长。如今一个数量级以上的加速因子在7T及以上已属常见。在发射一侧并行发射受同一概念启发这次的目的在于缩短多维射频脉冲的时长通过向若干射频发射器(工业标准为8通道)馈送适当的时间变化线性组合射频信号填补发射k空间的空隙。该技术最初被命名为“Transmit SENSE”。然而其主要用途在此后不久发展为应对高磁场下的射频发射(B1⁺)场不均匀问题。UHF下人体尺度物体的波行为造成不良的图像强度不均匀最初在4T就被观察到(图像中心亮)7T更为明显。7T工作结合电磁仿真得出结论“人头部特征性的图像强度分布是由给定样本-线圈构型下射频行波干涉所致的空间相位分布与幅度调制的结果。”在用圆极化体线圈(如单通道鸟笼线圈)对人头成像时这种射频行为导致中心区域的发射与接收B1值偏高进而造成中心亮的图像强度。基于复合脉冲或绝热脉冲形状的传统NMR方法未能有效解决B1⁺不均匀问题因为其不均匀范围广泛且这些传统方法的比吸收率(SAR)很高。并行发射为应对这一挑战提供了更多自由度求解一个非凸优化问题确定馈入发射阵列的复信号使整个感兴趣体积获得均匀激发。每个发射器产生的B1⁺场是程序的输入参数取决于受试者及其体位有效总B1⁺场由各个体素图按各自信号加权线性组合给出而每个体素内的自旋动力学用Bloch方程计算。人们已提出多种射频脉冲参数化方案采用三维与二维发射k空间轨迹。通常需要在最终性能(翻转角均匀性)、射频脉冲时长、对B0场偏移的敏感性与计算时间之间寻求折中。尽管强大且潜力可观并行发射曾一度因流程繁琐而未能被更广泛的群体接受由于优化程序的输入数据依赖于受试者必须先进行校准测量再据此定制射频脉冲设计才能使用这项技术。这一校准步骤耗时10分钟以上容易出现人为与技术差错且因复杂度高只有少数具备相应专长的实验室能够开展。为克服这一问题通用脉冲应运而生其依据的观察是在多名受试者上测得的个体场图具有相似性。因此可以离线优化射频脉冲使其在由多名受试者(其场图分布已预先采集)构成的数据库上同时实现均匀激发所得射频方案随后馈入MRI序列即可为用户零成本地返回几乎无B1⁺伪影的图像且对未纳入初始数据库的新受试者同样有效。该技术主要在7T人脑与心脏上得到演示且只要硬件相同跨中心表现出稳健性。在以通用脉冲方案初始化优化之后人们还提出了各种改进以在个体受试者上获得更佳性能。射频脉冲的设计通常在严格的SAR与硬件约束(如峰值功率与梯度爬升率)下进行。计算SAR的标准方法是在若干通用人体模型上做电磁仿真并纳入覆盖建模误差、受试者间变异以及监测硬件(定向耦合器)测量不确定性的若干安全系数。图6给出了11.7T人脑中MP2RAGE T1加权与3D-TSE T2加权序列遇到的B1⁺伪影示例以及八通道并行发射缓解该问题的能力。图6. 11.7T 下人脑遇到的射频场不均匀问题。(上)MP2RAGE(0.8 mm 各向同性分辨率)(下)3D-TSE(0.55 mm 各向同性分辨率)序列。对于 MP2RAGE圆极化(CP)模式下的绝热反转未能正确反转磁化导致小脑信号增高与额叶对比丢失(左)。对于 3D-TSE翻转角过冲或欠冲导致严重信号损失。并行发射(此处采用 Fast-GRAPE 方法)可缓解该问题获得几乎无 B1⁺ 伪影的图像。频率扫掠 MRI自 MRI 诞生五十余年来通过施加在拉莫尔频率附近振荡的横向磁场 B1(t) 来激发自旋一直是通行做法。当代大多数 MRI 序列建立在仅做幅度调制、不做频率调制的射频脉冲之上。然而频率扫掠脉冲在 MRI 中日益流行因为从业者越来越多地认识到其优势即便存在较大的 B1 与 B0场缺陷仍能在宽频带上产生精确的翻转角。此外大多数调幅(AM)脉冲不存在 Bloch 方程的精确解析解而最常用的调频(FM)脉冲——线性调频(chirp)脉冲与双曲正割(HS)脉冲——的解析解最近已被推导出来。这类解有望用于定量 MRI 测量与基于模型的图像重建从而通过解析方式考虑不可避免的实验因素(如患者运动)来规避某些图像伪影。任何有限时长射频脉冲的激发带宽都由其时长决定。对于纯 AM 脉冲激发带宽 Bw 取决于所需翻转角与所用的 AM 形状函数(如 sinc、高斯或方形)。一旦这些选择确定Bw 只能靠缩短脉冲时长 Tp来增大而射频脉冲幅度随之增大以维持相同翻转角。最终可达 Bw 会遇到实际极限受 MRI 扫描仪可用射频峰值功率以及某些电子元件耐压能力的限制。相反FM 脉冲的 Bw 与 Tp可以解耦只需增大频率扫掠的范围与时长Bw即可成比例增大而无需提高射频峰值功率。这一特性使 FM 脉冲成为在非均匀静态场中实施 MRI 的理想选择——例如当成像体积包含金属植入物时、当目标物体位于磁体等中心之外时或当同时在脑与脊髓两个不同身体区域进行 fMRI 时。此外FM 脉冲可实现的大 Bw 使利用物理上小型化的磁体实施 MRI 成为可能——受物理定律制约这类磁体的 B0 不均匀性大幅增加。以小型 0.7T 人头磁体为例B0 不均匀性增大是因为头部非常靠近磁体的物理端部与内侧那里磁场变化剧烈。即便如此FM 脉冲仍能均匀激发脑体积。在高不均匀磁体中利用 FM 脉冲在序列中产生精确翻转角的能力有望促进一类紧凑、低成本 MRI 系统的开发与商品化。这类系统要成为常态尚待克服的障碍主要在于发展精确的空间编码与图像处理/重建策略以最小化 B0 引起的图像几何畸变。行之有效的解析方法早已存在而基于机器学习与人工智能(AI)的进一步进展正以前所未有的速度涌现。几乎毫无疑问配备中高场强的紧凑型低成本 MRI 扫描仪将在未来数年出现。这类系统将比现有商用 MRI 扫描仪更便携应能提升偏远、资源受限地区生物医学研究与临床医学获取高质量 MR 成像的机会。由于分隔自旋态的能量很低MR 是一种灵敏度相对较低的成像模态若非软组织中水质子是所有原子核中最丰富的这一事实它不会达到今天的地位。自 MRI 诞生以来对更高 SNR 的追求从未停止而且理由充分——更高的 SNR 带来更强的能力包括更好的图像质量(如更高的空间分辨率与更高的 CNR)。除提高 B0 和改进射频线圈等电子器件外提高 SNR 同样重要的途径是脉冲序列设计。例如理论预言 SNR 与接收机占空比的平方根成正比因此把更大比例的时间用于采集自旋信号的序列通常更可取。现役使用最多的序列中突出的例子是基于单次激发后快速采集梯度回波与自旋回波串(分别为 EPI 与 FSE)。然而这些序列永远达不到 100% 的接收占空比因为在施加高功率射频脉冲期间接收机必须被电子隔离(并受保护)。但如果能把发射信号完全隔离使其不至于淹没接收机前置放大器、并因拾取的发射机噪声而降低 SNR那么 SNR 还能进一步提高。相关的事实是FM 脉冲可以以更低的射频峰值功率实现这使同时发射与接收(STAR)序列触手可及。近年来已有多项基于 FM 脉冲的 STAR MRI 演示。尽管这些初步结果在可行性上令人鼓舞但在该方法足够稳健、可以常规使用之前仍需进一步的硬件创新。高级弥散 MRI在软组织与复杂材料中的应用弥散 MRI 提供微米尺度平移运动的信息对生物组织中的水而言这种运动受细胞密度、大小、形状、取向与膜通透性的影响。此外弥散编码的 MRI 信号还受弛豫衰减而弛豫又受顺磁离子、生物大分子与代谢物的影响。因此将弥散 MRI 应用于软生物组织等复杂材料时要以微结构性质解释 MRI 观测量必须仔细考虑体素内异质性。纵览 MRI 历史大量创新使平移运动的某一特定侧面得以被分离或隔离例如时间/频率依赖性、各向异性与交换。尽管这些性质编码在信号幅度而非相位中Ernst的多维 NMR 分离与相关概念在设计高级弥散 MRI 方法时同样被证明有用。由于缺少相位信息而无法做常规傅里叶变换各种形式的拉普拉斯反演常被用于把原始数据转换为维度与微结构性质松散对应的多变量分布。如今传统 MRI 体素的单个标量值已被拓展为超过六维的非参数弥散-弛豫分布无需借助适用范围有限的简化隔室模型即可刻画体素内容。出于显示目的这些高度多维的信息可转换为丰富的标量参数报告每个体素内弥散与弛豫指标的分布及其间的相关(图 7)。图7.健康人脑高级弥散-弛豫相关 MRI 的参数图。(A)非加权信号 S0 以及各向同性弥散系数 Diso 与归一化各向异性平方 DΔ² 的二维空间中各分箱的信号分数 fbin1、fbin2 与 fbin3。这些分箱在体素内分辨出对应白质(bin1红)、灰质(bin2绿)与脑脊液(bin3蓝)的成分。(B)在弥散编码频率 ω/2π6.5 Hz 处求得的 Diso、DΔ²、R1 与 R2 维度的均值 E(x)、方差 V(x) 与协方差 C(x,y)。(C)弥散指标随频率的变化速率 Δω/2π。(D)将分箱信号分数(图像强度)与分箱参数均值(色标)组合而成的复合图。方向编码颜色基于实验室坐标系弥散张量对角元 Dxx、Dyy 与 Dzz 并以最大本征值 D33 归一化。位移剂、波谱成像与 CEST除基于弛豫的对比剂外镧系络合物还被探索用作 MR 位移剂。历史上用于蛋白质 NMR 的化合物(如 [TmDOTMA]⁻)与顺磁位移剂已被重新用于 MRI。这些对比剂利用顺磁化学位移产生独特的波谱特征经由 MRSI 实现分子成像。顺磁化学交换饱和转移(CEST)等技术进一步利用这些位移来检测特定分析物与关键代谢物为 3T 下的响应式成像提供了除直接 CEST 方法之外的替代选择。这些 CEST 方法已被直接应用于代谢改变的研究尤其是在检测轻度认知障碍方面以及利用胺与胍基质子池产生的对比检查癫痫患者海马方面。从自旋动力学的视角看弛豫剂与位移剂需要截然相反的电子弛豫特性。弛豫剂受益于长电子弛豫时间与宽谱线而位移剂则需要短得多的弛豫时间与窄谱线。实现这些相反的特性需要对弛豫理论有更深入的理解从而对电子结构、声子耦合以及低能电子态及其磁亚能级的布居进行精细调谐以优化性能——这也凸显了分子设计与成像性能之间错综复杂的相互作用。MRI的未来超高场人体成像与 fMRI 的未来尽管成就斐然目前 7T 可达的最高分辨率体素仍包含四万多个神经元足以执行多种不同的计算。这一局限推动了近期将人体成像推向 10T 以上的多项重大举措其中以明尼苏达大学的10.5T 项目、法国的 11.7T 系统以及荷兰最近提出的 14T 扫描仪研发计划为代表。这些努力的成败在很大程度上取决于仪器开发——要能捕获这些磁场下可用的 SNR 增益还要有先进的图像采集与重建方案。有两项技术对于使 7T 乃至更高磁场的人体成像切实可行尤为突出多通道发射线圈的并行射频发射与多接收线圈的并行成像。这两项技术已在前文“并行成像与并行发射策略”一节中讨论过。正因为有这两项技术当今最先进的人头部成像线圈由两个分离的多通道阵列构成分别专用于射频发射与信号接收。这些技术对新兴的 10T 人体成像领域尤为重要。在发射一侧导致 B1⁺ 不均匀的波效应在此类极高场下更为显著应对之道是高通道数的并行发射。在接收一侧如此高的磁场提供了采用极高接收通道数的机会以进一步获取外周 SNR 增益与图像加速。随着通道数增加单个元件的直径必然缩小到某一点该元件的噪声将由电子噪声而非样品噪声主导。这是不利于最优 SNR 的区间限制了可被最优利用的通道数。这一限制与磁场相关可用的通道数随磁场强度提高而增加。图 8展示了为10.5T 人头成像开发的 128 接收、16 发射通道先进阵列以及用该阵列获得的高分辨解剖图像切片。接收阵列部分拉出环绕的发射阵列以便展示正常运行时后者完全包含于前者之中。尽管这些技术目前只存在于少数实验室商业化改造与向其他中心的推广已在进行并将定义 UHF 成像的未来。图8.用于 10.5T 的 16 通道发射与 128 通道接收阵列。(A)为便于展示接收阵列部分拉出发射阵列。(B)矢状位解剖切片显示小脑与视皮层的精细组织结构。尤其值得注意的是初级视皮层中 Gennari 线的清晰显示以及小脑叶片的细粒度刻画。随着磁场稳步提升另一大技术障碍是 B0 场不均匀性在充满腔隙的人头部尤甚。尽管磁体孔内可以在直径约 20 cm 的球体上实现峰峰值小于 1 ppm 的偏差但头部存在时磁化率的不连续(空气/脑界面)会导致与磁场强度成正比的高频偏移给射频脉冲设计以及对 fMRI至关重要的 EPI 序列(体素内散相与畸变)带来麻烦。由于偏移源在体内场分布不服从拉普拉斯方程常规与外部匀场线圈只能部分补偿。匀场阵列提供了更多自由度来应对这一问题但只能减缓偏移随场强增长的势头。在射频激发方面尽管并行发射的脉冲设计可以纳入频率偏移但在试图缓解射频场不均匀问题时SAR 因带宽需求增加而趋于上升且随场强进一步增大。更多的发射通道(通常由 8 增至 16)可以提供更多自由度来对抗这一现象。另一些重要障碍是生理性的。仍在 EPI 范畴内梯度线圈技术的最新进展有助于减轻畸变并对抗横向磁化更快的 T2* 衰减。在此背景下对外周神经刺激的建模已取得长足进展并将其纳入梯度线圈设计的考量。高性能头部梯度线圈的缺乏可能需要更多并行成像从而在一定程度上折损更高场提供的 SNR 增益——在追求更高图像分辨率时尤其如此。同样在相同梯度/磁体设计下由洛伦兹力诱导振动产生的声噪声随磁场增大依据序列不同偶可达到 130 dB 或更高。即便佩戴常规护耳装备这些声级也已逼近监管限值未来可能迫使人们在设计阶段投入更多工程努力来降低声压级。而且同样的振动还会导致振荡涡流放大给 MR 应用带来麻烦。最后超过 11.7T 的静磁场对人体的影响仍属未知领域。一项在 16.4T 下对清醒小鼠进行的研究显示长期暴露于该场强可能对前庭系统产生长期影响而 10.5T 下则无此效应。然而这一16.4T 效应未能在 17.2T 麻醉小鼠数据中复现差异可能源于后者不存在运动。10.5T 与 11.7T 系统迄今累计扫描了约 200 名受试者无任何不良反应报告因此作者未见进一步提高场强的任何明确禁忌。尽管如此上述结果提示在提升场强时应保持谨慎安全性研究应继续进行。有了应对 UHF 成像上述挑战的方案10T 计划为人体器官系统(尤其是脑)的研究提供了激动人心的未来。由于 SNR 与 CNR 的提高解剖成像与介观及更细尺度的功能成像都有望取得重大进展。神经科学家长期以来寻求基于微结构构筑识别脑区间的解剖差异Brodmann 图谱即是范例。此类微结构鉴别超出了 1~3 T MRI 的能力范围。不过7T 成像基于高场下增强的磁化率对比提供了切入点尽管仍然有限。10 T 的磁场将大幅扩展这一能力。早期解剖图像中已有证据Gennari 线——Baillarger 两带中被扩大并成为初级视皮层 V1 主导特征的那一条——在 10.5T 与 11.7T 下已可轻易显示。7T 下配备先进射频线圈与高性能梯度的功能脑成像也已展现并得到证实重大收益而当 10T 的设备开始以先进能力运行时收益更大。尽管如此10.5T 下已经演示了 GRE EPI 可稳健获得的 0.35 mm 各向同性分辨率功能图像。在这一此前无法企及的分辨率区间基于 BOLD 对比的 GRE EPI 功能信号已被证明可以同时识别初级视皮层皮层带中间层的结构与功能特征。可达到的分辨率很可能超越 0.35 mm 各向同性向美国 BRAIN 计划设定的 0.01 μl 体素(相当于 0.22 mm 各向同性)这一雄心勃勃的目标迈进开启解剖与功能成像的新纪元。虽然 UHF 的未来在于超越 7T但 7T 作为最先进的临床诊断系统正在稳步扩大应用目前限于脑与膝关节提供独特的诊断能力。前文讨论的并行发射与接收技术也使 UHF 成像得以扩展至人体躯干器官系统——在 UHF 早期这曾被认为是不可行的。躯干成像尚未获准用于临床诊断但鉴于 UHF 下可用的高 SNR预计未来将涌现出利用众多在低场下表现欠佳的能力的独特临床应用。并行成像与并行发射的前景由于能显著缩短采集时间并行成像在研究与临床常规中广泛使用扫描仪厂商提供了成熟的采集与重建流水线。约二十年来32~64 个接收通道(既为提高 SNR也为增强并行成像)一直是标准配置。如前所述一些实验室现已开发出多达 128 通道的线圈以更进一步尽管线圈设计随之更复杂例如线缆布线以及接收元件与发射阵列之间的相互作用。得益于更先进的梯度能力fMRI 中达到介观分辨率所需的并行成像加速因子也可以降低。除 SNR 影响外高加速因子还对梯度脉冲波形保真度(例如受机械共振影响)与校准数据(GRAPPA 的自校准扫描、SENSE 的接收廓线估计)提出更高要求以维持图像质量并减少伪影。后者可被运动、B0 场偏移、B1⁺ 场不均匀与涡流破坏。图 9展示了 7-T、32 接收通道下不同加速因子的 0.8 mm 各向同性分辨率全脑 3D-EPI 图像不仅显示了预期中 SNR 的逐步下降还显示了愈发妨碍后续分析的伪影。结合具有相反涡流行为的不同读出极性的采集方案可用来重建良好的图像质量。要进一步提高加速因子必然需要努力克服或校正加速采集与校准数据中的缺陷。场监测是表征梯度波形缺陷并校正超出厂商补偿范围涡流的一项强大技术在某些情况下对系统排障和揭示扫描中发生的现象极有价值。最后尽管并行成像有助于在以更高图像分辨率为目标的进程中缩短扫描时间学界迄今仍缺乏针对运动及其相关场扰动的统一解决方案。图9.并行成像。7T、32 接收通道下采用不同采集加速因子的 3D-EPI 采集(0.8 mm 各向同性分辨率)。除预期的 SNR 下降外常规方法还显示出随加速出现的图像质量恶化。文中提出一种带梯度谐波化的先进平面回波并行成像(FRISGO)方案用于校正不完美的梯度波形保真度。已探索的另一研究方向基于非笛卡尔轨迹(如螺旋)与压缩感知从而为 k 空间导航提供更大灵活性、缩短回波时间并增强某些数学性质以改进重建、获得更多 SNR。但笛卡尔轨迹因实现更容易、重建更快、点扩散函数更明确至今仍是常规选择。深度学习方法也已兴起并取得令人鼓舞的结果。并行发射自诞生以来依托学界与厂商在 B1⁺ 场图测绘、射频脉冲设计、SAR 控制与管理方面的发展已被证明是一项强大的技术。它已足够成熟7T 脑成像已获美国食品药品监督管理局(FDA)认证。然而迄今为止利用并行发射的商用 MR 序列数量仍然有限。工作流效率应当再次被强调——它一直是开展证明该技术获益的临床研究的关键要素。在近二十年的成功方法研究之后下一步造福 MRI 学界与临床的似乎是工具的工业化集成。最后迄今的 SAR 评估一直基于在通用人体模型上施加安全系数的电磁仿真。鉴于 SAR 随场强趋于增大未来个性化的体型模型可为在体 MR 实验提供更大余地个体间变异更大的大器官尤其如此。对比剂MRI 对比剂的未来正由若干变革性趋势塑造其中包括对过渡金属替代品的重新审视。监管机构(FDA/EMA)已严格限制某些基于 DTPA 的钆对比剂的使用这使锰(Mn)等过渡金属重新受到关注Gale 等人开发的锰基对比剂即为代表。这类络合物在生物相容性与成本上具有潜在优势但若要取代成熟的钆系列对比剂其弛豫率与稳定性仍需进一步优化。一项重大挑战在于开发局部性质响应型对比剂即响应 pH、金属离子浓度(皮摩尔级)或温度等生理参数变化的对比剂——光学探针中这类对比剂已应用得卓有成效。这类对比剂可实现生化环境的实时成像支撑个体化医疗。例如温度或 pH 敏感的对比剂可用于生成肿瘤或缺血组织的功能图。然而校准与信号解读仍存在挑战尤其是在使用基于化学位移的方法时。Dy、Tb、Er 与 Tm 等镧系元素具有极快的电子弛豫速率为这类应用提供了更合适的性质并已被考虑用于 ¹H 与 ¹⁹F 波谱成像。此外还需要深化对弛豫行为随磁场强度变化的理解以便针对特定的化学结构变化更准确地预测弛豫性质。为在临床(3T)与临床前(7T)场强下优化对比剂性能需要仔细剖析偶极与居里弛豫贡献。“物理”对比图 3A 中脉冲序列制备与探测两部分在概念上的优雅分离使顺序化的数据处理流程成为可能其通常包括傅里叶变换生成一系列弥散与弛豫加权图像去除受试者运动、涡流等图像伪影最后从图像强度序列估计体素分辨的弥散与弛豫指标。通过合并与欠采样弥散、弛豫与空间维度可以设计时间效率更高的测量协议代价是对比与图像信息的解耦以及伪影校正面临挑战。原则上受试者运动与硬件缺陷可以与多个弥散张量及弛豫分量一起纳入正向模型并借助日益强大的机器学习方法进行反演。自旋动力学理论迄今为止chirp 与 HS 脉冲 Bloch 方程的解析解忽略了脉冲期间弥散与自旋弛豫的任何影响。此时感兴趣的弛豫时间常数是旋转坐标系中射频照射期间的 T1ρ 与 T2ρ。鉴于弥散与弛豫对产生 MRI 图像对比的重要性将这些物理过程纳入方程将是未来工作值得追求的目标。与自由进动弛豫 T1 1/R1 和 T2 1/R2 相比射频照射期间的弛豫提供了一条在 MRI 可测时间尺度的慢速区间内探测分子动力学的途径。与此相关FM 脉冲期间发生的自旋弛豫近年来一直是一个富有成果的研究领域因为在许多应用中与经典的自旋锁定方法相比FM 脉冲方法对实验不完美更具韧性定量测量误差更小。医学诊断与研究的可及性今天的临床 MRI 仪器购置、运行与维护费用高昂可及性受限。多数临床 MRI 磁体是运行于 1.5~3 T 的低温超导电磁体主要辅助医学诊断而非一线筛查。得益于永磁体制造技术的进步以及基于机器学习与 AI 的数据处理运行场强低于 100 mT 的紧凑型 MRI 扫描仪正以大幅降低的购置与维护成本开发用于临床。低场下金属植入物与 SAR 相关的安全问题较轻此类扫描仪的临床价值已在脑、心脏、肺、腹部与肌肉骨骼成像等多种场景得到证明。当前的挑战在于优化梯度性能并缩短测量时间例如通过降低场不均匀性来实现快速成像方案。此外灵敏度可借助 AI 驱动的噪声抑制、以及将待成像核磁化提升至热力学平衡极化之上的超极化策略来增强探测灵敏度还可借助超灵敏磁力仪提高——这不仅支持低场 MRI也支持具有分子特异性的稀有核(如¹³C)MRI。就现状而言配永磁体的低场 MRI 已从面向研究与教育的平价实验室设备发展到在非洲的床旁场景中由本地团队组装并测试整台仪器的阶段。使 MRI 扫描仪更紧凑、更便携的另一条路径是采用无需液态制冷剂即可达到中高场强的 HTS 磁体。由于尺寸小这类磁体的磁场高度不均匀但最新结果表明基于 FM 脉冲的专用 MRI 脉冲序列仍可实现成像。该研究领域的未来发展可能把未来中高场 MRI 磁体的尺寸缩小到仅够容纳被成像物体的程度。另一方面单面杂散场传感器技术正在面向器官特异性床旁诊断(如肝脂肪检测)推进而面向无损材料检测的紧凑杂散场传感器的当前研发目标是缩小尺寸、将死时间缩短至趋近于零以便在恶劣环境中研究玻璃态聚合物与素混凝土等刚性材料。结论MRI 超越常规空间分辨率的独特价值在于弥散与弛豫观测量受微观结构及局部化学成分调控随着采集协议与反演算法的持续精进这些信息的估计将不断逼近更高细节与精度尽管空间、弥散与弛豫编码在数据采集中实践上相互交织其性质最终可重建为兼具傅里叶与非傅里叶维度的非参数高维分布投影至低维后即生成常规加权图像、定量对应物及对特定组织类型具有选择性或报告弥散—弛豫相关指标的多参数图。此外镧系MRI对比剂已从简单的弛豫增强剂演化为精密的分子探针响应型体系、替代金属与理论模型的完善将拓展诊断成像与生物医学发现的维度。在硬件层面MRI同时向更高与更低磁场推进前者依托超高场提供的SNR储备换取时空分辨率与对比度提升其实现依赖序列编程、梯度线圈、并行发射与接收阵列、并行成像及图像重建等多模块的协同攻关并已在fMRI与解剖成像的介观尺度上成功打开观察人脑的新窗口后者则以低场永磁体取代超导磁体借助计算能力与数据处理进步推动平价移动式扫描仪在手术室、诊室与护理中心的应用。参考文献Bernhard Blümich et al., Magnetic resonance imaging. Sci. Adv. 12, eaeg6766(2026). DOI: 10.1126/sciadv.aeg6766