磁共振擴散加權(quán)與彌散張量成像原理分析及比較

磁共振擴散加權(quán)與彌散張量成像原理分析及比較1.本文概述隨著醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的飛速發(fā)展，磁共振成像（MRI）已成為臨床診斷和科學(xué)研究的重要工具。在眾多MRI技術(shù)中，磁共振擴散加權(quán)成像（DWI）和彌散張量成像（DTI）是兩種重要的功能成像技術(shù)。這兩種技術(shù)通過檢測和分析水分子的微觀運動，能夠提供關(guān)于組織結(jié)構(gòu)完整性、細胞密度和生物組織功能狀態(tài)的重要信息。本文旨在深入探討DWI和DTI的成像原理，分析它們的差異和聯(lián)系，并比較它們在不同臨床應(yīng)用中的優(yōu)缺點。文章首先概述了DWI和DTI的基本原理，包括它們對水分子擴散運動的測量方法、信號采集和處理過程。隨后，文章詳細比較了這兩種技術(shù)的成像參數(shù)、圖像質(zhì)量和在神經(jīng)科學(xué)、腫瘤學(xué)、肌肉骨骼系統(tǒng)等多個領(lǐng)域的應(yīng)用情況。本文還討論了DWI和DTI在臨床實踐中的挑戰(zhàn)和局限性，以及未來可能的發(fā)展方向。通過這些分析，本文旨在為醫(yī)學(xué)影像專業(yè)人士和研究人員提供對DWI和DTI技術(shù)的深入理解，幫助他們更好地選擇和應(yīng)用這些技術(shù)以促進臨床診斷和治療的發(fā)展。2.磁共振成像基礎(chǔ)原理磁共振成像（MRI）是一種非侵入性的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，它利用磁場和無線電波來生成身體內(nèi)部結(jié)構(gòu)的詳細圖像。MRI的基礎(chǔ)原理是核磁共振（NMR），這是一種物理現(xiàn)象，當置于外部磁場中的氫原子核（主要是水分子中的）吸收并釋放射頻（RF）能量時會發(fā)生。在MRI掃描過程中，患者被放置在一個強大的恒定磁場中，通常是5T或3T（特斯拉），這個磁場使得身體中的氫原子核排列在兩個能級上。隨后，一個短暫的射頻脈沖被施加，導(dǎo)致這些原子核吸收能量并躍遷到更高的能級。當射頻脈沖停止后，原子核返回到它們的初始狀態(tài)，釋放出之前吸收的能量，這個過程稱為弛豫。弛豫過程分為兩種類型：縱向弛豫（或T1弛豫）和橫向弛豫（或T2弛豫）。T1弛豫涉及原子核返回到其初始能級的過程，而T2弛豫涉及原子核相位一致性喪失的過程。不同的組織類型具有不同的弛豫特性，這使得MRI能夠區(qū)分和識別各種組織，如正常組織、病變組織和脂肪組織。圖像重建是通過分析從身體中收集的信號來完成的。這些信號的強度和分布被用來創(chuàng)建詳細的橫截面圖像，這些圖像可以提供有關(guān)解剖結(jié)構(gòu)和可能存在的病理條件的重要信息。MRI的優(yōu)勢在于其出色的軟組織對比度和無輻射暴露，使其成為診斷和監(jiān)測各種疾病和病狀的重要工具。3.擴散加權(quán)成像（）原理擴散加權(quán)成像（DWI）是一種利用水分子在組織內(nèi)隨機運動的特性來獲取圖像的磁共振成像技術(shù)。其基本原理是基于水分子的布朗運動，即水分子在組織中不斷進行無規(guī)則運動的現(xiàn)象。在DWI中，通過應(yīng)用不同強度的梯度脈沖，可以對水分子的擴散行為進行編碼和測量。在DWI中，擴散敏感梯度被施加在傳統(tǒng)的磁共振成像脈沖序列中。這些梯度脈沖會在一定時間間隔內(nèi)沿特定方向施加，從而對水分子的位移進行測量。根據(jù)施加的梯度脈沖的強度和持續(xù)時間，可以得到不同擴散系數(shù)的水分子信號。在圖像重建過程中，通過對各個方向上的擴散敏感梯度數(shù)據(jù)進行分析，可以得到水分子的平均擴散系數(shù)圖像。這種圖像被稱為擴散加權(quán)圖像，它能夠反映組織中水分子的擴散特性，從而為疾病的診斷和研究提供重要信息。與傳統(tǒng)的磁共振成像相比，DWI的優(yōu)勢在于其對組織微觀結(jié)構(gòu)的敏感性。例如，在急性腦卒中的診斷中，DWI能夠快速識別出缺血區(qū)域，因為缺血導(dǎo)致細胞毒性水腫，從而限制了水分子的擴散。DWI還可以用于腫瘤的鑒別診斷，因為不同類型的腫瘤和正常組織在水分子擴散特性上存在差異。DWI也有其局限性。例如，對于具有復(fù)雜纖維結(jié)構(gòu)的組織，如神經(jīng)纖維束，DWI可能無法準確反映其微觀結(jié)構(gòu)。為了克服這一局限性，發(fā)展出了彌散張量成像（DTI），它通過測量水分子在多個方向上的擴散系數(shù)，可以重建出組織的三維纖維結(jié)構(gòu)。DWI是一種強大的磁共振成像技術(shù)，它通過測量水分子的擴散特性，為臨床診斷和科學(xué)研究提供了新的視角。通過與其他成像技術(shù)的結(jié)合，如DTI，可以更全面地理解組織的微觀結(jié)構(gòu)和功能。4.彌散張量成像（）原理DTI通過在多個梯度場方向上進行掃描來量化這種各向異性。它使用張量數(shù)學(xué)來描述和分析擴散的方向依賴性，從而生成反映組織微結(jié)構(gòu)的圖像。與傳統(tǒng)的擴散加權(quán)成像（DWI）相比，DTI能夠提供更詳細的信息，因為它考慮了擴散在所有三個空間維度上的各向異性。DTI在臨床和研究中有廣泛的應(yīng)用，特別是在神經(jīng)科學(xué)領(lǐng)域。它可用于研究大腦白質(zhì)纖維束的完整性和連接性，對腦瘤、中風(fēng)、多發(fā)性硬化癥、精神分裂癥等疾病的診斷和治療規(guī)劃具有重要價值。DTI還被用于研究正常大腦發(fā)育和衰老過程中的神經(jīng)連接變化。5.與的比較分析6.與在臨床與科研中的應(yīng)用案例磁共振擴散加權(quán)成像（DWI）和彌散張量成像（DTI）是兩種廣泛應(yīng)用于臨床和科研的磁共振成像技術(shù)。這兩種技術(shù)主要利用水分子在生物組織中的擴散特性來獲取組織結(jié)構(gòu)信息，對于中樞神經(jīng)系統(tǒng)的疾病診斷和研究尤為重要。DWI和DTI在中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾病的診斷中發(fā)揮著重要作用。例如，DWI在診斷腦梗死方面具有高靈敏度和高特異性，可以在腦梗死發(fā)病后數(shù)小時內(nèi)檢測到異常信號。DTI則通過測量水分子在腦白質(zhì)中的各向異性，可以評估腦白質(zhì)的微觀結(jié)構(gòu)和完整性。這對于診斷如多發(fā)性硬化、阿爾茨海默病、腦白質(zhì)疏松等疾病具有重要意義。在腫瘤診斷方面，DWI通過檢測腫瘤細胞密度和微環(huán)境的改變，可以幫助區(qū)分腫瘤與正常組織，以及不同類型的腫瘤。DTI則可以評估腫瘤對周圍腦白質(zhì)纖維束的侵襲程度，對于手術(shù)計劃和療效評估具有重要價值。在神經(jīng)外科手術(shù)中，DTI可以提供詳細的腦白質(zhì)纖維束圖譜，有助于規(guī)劃手術(shù)路徑，減少手術(shù)對重要腦功能區(qū)的損傷。在神經(jīng)科學(xué)研究中，DTI被廣泛用于研究大腦的連接性。通過追蹤腦內(nèi)白質(zhì)纖維束的路徑，研究者可以揭示大腦不同區(qū)域之間的連接模式，這對于理解大腦功能組織和神經(jīng)精神疾病的病理機制具有重要意義。在神經(jīng)發(fā)育和老化研究中，DWI和DTI可以用來評估大腦微觀結(jié)構(gòu)和功能的變化。這對于研究兒童大腦發(fā)育、老年癡呆癥等疾病的發(fā)生和發(fā)展機制具有重要意義。在藥物研發(fā)領(lǐng)域，DWI和DTI可以用于評估藥物對腦組織的影響，為藥物的安全性和有效性評估提供重要信息?？偨Y(jié)來說，DWI和DTI在臨床和科研中的應(yīng)用案例表明，這兩種技術(shù)對于中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾病的診斷、治療規(guī)劃、療效評估以及神經(jīng)科學(xué)研究具有重要價值。隨著技術(shù)的不斷發(fā)展和完善，未來這兩種技術(shù)在臨床和科研中的應(yīng)用將更加廣泛。7.結(jié)論通過對磁共振擴散加權(quán)成像（DWI）和彌散張量成像（DTI）的原理、技術(shù)特點和實際應(yīng)用進行比較分析，本文得出以下DWI和DTI作為磁共振成像技術(shù)的兩種重要形式，在神經(jīng)科學(xué)、腫瘤學(xué)、肌肉骨骼系統(tǒng)等多個領(lǐng)域展現(xiàn)出獨特的應(yīng)用價值。DWI通過檢測水分子在生物組織中的擴散狀態(tài)，對病變組織的檢測具有高敏感性，尤其在腦卒中和腫瘤診斷中顯示出優(yōu)越性。而DTI則通過測量水分子在組織中的各向異性，為研究白質(zhì)纖維束的完整性和方向性提供了強有力的工具，對于神經(jīng)退行性疾病和腦發(fā)育的研究具有重要意義。雖然這兩種技術(shù)都基于水分子的擴散特性，但它們在成像參數(shù)、數(shù)據(jù)處理和圖像解釋上存在顯著差異。DWI更側(cè)重于檢測水分子擴散的受限程度，而DTI則專注于揭示水分子擴散的方向性。這些差異使得兩種技術(shù)在臨床應(yīng)用中各有所長，DWI在急性病變的快速診斷中更為常用，而DTI則更適合于慢性神經(jīng)病變的長期監(jiān)測和深入研究。這兩種技術(shù)也存在一定的局限性。例如，DWI對磁場不均勻性較為敏感，可能導(dǎo)致圖像偽影而DTI在處理復(fù)雜纖維交叉區(qū)域時，其準確性可能受到影響。DTI的計算復(fù)雜性較高，對硬件設(shè)備和數(shù)據(jù)處理能力的要求也更為苛刻。DWI和DTI作為磁共振成像技術(shù)的兩個重要分支，各自具有獨特的優(yōu)勢和局限性。在實際應(yīng)用中，應(yīng)根據(jù)具體的研究目的和臨床需求，選擇最合適的技術(shù)。未來的研究應(yīng)進一步優(yōu)化這兩種技術(shù)的成像參數(shù)和數(shù)據(jù)處理方法，以提高其在臨床診斷和科學(xué)研究中的準確性和實用性。這個結(jié)論是基于假設(shè)性的分析，實際的結(jié)論應(yīng)根據(jù)整篇文章的具體內(nèi)容和數(shù)據(jù)分析來定。參考資料：彌散張量成像(DTI)，是一種描述大腦結(jié)構(gòu)的新方法，是核磁共振成像(MRI)的特殊形式。舉例來說，如果說核磁共振成像是追蹤水分子中的氫原子，那么彌散張量成像便是依據(jù)水分子移動方向制圖。彌散張量成像圖（呈現(xiàn)方式與以前的圖像不同）可以揭示腦瘤如何影響神經(jīng)細胞連接，引導(dǎo)醫(yī)療人員進行大腦手術(shù)。它還可以揭示同中風(fēng)、多發(fā)性硬化癥、精神分裂癥、閱讀障礙有關(guān)的細微反常變化。彌散（diffusion）是指分子的隨機不規(guī)則運動，是人體重要的生理活動，是體內(nèi)的物質(zhì)轉(zhuǎn)運方式之一，又稱布朗運動（brownianmotion）。彌散是一物理過程，其原始動力為分子所具有的熱能。在溶液中，影響分子彌散的因素有：分子的重量、分子之間的相互作用（即粘滯性）和溫度。彌散是一個三維過程，分子沿空間某一方向彌散的距離相等或不相等，可以將彌散的方式分為兩種：一種是指在完全均勻的介質(zhì)中，分子的運動由于沒有障礙，向各個方向運動的距離是相等的，此種彌散方式稱為各向同性（isotropic）彌散，例如在純水中水分子的彌散即為各向同性彌散，在人腦組織中，腦脊液及大腦灰質(zhì)中水分子的彌散近似各向同性彌散。另一種彌散具有方向依賴性，在按一定方向排列的組織中，分子向各個方向彌散的距離不相等，則稱為各向異性（anisotropic）彌散。磁共振彌散張量成像(diffusiontensorimaging,DTI)是彌散加權(quán)成像(diffusionweightedimaging,DWI)的發(fā)展和深化,是當前惟一的一種能有效觀察和追蹤腦白質(zhì)纖維束的非侵入性檢查方法。到2015年主要用于腦部尤其對白質(zhì)束的觀察、追蹤,腦發(fā)育和腦認知功能的研究,腦疾病的病理變化以及腦部手術(shù)的術(shù)前計劃和術(shù)后評估。彌散成像在磁共振成像中．組織的對比度不僅與每個像素內(nèi)組織的TT2弛豫時間和質(zhì)子密度有關(guān)，還與受檢組織每個像素內(nèi)水分子的彌散有關(guān)。Hahn于1956年首次提出水分子彌散時對磁共振信號的影響。彌散過程可以用彌散敏感梯度磁場來測量，在施加梯度磁場時水分子的隨機運動可獲得隨機位移，導(dǎo)致重聚失相位，自旋回波信號衰減。1965年，Stejskal和Tanner設(shè)計出梯度磁場自旋回波技術(shù)，在自旋回波序列180o脈沖前后各施加一個彌散敏感梯度磁場，以檢測水分子的彌散情況。衡量彌散大小的數(shù)值稱為彌散系數(shù)，用D表示，即一個水分子單位時間內(nèi)自由隨機彌散運動的平均范圍，單位是mm2/s。D值越大，水分子彌散運動越強。可用公式ln(S/S0)=-bD來描述。D為彌散系數(shù)，S和S0分別為施加和未施加梯度磁場的信號強度。b為彌散敏感系數(shù)，b=γ2G2δ2(△-δ/3)。γ—旋磁比，G—梯度場強，δ—每個梯度脈沖施加時間，△—脈沖施加時間間隔。b值為常數(shù)，由施加的梯度場強的參數(shù)來控制。b值越大對水分子的彌散運動越敏感，可引起較大的信號衰減。在人體生理環(huán)境中D值受多種因素影響，所以常用表觀彌散系數(shù)（apparentdiffusioncoefficient，ADC）來衡量水分子在人體組織環(huán)境中的彌散運動，即把影響水分子運動的所有因素（隨機和非隨機）都疊加成一個觀察值，反映彌散敏感梯度方向上的水分子位移強度。根據(jù)Stejiskal-Tanner公式，ADC=ln(S2/S1)/(b1-b2)，S2與S1是不同b值條件下的信號強度。磁共振DWI即利用ADC值分布成像。ADC值越高，組織內(nèi)水分子彌散運動越強，在DWI圖上表現(xiàn)為低信號，相反ADC值越低，DWI圖上表現(xiàn)為高信號。表觀彌散系數(shù)ADC只代表彌散梯度磁場施加方向上水分子的彌散特點．而不能完全、正確地評價不同組織各向異性的特點。Higano等在進行測定中風(fēng)和腦腫瘤病人內(nèi)囊和放射冠的彌散各向異性特點的研究時,將彌散梯度磁場分別施加在、Y、Z軸上。但是研究結(jié)果表明,三個方向彌散加權(quán)成像計算出的組織各向異性程度往往被低估，測得的數(shù)值往往是旋轉(zhuǎn)變量（即值隨彌散方向及磁場內(nèi)被檢查病人的體位和方向而改變），因為大部分的白質(zhì)纖維通路常常傾斜于磁場坐標方向，所以單從一個或三個方向施加彌散梯度磁場不能正確評價具有不對稱組織結(jié)構(gòu)的各向異性特點。特征沿著纖維方向進行彌散各向異性評價需要彌散張量成像。于是，人們提出了彌散張量（diffusiontensor）的概念?！皬埩浚╰ensor）”一詞來源于物理學(xué)和工程學(xué)領(lǐng)域，它是利用一組3D矢量來描述固體物質(zhì)內(nèi)的張力。彌散張量是由如下公式?jīng)Q定的：這個張量是對稱的(Dxy=Dyx，Dxz=Dzx，Dyz=Dzy)。為了形象地表述彌散張量，我們可以進一步將彌散張量視為一個橢圓球體（ellipsoid）。本征值代表了沿彌散橢球最大和最小軸的彌散系數(shù)。彌散張量的三個本征值是最基本的旋轉(zhuǎn)不變量(即值不隨彌散方向及磁場內(nèi)被檢查病人的體位和方向而改變)，它們是沿著三個坐標軸方向測量的主彌散系數(shù)。這三個坐標是組織固有的，每個本征值聯(lián)系著一個主方向的本征向量，這個本征向量也是組織固有的。彌散張量的三個本征向量相互垂直，并構(gòu)建了每個像素的局部參照纖維框架。在每個體素中，本征值從大到小排列：λ1=最大彌散系數(shù)，λ2=中級彌散系數(shù)，λ3=最低彌散系數(shù)。λ1代表平行于纖維方向的彌散系數(shù)，λ2和λ3代表橫向彌散系數(shù)。彌散是自然界中的物質(zhì)分子不停地進行著一種隨機的、相互碰撞又相互超越的運動,即布朗運動。自由分子在純凈液體中的彌散是各向同性的,彌散的平均距離只和液體分子的性質(zhì)及平均溫度有關(guān),用彌散系數(shù)來量度,表示自由分子在該液體中的平均自由程(單位為mm2/s)。腦組織中的水分子也在不斷地進行著彌散運動,但它不僅受組織細胞本身特征的影響,而且還受細胞內(nèi)部結(jié)構(gòu)的影響,如鞘膜、細胞膜、白質(zhì)纖維束。在具有固定排列順序的組織結(jié)構(gòu)中,如神經(jīng)纖維束,水分子在各個方向的彌散是不同的,水分子通常更傾向于沿著神經(jīng)纖維束走行的方向進行彌散,而很少沿著垂直于神經(jīng)纖維束走行的方向進行彌散,這種具有方向依賴性的彌散即稱為彌散的各向異性。DWI是一種測量自旋質(zhì)子的微觀隨機位移運動的較新技術(shù),到2015年在活體中主要是測量水分子的運動,其圖像對比度主要關(guān)系于水分子的位移運動,它通常是在標準MRI序列上，再加上對彌散敏感的梯度脈沖來獲得。水分子的運動特性可以用彌散敏感梯度方向上的表觀彌散系數(shù)(apparentdiffusioncoefficientADC)表示。ADC值是一個標量,只代表彌散梯度磁場施加方向上水分子的彌散特點,而不能完全、正確地評價不同組織各向異性的特點。DTI是彌散成像的高級形式,可以定量地評價腦白質(zhì)的各向異性(圖1)。在此成像方式中,不只用單一的梯度脈沖,而至少需要施加6個非共線方向彌散敏感梯度,最簡單的方案就是,Y,Z,Y,Z,YZ方向。二階彌散張量為1個3*3的矩陣,通過被稱為相似變換的數(shù)學(xué)方法,可以消除矩陣內(nèi)非對角線的各項。這相當于重新設(shè)定體素內(nèi)的Z軸方向,以使它位于腦白質(zhì)束的主要方向。此方向被稱為主要本征向量。此方向上的彌散系數(shù)被稱為主要本征值,除了主要本征向量和本征值外,還在垂直于新的Z軸方向(新的和Y軸)上描述新的本征向量。（1）、平均彌散率（meandiffusivityMD），為了對組織某一體素或區(qū)域的彌散狀況進行全面的評價，必須要消除各向異性彌散的影響，并用一不變的參數(shù)來表示，也就是說這一參數(shù)的變化不依賴于彌散的方向。在彌散張量的幾個元素中，彌散張量軌跡（thetraceofthediffusiontensor）就是一個不變參數(shù)，Tr(D)=D+DYY+DZZ，平均彌散率MD=1/3Tr(D)=1/3（D+DYY+DZZ）。MD反映分子整體的彌散水平（平均橢球的大?。┖蛷浬⒆枇Φ恼w情況。MD只表示彌散的大小，而與彌散的方向無關(guān)。MD越大，組織內(nèi)所含自由水分子則越多。（2）、各向異性程度，反映分子在空間位移的程度，且與組織的方向有關(guān)。用來定量分析各向異性的參數(shù)很多，有各向異性分數(shù)（fractionalanisotropy，F(xiàn)A）、相對各向異性（relativeanisotropy，RA）、容積比指數(shù)（volumeratio，VR）等。這些指數(shù)均是通過彌散張量的本征值(即λλ2和λ3)計算得出的。①FA；部分各向異性指數(shù)，是水分子各向異性成分占整個彌散張量的比例，它的變化范圍從0～1。0代表彌散不受限制，比如腦脊液的FA值接近0；對于非常規(guī)則的具有方向性的組織，其FA值大于0，例如大腦白質(zhì)纖維FA值接近1。②RA：相對各向異性指數(shù)，是彌散張量的各向異性部分與彌散張量各向同性部分的比值，它的變化范圍從0(各向同性彌散)到√2(無窮各向異性)。RA=√(λ1-<λ>)2+（λ2-<λ>）2+（λ3-<λ>）2/√3<λ>③VR：容積比指數(shù)。是橢圓體與球體容積的比值。由于它的變化范圍從1(即各向同性彌散)到0，所以，臨床上更傾向于應(yīng)用1/VR。（3）、彌散的主要方向（themaindirectionofdiffusivities），也即彌散張量橢圓球的主軸，反映的是組織結(jié)構(gòu)的空間方向。雖然反映各向異性的參數(shù)有很多，但到2015年臨床上，應(yīng)用較多的是FA值，其原因有：第由于FA圖像可以提供較好的灰白質(zhì)對比，易選擇感興趣區(qū)，使得所測量的FA值較準確；第FA值不隨坐標系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)方向的改變而改變，且FA值是組織的物理特性，在同一對象不同時間、不同成像設(shè)備及不同對象間獲得的數(shù)值具有可比性。單次激發(fā)回波平面成像(coplanarimaging，EPI)技術(shù)。單次激發(fā)即獲得所有K空間的原始數(shù)據(jù)。該方法成像時間明顯短于一般的生理運動(如：呼吸、心跳等)，使運動偽影大為減少。但單次激發(fā)EPI的空問分辨率和信噪比均較低，磁敏感性引起的變形較明顯。為此，Bammer等。提出了敏感編碼(sense—trinityencoding，SENSE)單次激發(fā)EPI方法，在與常規(guī)EPI相同的掃描時間內(nèi)，圖像的空問分辨率明顯提高，而幾何變形顯著減少。Yamada等也報道使用平行成像技術(shù)的單次激發(fā)EPI，可達到類似的效果。多次激發(fā)EPI，與單次激發(fā)技術(shù)相比，其空間分辨率和信噪比更高，磁敏感性所致的變形更少。但是采集時間長，對呼吸、腦血管和腦脊液流動、眼球運動和頭的不自主運動引起的偽影更加敏感，為其主要缺點。由于經(jīng)多次激發(fā)，該技術(shù)不連續(xù)填充K空間，即使被檢查者的輕微身體運動，也可引起偽影。只能通過心電門控或?qū)Ш交夭夹g(shù)加以控制。DTI受彌散敏感梯度場的強度和方向的影響，而彌散敏感梯度的強度可通過設(shè)置不同b值進行優(yōu)化，通常應(yīng)用的b值在0至1000s/mm2之間。Jones等認為優(yōu)化其敏感梯度空間方向和增加方向的數(shù)目，可以減少噪聲，提高跟蹤神經(jīng)纖維束的準確性。而Hasan等通過模擬分析發(fā)現(xiàn)，只要梯度方向達到最優(yōu)化，使用6個以上編碼方向并無明顯益處。DTI的配準不良(misregistration)對圖像的空間分辨率和各向異性計算的準確性均產(chǎn)生不利影響。圖像的幾何變形和被檢查者輕微運動是導(dǎo)致DTI配準不良的主要原因。前者主要由勻場欠佳、鄰近組織的磁性差異和電渦流引起的靜磁場不均勻所致，應(yīng)用扭曲校正算法(unwarpingalgorithm)可以圖像的幾何變形進行校正。應(yīng)用自動圖像配準軟件(automatedimageregistrationsoftware，AIRS)可校正因運動所致的配準不良。噪聲也是影響神經(jīng)纖維束跟蹤效果的因素之一，主要通過規(guī)則化(regularization)數(shù)學(xué)處理加以解決。由于相關(guān)知識非常有限，迄今為止，僅基于纖維束有限曲率假設(shè)進行規(guī)則化處理。以往有關(guān)大腦白質(zhì)纖維束（whitematterfiber，WMF）的研究主要依賴于活體動物的大腦組織或尸體解剖研究。常規(guī)的磁共振成像如T2WI、FLAIR、MT(magnetizationtransferimaging)圖像雖然可以顯示大腦白質(zhì)和灰質(zhì)之間的差別，但這些成像方法不能顯示大腦白質(zhì)纖維的走行方向，因此也就不能提供完全的白質(zhì)纖維的解剖信息。DTI反映了WMF中水分子彌散的方向依賴特性，其FA圖像可以顯示大腦白質(zhì)纖維的結(jié)構(gòu)和各向異性特征，如顯示內(nèi)囊、胼胝體、外囊等結(jié)構(gòu)。但DTI不能提供相鄰體素之間白質(zhì)纖維是如何連接的。隨著計算機軟件的不斷開發(fā)和利用，人們利用DTI所獲得的數(shù)據(jù)進行大腦白質(zhì)纖維成像，此即為彌散張量纖維束成像（diffusiontensortractography，DTT），DTT是DTI技術(shù)的進一步發(fā)展，它可以辨認大腦內(nèi)的特殊纖維通道及其相互之間的連接。由于DTT是新近應(yīng)用的磁共振彌散成像技術(shù)，其名稱尚欠統(tǒng)一，例如有稱為纖維跟蹤技術(shù)（fibertracking）或白質(zhì)纖維束成像（tractography）等。盡管存在很多的計算方法，但其總的原則就是使含有相同軸索的體素之間進行連接。到2015年，3D白質(zhì)纖維束成像大致可分為兩種方法：一種為線形擴展法（linepropagationtechniques）該方法是將局部張量信息作為擴展的一個步驟；另一方法為能量最小法（energyminimizationtechniques），其法為應(yīng)用最小的能量發(fā)現(xiàn)兩個預(yù)先設(shè)定的象素之間的最佳通道，又可分為兩種，快速行進法（fastmarchingtechnique，F(xiàn)MT）和模擬退火法（simulatedannealingapproach，SAA）。DTT成像的基本原理是假設(shè)彌散張量成像中的最大本征值λ1代表局部占優(yōu)勢的纖維軸索的走行方向。Mori等最早于1999年利用動物進行試驗，成功的顯示了大腦白質(zhì)纖維的3D結(jié)構(gòu)。對活體纖維跟蹤尚缺乏金標準。事實上，DTI是活體顯示神經(jīng)纖維束軌跡的唯一方法。因為組織標本在進行解剖、冷凍、脫水、固定、切片和溶解等處理過程中，其微觀結(jié)構(gòu)必然發(fā)生變化，進而產(chǎn)生幾何變形，應(yīng)用組織學(xué)方法在體外驗證活體跟蹤結(jié)果有很大難度。同時，彌散加權(quán)成像因電渦流引起的配準不良、被檢查者運動引起的偽影和磁敏感性所致的信號丟失等均可影響計算結(jié)果，產(chǎn)生不利影響。盡管其中許多問題已經(jīng)得到改善，但是仍然存在較大的局限性。部分容積效應(yīng)也是影響跟蹤結(jié)果可靠性的重要因素。由于用于纖維跟蹤的彌散張量是體素平均值。在纖維方向一致的各向異性組織中，利用最大本征向量可以對微觀纖維方向進行準確地估計。但纖維分布方向不一致時，我們所測到的MR信號以一個復(fù)雜的方式取決于組織的構(gòu)筑。最大本征向量僅與體素內(nèi)平均纖維方向相一致。如果體素內(nèi)含有彎曲的纖維束，可通過減小體素加以改善。如果體素內(nèi)含有兩種或兩種以上的組分，如犬牙交錯的不同纖維組分，通過減小體素也無法解決該問題。當不同纖維束在同一體素內(nèi)交叉、緊貼、分支或融合時，根據(jù)張量域計算出的纖維束軌跡將不能反映纖維束的真實軌跡。這一問題可以通過使用高角度分辨率(angularresolution)和高b值彌散梯度采樣方案得到部分解決。噪聲也可對纖維跟蹤產(chǎn)生不利影響。它可引起對本征向量錯誤地分類，可導(dǎo)致計算的軌跡突然發(fā)生90度偏離，從而引起軌跡跳躍到另一條纖維束上。即使在本征向量分類正確的情況下，數(shù)據(jù)中的噪聲也可以引起本征向量分布的發(fā)散，導(dǎo)致跟蹤結(jié)果偏離真實軌跡。而且，由于噪聲的影響，即使在同樣條件下獲得的MRI數(shù)據(jù)也無法產(chǎn)生完全相同的軌跡。腦血流下降到低于10～15ml/100g/min時將導(dǎo)致細胞內(nèi)水容量增大，水從細胞間隙流入細胞內(nèi)使細胞腫脹，產(chǎn)生細胞毒性水腫。使用傳統(tǒng)MR，急性期腦梗塞很難被發(fā)現(xiàn)，缺血腦實質(zhì)的范圍只有在較晚的時期當血管源性水腫出現(xiàn)時才能被發(fā)現(xiàn)。當普通MR表現(xiàn)正常的時候，DWI和DTI可以早期發(fā)現(xiàn)急性腦梗塞。他們使鑒別腦梗塞急慢性期的改變成為可能，這對治療方法的選擇具有重要的臨床價值。在急性期，局灶性腦梗塞發(fā)作30分鐘內(nèi)，ADC值最初下降約30～50%，在急性和亞急性早期，梗塞灶的白質(zhì)比灰質(zhì)的ADC值下降的更明顯。對缺血性腦梗塞，DTI的參數(shù)如MD，最初是下降，然后升高，最后比正常高。在損傷的慢性期，ADC一直保持升高。在ADC先下降后升高的間隔期，有段時間是ADC值表現(xiàn)正常，這個期間就是所謂的“假正常期”。在成人，這個時期大約在腦梗塞9天后，而在新生兒大約在7天后。除了ADC的變化，在缺血早期梗塞灶腦白質(zhì)的FA值會有一個急性升高。這個急性升高后，緊接著在慢性期FA值會明顯的下降。這種變化被認為是由于細胞結(jié)構(gòu)的破壞導(dǎo)致組織微觀結(jié)構(gòu)正常順序的喪失。在腦梗塞慢性期，相對于ADC的重新正?；?，和隨后的升高，彌散各向異性指數(shù)FA值明顯的低于對側(cè)相同區(qū)域正常腦組織，即使是在缺血性腦梗塞2－6個月后梗塞灶的FA值依然低于健側(cè)。ADC閾值在預(yù)測組織存活和缺血性腦梗塞預(yù)后方面可能具有重要價值。ADC和各向異性參數(shù)的結(jié)合，能很好的明確缺血性腦梗塞的臨床分期。某些情況下在缺血性腦梗塞早期，ADC表現(xiàn)為升高而不是下降。通常，在細胞毒性水腫出現(xiàn)后，ADC立刻下降，但是當血管源性水腫同時出現(xiàn)時，ADC也可以早期升高。例如，在可逆性后部白質(zhì)腦病綜合征，或高壓性腦積水時。腦白質(zhì)疏松有非特異性影像學(xué)表現(xiàn)，在CT或MR上可見腦室周圍腦白質(zhì)的彌漫性改變。它可以出現(xiàn)在各種腦白質(zhì)病中，包括慢性腦缺血，阿爾茨海默病，伴皮質(zhì)下梗塞和白質(zhì)腦病的常染色體顯性遺傳性腦動脈病。在組織學(xué)方面的表現(xiàn)，可見到神經(jīng)軸索缺失和神經(jīng)膠質(zhì)增殖。在缺血性腦白質(zhì)疏松癥，T2加權(quán)圖像上顯示信號升高的區(qū)域，DTI顯示平均彌散系數(shù)MD升高和FA值減低。腦白質(zhì)疏松癥的平均彌散系數(shù)明顯低于腔隙性腦梗塞病灶區(qū)域，大概是由于前者神經(jīng)膠質(zhì)增生阻礙了水分子的彌散。瓦勒變性是軸索的順行性變性，神經(jīng)軸索的髓鞘崩解繼發(fā)于鄰近的軸索損傷或神經(jīng)細胞死亡。最常見的是繼發(fā)于同側(cè)的腦梗塞,皮質(zhì)脊髓束出現(xiàn)WD。在WD，DTI比T2WI圖像更敏感。彌散各向異性指數(shù)如FA值在原發(fā)病灶和發(fā)生WD的區(qū)域都出現(xiàn)減低。ADC值在WD中只是輕微升高，在原發(fā)性缺血梗塞灶中是明顯升高。這樣通過ADC值可以把原發(fā)病灶和WD區(qū)分開來。(developingbrain,maturationandaging)DTI在研究大腦發(fā)育的過程中還存在許多挑戰(zhàn)。一些研究表明，在腦組織中，使用相同的脈沖序列和后處理方法對兒童和成人進行DTI檢查（除了b值不同，一般成人1000mm2/s，兒童700～800mm2/s），可以發(fā)現(xiàn)腦組織的ADC值和彌散各向異性指數(shù)隨著年齡增大而發(fā)生有規(guī)律地變化。新生兒的腦組織ADC值明顯高于成人，而FA值明顯低于成人。在兒童，白質(zhì)的ADC值明顯高于灰質(zhì)。半卵圓中心的ADC接近0×10-3mm2/s，隨著年齡的增長，ADC值下降直到達到成人的7×10-3mm2/s，而各向異性指數(shù)上升（尤其是RA在發(fā)育過程中，以非線性方式上升）。ADC值的變化主要發(fā)生在嬰兒出生最初的6個月，這個變化被認為和腦組織水容量的下降、神經(jīng)軸索髓鞘的形成、白質(zhì)纖維結(jié)構(gòu)成型有關(guān)，這些因素都降低了平均彌散率。在大腦不同的區(qū)域都能發(fā)現(xiàn)這種現(xiàn)象，ADC值隨年齡增長而變化。DTI已經(jīng)被用于腦組織生理性退化的研究，目的是發(fā)現(xiàn)和年齡相關(guān)的改變。年齡超過40歲的成人，腦白質(zhì)的ADC值要高于年輕人。20歲以后，彌散各向異性程度會出現(xiàn)下降趨勢。在白質(zhì)纖維束密集的深部腦白質(zhì)的FA值會出現(xiàn)和年齡相關(guān)的下降趨勢，特別是胼胝體的膝部和半卵圓中心。在評估疾病的影響時，這些與年齡相關(guān)的生理性變化應(yīng)該被考慮，尤其是在老年人。除了腦梗塞外，大多數(shù)局灶性腦損傷還沒有使用DTI來進行廣泛的研究。外傷性腦損傷被分為局灶性和彌漫性。局灶性腦損傷常常由一個直接的外力作用產(chǎn)生腦損傷，例如血腫或是腦挫裂傷。而彌漫性腦損傷，常是由于剪切傷的結(jié)果，或者是由于腦組織各部分的密度和剛性不同而在減速運動中所引發(fā)的牽拉傷。DWI可以被用來檢查在常規(guī)MR圖像上顯示不明顯的剪切傷。DWI對于出血性病灶的顯示卻不如T2WI敏感。在局灶性病變?nèi)缒X挫傷或血腫的周圍，也會有個半暗區(qū)，這里的彌散系數(shù)會出現(xiàn)下降。這個半暗區(qū)的存在對于頭部外傷患者治療計劃的選擇可能很重要。在內(nèi)囊和胼胝體發(fā)生的組織病理學(xué)異常，絕大多數(shù)都會表現(xiàn)出彌散各向異性程度的改變。外傷后彌漫性軸索損傷最初的24小時里，在普通MR上表現(xiàn)正常的白質(zhì)可能會出現(xiàn)彌散各向異性指數(shù)輕度的下降。而外傷幾周后這種下降會很明顯。在圍產(chǎn)期，具有高危腦損傷的新生兒，出生后第一天在T1WI或FLAIR表現(xiàn)正常的腦實質(zhì)，就可以發(fā)現(xiàn)ADC值的下降。ADC值明顯下降出現(xiàn)在第3天。同時，在一周內(nèi)ADC值可以出現(xiàn)假正?；TI在外傷后第1天并不能完全顯示新生兒外傷的范圍，外傷后第3天的圖像也許能更好的顯示損傷的范圍。不久的將來，會有進一步的研究來評估DTI對于測量腦實質(zhì)損傷的范圍以及預(yù)后的價值，并找到DTI最佳的檢查時間。DTI技術(shù)是研究復(fù)雜腦組織結(jié)構(gòu)的一種無創(chuàng)的有力工具。它在神經(jīng)解剖、纖維連接和大腦發(fā)育方面應(yīng)用前景廣闊,對于神經(jīng)系統(tǒng)疾病和腦功能研究有巨大的潛在優(yōu)勢。盡管DTI的參數(shù)測量及其圖像到2015年并不能作為臨床診斷的可靠標準,對某些器官的檢查受到客觀條件的制約,隨著技術(shù)的提高和更好的后處理分析,DTI會更加廣泛、更加可靠的應(yīng)用于研究和臨床工作中。脊髓損傷（SCI）是一種嚴重的神經(jīng)系統(tǒng)疾病，可導(dǎo)致感覺、運動和自主神經(jīng)功能的喪失。早期準確評估脊髓損傷的程度和范圍對于患者的治療和預(yù)后具有重要意義。近年來，隨著磁共振成像（MRI）技術(shù)的不斷發(fā)展，擴散張量成像（DTI）作為一種無創(chuàng)、無痛、無輻射的檢測方法，在脊髓損傷的基礎(chǔ)學(xué)及臨床研究中得到了廣泛應(yīng)用。擴散張量成像是一種基于水分子擴散的MRI技術(shù)，通過測量水分子在各個方向的擴散系數(shù)，可以反映組織的微觀結(jié)構(gòu)和細胞膜的完整性。在脊髓損傷的基礎(chǔ)研究中，DTI被廣泛應(yīng)用于評估脊髓組織的微觀結(jié)構(gòu)變化。研究表明，SCI后脊髓組織的DTI參數(shù)如各向異性分數(shù)（FA）、擴散系數(shù)（ADC）等會發(fā)生顯著改變。這些參數(shù)的變化與脊髓損傷的嚴重程度、損傷部位以及預(yù)后恢復(fù)情況密切相關(guān)。通過對這些參數(shù)的深入研究，有助于深入了解SCI的病理生理機制，為臨床治療提供理論依據(jù)。在臨床研究中，DTI被廣泛應(yīng)用于SCI的診斷、治療和預(yù)后評估。DTI可以用于SCI的早期診斷。研究表明，SCI后脊髓組織的DTI參數(shù)在傷后數(shù)小時內(nèi)即可發(fā)生改變，這有助于及時發(fā)現(xiàn)損傷并制定治療方案。DTI可以用于評估治療效果。通過對治療前后DTI參數(shù)的變化進行對比分析，可以評估治療效果，為進一步優(yōu)化治療方案提供依據(jù)。DTI還可以用于預(yù)測患者的預(yù)后恢復(fù)情況。研究表明，傷后早期DTI參數(shù)的變化與患者最終的神經(jīng)功能恢復(fù)情況密切相關(guān)。雖然DTI在評價脊髓損傷方面取得了一定的成果，但仍存在一些局限性，如對微小損傷的敏感性不足、受磁場均勻性和運動偽影的影響等。未來研究可進一步探索更先進的MRI技術(shù)和分析方法，以提高DTI對脊髓損傷的評估精度和可靠性。例如，高分辨率DTI、神經(jīng)纖維追蹤技術(shù)、機器學(xué)習(xí)等方法的應(yīng)用將有助于更深入地揭示脊髓損傷的病理生理機制，為臨床治療提供更有力的支持。隨著研究的深入，我們還需要進一步明確DTI參數(shù)與脊髓損傷的具體關(guān)系，以及它們在不同類型和不同程度的脊髓損傷中的變化規(guī)律。這將有助于我們更好地理解和評估脊髓損傷，為患者提供更加精準和個性化的治療方案。磁共振擴散張量成像作為一種無創(chuàng)、無痛、無輻射的檢測方法，在評價脊髓損傷方面具有重要價值。通過深入研究和探索，我們有望進一步提高DTI的應(yīng)用范圍和準確性，為脊髓損傷患者帶來更好的治療和預(yù)后評估手段。磁共振成像（MRI）是一種非侵入性的醫(yī)學(xué)影像技術(shù)，已經(jīng)成為了許多疾病診斷的重要手段。近年來，隨著技術(shù)的不斷發(fā)展，一種名為彌散張量成像（DTI）的技術(shù)逐漸得到了廣泛應(yīng)用。本文將詳細闡述磁共振彌散張量成像的基本原理及其在臨床中的應(yīng)用。彌散張量是一種描述分子擴散程度的物理量，而磁共振彌散張量成像則是一種基于彌散張量的MRI技術(shù)。在DTI中，磁場中的原子核會受到磁力線的干擾，導(dǎo)致其自旋頻率發(fā)生改變。當磁場發(fā)生改變時，原子核會嘗試重新調(diào)整自身狀態(tài)以降低能量。在這個過程中，原子核會發(fā)生碰撞，從而在一定程度上阻礙了磁場的進一步改變。由于這種阻礙程度可以反映分子擴散的情況，因此通過測量磁場改變后的信號，可以計算出彌散張量。彌散張量的大小受到多種因素的影響，如分子濃度、水分子擴散系數(shù)以及磁場強度等。在醫(yī)學(xué)應(yīng)用中，DTI主要用于研究水分子在人體內(nèi)的擴散情況。由于水分子是人體中最常見的成分之一，因此其擴散情況能夠反映出人體組織的微觀結(jié)構(gòu)和功能狀態(tài)。磁共振彌散張量成像的測量原理是利用多個方向上的磁場梯度對原子核進行激勵。通過在不同的時間段內(nèi)施加磁場梯度，并測量原子核在每個時間段內(nèi)的信號強度，可以計算出彌散張量。在計算過程中，需要利用數(shù)學(xué)模型對信號進行擬合，從而得到彌散張量的