磁共振成像原理和功能磁共振
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胆固醇逐渐降低，磷脂逐渐增多，最后 形成成熟的髓鞘
在这个过程中，组织的各向异性不断增 加，利用DTI技术，可以定量分析不同部 位脑组织的各向异性程度，显示大脑的 发育过程
DTI在脑梗塞中的运用
DWI有助于临床诊断早期、超早期脑梗死的及 时诊断，而DTI在检测脑梗死后皮质脊髓束损 伤有着显著优势。 梗死区域的FA显著降低，早期平均ADC值降 低，后期增高。 与梗死区相联系的的同侧内囊、大脑脚和桥 脑处的皮质脊髓束FA较对侧显著降低，提示 脑梗死后远端的皮质脊髓束可能存在进行性 的Wallerian变性。 DTI在通过对梗死远端皮质脊髓束FA计算判 断其变性程度，并预测患者的运动功能转归。
o 同时以射频信号的形式放出能量 o 发出的射频信号被体外线圈接受 o 经计算机处理后重建成图像
磁共振检查技术
平扫（T1WI、T2WI、PDWI） 增强（T1WI） 动态增强（Dynamic MR） 磁共振血管造影（MRA） 脂肪抑制成像（STIR) 水抑制成像（FLAIR） 水成像（MRCP、MRU、MRM） 灌注成像（Perfusion） 弥散成像（Diffusion） 功能成像（function MR）
从宏观上讲，受激励的质子群发生核磁共振时，质子宏观 磁化矢量M不再与原来的主磁场平行，M的方向和值将离 开原来的平衡状态而发生变化，其变化程度取决于所施加 射频脉冲的强度和时间，二者越大，在射频脉冲停止时， M离开B0越远。
90射频脉冲
MRI的物理基础
核磁弛豫：脉冲停止后，宏观磁化矢量M又自 发恢复到平衡状态。
利用最大本征向量λ1对应 纤维束传导方向将大脑中神经 纤维束轨迹描出来，实现活体 查看和研究中枢以及周围神经 系统的神经通路的连接和连续 性。
方法：从一个设置的种子位置开始追踪，直至遇到 体素的FA值小于0.2 。
大脑发育及衰老
出生后大脑仍继续发育、髓鞘化 ，2岁左右基 本完成
遵循从下到上，从后到前，从中央到周 围的规律进行髓鞘化
水肿，但不能 排除肿瘤浸润。
模式3：患侧纤 维FA值相对于 对侧明显减低， 同时纤维的走 向发生改变。
提示：瘤周神经 纤维被肿瘤侵 犯。
模式4：患侧 纤维显示各 向同性或近 似同性，无 法看出走行 方向。
提示：神经纤 维被破坏， 仅见于恶性 肿瘤。
57Y,M,考虑左顶叶 胶质瘤
F，28Y，考虑右侧 额颞叶胶质瘤
频率段最宽，多超出MRI质子共振频率的范 围。如果水变成冰或者有物质（蛋白质） 溶解在内使其粘度升高，则热运动减低， 处于Larmor频率的磁动波较多，能更多地 激发被激励的质子，使T1缩短。
而脂肪、胆固醇等物质内1H，由于基本 没有热运动的影响，所以均呈短T1信号。
磁共振信号的产生
o 外来射频脉冲停止后，由M0产生的横向磁 化矢量由XY平面逐渐回复到Z轴
MRI的物理基础
生物组织中含有1H、13C、19F、23N百度文库、31P 等元素，有磁性的元素有百余种。
在现今，研究和使用的最多的是1H。
1H是磁化最高的原子核，可以得到较强的信 号（即SNR高）；
1H占活体组织中原子数的2/3，数量丰富。
MRI时，均指的是1H原子核。
无外加磁场时，各个质 子以任意方向自旋，因而单 位体积内生物组织的宏观磁 矩M=0，若将生物组织置于 一个强大的外加磁场（B0） 中，则质子磁矩发生变化， 较多的质子磁矩与B0方向相 同，较少与之相反。因此， 出现与B0方向一致的净宏观 磁矩M0。
RA为各向异性和各向同性成分的比例 VR等于椭球体的体积与半径为平均扩散 率的球体体积之比。
两者的取值范围亦在0～1之间 ，RA的意 义与FA相似，越接近1说明水分子的各 向异性程度越高。而VR越接近1说明水 分子的弥散越趋于各向同性 。
VR图
白质纤维束示踪成像（fiber tractography）
因此只要计算6个变量 方法：
至少在6个不同非共线方向上施加敏感梯度，另 外再采集一幅具有同样参数而未施加敏感梯度的图像。 从弥散加权像和非弥散加权像的信号强度衰减差异中 可以得到6幅表观弥散系数图（ADC），得到一个六 元一次方程组，最后利用这些图可以求得每个体素的 有效弥散张量D 。
❤理论上6次就可以，但是由于噪声的存在， 方向越多，三维空间分布越均匀则数据越 准确。
BOLD成像原理
BOLD：blood oxygen level depend 血氧水平依赖成像
脱氧血红蛋白：顺磁性物质，引起加权信号减低。
氧合血红蛋白：逆磁性物质，引起加权信号增高。
当局部脑皮质在经特定的任务刺激（如感觉运动、 神经心理测试等）后，局部脑血流量增加，氧合 血红蛋白比例升高，故而神经元活动区的加权信 号高于非活动区。这种反映神经电活动的方法就 称为BOLD。
纵向弛豫：90°脉冲停止后，纵向弛化矢量 要逐渐恢复放到平衡状态，测量时间距终止 时间越长，所测到的磁化矢量信号幅度就越 大，Mz达到其最终平衡状态的63%的时间为 T1值。（通过释放已吸收的能量）
MRI的物理基础
横向弛豫：90°射频脉冲的的另一个作用是使质 子群在同一方位、同步旋进（相位一致），这时 横向磁化矢量Mxy最大。但射频脉冲停止后，质 子群同步旋进很快变成异步，相位失聚合，磁化 矢量相互抵消，Mxy很快由大变小至为0，称之为 去相位。Mxy衰减到原来值37%的时间为T2值。 （通过相位的改变导致矢量抵消）
DWI图像：利用扩散敏感梯度脉冲将 水分子弥散效应扩大，来研究不同组 织中水分子扩散运动的差异
其方法就是在常规的任意MRI序列上施 加对弥散敏感的梯度脉冲来获得
A
B
正常组织间隙 随机运动的水分子---低信号
组织内影响水分子弥散的因素
► 细胞内外的体积变化
► 水分子通过细胞膜的渗透作 用
► 细胞外间隙形态的改变
－水分子垂直于神经纤维 走向的弥散运动困难 －水分子平行于神经纤维 走向的弥散运动容易
❤要描述水分子的空间弥散情况 ，引入了张 量的概念，脑白质中每一个体素的各向异性 扩散过程就可以用张量D表示 。需要用一个 二维矩阵表示 ：
二阶张量具有对称性， Dxy＝Dyx Dxz=Dzx Dyz=Dzy
12个方向
42个方向
162个方向
642个方向
DTI的成像原理
DTI利用弥散张量中的各向异性扩 散的方向信息来追踪神经通路的走 行从而得到脑白质中神经纤维和功 能束的走行方向和立体形态。
DTI的量化参数
平均扩散率
指MR成像体素内各个方向扩散幅度的平均 值，代表了某一体素内水分子扩散的大小 或程度，通常所用的指标就是平均弥散系 数（average diffusion coefficient，ADC）， 反应了水分子单位时间内扩散运动的范围， 单位是mm2/s，其值越大，说明水分子扩 散能力越强。
外界刺激→脑组织兴奋→ATP需求↑→血管扩张、 含氧血红蛋白↑→加权信号↑
MRI涉及讨论的主要为宏观磁化矢量的变化规律
MRI 的物理基础
原子核在外加磁场中自旋的同时， 还以一定的角度围绕外加磁场方向 进行旋转运动，这种运动称为进动。
沿B0旋进着的质子类似于在重力作 用下的陀螺。
进动频率亦称角频率(ω0)，取决于外 加磁场强度(B0)和原子核的旋磁比(γ)： 0 = 0
&
=
b=0
b=1000
ADC
► ADC反映了水分子的扩散运动的能力，指水
分子单位时间内扩散运动的范围，其值越高代
表水分子扩散能力越强。
磁共振扩张张量成像 DTI
DWI成像只在X、Y、Z轴三个方向上施 加敏感梯度 ，不能完全、正确地评价不 同组织在三维空间内的弥散情况，组织各 向异性程度往往被低估 。
脑白质中FA值与髓鞘的完整性、纤维的致密性 及平行性呈正相关 。
在FA图上，脑白质 为高信号，表现出 比较高的各向异性， 纤维排列最大程度 趋于一致时，FA值 也就越接近1，例如 胼胝体，而脑灰质 与脑脊液因趋向各 向同性表现为低信 号。
胼胝体>内囊后肢>内囊前肢>外囊>半卵圆中心
相对各向异性（relative anisotropy，RA） 和容积比（volume ratio，VR）
只有Larmor频率的磁动波与B0作用垂直时，被激 励的高能态质子方能放出能量，回到低能态，即 T1弛豫；
各种频率、任意方向的磁动波均可使质子群的旋 进频率及方位发生改变，即T2弛豫。
T1、T2弛豫过程同时进行
MRI的物理基础
弛豫与生物组织理化因素的关系 人体体温环境下，纯水分子热运动覆盖的
磁共振成像原理及临 床应用
湖南省肿瘤医院放诊科 向往
MRI 的物理基础
绝大多数原子核都具有围 绕自身轴线做旋转运动的 特性，称之为自旋特性。
质子自旋就相当于正电荷 在环形线路中流动→即环 形电流→产生磁场，即核 磁。
若原子核含有的质子数为 偶数，则其自旋产生的磁 场相互抵消，为非磁性。 反之，若为奇数，则具有 磁性。
左侧颞部脑膜瘤
磁共振灌注加权成像 PWI
DWI病灶＜PWI病灶 ——缺血半暗带
DWI病灶≥PWI病灶 ——梗死
磁敏感加权成像 SWI
SWI成像原理
SWI是一种利用不同组织间的磁敏感性差 异而成像的技术，对小静脉、微出血和铁 沉积更敏感。
成像基础：组织间磁敏感度差异和BOLD 效应
细胞毒性水肿的组织 运动受限的水分子---高信号
肿瘤组织细胞比例增高—高信号
DWI评估弥散的参数
通过两个以上不同弥散敏感梯度值（ b值）的弥散 加权象，可计算出弥散敏感梯度方向上水分子的表观 弥散系数（apparent diffusion coefficient ADC）
ADC=In(S低/S高)/(b高-b低)
PDWI
T2WI
SE序列
T1WI FSTIR序列
3D - MRA 后交通支动脉瘤
3D-CEMRA的时间分辨率（胸腹部）
FLAIR 抑水序列
磁共振胰胆管造影 （MRCP）
3D-重T2WI （水成像）
磁共振弥散加权成像 DWI
磁共振弥散加权成像DWI
MR图像：组织T1、T2驰豫时间、H1 的密度、分子弥散运动
DTI则可以在三维空间内定量分析组 织内水分子的弥散的特性。
磁共振弥散加权成像DTI
均质介质中水分子的运动是无 序随机运动，即向各个方向运 动的几率是相同，即具有各向 同性（isotropy）
►在人体组织中，水分子的运 动由于受到组织细胞结构的影 响，在各个方向弥散程度是不 同的，具有方向依赖性，即具 有各向异性(anisotropy)
DTI在脑肿瘤中的应用
1. 定量分析肿瘤组织特点以鉴别肿瘤的级别， 鉴别正常的白质纤维、水肿及肿瘤区域。
2. 测量瘤周的水肿的平均ADC值和FA值以 分析鉴别转移瘤和胶质瘤。
3. 显示白质纤维和肿瘤的相互关系，利于指 导外科手术，这是DTI技术较有临床价值 和应用的前景。
目前将肿瘤和白质纤维的关系分为 4种模式
模式1：纤维位置
或方向发生改变， 患侧纤维的FA值相 对于对侧正常或轻 微降低（<25％）。
提示：肿瘤挤压
周围神经纤维 束，但未见明 显的神经纤维 束中断征象， 提示肿瘤为良 性或侵袭性低 的肿瘤
模式2：患侧纤
维FA值相对于 对侧明显降低 （>25％）， 同时纤维位置 和方向正常。
提示：瘤周发生
上述方程式称为拉莫尔方程，其角 频率又称为拉莫尔频率。
旋磁比(γ)是原子核的固有特性，仅 与原子核的种类有关。
MRI的物理基础
能量从一个客体或系统传送至另一个，而接受者以供应者 相同的频率振动。这种能量传送只有在驱动者能量频率与 被激励系统的振荡频率相一致时才能发生。
在MR成像中，被激励者为组织中的1H团，激励者为射频 脉冲。在B0中，以Larmor频率施加射频脉冲，被激励质子 从低能态跃迁到高能态，出现核磁共振。
正常的ADC图
各向异性指数
部分各向异性指数（fractional anisotropy， FA ）是 分析各向异性最常用的参数，指弥散的各向异性部 分与弥散张量总值的比值，反应了各向异性成分占 整个弥散张量的比例，取值在0～1之间，0代表了最 大各向同性的弥散，比如在完全均质介质中的水分 子弥散，1代表了假想下最大各向异性的弥散 。
在这个过程中，组织的各向异性不断增 加，利用DTI技术，可以定量分析不同部 位脑组织的各向异性程度，显示大脑的 发育过程
DTI在脑梗塞中的运用
DWI有助于临床诊断早期、超早期脑梗死的及 时诊断，而DTI在检测脑梗死后皮质脊髓束损 伤有着显著优势。 梗死区域的FA显著降低，早期平均ADC值降 低，后期增高。 与梗死区相联系的的同侧内囊、大脑脚和桥 脑处的皮质脊髓束FA较对侧显著降低，提示 脑梗死后远端的皮质脊髓束可能存在进行性 的Wallerian变性。 DTI在通过对梗死远端皮质脊髓束FA计算判 断其变性程度，并预测患者的运动功能转归。
o 同时以射频信号的形式放出能量 o 发出的射频信号被体外线圈接受 o 经计算机处理后重建成图像
磁共振检查技术
平扫（T1WI、T2WI、PDWI） 增强（T1WI） 动态增强（Dynamic MR） 磁共振血管造影（MRA） 脂肪抑制成像（STIR) 水抑制成像（FLAIR） 水成像（MRCP、MRU、MRM） 灌注成像（Perfusion） 弥散成像（Diffusion） 功能成像（function MR）
从宏观上讲，受激励的质子群发生核磁共振时，质子宏观 磁化矢量M不再与原来的主磁场平行，M的方向和值将离 开原来的平衡状态而发生变化，其变化程度取决于所施加 射频脉冲的强度和时间，二者越大，在射频脉冲停止时， M离开B0越远。
90射频脉冲
MRI的物理基础
核磁弛豫：脉冲停止后，宏观磁化矢量M又自 发恢复到平衡状态。
利用最大本征向量λ1对应 纤维束传导方向将大脑中神经 纤维束轨迹描出来，实现活体 查看和研究中枢以及周围神经 系统的神经通路的连接和连续 性。
方法：从一个设置的种子位置开始追踪，直至遇到 体素的FA值小于0.2 。
大脑发育及衰老
出生后大脑仍继续发育、髓鞘化 ，2岁左右基 本完成
遵循从下到上，从后到前，从中央到周 围的规律进行髓鞘化
水肿，但不能 排除肿瘤浸润。
模式3：患侧纤 维FA值相对于 对侧明显减低， 同时纤维的走 向发生改变。
提示：瘤周神经 纤维被肿瘤侵 犯。
模式4：患侧 纤维显示各 向同性或近 似同性，无 法看出走行 方向。
提示：神经纤 维被破坏， 仅见于恶性 肿瘤。
57Y,M,考虑左顶叶 胶质瘤
F，28Y，考虑右侧 额颞叶胶质瘤
频率段最宽，多超出MRI质子共振频率的范 围。如果水变成冰或者有物质（蛋白质） 溶解在内使其粘度升高，则热运动减低， 处于Larmor频率的磁动波较多，能更多地 激发被激励的质子，使T1缩短。
而脂肪、胆固醇等物质内1H，由于基本 没有热运动的影响，所以均呈短T1信号。
磁共振信号的产生
o 外来射频脉冲停止后，由M0产生的横向磁 化矢量由XY平面逐渐回复到Z轴
MRI的物理基础
生物组织中含有1H、13C、19F、23N百度文库、31P 等元素，有磁性的元素有百余种。
在现今，研究和使用的最多的是1H。
1H是磁化最高的原子核，可以得到较强的信 号（即SNR高）；
1H占活体组织中原子数的2/3，数量丰富。
MRI时，均指的是1H原子核。
无外加磁场时，各个质 子以任意方向自旋，因而单 位体积内生物组织的宏观磁 矩M=0，若将生物组织置于 一个强大的外加磁场（B0） 中，则质子磁矩发生变化， 较多的质子磁矩与B0方向相 同，较少与之相反。因此， 出现与B0方向一致的净宏观 磁矩M0。
RA为各向异性和各向同性成分的比例 VR等于椭球体的体积与半径为平均扩散 率的球体体积之比。
两者的取值范围亦在0～1之间 ，RA的意 义与FA相似，越接近1说明水分子的各 向异性程度越高。而VR越接近1说明水 分子的弥散越趋于各向同性 。
VR图
白质纤维束示踪成像（fiber tractography）
因此只要计算6个变量 方法：
至少在6个不同非共线方向上施加敏感梯度，另 外再采集一幅具有同样参数而未施加敏感梯度的图像。 从弥散加权像和非弥散加权像的信号强度衰减差异中 可以得到6幅表观弥散系数图（ADC），得到一个六 元一次方程组，最后利用这些图可以求得每个体素的 有效弥散张量D 。
❤理论上6次就可以，但是由于噪声的存在， 方向越多，三维空间分布越均匀则数据越 准确。
BOLD成像原理
BOLD：blood oxygen level depend 血氧水平依赖成像
脱氧血红蛋白：顺磁性物质，引起加权信号减低。
氧合血红蛋白：逆磁性物质，引起加权信号增高。
当局部脑皮质在经特定的任务刺激（如感觉运动、 神经心理测试等）后，局部脑血流量增加，氧合 血红蛋白比例升高，故而神经元活动区的加权信 号高于非活动区。这种反映神经电活动的方法就 称为BOLD。
纵向弛豫：90°脉冲停止后，纵向弛化矢量 要逐渐恢复放到平衡状态，测量时间距终止 时间越长，所测到的磁化矢量信号幅度就越 大，Mz达到其最终平衡状态的63%的时间为 T1值。（通过释放已吸收的能量）
MRI的物理基础
横向弛豫：90°射频脉冲的的另一个作用是使质 子群在同一方位、同步旋进（相位一致），这时 横向磁化矢量Mxy最大。但射频脉冲停止后，质 子群同步旋进很快变成异步，相位失聚合，磁化 矢量相互抵消，Mxy很快由大变小至为0，称之为 去相位。Mxy衰减到原来值37%的时间为T2值。 （通过相位的改变导致矢量抵消）
DWI图像：利用扩散敏感梯度脉冲将 水分子弥散效应扩大，来研究不同组 织中水分子扩散运动的差异
其方法就是在常规的任意MRI序列上施 加对弥散敏感的梯度脉冲来获得
A
B
正常组织间隙 随机运动的水分子---低信号
组织内影响水分子弥散的因素
► 细胞内外的体积变化
► 水分子通过细胞膜的渗透作 用
► 细胞外间隙形态的改变
－水分子垂直于神经纤维 走向的弥散运动困难 －水分子平行于神经纤维 走向的弥散运动容易
❤要描述水分子的空间弥散情况 ，引入了张 量的概念，脑白质中每一个体素的各向异性 扩散过程就可以用张量D表示 。需要用一个 二维矩阵表示 ：
二阶张量具有对称性， Dxy＝Dyx Dxz=Dzx Dyz=Dzy
12个方向
42个方向
162个方向
642个方向
DTI的成像原理
DTI利用弥散张量中的各向异性扩 散的方向信息来追踪神经通路的走 行从而得到脑白质中神经纤维和功 能束的走行方向和立体形态。
DTI的量化参数
平均扩散率
指MR成像体素内各个方向扩散幅度的平均 值，代表了某一体素内水分子扩散的大小 或程度，通常所用的指标就是平均弥散系 数（average diffusion coefficient，ADC）， 反应了水分子单位时间内扩散运动的范围， 单位是mm2/s，其值越大，说明水分子扩 散能力越强。
外界刺激→脑组织兴奋→ATP需求↑→血管扩张、 含氧血红蛋白↑→加权信号↑
MRI涉及讨论的主要为宏观磁化矢量的变化规律
MRI 的物理基础
原子核在外加磁场中自旋的同时， 还以一定的角度围绕外加磁场方向 进行旋转运动，这种运动称为进动。
沿B0旋进着的质子类似于在重力作 用下的陀螺。
进动频率亦称角频率(ω0)，取决于外 加磁场强度(B0)和原子核的旋磁比(γ)： 0 = 0
&
=
b=0
b=1000
ADC
► ADC反映了水分子的扩散运动的能力，指水
分子单位时间内扩散运动的范围，其值越高代
表水分子扩散能力越强。
磁共振扩张张量成像 DTI
DWI成像只在X、Y、Z轴三个方向上施 加敏感梯度 ，不能完全、正确地评价不 同组织在三维空间内的弥散情况，组织各 向异性程度往往被低估 。
脑白质中FA值与髓鞘的完整性、纤维的致密性 及平行性呈正相关 。
在FA图上，脑白质 为高信号，表现出 比较高的各向异性， 纤维排列最大程度 趋于一致时，FA值 也就越接近1，例如 胼胝体，而脑灰质 与脑脊液因趋向各 向同性表现为低信 号。
胼胝体>内囊后肢>内囊前肢>外囊>半卵圆中心
相对各向异性（relative anisotropy，RA） 和容积比（volume ratio，VR）
只有Larmor频率的磁动波与B0作用垂直时，被激 励的高能态质子方能放出能量，回到低能态，即 T1弛豫；
各种频率、任意方向的磁动波均可使质子群的旋 进频率及方位发生改变，即T2弛豫。
T1、T2弛豫过程同时进行
MRI的物理基础
弛豫与生物组织理化因素的关系 人体体温环境下，纯水分子热运动覆盖的
磁共振成像原理及临 床应用
湖南省肿瘤医院放诊科 向往
MRI 的物理基础
绝大多数原子核都具有围 绕自身轴线做旋转运动的 特性，称之为自旋特性。
质子自旋就相当于正电荷 在环形线路中流动→即环 形电流→产生磁场，即核 磁。
若原子核含有的质子数为 偶数，则其自旋产生的磁 场相互抵消，为非磁性。 反之，若为奇数，则具有 磁性。
左侧颞部脑膜瘤
磁共振灌注加权成像 PWI
DWI病灶＜PWI病灶 ——缺血半暗带
DWI病灶≥PWI病灶 ——梗死
磁敏感加权成像 SWI
SWI成像原理
SWI是一种利用不同组织间的磁敏感性差 异而成像的技术，对小静脉、微出血和铁 沉积更敏感。
成像基础：组织间磁敏感度差异和BOLD 效应
细胞毒性水肿的组织 运动受限的水分子---高信号
肿瘤组织细胞比例增高—高信号
DWI评估弥散的参数
通过两个以上不同弥散敏感梯度值（ b值）的弥散 加权象，可计算出弥散敏感梯度方向上水分子的表观 弥散系数（apparent diffusion coefficient ADC）
ADC=In(S低/S高)/(b高-b低)
PDWI
T2WI
SE序列
T1WI FSTIR序列
3D - MRA 后交通支动脉瘤
3D-CEMRA的时间分辨率（胸腹部）
FLAIR 抑水序列
磁共振胰胆管造影 （MRCP）
3D-重T2WI （水成像）
磁共振弥散加权成像 DWI
磁共振弥散加权成像DWI
MR图像：组织T1、T2驰豫时间、H1 的密度、分子弥散运动
DTI则可以在三维空间内定量分析组 织内水分子的弥散的特性。
磁共振弥散加权成像DTI
均质介质中水分子的运动是无 序随机运动，即向各个方向运 动的几率是相同，即具有各向 同性（isotropy）
►在人体组织中，水分子的运 动由于受到组织细胞结构的影 响，在各个方向弥散程度是不 同的，具有方向依赖性，即具 有各向异性(anisotropy)
DTI在脑肿瘤中的应用
1. 定量分析肿瘤组织特点以鉴别肿瘤的级别， 鉴别正常的白质纤维、水肿及肿瘤区域。
2. 测量瘤周的水肿的平均ADC值和FA值以 分析鉴别转移瘤和胶质瘤。
3. 显示白质纤维和肿瘤的相互关系，利于指 导外科手术，这是DTI技术较有临床价值 和应用的前景。
目前将肿瘤和白质纤维的关系分为 4种模式
模式1：纤维位置
或方向发生改变， 患侧纤维的FA值相 对于对侧正常或轻 微降低（<25％）。
提示：肿瘤挤压
周围神经纤维 束，但未见明 显的神经纤维 束中断征象， 提示肿瘤为良 性或侵袭性低 的肿瘤
模式2：患侧纤
维FA值相对于 对侧明显降低 （>25％）， 同时纤维位置 和方向正常。
提示：瘤周发生
上述方程式称为拉莫尔方程，其角 频率又称为拉莫尔频率。
旋磁比(γ)是原子核的固有特性，仅 与原子核的种类有关。
MRI的物理基础
能量从一个客体或系统传送至另一个，而接受者以供应者 相同的频率振动。这种能量传送只有在驱动者能量频率与 被激励系统的振荡频率相一致时才能发生。
在MR成像中，被激励者为组织中的1H团，激励者为射频 脉冲。在B0中，以Larmor频率施加射频脉冲，被激励质子 从低能态跃迁到高能态，出现核磁共振。
正常的ADC图
各向异性指数
部分各向异性指数（fractional anisotropy， FA ）是 分析各向异性最常用的参数，指弥散的各向异性部 分与弥散张量总值的比值，反应了各向异性成分占 整个弥散张量的比例，取值在0～1之间，0代表了最 大各向同性的弥散，比如在完全均质介质中的水分 子弥散，1代表了假想下最大各向异性的弥散 。