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磁化敏感性描述了材料对所施加磁场的磁化率，并代表了MRI领域的重要参数。借助最近引入的定量磁化强度映射（quantitative susceptibility mapping,QSM）方法及其在概念上扩展到磁化张量成像（susceptibility tensor imaging,STI）的方法，利用MRI可以对这种重要的物理量进行无创评估。两种方法都可以解决不适定的逆问题，从而根据局部磁场确定磁化率。虽然QSM允许从一次测量中提取大块磁化率的空间分布，但STI可以量化磁化率各向异性，但是需要对物体相对于主静磁场的不同方向进行多次测量。该文首先简要概述了QSM和STI的基本理论基础，以及使用MRI相位数据表征磁化率的计算策略。第二部分概述了QSM的当前方法学和临床应用，重点是脑成像。本文发表在NMR Biomed杂志（可添加微信号siyingyxf或19962074063获取全文） 背景： 定量磁化率成像（QSM）及其对磁化率张量成像（STI）的最新扩展都是相对较新的MRI技术，旨在通过解决已知的方法从测量的MRI相位或局部场数据中提取对象或组织的空间磁化率分布反问题。自MRI最早以来，磁化率的量化就被认为是一个重要的目标，因为可以预料，类似于T1和T2弛豫常数的磁化率可用于表征患病组织。早在1984年，就已经在正常人和患者中研究了从MRI数据测量和解释组织敏感性变化的影响的方法，并在随后的几年中迅速扩展和完善了这些方法。用相当笼统的术语来说，磁化率是描述响应于所施加磁场的材料的磁化强度变化的物理量。作为MR图像伪影的重要来源，该属性长期以来一直被视为令人讨厌而不是受益，因为即使是很小的磁化率变化，例如百万分之几（ppm），例如空气和脑组织之间的磁化率差异，导致可能会导致MRI信号空隙和/或几何图像失真的长距离场失真。确实，具有高磁化率（大约一个或一个以上数量级）的材料，即对所施加的磁场具有非常强响应性的材料，必须严格排除在MRI磁体室之外，因为它们存在造成患者受伤甚至死亡的风险，因为施加的相关磁力和转矩在植入物和外部设备上。但是，组织的较小磁化率（通常仅为水的磁化率的±20％）仅引起非常细微的场失真，这为创建图像对比度提供了独特的可能性。例如，这已通过磁化率加权成像（SWI）进行，这是一种MRI方法，可以特异性地乘以从T2*加权梯度回波（GRE）序列获得的幅度和相位信息。由于静脉血和脑组织之间的磁化率差异很小，以这种方式增强磁化率对比可以在体内以高空间分辨率对人脑静脉血管网络进行独特的描绘。其他例子包括功能性MRI（fMRI），其中氧合和脱氧状态之间的血红蛋白磁化率差异会导致感应信号的变化。此外，借助MRI数据对磁化率进行表征和量化有助于区分脑组织中钙和血液沉积物的存在，以及脑结构中铁含量的评估和异常静脉血管的可视化。超高场MRI的出现及其伴随的对磁化率差异的敏感性提高，不仅在T2*加权的幅值和相位图像上产生了极好的解剖学对比，而且进一步激发了对体内磁化率定量化的兴趣。因此，在过去的十年中，已经开展了开创性的工作来量化MRI的非侵入性磁化率分布，这确实可以通过从MRI相数据中估算磁场分布来实现，从而消除了可能导致的所谓背景场贡献从成像视场（FOV）外部感应的磁化强度并将场模式转换为基本的磁化率分布。在下文中，我们旨在简要概述QSM和STI的理论和技术基础，以及QSM当前的一些方法学和临床应用的汇编。由于本期特刊将更详细地介绍我们在评论中涉及的几个主题，因此该演讲将简短明了，以提供对突出特征的更一般性概述。 QSM基础：磁化率是一种材料特性，它描述了置于外部磁场中时材料的磁化程度。对于各向同性的非铁磁性材料，磁化率χ由线性关系定义：  在微观尺度上，物体的磁化远不是光滑的矢量函数。实际上，从核自旋（质子）的角度来看，可以将其视为具有可忽略的空间范围的磁偶极子源，从微观上看，物体中的磁化强度似乎发生了剧烈波动，在试图将原子之间的连接联系起来时需要考虑这一点。物质的原子结构和电磁现象的宏观描述。洛伦兹首先发展了这种类型的理论，并考虑到由于时间平均，扩散平均和核平均而在核自旋系统中发生的广泛随机化，允许人们将质子的平均磁环境视为一个近似的连续体，而不是质子周围的特定排斥体积。后者可以用洛伦兹球来描述，该球是一个虚拟的构造，用于分离近场贡献和远场贡献，以方便计算作用在核位置的磁场。洛伦兹球体内部的磁矩是单独处理的，而位于外部的磁矩由连续论来解释。通过进一步考虑将物体放入磁场时在物体中感应的去磁场，该磁场取决于物体的磁化率，形状，内部结构和方向，通过将所有这些场贡献相加，可以确定感兴趣核位置处的总局部场。有趣的是，在均质球形物体中，局部场与所施加的外部场相同，而在球形物体中，会产生恒定的场偏移，这取决于物体的形状和方向。在非球面物体中，退磁场是不均匀的，并导致局部进动频率的空间相关变化。可以通过引入退磁张量来有效地描述起源于物体磁化的退磁场，该张量是纯粹的几何函数，仅取决于物体的形状。对于球体，退磁张量的三个特征值（也称为退磁因数）与位置无关。在球形物体的情况下，退磁张量成为数值1/3的单个标量。    （编者注：此处因小编特别想show off一下其扎实的初中奥数功底，因此特别详细的对公式进行了阐述，感兴趣的可以好好琢磨一下） 其中ϕ是源自线圈灵敏度的相位偏移，其源自物体的射频响应。随着TE强烈影响GRE相位图像对磁场扰动的敏感性，同时又使相位信噪比（SNR）变差，已经表明，对于等于组织的有效横向弛豫时间T2*。但是，通常在体内通过MRI收集具有不同T2*值的各种组织类型，因此单回波采集无法以最佳方式反映所有组织的磁场变化。因此，已建议将多回波GRE序列用于QSM，因为它在调整磁化率效应引起的对比度方面具有更大的灵活性，并允许计算有效横向弛豫率（R2*），以及确定具有较高SNR的磁场扰动。例如，Wu等人通过考虑各个频率图的局部依赖于TE的对比噪声比（CNR）来组合在不同TE处获得的频率图，从而在使用11个GRE时将SNR提高了两倍以上单回波成像。此外，利用多回波GRE成像，可以分析时间相位演化，这有助于识别具有可靠相位值的体素。当前正在使用带有和不带有流量补偿的序列变量。但是，建议在所有三个空间方向上应用流量补偿，以克服由血流引起的相移，因为这种相移无法用磁化率解释，然后可能会导致高血流的动脉血管附近发生非局部伪影在磁化率图上。残余的，流动引起的相移也可能影响从静脉血管中提取的磁化率值。 一个重要的问题涉及成像分辨率的选择，因为这将影响估计的磁化率的准确性。但是，这个问题没有一个单一的答案，因为最佳分辨率取决于所研究对象的大小或感兴趣的对象的细节。一方面，在使用较高的空间分辨率与同时减少部分体积效应（尤其是对于较小的结构）和因此提高了磁化率估算的准确性之间，以及在SNR降低和增加的情况下延长的采集时间之间需要权衡另一方面，相位的不确定性转化为重构的磁化率值的误差。Haacke最近针对场强为1.5T，3T和7 T的合适的成像参数的选择提供了相当全面的建议。根据这些建议并关注1.5T和3T的临床神经成像，可以得出约0.5 mm的空间分辨率×0.5mm×2 mm表示可接受的精度和采集时间之间的合理折衷。 与传统的笛卡尔采样相比，通过使用专用的相控阵线圈，复杂的k空间采样和/或重构技术，可以缩短GRE扫描时间（尽管以可能更高的噪声水平为代价）。从采样不足的数据集重建的频率图中，组织特征和对比度得到了很好的维护，但存在较高的噪声水平。已经实现了快速成像读数，包括二维回波平面成像（EPI），三维EPI，螺旋成像或螺旋轨迹遍历k空间[wave-CAIPI（并行成像中的受控混叠）]，以获取数据用于QSM重建。Bilgic等人最近通过wave-CAIPI将三维GRE成像的加速因子提高至15，并在3T核磁下在90s内以1.1 mm各向同性的分辨率收集整个头部数据。 收集频率变化的替代采集方法包括水饱和度偏移参考（WASSR），非对称自旋回波成像或平衡的稳态自由进动（bSSFP）MRI。 磁化率测定的计算策略:在本节中，我们将简要介绍处理GRE相位图像所需的几个步骤，并介绍解决磁化率确定的不适定反问题的技术。 图1示意性地概述了用于单方向采集（通常用于QSM）和多方向采集（如STI所需）的数据处理的流程。  图1.将梯度回波相位图像转换为磁化率的处理步骤，以便进行单方向磁化率映射（顶部行）和多方向磁化率计算（底部行）。底部行显示的磁化率张量的平均磁化率（χ），磁化率各向异性（χaa）和颜色编码的主特征向量图由Wei Li（美国位于美国得克萨斯州圣安东尼奥市圣安东尼奥市的得克萨斯州健康科学中心）和（美国北卡罗来纳州达勒姆市杜克大学医学院脑成像和分析中心）Chunlei Liu提供。 ANT，先进的标准化工具；COSMOS，通过多方向采样计算磁化率方法；FLIRT，FMRIB的线性图像配准工具；GLTA，广义洛伦兹张量法；HEIDI，均质性增量偶极子反演；HARPARELLA，使用拉普拉斯算子去除谐波（背景）相位；MEDI，形态学支持的偶极子反演；PDF，偶极子场投影法；RESHARP，启用正则化的SHARP；STI，磁敏感张量成像；SHARP，谐波伪影减少法；TKD，阈值k空间分割。  图2.使用不同阈值（δ）通过阈值k空间划分（TKD）生成的磁化率图的横断面（A–C）和矢状图（D–F）。 通过直接反转原始偶极子核（A，D），可以观察到严重的伪影和噪声放大。 使用δ= 0.1（B，E）的内核进行反演可大大减少伪影，但仍可识别出条纹伪影，尤其是在矢状视图（E）中。 阈值2/3的TKD成功去除了条纹伪影（C，F）。 对应的傅立叶域偶极函数在底部一行的图像中显示为插图，信号强度范围在2/3和1/3之间进行调整。  图3.定量磁化率映射（QSM）算法之间的比较。重建磁化率（χr）图的矢状位切片显示在第一列中，第二列显示了相对于COSMOS（通过多方向采样进行磁化率计算）磁化率（χcosmos）的差异，以及相应的傅里叶光谱分别在第三和第四栏中示出。使用阈值k空间划分（TKD），启用形态学的偶极子反演（MEDI）和启用均质性的增量偶极子反演（HEIDI）计算的图像显示在顶部到底部的行中。箭头标记了皮层中的磁敏感（方形箭头）和条纹伪影（圆形箭头）的细微低估。在TKD方法中，通过使用δ= 0.164对偶极子内核进行阈值修改来修改傅立叶空间中的子域（红色）（顶部行）。HEIDI方法中考虑的病态子域，过渡子域和条件良好的子域分别以红色，蓝色和绿色着色（底部行）。 磁化率对比成像解决临床问题的潜力： 在临床MRI中，SWI，相位成像和R2*映射是通常用于通过描绘异常静脉血管，（微）病变或铁含量异常来评估选定的病理敏感性变化。尽管这些方法在数学上不如QSM或STI复杂，可以更轻松地进行重建，但它们仅间接测量磁化率，因此在某些特定的临床病例中灵敏度和特异性较低，而深部GM的CNR降低。具体而言，由于SWI仅是定性的，而不是定量的，R2*在陡峭的相位梯度附近受受体素自旋移相的影响，并且受其与潜在磁化率分布的非局部关系影响的相位，QSM代表了一个相当独特的工具，因为它克服了这些限制中的几个限制，并尤其实现了铁和钙沉积物的区分以及病理性铁和/或髓磷脂变异的改进表征。 到目前为止，QSM和STI都已主要用于研究人脑中的磁化率分布。两种技术最初都用于研究健康个体，因为了解磁化率如何反映健康组织的知识是识别和识别病理改变并可能阐明其病理生理原因的重要步骤。此外，已经针对多种疾病探索了QSM评估病理生理变异的潜力。以下各节总结了将磁化率成像转移到临床中的最新工作。 人脑的解剖成像 由于它对髓磷脂和铁的高度敏感性，结合高空间分辨率和场强，对大脑形态的异常详细的观察在QSM已经成为可能。它直接反映了与组织学一致的组织成分的细微变化。大脑的子结构确实可以被识别出来，这在一定程度上是常规图像对比度所无法识别的。作为一个例子，图4显示了在内部苍白球水平的基底神经节的磁化率图。最引人注目的是富含铁的深层转基因细胞核和周围组织之间的强烈对比。苍白球外侧板(箭头g)和苍白球内侧板(箭头I)在这张图上均可见，它们将苍白球分为外侧(苍白球外侧)部分和两个内侧部分(苍白球内外侧和苍白球内侧中间)。苍白球纤维从丘脑底核延伸至苍白球并穿过内囊，可被识别为与周围环境相比磁化率增加的细长结构。因此，QSM在改善深部脑外科手术的靶向性方面具有巨大的潜力，在这种情况下，高的和空间上良好的局部对比是必不可少的(见“神经外科计划”一节)。  图4. QSM显示了健康志愿者的基底神经节。（A）中的磁化率图上的虚线矩形表示（B）和（C）中的放大部分。 磁敏图清楚地显示出：a，尾状核的头部；b，内囊的前肢；c，壳状核；d，外囊；e，前连合；f，外苍白球；g，内侧苍白层；h，苍白球内侧外层（内部苍白球的外部部分）；i，不完全苍白层；j，苍白内侧中间（内部苍白球的内部部分）; k，内囊后肢；l，丘脑底核；m，红核；n，古菌纤维。 铁含量较高的大脑区域（例如苍白球，丘脑下核，红核）特别容易辨认。 在皮质神经节细胞中，磁化率随解剖位置的不同而变化。在假定髓鞘含量高的区域，如初级运动皮层、初级感觉皮层、听觉皮层和中央旁小叶，观察到高磁化率，这表明铁和髓鞘在这些区域共同定位，这一问题已经在视觉皮层中得到证实。 在小脑，QSM以前所未有的对比度非常详细地描绘了小脑核，如图5所示。与磁化率加权图像、T1加权图像和T2加权图像相比，QSM描绘更为优越，特别是在齿状核的旋转方面，从而为涉及小脑核的疾病(如变性小脑共济失调)的体积、形状和铁含量的非侵入性研究开辟了道路。  图5. 小脑核的3T MRI（A–D）T1加权图像，T2加权图像，磁化率加权图像和磁化率图。（A）中的白框表示（B–D）中放大部分的区域。 白色和黑色箭头分别指示齿状核和栓状核。 如前所述，由抗磁性髓磷脂支配的WM纤维束表现出磁化率各向异性，这导致相对于主磁场的取向依赖的QSM现象。这种各向异性通过应用STI而不是QSM得到明显更好的评估，因为前者不仅允许提取张量参数χ和χ aa，而且还允许提取各向异性方向。如图6所示，STI提供了紧密接触但方向不同(例如胼胝体和扣带回)的大纤维束的清晰分离，这表明所测量的磁化率张量的方向确实与WM的微观结构相关。  图6。人脑中扩散张量和磁化率张量的主要特征向量的比较。顶行显示分数各向异性加权扩散张量成像(DTI)彩色图。底部一行显示了磁化率张量成像(STI)特征向量图，该特征向量图由重新缩放的平均磁化率加权。胼胝体、辐射状上冠和扣带回(在轴向视图中)，以及胼胝体和扣带回(在矢状视图中)，在STI和DTI(红色和绿色箭头)之间以一致的方向清楚地分开。差异也存在(白色箭头)，这可能是由STI处理中的不完美图像配准引起的(参见图1中的底部行)。 基于敏感性的病变分类 脑内病变有多种类型，包括创伤性脑损伤、缺血、脑内出血、肿瘤和转移，具有潜在的破坏性后果。因此，病变的识别和评估在临床诊断、治疗和手术计划中至关重要。血液产物（blood product）(如出血、海绵状血管瘤)和钙化之间的明确区分通常很重要，通过确定磁化率确实是可能的。已经证实，QSM确定的钙化与计算机断层扫描的结果一致，这被认为是非侵入性的金标准。创伤性脑损伤 创伤性脑损伤(TBI)是一种异质性病理，通常与血脑屏障通透性改变和小血管损伤导致的(微小)出血有关，尤其是在弥漫性轴索损伤的情况下。TBI相关(微)出血的存在和位置似乎与特定的神经心理缺陷相关。在以前的研究中，SWI已经证明在检测外伤相关(微)出血方面比CT和常规MRI技术更准确。然而，SWI显示出固有的高光溢出效应（blooming effect），一方面促进了对成像体素尺度以下的微出血的描述，但另一方面，阻碍了精确的病灶大小量化。随着QSM克服了高光溢出效应（blooming effect），它提供了TBI相关病变的几何尺寸及其磁化率的更精确测量，尽管其代价是检测灵敏度可能略低于SWI。在一项纵向研究中，Liu等人报告了出血的磁化率降低，表明慢性状态的持续微妙演变。除了出血外，还报道了选择性轴突钙化的发生。此外，一些硬膜下血肿可能在外伤后3周或更长时间内自行吸收或钙化。因此，钙化的验证可以识别非近期出血。图7显示了QSM的高敏感性，甚至对微小钙化也是如此，这些钙化在最近的出血中是不存在的，因此，在例如无护理损伤的情况下，包括虐待性头部损伤，可以改进创伤的年龄测定。  图7。1例2.5岁男孩从6米高处跌落，在严重的创伤性脑损伤后幸存。受伤6周后进行计算机断层扫描。6个月后(B)和12个月后(C)同一切片的磁化率图。电脑断层扫描(甲)证实创伤后形成的双额水瘤和离散钙化。定量磁化率绘图(QSM)描绘了几个较小的血液集合(圆端箭头)以及硬脑膜及其邻近的点状钙化(直端箭头)。尽管在最初的磁共振成像(B)中，硬脑膜(方形箭头)在磁化率图上表现为等强度和稍高强度，但在损伤后12个月获得的磁化率图上表现为低强度(C)，表明血液去除不完全和钙化。 脑肿瘤 识别钙化和出血肿瘤区域以及精确定位肿瘤的能力对于脑肿瘤的分类和分级可能是有价值的。从组织病理学评估和计算机断层扫描来看，例如少突胶质细胞瘤，已知会出现瘤内钙化。如图8所示，少突胶质细胞瘤中的钙化也可在磁化率图上识别为低信号区。在对原发性脑肿瘤，尤其是恶性神经胶质瘤的研究中，磁化率变化的成像揭示了在描绘包含静脉脉管系统、血液产物、钙化和水肿的内部结构方面的优势。在最近的一项研究中，QSM证明了钙化也发生在复发性胶质母细胞瘤中。在这种情况下，令人感兴趣的是，据报道钙化在接受贝伐单抗(一种血管内皮生长因子中和抗体)治疗的胶质母细胞瘤患者中很常见，并且这些病变可能代表一种与反应和改善结果相关的新生物标志物。因此，QSM可用于评估这些病变，并在治疗过程中监测其进展。 图8. 74岁的右颞少突神经胶质瘤患者。（A）对比度增强的T1加权图像。（B）T2加权流体衰减反演恢复（FLAIR）图像。（C）磁化率加权图像。（D）定量磁化率图。 利用磁化率加权成像(SWI)和定量磁化率绘图(QSM)，可以清楚地看到肿瘤内的显著磁化率变化(箭头、箭头)。有趣的是，这些变化在传统的T1加权和T2加权的FLAIR图像上没有相关性。QSM清楚地表明，这些易感性差异可能是由钙沉积(箭头)和血液产物(箭头)造成的。磁共振成像数据由亚历山大·拉德布鲁赫(德国海德堡大学医学中心神经放射科)提供。 神经退行性疾病帕金森 特定脑区的铁升高和多巴胺能神经元的选择性丢失是帕金森病的主要病理特征。在临床上，经颅超声检查提供了一种快速、无创、易于应用、但强烈依赖于用户的方法来显示选定大脑区域的特定结构变化。尽管黑质解剖区域的充血被认为是铁含量增加的结果，被认为是帕金森病的生物标记，但生物物理基础尚不完全清楚。与经颅超声相比，定量磁共振成像提供了病理组织变化的更彻底和标准化的表征。例如，根据组织学发现，QSM表明帕金森病患者的黑质内的铁浓度增加，尤其是致密部，与R2或R2*图相比具有更高的敏感性。因此，QSM可能成为鉴别帕金森病黑质纹状体特征的首选磁共振成像方法。这可能尤其适用于黑质小体的检测，最近黑质小体的检测引起了人们的兴趣，因为它代表了一种有前景的黑质亚结构，该亚结构似乎经历了特定的变化，并且有望在如何诊断帕金森病的临床实践中提供一种重大的变化。 阿尔茨海默病 阿尔茨海默病(AD)与脑铁含量升高有关，其中铁作为神经突起斑块和神经原纤维缠结的一种成分出现。升高的铁环境可能构成β-淀粉样蛋白聚集和神经毒性的理想增殖和持续环境。因此，估计体内铁水平变化的能力有望进一步揭示疾病的发病和发展。然而，将QSM应用于阿尔茨海默病患者的人体研究仍然很少。Acosta-Cabronero等人报告说，与匹配的对照组相比，患者深部神经节核(尤其是壳核)和后部神经节和中缝区的磁化率显著增加。Moon等人在壳核和尾状核也观察到类似的发现。一项进一步的研究报道，与β淀粉样蛋白正电子发射断层扫描阴性对照相比，β淀粉样蛋白正电子发射断层扫描阳性的阿尔茨海默病患者的双侧额上皮层和顶皮层、右颞皮层和左前核的易感性值增加。一项组织病理学研究支持了皮质易感性的增加，该研究在阿尔茨海默病患者认知功能下降的最早可检测到的迹象中检测到铁的增加，其定位于淀粉样斑块、少量神经原纤维缠结和其他细胞内位置。在APP/PS1小鼠的皮质中也发现了广泛分布的铁阳性淀粉样斑块，并且还可以通过T2*加权磁共振成像观察到。由于7T的高分辨率T2*加权磁共振显微术已经表明它也能够在体内显现阿尔茨海默病患者的皮质病理学，看来QSM很适合在将来为改善该疾病的特征做出贡献。 多发性硬化 众所周知，多发性硬化(MS)是一种中枢神经系统的自身免疫性脱髓鞘疾病，与深部GM核中铁沉积增加以及WM和皮质GM均发生病变有关。对患者的初步结果显示，与其他定量磁共振成像方法相比，QSM对疾病诱发的组织变化(例如，脑铁积聚引起的神经变性)更敏感，并且即使在多发性硬化的早期阶段也能评估组织变化。根据组织学发现，与健康对照组相比，据报道，患者深部脑组织中铁含量增加，QSM指出了这一点。 受GRE时相图像上病灶不同表现的激励，最近几项研究调查了它们在磁化率图上的表现。已有报道称，WM多发性硬化病变具有不同的对比模式(图9)，即某些具有高信号特征的病变出现在周围组织中，而非病变组织具有等强度信号。此外，已经发现QSM病变的出现与病变年龄有关。Chen等人报道，活动性增强病变在磁化率图上是等信号的(图9中的白色箭头)，而同样的病变在3个月后出现高信号。然而，病变对比的生物物理起源仅用QSM很难解决。铁浓度、髓磷脂含量和病变的微观结构在疾病过程中都发生变化，从而影响测得的相值和提取的敏感性。例如，一项尸检研究表明，如果铁含量丰富，病变在磁化率图上可能表现为高信号，但如果髓磷脂降解而铁不偏离周围组织，病变也会表现为高信号。因此，QSM结合进一步的定量磁共振成像对比(例如，弛豫率图、磁化传递图像)有望成为一种重要的方法，用于解开所产生的组织对比及其时间进程的主要贡献者，潜在地改善对疾病进展期间的病理变化的理解和评估。 图9。多发性硬化症（MS）病变的多峰成像显示了它们在不同MRI对比中的不同表现。上排：一名42岁男性患者的MRI。下排：一名33岁女性患者的MRI。 （A，E）T2加权（T2w）流体衰减反演恢复（FLAIR）图像。 （B，F）对比度增强的T1加权（T1w）图像。 （C，G）磁化率图。 （D，H）R2*地图。磁化率图（C，G）的标度范围为从100 到 150 ppb，R2*图（D，H）的范围为0到50 s。 顶行：白色箭头指向T1w图像上增强对比的活动性病变。尽管该病灶在T2w FLAIR图像和R2*图上也形成对比，但在磁敏图上看不到。圆圈末端的白色箭头指向QSM上的高强度病变，在其他对比中几乎看不见或缺失。此外，其他MS病变（白色矩形）的敏感性对比并不像T2w FLAIR图像上那样明显。 底行：方形箭头指示在T2w FLAIR图像，对比增强的T1w图像和磁化率图中可见或几乎均匀的病变。然而，在R2*图上几乎看不到相同的病变。可以在QSM（虚线矩形）上识别MS病变的静脉关联，而在其他对比则几乎没有或不可能观察到。还可以借助R2*和QSM来评估在T2w FLAIR（例如，虚线椭圆）中看到的大病变的组织组成。然而，基于敏感性和基于R2*的病变特征的预测价值尚未得到证实。 退化性小脑共济失调 退化性小脑共济失调是缓慢进展的疾病，在不同程度上影响小脑和小脑通路。死后组织学研究表明，在弗里德里克共济失调(Friedreich’s ataxia,FRDA)、脊髓小脑共济失调（spinocerebellar ataxia，SCA）1型(SCA1)、SCA3和SCA6中，小脑核的大小减小。由于小脑核的形状和铁的内部分布可能是紧密耦合的，这些铁分布的非侵入性可视化和量化为评估核的大小和体积提供了极好的可能性。SWI最近被应用于健康受试者体内小脑核的可视化和体积评估。它还允许观察FRDA、SCA3和SCA6患者的小脑核萎缩。另一方面，根据磁化率加权图像评估细胞核体积时必须小心，因为它们不能反映实际体积。然而，由于QSM允许更好的深部灰质结构和小脑核的解剖学描绘(见图5)，以及铁含量的精确量化，它可能进一步改善健康和患病受试者小脑核的特征，并有助于解决退化性共济失调疾病病理学中铁变化的有争议的发现。 神经外科计划 QSM已经证明了其显著的潜力，以优异的区分显示非侵入性的脑区域，包括黑质网状部、腹侧中间丘脑核、丘脑底核和内部苍白球的亚结构，它们代表了深部脑刺激(DBS)的共同目标。DBS是一种立体定位的神经外科应用，其中电极被精确地放置在某些脑结构中，以减轻由震颤、帕金森病或肌张力障碍引起的运动障碍。通常，这些靶核是使用图谱结合核磁共振扫描来识别的。然而，已经报道了使用直接靶向磁共振程序提取的目标坐标和使用基于图谱的间接测量提取的目标坐标之间的显著差异。尽管迄今为止，QSM尚未被证实可用于DBS的术前计划，但它仍被认为是一种产生高质量图像的令人期待的方法，有助于神经外科医生准确可靠地定位电极。 大脑外的QSM 如前所述，迄今为止，QSM的大多数应用都与脑成像有关。然而，表征身体其他部位的磁化率目前是一个活跃的研究领域。然而，技术从大脑到身体其他部分的直接转移受到几个问题的阻碍，包括心脏运动、呼吸运动、脂肪的存在和/或快速信号衰减(例如来自严重的场失真)。 Sharma认为磁化率可以作为肝脏铁过载的更直接和更可靠的成像生物标记，并应用化学位移编码重建来估计场图，并将脂肪分布的先验信息结合到磁化率绘图算法中来确定肝脏的整体磁化率。观察到基于磁共振成像的磁化率值与R2*值和肝脏铁浓度估计值之间的线性关系，该估计值是从食品和药物管理局批准的费里斯扫描方法获得的。尽管超导量子干涉装置(SQUID)是一种经过充分验证的测量肝脏铁浓度和测量磁化率的替代方法，但由于成本高且可用性非常有限，其使用受到限制，目前全球仅有少数装置可用。然而，横向弛豫速率(例如R2、R2*)已经证明与肝脏铁含量有良好的相关性，但是代表了一种间接的测量方法，不同的研究组甚至因为混杂因素(例如空间分辨率)而获得了不同的校准曲线。因此，用QSM对磁化率进行量化的优势在于，与经验弛豫参数相比，提取了材料的基本属性，从而能够更直接地测量铁浓度。 Straub等人能够使用QSM描述前列腺癌中的钙化，并报告了前列腺钙化的敏感度值，范围为±0.16至0.82 ppm，发现其与钙化的敏感度值非常一致。QSM能够区分钙化和出血，这可能有助于前列腺癌和良性前列腺增生的鉴别诊断。 此外，还进行了初步尝试以研究QSM在体内表征乳腺组织、肾脏和软骨的潜力。 磁化率图的方法学应用 目前，有许多方法学应用正在开发中，其重点是体内磁化率对比。其中，这些应用包括努力理清不同生物物理来源对磁化率的贡献、绘制造影剂浓度图、确定血氧和改善脑组织结构的分割。以下各节简要概述了其中的一些方法。 对比的生物物理来源映射 人脑磁化率图中惊人的解剖对比主要来自组织铁(顺磁)和髓磷脂(反磁)的贡献。然而，这两种贡献者的同时存在甚至共同定位会使对易感性变化的解释复杂化，因为它们可能发生在例如神经退行性疾病中，在这些疾病中，炎性髓鞘丢失和局部铁积聚可能同时发生。因此，人们有兴趣将磁共振图像对比度的主要生物物理成分与分别创建铁和髓磷脂的高度敏感标记物的目标区分开来。 当研究R2*上的视觉皮层和超高磁场下的频率图时，Fukunaga等人注意到基于这两种对比来量化脑磁图和脑磁图中铁的潜力。不久后，Schweser等人提出了一个策略，将体素储存铁浓度和髓磷脂浓度从磁化率和R2图中分离出来。随后的改进包括建立两种新的对比方法，一种独立于取向效应，另一种独立于组织铁浓度，通过建立一个三腔室组织模型，在同质组织基质中含有点状磁化率内含物(代表铁)和有髓轴突，这使得能够根据磁化率和R2*图解开与铁和髓鞘结构相关的磁性。或者，还建议根据额外获得的磁化传递图像结合局部髓磷脂浓度，以校正体内基于磁化率的铁定量。然而，所有这些方法都忽略了化学交换效应的潜在影响，因此仍然需要通过死后测量或铁和髓磷脂含量的其他独立测量进行进一步验证。 最近，Stuber等人在大脑皮层的尸检样本中严谨地证明了纵向弛豫率(R1)、R2*和磁化率的伴随分析有可能基于铁和髓鞘浓度的线性模型来分离铁和髓鞘的贡献。作者使用质子诱导的X射线发射(PIXE)在空间上绘制铁、磷和硫元素浓度图，其中后两种元素图用作髓磷脂含量的估计。在用基于PIXE的铁和髓磷脂图校准定量磁共振成像测量(R1，R2*，χ)后，作者成功地执行了从磁共振图计算铁和髓磷脂图的逆过程，并获得了相当好的结果。进一步的研究当然需要将这些有希望的结果转移到体内情况，以及验证一些关于使用PIXE技术量化髓鞘的假设。 造影剂映射 体内造影剂浓度的绝对测定不是微不足道的，并且在基于造影剂的灌注加权成像领域以及在分子磁共振成像中功能化造影剂沉积的表征中可能相当重要。通过利用T1或T2增强效应的造影剂绘图依赖于校准测量，并且非常容易受到B1不均匀性的影响)。此外，横向弛豫速率的变化和造影剂浓度之间的理论关系是复杂的，并且取决于许多因素，包括血管的大小和几何形状。然而，磁化率的优点是它应该与造影剂浓度成线性关系，并且应该与血管方向无关。因此，根据造影剂的摩尔磁化率的知识，造影剂的浓度可以从测量的诱发磁化率偏移中导出。这一特性使QSM成为磁共振成像定量造影剂浓度的有效工具。最初的研究已经应用这种方法来量化基于团注的、时间依赖的灌注成像中的造影剂浓度变化，由此计算脑血流量和脑血容量图，与通过R2*及其变化的常规分析获得的图具有合理的一致性。然而，仍然需要进一步的工作来将基于QSM的灌注成像转移到临床相关的工具中，因为与已建立的磁共振灌注成像方法相比，与易感性变化相关的中枢神经系统目前是有限的。 QSM在量化生物组织中的氧化铁纳米粒子方面的价值最近已在几项临床前磁共振成像研究中得到证实，在这些研究中，它可能能够独特地帮助体内细胞和分子过程的可视化。 血氧评估和功能性QSM 静脉血的磁化率值可以直接转换成血氧饱和度，这是一个重要的生理参数，描述了血液中溶解氧的数量，对理解大脑生理和病理生理学(如中风和肿瘤)有一定的意义。这已被较大的静脉血管很好地证明，例如直径为5毫米或更大的上矢状窦，其血氧饱和度值为0.64±0.03，这是从健康受试者在静止状态下的磁化率图中得出的。这个值最近已经被基于相位的感受器测量法和基于T2的血氧测量法所证实。此外，已经表明，随着血管远离其毛细血管床，血液氧合沿着静脉血管系统降低(图10B)。然而，在估计氧合水平时应小心谨慎，因为QSM可能高估了高达10%的磁化率，特别是对于取向接近主磁场45°的静脉。此外，摄入咖啡因、改变呼吸条件或进行与任务相关的实验所引起的血氧变化已经用QSM进行了量化。用QSM确定的这种血液氧合调节可以与灌注成像(例如，基于动脉自旋标记)相结合，以确定选定组织区域或甚至整个脑组织的氧提取分数和脑代谢氧合率(CMRO2)，从而研究体内局部氧消耗。 已经研究了任务相关的磁化率变化，以便更直接地量化大脑活动。Chen等人提出了基于磁化率的功能性脑绘图，方法是确定一个相位激活图，然后进行场-磁化率反演。这种方法对于相对于与主磁场平行或处于魔角（magic angle）的血管可能是有问题的，因为对于平行血管，血管外相位贡献消失，而对于处于魔角的血管，血管内相位为零。只要相位变化很小(|ϕ|≪π),Chen等人的方法可能是一个合理的解决方案，这通常是在短TEs、低场强和低空间分辨率下进行MRI采集的情况。否则，可以重建功能性磁共振成像时间过程的每个三维体积的磁化率分布，并对所得磁化率时间过程进行统计分析。然而，这种fQSM策略需要在计算时间分辨磁化率图之前进行优化预处理，以消除不需要的相位信号波动(例如由生理噪声引起的)。fQSM能够在7T设备检测皮质区域和引流软脑膜及皮质内静脉中的激活体素。还发现激活模式明显小于相同扫描的常规基于幅度的功能性磁共振成像分析所观察到的激活模式，表明基于敏感度的方法具有更有限的功能定位。由于fQSM和常规功能磁共振成像所提供的信息可以从同一个复值时间序列中提取，伴随分析有望提供体内结构-功能关系的进一步见解。然而，由于功能磁共振成像通常依赖于二维EPI采集，通常与QSM重建相关联的三维后处理方法(例如相位展开或背景场去除)的应用可能导致切片与切片之间的不一致，这可能影响与任务相关的易感性变化。因此，fQSM的进一步研究，特别是在低磁场下的数据分析和灵敏度，肯定需要探索该技术的全部潜力。 具有短弛豫时间的映射结构 由于低磁共振信号具有有限的信噪比，因此相位值不可靠，所以在GRE成像和已建立的磁化率计算方法中，用常规使用的回波时间对具有短弛豫时间(T2* < 5毫秒)的组织(如骨骼或牙齿)进行磁化率绘图实际上是不可行的。作为克服这一限制的一种策略，Buch将高带宽、短TE GRE成像与迭代计算方法相结合，将反问题(场对磁化率计算)与正问题(场对磁化率计算)联系起来。具有高信噪比的区域(例如脑组织)的场值和寻找易感性的低信噪比区域(例如颅骨、鼻窦)的预测场值被同时用于重建局部易感性。使用快进场计算迭代更新低信噪比感兴趣区域中的场值，并重复计算磁化率，直到达到收敛。通过这种方法，作者测定了鼻窦(δχ= 7–9.5 ppm)、颅骨(δχ= 2.1 ppm)和牙齿(δχ= 3.3 ppm)中空气相对于脑组织的平均磁化率差异。这种方法可以为确定不含水质子的物质的磁性开辟一条新的途径，并且可以提供一种量化固体物质磁化率的可能性，只要它们显示出与周围物质的磁化率差异。 表征具有短弛豫时间的组织的另一种方法是应用超短TE GRE序列，这使得能够提取可靠的相位值，由此可以重建磁化率。这一点最近已经在嵌入琼脂糖凝胶的牛皮质骨物体中得到证实。 图像处理应用 磁化率图上观察到的解剖结构的精细对比和细节表明在图像处理中的应用提高了用于参数化的解剖(子)结构的自动识别的可靠性和通用结构的三维可视化。最近，磁化率图和T1加权图像的组合已经被提议来创建合成图像，以输入到FMRIB的集成配准和分割工具(FIRST)，从而提高深灰色区域的分割精度。如图11所示，敏感性信息的结合导致皮层下结构的更精确分割。 图11.利用磁化率对比来改善皮层下分割。常规的T1加权图像（A），磁化率图（B）和通过将T1加权（A）和磁化率（B）信息（C）线性组合而生成的合成图像。（A）和（C）中的黑色箭头表示相对于（C）中周围的白质，苍白球和丘脑的轮廓得到了改善。使用FMRIB的综合配准和分割工具（FIRST）基于T1加权图像和合成图像获得的皮层下分割结果分别在（D）和（E）中显示为合成图像的叠加层。（D）和（E）中的黑色和白色箭头表示（E）中苍白球和丘脑的分割精度提高。 从QSM提取静脉血管网络也是可能的(图10A)，并且为静脉大脉管系统的量化和参数化提供了第一步。由于这些复杂解剖结构的改善的可视化，关于单个静脉血管和深部GM结构的三维、高分辨率信息的组合有望支持神经外科介入。 图10.（A）从磁敏图显示的血管网络的三维重建，显示了丘脑水平及上丘脑的皮质和中央静脉。 （B）脑静脉中血液氧合的体积渲染分布。大鼻窦的低氧合率约为50％。有趣的是，血液中的氧合沿着血管路径逐渐增加，距鼻窦的距离更大，在小血管中达到80％以上。局限性和未来方向：磁化率映射的主要缺点之一是它提供磁化率的相对值而不是绝对值。由于图具有未知偏移，由于计算的磁敏度图的k空间原点未定义的事实，所以必须参考特定区域或组织的易感性，这可能妨碍主体间比较。参考区域的适当选择仍然是一个未解决的问题。选择脑室中的脑脊液（CSF）作为参考区域可能看起来是一个优雅的选择。然而，心室穿过脉络丛，脉络丛在其基质中含有铁，这可能导致磁敏度图上的异质模式。因此，当探测不同的大脑区域（例如CSF，壳核，大静脉，全局WM，额叶深部WM，枕叶WM）以用作类似年龄受试者的多个VOI的参考区域时，CSF没有观察到最小的受试者间变异，而是额叶WM。另一方面，由于神经或精神疾病会影响脑组织，包括WM及其各向异性，因此在选择参考区域时必须考虑此问题。在未来的研究中肯定会进一步探讨参考问题。在将该领域应用于磁敏度反演之前，准确和仔细的数据预处理非常重要。具有内部磁场变化的区域的划分，这对于背景场去除是必不可少的，以及识别不可靠的相位值都是需要特别考虑的重要细节。第一个问题可以使用现有的头骨剥离工具来解决，例如FMRIB软件库的脑提取工具BEaST或Freesurfer，以识别脑组织，然后进行专门的后处理以解决可能错误分割的体素。在其他身体区域，例如腹部，内部区域的定义通常基于阈值，阈值通常取决于用户。第二个问题可以通过评估幅度图像中的时间相位演变和SNR来解决。现存多种场-磁化率反演方法，所有这些方法都有其自身的优点和缺点。对任何反演算法的一个主要要求是其能够重建细微的组织敏感性变化，同时抑制伪影，例如条纹和潜在的开花，以避免这些非局部伪影被误认为病理异常。然而，根据算法的类型，磁敏度图的有效空间分辨率可能不如原始幅度和背景校正相位图像的有效空间分辨率。严重或不适当的正则化通常会导致相当平滑的磁化率图。结果，CNR和具有细微磁化率变化的小结构的分界被减小。因此，仍然需要进一步发展适当调整的有效正则化方法。如上所述，各向异性磁化率和微观结构各向异性可以显着地促进频率图中的对比度。如果这种频率（或相位）图用作当前应用的QSM或STI重建算法的输入，磁敏度图中的人为异质性或估计的磁敏度各向异性的实质性高估可能是由于前者隐含地假定各向异性而忽略后者中的微观结构。上述研究很好地证明了WM中磁化率值的标准偏差是由不同频率图计算出的磁化率图与各向同性磁化率的参考分布之间的差异图像确定的，当连续考虑各向同性时，各向同性和各向异性磁化率，最后增加微观结构的贡献。这些观察结果需要进一步研究能够处理这些问题的组织建模和重建新方法的发展。但是，目前似乎没有唯一或普遍接受和易控制的解决方案。 结论：新兴技术QSM和STI使体内组织磁化率的表征成为可能。这两种技术目前还没有在供应商的磁共振成像系统上商业化，但是几个工作组已经发布了专用软件包。尽管STI很可能在科学神经成像和临床前成像中得到应用，但QSM有望类似于SWI在临床中扮演越来越重要的角色。QSM有潜力提供关于神经退行性疾病以及老化脑中的组织成分变化的独特的病因学和诊断信息，以明确区分钙化和出血性损伤，帮助区分诊断并找到有助于改进当前靶点定位或图像分割方法的脑解剖结构。除了具有巨大的临床潜力之外，还可以利用磁化率的定量成像技术来改善现有的MRI技术，从而在fMRI实验（即fQSM）、用于肿瘤评估或分子MRI的造影剂浓度分布图以及定量灌注成像中对大脑激活进行高度局部化的成像。随着更快的成像技术和更复杂的后处理技术的出现，QSM的应用领域很可能从大脑扩展到人体的其他器官。 如需原文请加微信：siyingyxf 或者19962074063获取,如对思影课程感兴趣也可加此微信号咨询。觉得有帮助，给个转发，或许身边的朋友正需要。 |
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