脑组织的生物力学特性为揭示脑疾病、损伤和发育的机制，建立对应的预防、治疗与评估方法提供了新的视角[1,2,3]．研究已表明，在微观结构层面和宏观组织层面，病理特征的变化都与其载体的力学参量变化密切相关．在微观结构层面，神经退行性疾病的特异蛋白沉积（如amyloid-β蛋白），会对神经元和胶质细胞的力学特性带来显著变化[4]；不同肿瘤细胞的微观力学特性亦有显著差异[5]．在宏观组织层面，脑肿瘤的不同类型以及在发展的不同阶段，其组织力学特性具有较强的敏感性表征[6]．因此，脑生物力学参量的在体测量，是实现生物力学基础研究向临床转化应用的一个重要突破口．

磁共振弹性成像（magnetic resonance elastography,MRE），是一种通过记录剪切波动在软组织中的传递状态，基于波动位移推算软组织生物力学特性参数的成像方法[7,8,9]．在一定的振动频率下，通过对组织内氢原子自旋相位的记录，MRE可以实现对组织的波动位移开展成像．通过观察组织的生物力学特性，并基于本构方程假设，对剪切波在组织中传播的波动方程进行逆向求解，可以得到表征组织生物力学特性的本构参量[10,11]．目前，MRE在肝硬化的临床诊断分级上应用较多[8]，并在欧美国家开展了较为成熟的临床应用[12]．由于常规成像方法难以直接对脑组织的生物力学参量开展测量，现有基于结构像，或扩散加权成像（diffusion weighted imaging,DWI)[13]等间接判断组织力学特性方法较不稳定，且单纯统计相关性并不能准确反映空间分布差异性较大的力学参量．因此，MRE为脑组织力学参量的直接准确测量提供了可靠且有效的手段．

在脑相关疾病的研究与应用方面，2003年梅奥医学中心首次报道MRE在脑组织测量中的应用[14]．经过二十年的探索和发展，脑组织MRE已在波动激发方法、成像序列设计以及临床应用[6,15]等方面展现了其独有特点．本综述首先介绍MRE的成像原理、力学参量计算常用方法以及MRE在脑成像临床应用中的基本流程．其次，针对脑肿瘤、神经退行性疾病和其他脑疾病中的典型应用，归纳总结所采用的技术参数、测量的组织力学参量、以及研究的主要结论．最后小结并展望MRE在脑疾病研究中的前沿与趋势，以期为相关领域的学者和临床工作者提供有益信息．

1、MRE概述

1.1成像原理

通过在指定空间方向和

时间点加载位移编码梯度，相应的波动位移的分量随时间的变化可以通过相位积累的方式记录下来[16]．位移编码梯度所记录的累计相位为：

其中γ是磁旋比，ω是振动角频率，N是编码梯度所记录的波动周期个数，Genc=G0sin(ωt)是编码梯度，r是所记录的质子位置，r0是振动前质子的初试位置，u0是振幅，k是波数，θ是所施加的位移编码梯度与波动的相位差，并且有r=r0+u0cos(ωt-k·r+θ)．通过(1)式可以看出，在确定的位移编码梯度和波动频率条件下，空间像素的振动位移与相位存在线性关系．调节所施加的位移编码梯度与波动的相位差，可以采集一个波动周期中不同的时间点．基于此，可以通过加载位移编码梯度对波动位移的时空分布进行记录．

实际上，位移编码梯度可以与加载在任意的成像序列中，如常规的梯度回波（gradient-echo,GRE）序列（图1）．临床常用的MRE成像还包括基于自旋回波（spin-echo,SE）和平面自旋回波（echo-planar imaging,EPI)[8]的序列.为了增强位移编码以及整体成像的效率并提高成像速率，MRE的改进位移编码方式包括分数编码[17],Hardamard编码[18]，基于DENSE的编码等[19].

图1基于GRE的MRE序列示意.在常规梯度回波的成像基础上，可以分别在SS、PE、RO方向加载位移编码梯度，从而对所加载方向的位移进行编码.SS：扫描层面选择；PE：相位编码；RO：读出梯度；θ：所施加的位移编码梯度与波动的相位差

1.2反演算法

在采集到随时间变化和空间分布的波动位移场后，基于位移对软组织的生物力学参量开展反演计算是MRE的重要组成部分[20,21,22,23,24]．对于脑组织的生物力学特性描述，常用复数剪切模量（complex shear modulus)G*，或剪切硬度（shear stiffness）μ来表示．其中复数剪切模量G*包含储能剪切模量（实部G'）和损耗剪切模量（虚部G'):

剪切硬度μ可以基于组织密度ρ和剪切波动传播速度Cs进行估计：

对于G*的计算，常基于各向同性线弹性介质中的波动方程开展计算：

其中λ是拉梅系数，μ是剪切硬度，u是位移场，ρ是组织密度，∇是微分算子，t是时间变量．对于仅有剪切波动位移的情况，剪切位移的散度为0，上式简化为：

其通解为：

其中a0为波动幅值向量，k*是复数波数，k'和k'分别为复数波数的实部和虚部（k*=k'+i·k'),n0为波动传播方向向量，ω为波动角频率，r为空间中任意体素的位置向量．将通解写为形式带入波动方程(5)，得到：

使用相似定律将μ用G'+i G'替代后，可以用最小二乘法进行体素的复数剪切模量计算：

除了基于波动方程的直接反演计算（direct inversion,DI），常用的生物力学参量估计算法还包括本地频率估计（local frequency estimation,LFE)[25,26]，多频率粘弹反算（k-multifrequency dual elasto-visco inversion,k-MDEV)[27]，基于有限元模型的非线性反算（nonlinear inversion,NLI)[28]，以及基于神经网络和深度学习（deep learning,DL）的算法[29,30]．这些算法可以针对复数剪切模量G*，剪切硬度μ，剪切波动传播速度Cs，或复数波数k*来对组织的生物力学特性进行描述．这些参量的实数部分一般可以表征组织的软硬程度，虚数部分可以表征组织对的粘性特征或对波动传播的衰减程度．这些参数间的换算关系如(9)～(12)式所示：

其中ρ是组织密度，k'和k'分别为复数波数k*的实部和虚部（k*=k'+i·k'），ω为波动角频率．对于组织的粘度特征，还常用复数剪切模量的幅角φ=arctan(G'/G')[31]或衰减系数ξ=G'/2G'[9,32,33]表示.

基于上述讨论，可以看到组织的粘弹性参量的表达方式多样，基于不同的模型与计算方法虽各有不同，但物理意义是相通的．其中，μ和Cs直观表示组织的硬度大小，包含了储能剪切模量G'和损耗剪切模量G'两部分的贡献．而储能剪切模量G'和损耗剪切模量G'作为复数剪切模量G*的实部和虚部，分别代表了组织的弹性特征和能量耗散特征，在应用波动方程开展计算方面应用较方便．

1.3扫描流程

虽然各个脑MRE仪器的硬件系统和后处理算法各异，但总体扫描流程基本相同[34,35,36,37,38]．脑组织MRE的扫描流程主要分为3个步骤（图2):(1）剪切波激励：采用震动激励装置将剪切波动传递到脑中；（2）剪切波记录：采用MRE扫描序列对剪切波动在脑中的传播进行记录；（3）图像后处理：对采集的波动位移进行反演，求解空间分布的脑组织生物力学参量．

将剪切波动安全、有效并且舒适地传递到脑组织中，是MRE有效开展的首要步骤．当前，基于气动驱动的MRE成像驱动装置已在临床研究中广泛应用[39]．气动驱动装置分为主动驱动和被动驱动两部分．其中主动驱动部包括产生气压的气泵和定频率控制系统，被动驱动部分由一个放置在头部下方的气枕组成，气枕和气泵由导气管连接，实现定频率变化的气压从主动驱动部分传递到被动驱动的气枕中．气动驱动器的磁兼容性能较好，气枕的布置和安放也比较灵活．另外一种传动方式采用刚性连接，将主动驱动与一个套在头上的摇盔固连，将产生的振动通过刚性的杆件和摇盔传递到脑中[40]．类似的驱动方式还包括压电驱动，通过压电驱动器振动放置在胸前的硬质橡胶并通过人体传递到脑中[41]．电磁驱动方法是利用磁共振成像的主磁场，通过在磁体中放置线圈并调节线圈中的电流，从而基于电磁感应产生振动[34]．电磁驱动器可以产生较精准的频率驱动，较易实现振动的精准调控．

图2脑组织MRE成像的主要流程．剪切波激励包括波动信号的发生、放大与通过驱动器向脑组织中的传递；剪切波记录包括采用MRE扫描序列对磁共振成像系统操作记录波动位移；图像后处理部分包括图像的重建与基于波动影像的生物力学参量反演计算 

实际临床扫描过程中，被试者将驱动器穿戴好后，既可以开展常规扫描和MRE成像．目前基于EPI和GRE的MRE序列在临床较多使用．对于生物力学参量的反演计算，DI、k-MDEV、NLI和DL等算法均有应用．由于脑组织MRE尚集中在基础与临床研究中，其后处理算法依然在不断改进和更新．

2、MRE在脑疾病中的应用

由于测试频率和反演算法的差异，MRE测量的正常脑组织的剪切模量幅值在不同测试系统中不完全一致，但是对组织硬度变化的测量趋势是一致的．脑组织MRE常用测量频率为50～60 Hz，组织振动幅值在5～50μm范围内[42,43]．在此频率范围内，健康人正常全脑剪切模量幅值2.1～2.9 k Pa[42]，其中白质2.8～3.3 k Pa，灰质2.0～2.4 k Pa[44].脑组织的硬度随年龄增加而减小，大脑组织、白质和皮质灰组织的G'每年递减0.32%～0.36%,G'每年递减0.43%～0.55%；而皮下灰质的G'每年递减0.18%～0.23%,G'每年递减约0.43%[45].

2.1脑肿瘤

脑肿瘤是最常见的脑疾病之一，其中恶性肿瘤如胶质瘤致死率一直居高不下．现阶段，治疗脑肿瘤的最有效方式是手术切除．而在切除手术前，神经外科医生往往希望对切除目标肿瘤的软硬程度有定量估计，从而制定相应的手术计划．因此，脑肿瘤的术前力学参量测量可以为脑肿瘤的手术提供计划指导．另一方面，脑肿瘤的生物力学参量与肿瘤的类型、发展阶段、治疗效果密切相关．我国的天坛医院[46]，美国梅奥医学中心[47]和德国Charite医院[48]最早开展应用MRE对脑肿瘤的研究．其中，美国梅奥医学中心Ehman研究组和德国Charite的Sack研究组对脑肿瘤的研究最为集中深入．MRE在脑肿瘤中的主要研究小结如表1所示．

表1 MRE在脑肿瘤中的研究小结．所有研究均在3 T磁共振系统上开展  

测量的结果中，括号内表示最小值和最大值.

梅奥医学中心基于其开发的气动枕式驱动器，针对脑疾病开展了大量研究．其中，Hughes等人对脑膜瘤和垂体腺瘤进行了在体测量，验证了在体测量与开颅后术中判断的一致性[49]，并发现软肿瘤和硬肿瘤的平均剪切模量幅值（最大～最小值）分别为1.38±0.36 (1.08～1.86) k Pa和1.94±0.26 (1.72～2.32) k Pa[50].Pepin等人对胶质瘤开展了测量，发现其平均剪切模量幅值为2.2±0.7 (1.1～3.8) k Pa．对应II、III和IV级胶质瘤，其剪切模量幅值呈现下降趋势，平均值分别为2.7±0.7 (2.1～3.8) k Pa、2.2±0.6 (1.7～3.4) k Pa和1.7±0.5 (1.3～2.1) k Pa[51].Cohen-Cohen等人对垂体腺瘤测量发现其平均剪切模量幅值为1.8 k Pa，比正常脑白质软[52]．日本Sakai等人采用梅奥医学中心的系统，针对四种脑肿瘤开展测量得到其剪切模量幅值的平均值分别为：脑膜瘤1.9±0.8 k Pa，垂体腺瘤1.2±0.3 k Pa，前庭神经鞘瘤2.0±0.4 k Pa，胶质瘤1.5±0.2 k Pa[53]．日本的Takamura等人与梅奥医学中心合作，采用平面分辨率为1.875 mm的MRE对18例脑膜瘤进行了测量并测得平均剪切模量幅值为3.12±1.23 k Pa[54]．中国医科大学附属盛京医院石喻等人与梅奥医学中心合作，采集了88例脑膜瘤并测得平均剪切模量幅值3.81±1.74 (1.57～12.6) k Pa，比正常大脑和小脑组织都要硬[55]．纵观如上梅奥医学中心的系列研究，针对脑膜瘤的测量最多，但所测量的剪切模量幅值并不完全一致．究其原因，相较于较早期开展的测量，后期测量所用的反演算法、扫描序列都有一定程度的改进，可能导致了早期和后期测量的绝对测量数值的变化．

德国Simon等人基于其开发的脑组织MRE成像系统，对淋巴瘤、胶质母细胞瘤、间变性星形细胞瘤、神经胶质瘤、脑膜瘤、脑转移瘤等一系列脑肿瘤开展了早期测量[48]．其中，针对胶质瘤的测量发现其平均|G*|为1.32±0.26 (0.85～1.83) k Pa[56]．进一步地，Sack研究组通过提高空间分辨率，发现脑肿瘤的平均|G*|为1.43±0.33 k Pa[57].Sack研究组在基于肿瘤在细胞尺度和组织尺度的对比实验中发现，肿瘤的复数剪切模量幅值|G*|和损耗剪切模量G'相较于储能模量G'而言与细胞硬度的相关性更强[58]．这表明组织的粘度特性与细胞的特性密切相关．其他针对脑肿瘤的MRE研究主要分布在欧洲．其中，挪威和英国的研究者采用机械转子驱动器，对胶质瘤开展研究，发现胶质瘤的硬度升高与胶质瘤组织灌注参数的降低密切相关[59].

2.2神经退行性疾病

神经退行性疾病如阿尔茨海默症（Alzheimer’s disease,AD）和帕金森症（Parkinson’s disease,PD）是影响人类健康的主要脑疾病．表2总结了MRE在神经退行性疾病中的主要研究．MRE在这一领域的早期研究主要基于人脑的正常衰老开展测量，发现组织硬度随衰老下降的趋势．2009年德国Sack等人最早采用MRE方法开展对不同年龄人群的脑组织生物力学参数进行测量．他们基于对55个健康志愿者（18～88岁）的研究，发现脑组织的剪切模量幅值随着年龄增长下降的趋势[60]．美国梅奥医学中心的Arani等人通过对来自不同年龄段的45名健康志愿者（56～89岁）开展全脑MRE测量，发现在除小脑之外的大脑（额叶、顶叶、颞叶和枕叶）区域，其剪切模量幅值均表现出随年龄增加而显著下降的现象[61].Hiscox等人对同等数量（12人）的青年组和老年组开展脑组织MRE测量，发现对比青年组，老年组的皮质下区域有显著的软化特性[31].美国斯坦福大学的Lv等人通过对46名健康志愿者（26～76岁）开展全脑MRE的测量，发现脑组织的粘弹参数，包括储能剪切模量，损耗剪切模量等均随着年龄的增加而下降，并发现尾状核、壳核和丘脑的剪切模量可以用于标志衰老，且年龄越大其组织软化的程度越大[45]．美国特拉华大学的Delgorio等人通过对54个健康志愿者（21～81岁）的海马和海马亚区的组织硬度开展测量和分析，发现海马区及其亚区的硬度随着年龄显著下降[62]．近期他们的一项针对遗忘型轻度认知障碍患者的研究也有类似发现[63].

在AD的研究方面，美国梅奥医学中心的Murphy等人最早使用MRE对AD患者开展了研究[64]（表2）.其研究发现AD患者的脑组织剪切模量幅值相较于正常对照组有显著下降．在随后的研究中，Murphy等人进一步与PET诊断结果进行对比以验证其结论，并发现剪切模量幅值下降的区域主要分布在额叶、颞叶和顶叶[65].梅奥中心的团队在近期的研究中还发现剪切模量在中颞叶部分也会显著下降[66].Gerischer等人也从全脑角度发现剪切模量幅值在AD患者中显著下降，并发现海马体的剪切模量幅角φ也显著下降[67].Hiscox等人则分别针对白质、灰质和皮层区进行了单独分析，发现了这些区域的组织剪切模量幅值都有下降的现象[68]．虽然针对AD患者海马体部分的剪切模量幅值变化尚无统一结果，但针对轻度认知障碍患者海马体的分析则都观察到了剪切模量幅值下降的现象[63].

表2 MRE在神经退行性疾病中的研究小结．所有研究均在3 T磁共振系统上开展  

在PD方面，德国Charite的Lipp等人最早针对PD和进行性核上性麻痹（progressive supranuclear palsy,PSP）开展了研究，发现PD患者的全脑的剪切模量幅值对比正常人有显著下降，尤其是在额叶和中脑区[69]．对于PSP患者，其脑组织剪切模量的幅角也有显著下降，但与PD患者的下降幅度有明显差异．另外，基于轴向同性的模量估计，Romano等人发现肌萎缩侧索硬化症（amyotrophic lateral sclerosis,ALS）患者的相关轴向同性模量分量有显著下降[70]．而针对行为性额颞叶痴呆（behavioral variant frontotemporal dementia,bv FTD）的MRE测量则发现了相关患者在全脑、额叶和颞叶区域剪切模量幅值下降的特点[71].El Sheikh等人在2017年前开展过一系列有关神经退行性疾病的研究[72]．其结果中，路易体痴呆（Lewy bodies,DLB）患者没有发现显著的剪切模量幅值变化，而对于有组织剪切模量幅值下降的疾病，AD的下降区域主要集中在额叶、颞叶、顶叶和运动区；额颞叶痴呆（FTD）主要集中在额叶和颞叶；常压脑积水（normal pressure hydrocephalus,NPH）的主要集中在枕叶、顶叶和运动区．梅奥医学中心的Pavuluri等人也发现FTD患者的额叶、内侧颞叶有显著的剪切模量幅值下降[66].

3、MRE在脑疾病研究中的前沿与趋势

本节从技术方法和临床应用两方面，基于近期在脑MRE的研究进展，对现有研究前沿开展讨论，并对未来脑MRE的研究和应用做趋势判断．

3.1技术方法

成像速度的提升一直是磁共振成像所追求的目标．由于现有MRE成像序列主要通过在现有的常规序列上添加位移编码梯度实现，其代价是MRE的成像时间也受到基础序列扫描时间的限制，一般最常用的全脑单频率3 mm各向同性像素MRE的成像时间不会低于5 min．在MRE技术本身和MRE在脑组织的应用方面，提高成像速率是当前提升MRE扫描效率的重要方向．Mc Ilvain等人将MRE图像用可分离函数进行时空分解[73,74,75]，并通过采集导航图像找到时间基，同时基于MRE图像的低秩特性，对在k空间欠采样的图像进行重建[76]．他们所提出的OCILLATE方法可实现全脑2 mm各向同性像素MRE成像，总时间1 min 48 s．梅奥医学中心的Peng等人提出了使用梯度自旋回波层叠螺旋采样的方式开展3D全脑MRE[77]的构想．通过结合压缩感知方法的重建，以及基于结构像的去模糊算法，最总实现了5 min内全脑2 mm各向同性像素MRE成像．梅奥医学中心Sui等人则提出了一种类似螺旋桨成像的，基于SE-EPI的径向采集方式TURBINE-MRE[78]．在k空间中，EPI的轨迹在径向方向旋转，从而对目标信号进行3D采集．运用这种方法可实现5 min内全脑1.6 mm各向同性像素MRE成像．上海交大Wang等人基于空间堆叠径向采集方式，将每次k空间记录的径向采样分配到周期波动的相位中以实现采集加速[19]．利用波动图像在时域中的稀疏性，通过结合时间和空间域中的稀疏约束的压缩感知实现采样加速，最终在联合采集加速后将全脑MRE成像速度加速了20倍，从而实现了2 min全脑3 mm各向同性像素MRE成像，而传统的GRE-MRE成像则需要至少40 min．由于MRE记录的是周期波动位移，因此其时间和空间域的可压缩性有很大利用空间．同时，随着快速成像技术的发展，MRE的全脑3D成像速度还有许多可以继续提升的空间．

在一次采集中实现多种成像功能的多模态成像，是当前脑成像的研究热点之一．基于MRE的多模态脑成像，同样也是当前MRE成像技术发展的主要方向之一．斯坦福大学的Lan等人基于SE序列，将位移编码梯度与功能磁共振成像（functional MRI,f MRI）序列相结合，开发了f MRI/f MRE序列，实现了单次激发后两种模态的同时采集[79]．其中幅值图呈现f MRI的信号，相位图呈现MRE的信号．美国伊利诺伊大学的Yin等人通过将扩散张量成像（diffusion tensor imaging,DTI）的扩散梯度和MRE中的位移编码梯度组合排列，实现了基于幅值图的扩散记录和基于幅角图的位移记录[80]．由于MRE是基于氢原子空间相位积累的成像，只利用了所采集图像的幅角信息．因此，采集的幅值图像理论上可以通过前期设计集成其他功能成像的原理以实现多模态采集．可以预见，MRE成像将会与其他的脑成像方法相结合，提供更丰富的多模态信息．

无驱动器的脑组织MRE成像是采用人体自身的血流搏动所产生的微小脑组织位移开展的测量．基于非谐振的组织生物力学参量的反算，主要基于尾波的相关计算开展[81]，通过对互不相干波动的混合相关分析开展组织的力学参量测量．脑组织的无驱动测量已有前期研究[82]，但囿于MRE的成像时间，其能捕捉的波动难以达到很高时间分辨率．同时，脑组织内血流搏动产生的微小位移对MRE的采集信噪比提出了很高要求，而现阶段的MRE序列在信噪比方面难有较大提升．这些都限制了基于尾波的反演计算精度．但是，由于不需要额外的振动硬件，无驱动的脑组织MRE具有显著的临床应用价值，如以上技术问题得以解决将为未来MRE技术的普及提供更坚实的助力．

现有针对脑组织的MRE测量，主要都基于组织各向同性的假设[15,34,38,83]．已有研究表明，人脑灰质显示出较好的各向同性力学特性[84]，但是人脑白质本身具有显著的纤维方向，其力学特性在沿纤维方向和垂直纤维方向具有显著差异[84,85,86]．虽然各向同性的本构假设可以满足脑肿瘤和脑积水等病变的研究[35,38,87]，但是针对脑白质的研究如果依然采用各向同性本构假设则难以对其生物力学参数进行准确测量．美国伊利诺伊大学香槟分校的Gerischer等人通过MRE方法测量了剪切波动在前-后和左-右两个不同方向传播状态下脑白质的剪切模量，发现在不同传播方向下，脑白质的剪切模量相差可达33%[67]．针对脑白质纤维加固的特征，采用横观各向同性模型进行建模是主要的方法．飞利浦研究实验室的Sinkus等人最早基于横观各向同性模型分析剪切波动的传播，并针对于乳腺生物力学参数的测量提出了相关参数的计算方法[88]．美国海军研究所Romano等人利用DTI确定脑白质纤维方向后，结合Helmholtz分解将滤波后的波动位移用横观各向同性的一般方程进行逆向求解，并最终得到了模型所需的5个参数的计算结果[89]．近年来，基于横观各向同性的组织模量反演算法已成为热点．美国达特茅斯学院的Mcgarry等人使用DTI获得神经纤维的方向后，通过建立轴向同性的脑组织模型和结合有限元反算的方法，取得了较好的反演效果[90]．其团队近期还将横观各向同性的模型扩展到衰减参量中[91]．欧洲的Fovargue等人和澳洲Babaei等人合作，也提出了基于横观各向同性的有限元反演算法[92]．美国俄亥俄大学的Kalra等人通过对不同方向的波动开展空间和频率的滤波，并结合简化的各向异性波动方程，对各向异性的本构方程中弹性矩阵的各个元素开展求解[93]．美国圣路易斯华盛顿大学的Hou等人利用神经网络对不可压缩三参数横观各向同性模型开展了反演[94]．综上所述，基于脑组织的生理结构进一步提升MRE测量的脑组织生物力学参量的准确性，将成为MRE领域另一个研究热点．

3.2临床应用

临床应用的操作便捷性和患者舒适性一直是磁共振新技术方法临床转化时的重要考虑因素．MRE需要使用额外的振动装置，因此在患者的扫描摆位、技术员的操作流程等方面相比常规扫描多了一些工序，一定程度上降低了操作的效率．因此，在无驱动器的MRE方面，一直有研究者期望通过其他参数指标来对组织的生物力学参量开展间接测量．法国的Le Bihan等人最早提出采用扩散成像的方法，对组织的模量开展间接计算的虚拟MRE方法（virtual MRE,v MRE)[95]．此方法应用高低b值的扩散成像数据，通过计算对组织模量开展估计，并最早在肝脏开展了应用验证[96]．在脑组织的应用方面，瑞典的Lagerstrand等人采用v MRE对垂体瘤开展了临床研究[97].

虽然现阶段除了肿瘤和退行性疾病外，MRE在脑疾病的临床应用中尚不多见．但在原理上，只要组织的力学特性参量与疾病的发生和进展相关联，即可应用MRE开展诊断与预后的探索．因此，MRE在脑疾病和脑科学中的应用具有广阔前景．

4、总结与展望

组织的生物力学特性与疾病的类型、进展和预后密切相关[98,99,100].MRE可以对脑组织生物力学特性，尤其是粘弹参量开展在体测量，为脑疾病的发生、发展和预后提供了新的手段．表征组织粘弹特性的物理量主要基于剪切硬度和复数剪切模量，各物理量之间存在相互转换关系．伴随临床应用的拓展，脑组织MRE成像技术方法也在不断演进．未来MRE技术的迭代发展将围绕快速成像、无驱动和针对脑组织结构的各向异性生物力学参量反演开展．现有脑组织MRE在脑疾病诊断中的应用主要集中于脑肿瘤和神经退行性疾病．随着脑疾病基础研究和MRE技术方法的不断发展[101,102]，可以预见MRE在脑疾病中的应用将不断延伸和扩展．

参考文献:

[99]沈萍,马盛元,许华宇,等. MR弹性成像对慢性乙型肝炎肝纤维化的诊断价值[J].中华放射学杂志, 2019, 53(8):710-714.

[100]袁杰,詹松华.磁共振弹性成像技术在肿瘤中的应用及研究进展[J].国际放射医学核医学杂志, 2019, 43(2):171-175.

基金资助:国家自然科学基金(32322042,32271359);国家重点研发计划(2022YFB4702704,2022YFB4702700);上海市科委资助项目(20DZ2220400,2021SHZDZX);

文章来源:冯原,邱苏豪,严福华,等.磁共振弹性成像及其在脑疾病中的应用[J].波谱学杂志,2024,41(02):209-223.