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临床前成像-MRI

超高场MRI

布鲁克提供最广泛的 MRI 产品，以实现最高灵敏度，满足最苛刻的应用需求。

概述

目前，大多数临床MRI 系统在1.5特斯拉和3特斯拉的中等场强下工作。对于小动物的成像，需要显著提高分辨率，以可视化类似人类的结构。由于灵敏度随着场强的增加而增加，因此7特斯拉和9.4特斯拉的场强是临床前领域的标准。

除此之外，从11.7特斯拉到21特斯拉的临床前超高频系统可满足要求最高灵敏度的特定应用。当超高场强与最佳线圈设置相结合时，即使是最苛刻的应用也变得可行，例如只接收阵列，其灵敏度随磁场强度的增加而超线性增加，或MRI CryoProbes，它提供了额外的灵敏度提升。

超高场MRI的优势不仅仅是灵敏度提升本身。超高场MRI有利于一系列的成像方法和应用。化学移位增加、血氧水平依赖性（BOLD）对比度增加、松弛时间改变和敏感性效应增加，使其注定了几种MRI方法，如MR波谱（MRS）、BOLD功能MRI（fMRI）、化学交换饱和转移（CEST）、敏感性加权成像（SWI）和定量敏感性图谱（QSM）。综上所述，超高场MRI可以为理解生物过程开辟全新的途径。

灵敏度提高

基于超高场（Ultra High Field, UHF）的磁共振应用直接获益于其高灵敏度。譬如：更高的信噪比，有助于获取更高的分辨率和/或使用更短的扫描时间，或者有利于使杂核成像。

 

超高分辨率磁共振成像

为避免部分容积效应，从而提高数据质量和改善数据分析，往往需要最高分辨率。可是，如果被研究对象各个体素中的信号不够强，那么由此产生的低信噪比会妨碍对图像的分析。超高场（UHF）仪器可以获得更大的信噪比，因此可以直接转换为更高分辨率。这使得研究人员能够将分辨率推向“活体 MRI 组织学”的方向，并有助于一系列疾病模型中数据质量的提高[1,2]。

除解剖成像外，许多磁共振成像方法也得益于灵敏度的提高。譬如，在 BOLD fMRI 中，可以定义更精确的刺激方式，因为信噪比增大使得对刺激强度的要求降低。此外，随着分辨率的提高，fMRI 精度越来越不受体素大小的限制，而是受限于到达神经元活动点的血流被特别精确（空间和时间上）调节的程度如何 [3]。另外，对于高分辨率 fMRI，部分容积效应的降低有望进一步提高信噪比 [4]。具有小体素尺寸的高分辨率 fMRI 将额外受益于超高场，因为它在热噪声主导的状态下工作，因此，在这种情况下，相比较低磁场而言超高场可以显著地提高灵敏度[4]。

在15.2 特斯拉的磁场强度下，使用磁共振成像超低温探头采集超高分辨率、高对比度 T2 加权活体小鼠大脑数据。方法：RARE，分辨率： (29 x 29) µm2，断层厚度：203 微米，断层： 12，扫描时间：26 分钟。

更高的吞吐量

在15.2特斯拉的磁场强度下，使用磁共振成像超低温探头可获得典型的高分辨率、快速 T2 加权活体小鼠大脑数据。方法：RARE，分辨率：(47 x 49) µm²，断层厚度：400 微米，断层：12，扫描时间：1 分钟。

由于磁共振成像系统的可用时间有限，需要大量动物，或者模型不稳定，通常需要更短的测量时间。

当使用较低场强时，通常需要更长的测量时间来获得足够的信噪比。使用超高场可以显著缩短测量时间，原因在于，譬如，灵敏度提高两倍就可以在四分之一的时间内获得分辨率相同、质量相似的图像 [5]。因此，可以减少数据平均值的数量，节省的时间可以投入到其他主题或进一步的研究。

推动杂核成像的发展

超高场下获得的高信噪比的另一个好处是，低旋磁比、四倍矩和低丰度的杂核成像可以得到显著改善，甚至首次得以实现 [5,6,7,8]。

这开创了许多不同的研究应用，如钠（²³Na）成像等。钠磁共振成像目前应用十分广泛。譬如，在临床系统中，钠浓度测量用于研究组织活力 [9]。由于灵敏度高，使用超高场非常有助于钠成像 [7]。此外，超高场磁共振成像可潜在地实现氧（17O）成像的突破，氧成像支持直达细胞氧代谢。细胞氧代谢在阿尔茨海默氏症和帕金森氏症以及癌症等疾病中都发生了改变。因此，17O 磁共振成像具有显示大脑局部病理变化的潜力，这也说明了这种成像方法的重要性 [8]。

代谢杂核成像的另一个应用是氘成像，可用于绘制葡萄糖代谢图。除了能够绘制葡萄糖代谢图而不是葡萄糖摄取图，氘代谢成像（DMI）比正电子发射断层扫描（PET）具有额外的优势，使用非放射性基质[11]。氘在超高频下的敏感性增加，使DMI成为PET的可行替代品。

参考文献

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更高的磁敏感度

功能性磁共振成像（fMRI）

大大受益于超高场（UHF）磁共振成像的应用是血氧水平依赖（BOLD）fMRI。在超高场下增加的磁敏感度转化为更大的可观察到的 BOLD 信号变化，因此改进了 fMRI 实验 [1]。

功能性磁共振成像用于研究功能连接，以进一步了解健康和疾病中的大脑功能 [2]。利用超高场提供的高灵敏度，高分辨率 fMRI 临床前实验因此而变得可行 [3]。此外，在热噪声占主导地位的情况下，功能灵敏度还将受益于超高场，因为它直接依赖于灵敏度并间接依赖于时间噪声 [4]。这是在超高场下进行高分辨率研究的情况 [5]。

独立成分分析(ICA)识别了双侧皮质和纹状体连接网络的集合，没有先验的假设。在11.7特斯拉的体内大鼠大脑中获得的数据[3]。信息来源：Mathias Hoehn, Max-Planck-Institute for Neurological Research, Cologne, Germany。

SWI 和 QSM

在15.2特斯拉磁场强度下，利用磁共振成像超低温探头获取的超高分辨率 T2* 加权活体小鼠大脑数据。方法：FLASH，分辨率：(20 x 20) µm²，断层厚度：150 微米，断层： 7，扫描时间：21 分钟。A/C) 磁矩图像，两个不同断层。B/D) 相应的相位图像。

除 BOLD 成像外，其它依赖于高磁敏感度和高信噪比磁共振应用也受益于超高场，例如磁敏感加权成像（Susceptibility Weighted Imaging ,SWI）和定量磁敏感成像（Quantitative Susceptibility Mapping, QSM）[6]。QSM可用于活体动物中风模型的微血管研究[7]。

参考文献

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更高的频谱分散度

波谱法

由于具有更高灵敏度和频谱分散度，这使得超高场技术被很自然地用于磁共振波谱。目前市面上已经可以买到场强高达 23.5 特斯拉的 MRS 仪器，可以对小样本进行超高分辨率波谱分析实验 [1]。

类似地，超高场 MRI 磁体有利于活体样本增加化学位移和提高灵敏度。因此，已有临床前报告显示使用超高场磁体能显著提高活体波谱质量[2,3,4,5]。值得注意的是，由于磁场强度高，某些代谢物可以在体内首次被检测到[4]。

除灵敏度提高和化学位移增大的优势外，有研究还进一步表明，弛豫增强 MRS 策略可以额外利用超高场下水和代谢物弛豫时间的差异产生“无水” MRS，而不需要常用的压水技术[3]。

在15.2 特斯拉的MRI CryoProbe获得的典型体内小鼠频谱。A和B）解剖参考与指示的体素位置。C）相应的频谱。方法：STEAM，回波时间：1小时。STEAM，回声时间：1.1毫秒，体素大小。(2 x 2 x 2) mm³，分辨率增强与移位高斯滤波，移位：7%，拓宽：7 Hz，扫描时间：17分钟。

化学交换磁共振成像

除磁共振波谱外，增强的频谱分散度也有益于磁化转移技术，如：化学交换饱和转移（CEST）成像，从而实现很高的选择性[6]。超高场化学交换技术的其他优势包括可以实现更高饱和度[6]和相对于化学位移的更低交换率[7]。

Chung 等人最近发表的一篇论文表明，相比 9.4 特斯拉而言，15.2 特斯拉时大鼠大脑中胺质子信号的化学交换效应显著增加。与 9.4 特斯拉相比增加了 65％，强调了超强场对化学交换应用的重要意义[7,8]。

受益于超强场的一项突出的 CEST 应用是 GluCEST，GluCEST 可监测神经退行性疾病的局部代谢缺陷 [6,9]。譬如，过去通过超高场技术研究基因敲入小鼠模型，发现GluCEST是亨廷顿氏舞蹈症的潜在体内生物标志物 [9]。

此外，有迹象表明，Gluco CEST 可用于调查与神经元活动相关的代谢。使用前爪电刺激的大鼠模型在17.2 特斯拉下进行的Gluco CEST 在刺激期间显示出负对比度，而BOLD成像提供了正对比度，从而证明CEST fMRI能够局部监测葡萄糖浓度的时间变化。

参考文献

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利用最佳线圈技术获得最强的信号

相控阵和MRI CryoProbes

接收阵列

对于临床系统，最近的研究表明，对于仅接收阵列线圈，信噪比（SNR）随磁场强度增强呈超线性增加[1]。这些结果突出了当使用超高场（UHF）系统时获取的令人印象深刻的信噪比增益。

除信噪比增益本身外，接收阵列线圈进一步提供了加速的可能性，从而有潜力增加空间和时间分辨率。对于临床前超高场成像，阵列线圈可用于大脑、心脏、脊柱和身体，并已实现常规性使用。

MRI CryoProbes

活体小鼠大脑，29 微米分辨率，15.2特斯拉场强下，利用 MRI 超低温探头进行测量。采集细节：RARE，分辨率：(29 × 29 × 200) µm³，TR: 3.5 s，TE：25 ms，回波：6，断层：7

在临床前磁共振成像中，低温冷却式 MRI 超低温探头[2]能额外提高灵敏度[3]，并已获得广泛使用。与超高场 MRI 相结合，额外增益非常显著，可在合理的测量时间内实现最高质量的图像[4]。例如，可以在配备有 MRI 超低温探头的临床前 15.2 特斯拉系统上轻松获得超高分辨率体内小鼠脑数据。

参考文献

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www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC5081351/

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