一、从磁共振成像（magnetic resonance imaging, MRI）到术中磁共振成像（intraoperative MRI, iMRI）
　　2003年美国化学家Lauterbur和英国物理学家Mansfield，因磁共振成像（magnetic resonance imaging, MRI）技术的突破性成就被授予诺贝尔生理学或医学奖。这也是继1943年德国科学家Stern因发现核-磁现象而获诺贝尔物理学奖以来，磁共振（magnetic resonance, MR）专题研究迄今获得的第6个诺贝尔奖。目前临床应用型MRI主磁体已从最初的0.015 Tesla（T）发展到3.0T，实验用MRI则可达7.0T。
　　MRI由于具有高度的软组织对比、精确的空间和时间分辨力、任意平面三维成像能力、对流动及温度的敏感性、脑功能成像和无电离辐射等优势，成为影像导引手术的首选。开放式MRI的出现，使术中“实时”（real-time）成像成为可能。最早报道应用iMRI的是美国哈佛大学Black课题组（1996）[1]。经过十余年努力，目前iMRI设备和技术有了很大的发展，经了三个阶段：⑴垂直双平面超导磁体（double doughnut）设计，例如美国哈佛大学Brigham and Women’s Hospital的美国通用电气医疗Signa SP TM /i 0.5T MRI[2]。⑵水平双平面或C型永磁体设计，例如日本日立医疗的AIRIS TM CII 0.3T MRI和德国西门子医疗的Magnetom TM Open 0.2T MRI。上述两种技术是把手术床搬入MRI诊断室。⑶真正意义上进入手术室的MRI系统，磁体和扫描机的基础设计均有创新。例如：美敦力的PoleStar TM N-20 0.15T MRI采用垂直双平面永磁体，具有超低场强、移动灵活、可安置于常规神经外科手术室等优点。2006年来，华山医院应用PoleStar TM N-20 iMRI导航手术三百余例，效果良好。IMRIS是目前唯一将1.5T或3.0T超高场强超导磁体利用空中轨道专利技术在手术室内自由移动的系统。并以iMRI为中心，集成建立数字一体化神经外科手术中心。目前华山医院已安装和应用3.0T iMRI。第三代iMRI的共同特点是无需移动患者，就可进行术中实时成像，引导医生从任意角度实施手术操作，将微侵袭神经外科引入一个全新的阶段。
　　二、iMRI在神经外科手术中的应用
　　在神经外科手术中，尤其是脑胶质瘤、垂体瘤、功能神经外科以及脑内定向穿刺活检手术。另外在脑膜瘤、转移瘤、血管畸形和小儿病例中，iMRI导航也得到了应用。iMRI具有下列优点：⑴为神经导航提供实时影像，纠正脑组织变形和脑移位误差，提升导航定位精度。⑵提高肿瘤切除率及防止重要神经血管结构损伤。Schwatrz等[4]指出当神经外科医生视觉判断脑胶质瘤已全切时，仍有33-67％的病例有肿瘤残余。即使应用常规神经导航，也有近1/3病例发生肿瘤残留。切除程度是胶质瘤最主要的预后相关因素之一。术中最大限度减少瘤负荷，不仅有利于后续规范化综合治疗，而且能延长肿瘤无进展期与生存时间。对于高级别或低级别脑胶质瘤，iMRI实时影像可定量手术切除范围，其远期临床疗效已得到肯定。本单位前期针对55例垂体大腺瘤（Hardy II-IV级），采用0.15T iMRI引导经鼻-蝶切除术。结果显示：手术全切率由58.2％提高至83.6％，术后内分泌治愈率达70％左右。与术后早期（< 72h）3.0T MRI相比较，低场强iMRI的成像准确性达81.8％[6]。Nimsky等[7]报道了106例1.5T iMRI引导经蝶无功能性垂体瘤切除术，肿瘤全切除率从58％升至82％。高场强iMRI能够即时反馈肿瘤切除范围，并显示邻近海绵窦、颈内动脉、视交叉及下丘脑等重要结构，提高手术精确性和安全性。⑶为立体定向穿刺、活检和植入等手术提供实时引导和精确定位。Liu等[8]在30多例患者丘脑或苍白球内植人神经刺激器以抑制运动性震颤。iMRI准确显示立体定向仪操作轨迹和植人刺激电极位置，所有刺激电极均精确达靶点，仅给予一个低刺激电压就能有效治疗震颤。iMRI使得穿刺靶点从“看不见”变成“看得见”，由此提高脑部病变活检的成功率。Bernays等[9]使用iMRI指导无框立体定向活检114例幕上病灶，确诊率达97.4％，术后并发症仅2.7％。⑷术中发现某些隐匿或早期并发症，如脑梗死及出血等。
　　三、高场强iMRI与低场强iMRI的优缺点
　　一般把MRI磁体的场强小于0.5T称为低场强，0.5-1.0T为中场强，1.0T-1.5T为高场强,大于2.0T被称为超高场强。临床应用型iMRI最高场强已达1.5T，3.0T超高场强iMRI也已通过美国和我国食品药品监督管理局认证。
　　当场强下降时，信噪比也随之下降，麦克斯韦效应（Maxwell Term）增大。因此，低场强iMRI的成像质量总体上不如高场强iMRI。例如，但对于侵袭入海绵窦的垂体瘤，与高场强MRI相比，0.15T iMRI的成像准确性仅为33.38％[6]。高场强iMRI的技术优势还在于：⑴在保证信噪比的前提下，提高磁体场强可缩短MRI信号采集时间；⑵采集化学位移信息，实现磁共振波谱（MRS）对组织代谢物的化学定量分析；⑶增强磁敏感效应，应用血氧饱和水平依赖（BOLD）和弥散张量成像（DTI）技术，实现脑功能成像（fMRI）；⑷梯度线圈的场强和切换率高，可以实现DTI、弥散成像（DWI）、灌注成像（PWI）和血管成像（MRA和MRV）等。高场强iMRI在中枢神经系统的结构与功能成像中具有明显优势[10]，但也存在高成本、强噪音、射频脉冲能量在人体内累积、金属伪影增加等缺点。
　　低场强iMRI可利用自身的性能特点与成像技术改进来提升信噪比，弥补图像质量与高场强者差距。此外，低场强iMRI的噪音轻，射频脉冲能量在人体内累积较弱，心电门控信号畸变小，患者更安全舒适，也更易合作。低场强iMR通过配置高性能的梯度系统、射频系统及计算机系统，已经实现了多数与高场iMRI相当的脑结构成像，且相对价格低，体积小、操作简便，在一定范围内易推广。例如，可安装于常规手术室内的PoleStar TM iMRI，医生可在手术过程中自行操作磁体，并兼容大部分常规手术器械[3]。但目前市场上低场强iMRI仍无法直接用于脑功能成像、血管成像与组织代谢物定量分析。
　　四、高场强（1.5T）与超高场强（3.0T）iMRI的比较
　　与1.5T相比，3.0T iMRI的优势主要表现为：⑴图像信噪比高，成像更清晰。不同成像序列和部位的图像信噪比增加是不同的，其中T2W优于T1W，脑组织增加显著。Wolfsberger等[11]对鞍区病变术前分别行3.0T和1.0-1.5T MRI导航，结果发现：3.0T MRI对于显示鞍区和海绵窦内颅神经等细微结构具有优势，尤其适用于手术导航。Nagae-Poetscher等[12]应用3.0T MRI DTI成像，显示常规MRI难以识别的脑干内部细微结构，如下橄榄核、深部小脑核、脑干周围的颅神经和穿行于脑干的白质纤维；⑵成像速度更快。在1.5T设备上欲获取等同3.0T MRI图像信噪比，必需增加重复时间（TR）、采集次数或相位编码数，这些都会延长成像时间。同时3.0T MRI的并行采集能力的提高，也加快了成像速度；⑶增加化学位移效应。化学位移有很强的场强依赖性，它随着静磁场强度的增加而增加。3.0T MRI的化学位移效应是1.5T的2倍，使MRS对代谢产物的分辨力得到提高，同时也使脂肪饱和技术更容易实现；⑷磁敏感效应增强，从而增加BOLD和DTI效应，使脑功能成像的信号变化更为显著。因此，3.0T MRI在脑高级神经功能研究领域具有优势；⑷驰豫时间延长，有助于更快、更清晰的MRA脑血管成像。因此，与1.5T相比，3.0T MRI应用于中枢神经系统具有更多优势，主要表现为成像更快、层面更薄、细微神经血管结构显像更清晰、脑功能研究和组织代谢物定量分析更精确。
　　3.0T iMRI仍存在以下不足[13, 14]：⑴场强越高，电介质效应越明显。由于发生波的干涉作用，造成图像信号强弱不均、中心信号偏高；⑵射频特殊吸收率（specific absorption ratio, SAR）增加，引发的生物效应主要是组织产热，可导致局部体温升高。SAR与主磁场场强的平方成正比，3.0T是1.5T MRI设备的4倍，因此SAR的问题在3.0T MRI上表现得相对突出。新型MRI设备均有安全控温设计，极端状况下机器可自我保护终止扫描，因此临床尚未见热损伤的报告。此外，用梯度回波（GRE）序列代替自旋回波序列（SE）和快速自旋回波序列（FSE），SAR的问题也会有所改善[13]。⑶与1.5T相比，运动伪影（如不自主运动、呼吸、心血管以及体液搏动）、化学位移伪影（常发生在水和脂肪交界处）及磁化率伪影（多为颅内铁磁性金属异物或含铁血黄素沉积所致）等在3.0T MRI上更为明显。上述不足虽经制造工艺的改进和技术的弥补，不对临床应用产生明显副影响，但应引起使用者注意。
　　五、基于iMRI的脑功能成像与实时导航手术
　　高场强MRI已由单纯的脑结构成像扩展至脑功能研究与代谢分析新领域，主要包括：(1)BOLD 由日本科学家小川诚二（Seiji Ogawa）[15]首先提出，以血红蛋白为内源性造影剂，通过脑皮层功能区神经元激活时血氧饱和水平变化实现成像。通过计算机图像后处理技术将BOLD影像叠加于脑结构图像上，即可精确描绘运动、语言、视觉、情感、认知、记忆和学习等多种高级神经功能区在脑皮层的个体化分布图。Lehericy[16]和吴劲松[17]等均报道BOLD定位运动皮质与“金标准”术中直接电刺激技术的对照研究，结果高度吻合。Rutten[18]等和郎黎琴[19]等的研究显示BOLD与电刺激技术定位语言皮层亦具有良好的一致性。将BOLD影像应用于功能神经导航手术，丰富了导航影像的信息量，实现术中解剖结构和功能皮层的个体化、实时、精确定位。(2)DTI 在DWI此基础上发展起来的DTI可以实现皮层下神经功能传导通路的三维示踪成像（Tractography）。应用多影像融合技术将DTI与MRI结构影像融合，可清晰显示病灶与神经传导束的毗邻关系，用于功能神经导航手术。目前已有I级循证医学证据[20]显示基于DTI锥体束成像的功能神经导航可以显著提高运动区脑胶质瘤的全切除率，同时保护运动传导通路，降低术后致瘫率，延长患者术后生存时间，改善生活质量。目前基于DTI Tractography的功能导航软件已经获得美国和我国食品药品监督管理局认证。多弥散张量、弥散波谱成像、方向性弥散功能（directional diffusion function, DDF）等新技术[21-24]的出现，可提供更加接近白质纤维、栩栩如生的三维立体示踪影像。但Nimsky证实手术过程中主要神经传导束会发生-8mm到+15mm（2.7±6.0 mm）的“脑移位”误差。针对该问题，其应用1.5T iMRI进行术中实时DTI成像，动态更新导航影像[25]。另一可行的“脑移位”纠正途径是术中利用基于非刚体配准算法的脑变形模型，把变形纠正后的DTI神经传导束影像与低场强iMRI实时脑结构影像融合[26]。(3) MRS利用原子核因外加磁场作用而产生的微小化学位移来采集信息，是目前惟一无创性活体研究机体生理或病理代谢变化的技术。由于不同化合物或单质之间MR波谱信息存在差异，通过测定脑组织及病灶内某些代谢物的化学定量信息，MRS可实现对病变的定性诊断。MRS技术主要采集人体内除水和脂肪外的其他化合物中原子核的化学位移信号，最常用的是氢质子（1H），即1H-MRS。相比较常规MRI只能从形态学显示病变，1H-MRS可从代谢方面判定病变性质及增殖活性。在许多疾病的发生过程中，其代谢变化较病理形态改变为早，而MRS对检测代谢变化的敏感性很高，因此对疾病能早期检出。国外研究发现1H-MRS对脑肿瘤病理特征和治疗预后的判断准确性约为96％[27]。1H-MRS可用来确定脑胶质瘤代谢异常边界，比MRI更接近实际的病理学边界[28]，为手术、放疗或活检提供参考。随着MR设备与图像后处理技术的进步，MRI空间信号与MRS化学信息得以整合，称之为磁共振波谱成像（Magnetic resonance spectroscopy imaging, MRSI）。MRSI不仅能用数值或频谱表达单位体素（voxel）内的化学定量信息，也能用图像形式来表达机体的代谢分布信息。这就为MRSI应用于神经导航手术提供了依据。术中实时MRSI有可能成为高场强iMRI的一个重要发展方向，通过对脑胶质瘤手术切缘组织性质的实时分析，引导手术切除范围更逼近实际的肿瘤组织学边界。
　　六、展望
　　总之，高场强iMRI以其高效实时，时空分辨力高、以及脑功能与代谢成像等技术优势，为神经导航外科的发展开辟了一片崭新天地，同时也激发了人们对于技术进步的更多期待：⑴iMRI设备和技术的不断完善，包括高场强、高梯度性能、高线圈密度、多通道信号采集和高性能计算机等；⑵创建以iMRI为中心的数字一体化神经外科手术中心，交互融合多种微侵袭新技术，使手术创伤更小，疗效更好；⑶应用高场强甚至超高场强iMRI，实施术中BOLD、DTI与MRSI等实时成像与导航手术。