FMRI脑功能磁共振成像的原理及应用进展
ＦＭＲＩ脑功能磁共振成像的原理及应用进展
功能磁共振是在磁共振原理的基础上根据人脑功能区被信号激活时血红蛋白和脱氧血红蛋白两者之间比例发生改变，随之产生局部磁共振信号的改变而进行工作的。凭借其具有较高的空间、时间分辨率，无辐射损伤以及可在活体上重复进行检测等优点已广泛应用于脑功能的研究。
1 磁功能磁共振概述
磁共振功能成像(function magnetic resonance imaging，FMRI)是目前脑功能研究中的一个热点。20世纪90年代后，BOLD（blood oxygenation level dependent）磁共振功能成像已广泛应用于脑功能的研究。其优点是就有较高的空间、时间分辨率，无辐射损伤以及可以在活体上重复进行检测。理论上讲，凡以反映器官功能状态成像为目标的磁功能成像技术都应称之为功能磁共振成像。目前，临床上已较为普遍使用的功能成像技术有：各种弥散加权磁共振成像技术（diffusion-weighted imaging，DWI），各种灌注加权磁共振成像技术（perfusion weighted imaging，PWI），磁共振波谱和波谱成像技术（blood oxygenation level dependent，BOLD）。观察脑神经元活动和神经通路的成像技术时，这种成像技术应叫做脑功能磁共振成像（FMRI），它一般包括水平依赖成像；脑代谢测定技术成像；神经纤维示踪技术如弥散张量和磁化转移成像。
1.1 FMRI的基本原理：FMRI的方法很多，主要包括注射照影剂、灌注加权、弥散加权及血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent，BOLD）法，目前应用最广泛的方法为BOLD法：血红蛋白包括含氧血红蛋白和去氧血红蛋白[1]，两种血红蛋白对磁场有完全不同的影响，氧合血红蛋白是抗磁性物质，对质子弛豫没有影响，去氧血红蛋白是顺磁性物质，其铁离子有4个不成对电子，可产生横向磁化磁豫缩短效应（preferential T2 proton relaxation effect，PT2PRE）。因此，当去氧血红蛋白含量增加时，T2加权像信号减低。当神经元活动增强时，脑功能区皮质的血流显著增加，去氧血红蛋白的含量降低，削弱了PT2PRE，导致T2加权像信号增强，即T2加权像信号能反映局部神经元活动，这就是所谓血氧水平依赖BOLD[2]效应，它是FMRI基础[3]。
梯度回波成像（gradient recall echo，GRE）是FMRI的常规脉冲序列，它对磁化效应引起的T2效应非常敏感，梯度回波脉冲序列使用单次激发小翻转角射频脉冲和极性翻转的f编码梯度场，在采集信号过程中，由于梯度场引起的去相位就会完全被再聚集，而回波信号则取决于组织的T2。在信号采集过程中，GRE 与SE序列相似。都是通过多次反复采集回波信号完成全部的相位编码和数据采集。ＧRＥ扫描对流空现象，扩散现象以及对功能成像非常重要的Ｔ２效应等诸
脑功能成像(fMRI)技术
第四节脑功能成像技术1 语言神经认知机制研究是语言科学研究的重要内容，它主要研究语言与大脑的关系，简单的说就是研究语言在人脑中的理解与产生的过程。但是人脑被一层厚厚的颅骨所包围，因此仅凭肉眼无法判断大脑处理语言时的情况。认知语言学通过语言理论的假设来构建语言认知模型，心理语言学则通过行为学方法，通过测试量表来研究具体语言结构的反应时间和正确率。但是，这两种研究方向都不能直接观察大脑实时处理语言的情况。随着科学技术的发展，新的语言科学研究技术已经被广泛用于语言研究中，其中PET和fMRI尤其是fMRI技术又是神经认知科学研究被最广泛应用的一种新的技术手段。 一脑功能成像技术简介 PET（Positron Emission Tomography,PET）即正电子发射断层扫描技术，其基本原理是：刺激作用于大脑会产生血流变化，利用血液中注射的放射性示踪物质来和脑活动的某些脑区进行对比，从而确定刺激任务与特定脑区之间的关系。fMRI是functional Magnetic Resonance Imaging的简称，中文名称为功能性磁共振成像。其实质就是在磁共振成像的基础上获取大脑活动的功能图像，以获取被试对所给语言、图形、声音等刺激材料进行加工时产生的fMRI信号并加以分析，以确定这些刺激材料与对应脑区的关系，从而分析其脑机制。赵喜平（2000）认为所谓的fMRI就是利用MRI对组织磁化高度敏感的特点来研究人脑功能，特别是大脑各功能区划分或定位的无创伤性检测技术。由于PET技术在技术要求以及资金需求方面的原因，用于认知任务的研究越来越少，现在主要的脑成像技术就是fMRI,因此这里主要介绍fMRI技术以及实验数据的处理和对实验数据的解读。 1.1 fMRI的发展及其原理 MRI（Magnetic Resonance Imaging，磁共振成像）产生于上个世纪70年代。1970年，美国纽约州立大学的Raymond Damadian发现正常组织的NMR（Nuclear Magnetic Resonance）信号与病变组织的信号明显不同。这以后Paul Lauterbur、Peter Mansfield 和Graunell发展了各种成像方法。1976年 Mansfield得到了第一幅人体断层像，1977年世界上第一台名为indomitable 的全身磁共振成像装置诞生，1978年的图像质量已经接近CT，1980年磁共振成像设备用于商业用途，这之后，磁共振成像技术开始进入一个飞速发展的时期。美国Technicare公司、GE公司、 1 为了使读者能够直观的了解脑功能成像的实验过程，本章节的图片除了引用编著者已经发表的陈国之外，还参考了https://www.360docs.net/doc/2d13997464.html,/afni、https://www.360docs.net/doc/2d13997464.html,/products/e-prime/网站的部分图片。
FMRI脑功能磁共振成像的原理及应用进展
ＦＭＲＩ脑功能磁共振成像的原理及应用进展 功能磁共振是在磁共振原理的基础上根据人脑功能区被信号激活时血红蛋白和脱氧血红蛋白两者之间比例发生改变，随之产生局部磁共振信号的改变而进行工作的。凭借其具有较高的空间、时间分辨率，无辐射损伤以及可在活体上重复进行检测等优点已广泛应用于脑功能的研究。 1 磁功能磁共振概述 磁共振功能成像(function magnetic resonance imaging，FMRI)是目前脑功能研究中的一个热点。20世纪90年代后，BOLD（blood oxygenation level dependent）磁共振功能成像已广泛应用于脑功能的研究。其优点是就有较高的空间、时间分辨率，无辐射损伤以及可以在活体上重复进行检测。理论上讲，凡以反映器官功能状态成像为目标的磁功能成像技术都应称之为功能磁共振成像。目前，临床上已较为普遍使用的功能成像技术有：各种弥散加权磁共振成像技术（diffusion-weighted imaging，DWI），各种灌注加权磁共振成像技术（perfusion weighted imaging，PWI），磁共振波谱和波谱成像技术（blood oxygenation level dependent，BOLD）。观察脑神经元活动和神经通路的成像技术时，这种成像技术应叫做脑功能磁共振成像（FMRI），它一般包括水平依赖成像；脑代谢测定技术成像；神经纤维示踪技术如弥散张量和磁化转移成像。 1.1 FMRI的基本原理：FMRI的方法很多，主要包括注射照影剂、灌注加权、弥散加权及血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent，BOLD）法，目前应用最广泛的方法为BOLD法：血红蛋白包括含氧血红蛋白和去氧血红蛋白[1]，两种血红蛋白对磁场有完全不同的影响，氧合血红蛋白是抗磁性物质，对质子弛豫没有影响，去氧血红蛋白是顺磁性物质，其铁离子有4个不成对电子，可产生横向磁化磁豫缩短效应（preferential T2 proton relaxation effect，PT2PRE）。因此，当去氧血红蛋白含量增加时，T2加权像信号减低。当神经元活动增强时，脑功能区皮质的血流显著增加，去氧血红蛋白的含量降低，削弱了PT2PRE，导致T2加权像信号增强，即T2加权像信号能反映局部神经元活动，这就是所谓血氧水平依赖BOLD[2]效应，它是FMRI基础[3]。 梯度回波成像（gradient recall echo，GRE）是FMRI的常规脉冲序列，它对磁化效应引起的T2效应非常敏感，梯度回波脉冲序列使用单次激发小翻转角射频脉冲和极性翻转的f编码梯度场，在采集信号过程中，由于梯度场引起的去相位就会完全被再聚集，而回波信号则取决于组织的T2。在信号采集过程中，GRE 与SE序列相似。都是通过多次反复采集回波信号完成全部的相位编码和数据采集。ＧRＥ扫描对流空现象，扩散现象以及对功能成像非常重要的Ｔ２效应等诸
brainimage脑功能成像技术
脑功能成像技术 近20年来，随着现代物理、电子与计算机技术的迅速发展，脑功能成像技术（functional brain imaging）取得了长足的进步，一批功能强大的无创性脑功能成像手段相继诞生。这促使研究者们对脑功能成像技术及其在认知过程、情绪过程中的应用产生了浓厚的兴趣，将它们迅速应用到认知神经科学以及心理学的各个领域中，并取得了许多突破性成果，促进了这些领域研究的深入化进程。 （一）使用脑功能成像技术的理由 研究者进行脑功能成像技术进行实验，最明显的目的是为了将脑的结构与其功能联系起来。我们已经知道，脑的许多功能都是定位于大脑的神经组织结构之中的；基于此，研究者们开始试图成像出那些参与到不同脑结构激活中的基本过程。现代神经成像假定，我们可以根据组成复杂心理过程的一些基本操作的结合来对其进行最好的描述，这些基本过程并不是定位于大脑中的某个单一部位的，而通常是神经元网络共同作用的结果。神经成像的这一假定自然而然地导致了人们对与基本心理过程相伴随着的脑激活的探讨。而将这些基本过程成像到大脑中的区域和功能性网络就是现代脑成像研究的主要目标。 对不同脑结构的功能的详细成像可以为我们提供关于基本心理过程的可靠证据。一旦我们能够确定，特定的脑区与某一心理过程有关系，就可以超越这种结构与功能的简单对应关系，而使用统计技术（如区域间相关、因素分析、结构方程建模等）来进一步考察与复杂心理任务有关的激活环路，分析出心理任务中包含了哪些基本过程的结合。这样，通过考察激活模式，我们就能从简单到复杂，并能了解在某一模式中所激活的结构所具有的功能。此外，在脑损伤研究中，还能帮助我们推测受其影响何种脑功能会丧失。 使用脑成像技术的另一个原因是：它可以分离心理过程。如果我们能够获得不同心理任务所导致的激活模式的数据，就可以用它来检验这两个任务是否存在双重分离（Smith和Jonides, 1995）。这种分离的原理是：假设某特定脑区A处理某认知过程a ；类似地，某特定脑区B处理某认知过程b 。假设有1、2两种心理任务。任务1需要心理活动a参与而不需要b ；任务2需要心理活动b参与而不需要a 。如果我们在被试完成这两种任务时对其
磁共振成像的基本原理和概念
磁共振成像的基本原理和概念 第一节磁共振成像仪的基本硬件 医用MRI仪通常由主磁体、梯度线圈、脉冲线圈、计算机系统及其他辅助设备等五部分构成。 一、主磁体 主磁体是MRI仪最基本的构件，是产生磁场的装置。根据磁场产生的方式可将主磁体分为永磁型和电磁型。永磁型主磁体实际上就是大块磁铁，磁场持续存在，目前绝大多数低场强开放式MRI仪采用永磁型主磁体。电磁型主磁体是利用导线绕成的线圈，通电后即产生磁场，根据导线材料不同又可将电磁型主磁体分为常导磁体和超导磁体。常导磁体的线圈导线采用普通导电性材料，需要持续通电，目前已经逐渐淘汰；超导磁体的线圈导线采用超导材料制成，置于液氦的超低温环境中，导线内的电阻抗几乎消失，一旦通电后在无需继续供电情况下导线内的电流一直存在，并产生稳定的磁场，目前中高场强的MRI仪均采用超导磁体。主磁体最重要的技术指标包括场强、磁场均匀度及主磁体的长度。 主磁场的场强可采用高斯（Gauss，G）或特斯拉（Tesla，T）来表示，特斯拉是目前磁场强度的法定单位。距离5安培电流通过的直导线1cm处检测到的磁场强度被定义为1高斯。特斯拉与高斯的换算关系为：1 T = 10000 G。在过去的20年中，临床应用型MRI仪主磁体的场强已由0.2 T以下提高到1.5 T以上，1999年以来，3.0 T的超高场强MRI仪通过FDA 认证进入临床应用阶段。目前一般把0.5 T以下的MRI仪称为低场机，0.5 T到1.0 T之间的称为中场机，1.0 T到2.0之间的称为高场机（1.5 T为代表），大于2.0 T的称为超高场机（3.0 T为代表）。 高场强MRI仪的主要优势表现为：（1）主磁场场强高提高质子的磁化率，增加图像的信噪比；（2）在保证信噪比的前提下，可缩短MRI信号采集时间；（3）增加化学位移使磁共振频谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS）对代谢产物的分辨力得到提高；（4）增加化学位移使脂肪饱和技术更加容易实现；（5）磁敏感效应增强，从而增加血氧饱和度依赖（BOLD）效应，使脑功能成像的信号变化更为明显。 当然MRI仪场强增高也带来以下问题：（1）设备生产成本增加，价格提高。（2）噪音增加，虽然采用静音技术降低噪音，但是进一步增加了成本。（3）因为射频特殊吸收率（specific absorption ratio，SAR）与主磁场场强的平方成正比，高场强下射频脉冲的能量在人体内累积明显增大，SAR值问题在3.0 T的超高场强机上表现得尤为突出。（4）各种伪影增加，运动伪影、化学位移伪影及磁化率伪影等在3.0 T超高场机上更为明显。由于上述问题的存在，3.0 T的MRI仪在临床应用还有一定限制，尽管其在中枢神经系统具有优势，但是在体部应用还不太成熟，因此，目前以1.5 T的高场机最为成熟和实用。 MRI对主磁场均匀度的要求很高，原因在于：（1）高均匀度的场强有助于提高图像信噪比，（2）场强均匀是保证MR信号空间定位准确性的前提，（3）场强均匀可减少伪影（特别是磁化率伪影），（4）高度均匀度磁场有利于进行大视野扫描，尤其肩关节等偏中心部位的MRI检查，（5）只有高度均匀度磁场才能充分利用脂肪饱和技术进行脂肪抑制扫描，（6）高度均匀度磁场才能有效区分MRS的不同代谢产物。现代MRI仪的主动及被动匀场技术进步很快，使磁场均匀度有了很大提高。 为保证主磁场均匀度，以往MRI仪多采用2m以上的长磁体，近几年伴随磁体技术的进步，各厂家都推出磁体长度为1.4m～1.7m的高场强（1.5T）短磁体，使病人更为舒适，尤其适用于幽闭恐惧症的患者。 随介入MR的发展，开放式MRI仪也取得很大进步，其场强已从原来的0.2T左右上升到0.5T以上，目前开放式MRI仪的最高场强已达1.0T。图像质量明显提高，扫描速度更快，已经几乎可以做到实时成像，使MR“透视”成为现实。开放式MR扫描仪与DSA的一体
磁共振的原理
磁共振的原理 固体在恒定磁场和高频交变电磁场的共同作用下，在某一频率附近产生对高频电磁场的共振吸收现象。在恒定外磁场作用下固体发生磁化，固体中的元磁矩均要绕外磁场进动。由于存在阻尼，这种进动很快衰减掉。但若在垂直于外磁场的方向上加一高频电磁场，当其频率与进动频率一致时，就会从交变电磁场中吸收能量以维持其进动，固体对入射的高频电磁场能量在上述频率处产生一个共振吸收峰。若产生磁共振的磁矩是顺磁体中的原子（或离子）磁矩，则称为顺磁共振；若磁矩是原子核的自旋磁矩，则称为核磁共振。若磁矩为铁磁体中的电子自旋磁矩，则称为铁磁共振。核磁矩比电子磁矩约小3个数量级，故核磁共振的频率和灵敏度比顺磁共振低得多；同理，弱磁物质的磁共振灵敏度又比强磁物质低。从量子力学观点看，在外磁场作用下电子和原子核的磁矩是空间量子化的，相应地具有离散能级。当外加高频电磁场的能量子hv等于能级间距时，电子或原子核就从高频电磁场吸收能量，使之从低能级跃迁到高能级，从而在共振频率处形成吸收峰。 利用顺磁共振可研究分子结构及晶体中缺陷的电子结构等。核磁共振谱不仅与物质的化学元素有关，而且还受原子周围的化学环境的影响，故核磁共振已成为研究固体结构、化学键和相变过程的重要手段。核磁共振成像技术与超声和X射线成像技术一样已普遍应用于医疗检查。铁磁共振是研究铁磁体中的动态过程和测量磁性参量的重要方法。 磁共振基本原理
磁共振（回旋共振除外）其经典唯象描述是：原子、电子及核都具有角动量，其磁矩与相应的角动量之比称为磁旋比γ。磁矩M 在磁场B中受到转矩MBsinθ（θ为M与B间夹角）的作用。此转矩使磁矩绕磁场作进动运动，进动的角频率ω=γB，ωo称为拉莫尔频率。由于阻尼作用，这一进动运动会很快衰减掉，即M达到与B 平行，进动就停止。但是，若在磁场B的垂直方向再加一高频磁场b（ω）（角频率为ω），则b（ω）作用产生的转矩使M离开B，与阻尼的作用相反。如果高频磁场的角频率与磁矩进动的拉莫尔（角）频率相等ω =ωo，则b（ω）的作用最强，磁矩M的进动角（M与B角的夹角）也最大。这一现象即为磁共振。 磁共振也可用量子力学描述：恒定磁场B使磁自旋系统的基态能级劈裂，劈裂的能级称为塞曼能级（见塞曼效应），当自旋量子数S=1/2时，其裂距墹E=gμBB，g 为朗德因子， 为玻尔磁子，e和me为电子的电荷和质量。外加垂直于B的高频磁场b（ω）时，其光量子能量为啚ω。如果等于塞曼能级裂距，啚ω=gμBB=啚γB，即ω=γB（啚=h/2π，h为普朗克常数），则自旋系统将吸收这能量从低能级状态跃迁到高能级状态（激发态），这称为磁塞曼能级间的共振跃迁。量子描述的磁共振条件ω=γB，与唯象描述的结果相同医`学教育网搜集整理。
脑功能成像
脑功能成像 文章目录*一、脑功能成像的基本信息1. 定义2. 专科分类3. 检查分类4. 适用性别5. 是否空腹*二、脑功能成像的正常值和临床意义1. 正常值2. 临床意义*三、脑功能成像的检查过程及注意事项1. 检查过程2. 注意事项*四、脑功能成像的相关疾病和症状1. 相关疾病2. 相关症状*五、脑功能成像的不适宜人群和不良反应1. 不适宜人群2. 不良反应 脑功能成像的基本信息 1、定义脑功能成像技术是一类无创的神经功能活动测量一成像技术。脑功能研究主要探索认知和情绪的神经基础,而脑功能成像是十分重要。神经功能区内部或周围出现有肿瘤,神经元活动弱,可能涉及某些神经疾病。 磁共振脑功能成像(fMRI)是通过刺激特定感官,引起大脑皮层相应部位的神经活动(功能区激活),并通过磁共振图像来显示的一种研究方法。 fMRI 最初是采用静脉注射增强剂等方法等来实现的。 1990 年美国贝尔实验室学者Ogawa 等首次报告了血氧的 T2*效应。在给定的任务刺激后,血流量增加,即氧合血红蛋白增加,而脑的局部耗氧量增加不明显,即脱氧血红蛋白含量相对降低。脱氧血红蛋白具有比氧合血红蛋白T2*短的特性,另一方面, 脱氧血红蛋白较强的顺磁性破坏了局部主磁场的均匀性,使得局
部脑组织的T2*缩短,这两种效应的共同的结果就是,降低局部磁共振信号强度。由于激活区脱氧血红蛋白相对含量的降低,作用份额减小,使得脑局部的信号强度增加,即获得激活区的功能图像。由于这种成像方法取决于局部血氧含量,故称为血氧水平依赖功能成像。 2、专科分类神经 3、检查分类核磁共振 4、适用性别男女均适用 5、是否空腹非空腹 脑功能成像的正常值和临床意义 1、正常值各神经功能活动正常。 2、临床意义异常结果:神经功能区内部或周围出现有肿瘤,神经元活动弱,可能涉及某些神经疾病。 需要检查人群:神经功能损害者,老年痴呆症。
脑功能成像分析软件
脑功能成像分析软件(AFNI)的使用介绍 北京生物医学工程 1999年第1期第0卷应用软件介绍 作者：孙沛刘景文 单位：孙沛刘景文中国科学院高能物理研究所二室(北京100039) 引言 随着科学技术的发展，人们现在可以对大脑进行无损的结构和功能成像，其中主要包括计算机断层扫描(CT)、磁共振成像(MRI)等结构成像方法；脑电图(E EG)、单光子发射断层扫描 (SPECT)、正电子断层扫描(PET)、功能磁共振成像(FMRI)、脑磁图(MEG)等功能成像方法。目前各种结构和功能成像方法已普遍应用于临床诊断和研究之中。而近十几年发展起来的正电子断层扫描、功能磁共振成像和脑磁图等功能成像方法由于其具备较好的空间和时间分辨率，也可以对人类的认知活动进行研究。 在对大脑认知功能进行脑功能成像研究之中，由于其方法本身的特殊性，图像后处理是其中重要的组成部分。本文主要介绍有关功能磁共振成像的图像后处理方法。 随着磁共振成像技术的发展，人们现在可以通过磁共振成像，无损地观测与神经活动增加的相应位置关联的脑部皮质血容积、血流和血氧合的变化，对人类的认知活动进行脑功能成像的研究［1］。 在脑功能成像实验中，一般有10～20个实验序列，一个序列可以取到50～100次扫描，每次扫描中对大脑的多个层面同时进行观测，一般在4～10层。整个实验所收集的数据量很大。由于实验结果数据量较大以及脑功能成像实验本身的特殊性，在数据分析中就有必要发展相应的处理软件。目前国外大多数脑成像研究中心都致力于发展自己的分析软件。 脑功能成像分析软件(analysis of functional neuroimages, AFNI)是由 美国Wisconsin医学院生物物理研究所开发研制的，其主要开发者为Cox博士。 AFNI是一个交互式的脑功能成像数据分析软件，它可以将低分辨率的脑功 能成像的实验结果叠加在具有较高分辨率的结构脑图像上进行三维显示；通过选择一些特定的特征点，它可以将实验数据转换到立体定位(talairach-tournoux)坐标；它可以同时在屏幕上显示三个正交的平面图像，显示的图像可以在各种功能和解剖数据之间互相转换；其附加的程序包可以对三维图像数据集进行操作和融合［2］。
脑功能成像原理和技术
脑功能成像原理和技术 翁旭初贾富仓 （中国科学院心理研究所脑高级功能研究实验室，北京100101） 目录 引言 第一节 常用脑功能成像技术简介 1.1测量脑内化合物技术 1.2测量脑局部代谢和血流变化的技术 1.3测量脑内神经元活动的技术 第二节 功能磁共振成像原理与技术 2.1物理原理和成像技术 2.2实验设计 2.3数据处理 第三节研究实例 问题与展望 参考文献
引言 20世纪70年代以来，相继诞生了各种无创伤或创伤性较小的测量活体人脑结构和功能的技术，其中大多数能把测量的结果用通过图像形式显示出来,这些技术统称为脑成像技术。脑成像技术总体上可分为两大类。一类主要用于脑结构静态特征的测量，如已在临床普遍应用的计算机辅助X线断层显像(CT, computerized tomography)和磁共振成像(MRI, magnetic resonance imaging)技术，两者均可显示正常头颅和脑组织的结构以及病变的直接或间接特征。脑结构成像技术不但在临床实践中得到了广泛应用，而且可以借助该技术研究脑结构损伤和认知功能缺陷之间的的关系，为理解认知功能的脑结构基础提供了重要的研究手段。但不管这些技术如何发展，本质上只能提供脑结构的静态信息，应用于认知神经科学研究有一定局限性。 另一类脑成像技术就是最近受到认知神经科学家普遍重视的脑功能成像技术。与脑结构成像不同的是，这些技术可以动态地检测知体脑的生理活动，对当代认知神经科学的发展产生了深刻而巨大的影响。脑功能成像技术发展非常迅速，迄今进入实用阶段的已有十几种。根据所测量的内容，可以把脑功能成像技术分为三大类。第一类是各种活体脑内化合物测量技术，这些技术也可看作特殊的神经化学研究技术，它们可定位、定量（或半定量）地测量活体人脑内各种生物分子的分布和代谢；第二类是非侵入性电生理技术，可实时测量活体脑内神经元的活动，但现有的技术只能测量大群神经元的总体活动，空间分辨率有限；第三类脑功能成像技术则通过测量神经元活动引起的次级反应（如局部葡萄糖代谢和血流、血氧变化等）研究与行为相关性的脑局部神经元的活动情况，这类技术的时间和空间分辨率已能在一定程序上满足认知神经科学研究的需要，受到了普遍的关注，这些技术也正是本章将要重点介绍的内容。 本章首先概要性地介绍各种较常脑功能成像技术的原理、特点和应用范围，然后以功能磁共振成像（fMRI，functional magnetic resonance imaging）为例，较为详细地讨论利用脑功能成像研究认知神经科学问题的一些较为实用的技术细节，最后介绍一个研究实例并简要讨论现有脑功能成像技术面临的一些问题和发展展望，希望这种安排有助于读者对脑功能成像在认知神经科学中的应用有一个较为具体的认知。
功能磁共振成像
功能磁共振成像(fMRI) 功能磁共振成像技术简述 功能性磁共振成像（fMRI）是一种新兴的神经影像学方式，其原理是利用磁振造影来测量神经元活动所引发之血液动力的改变。由于fMRI的非侵入性、没有辐射暴露问题与其较为广泛的应用，从1990年代开始就在脑部功能定位领域占有一席之地。目前主要是运用在研究人及动物的脑或脊髓。 相关技术发展 自从1890年代开始，人们就知道血流与血氧的改变（两者合称为血液动力学）与神经元的活化有着密不可分的关系。神经细胞活化时会消耗氧气，而氧气要借由神经细胞附近的微血管以红血球中的血红素运送过来。因此，当脑神经活化时，其附近的血流会增加来补充消耗掉的氧气。从神经活化到引发血液动力学的改变，通常会有1-5秒的延迟，然后在4-5秒达到的高峰，再回到基线（通常伴随着些微的下冲）。这使得不仅神经活化区域的脑血流会改变，局部血液中的去氧与带氧血红素的浓度，以及脑血容积都会随之改变。 血氧浓度相依对比（Blood oxygen-level dependent, BOLD）首先由贝尔实验室小川诚二等人于1990年所提出[2]，小川博士与其同事很早就了解BOLD对于应用MRI于脑部功能性造影的重要性，但是第一个成功的fMRI研究则是由John W. Belliveau 与其同事于1991年透过静脉内造影剂（Gd）所提出。接着由邝健民等人于1992年发表在人身上的应用。同年，小川博士于4月底提出了他的结果且于7月发表于PNAS。在接下来的几年，小川博士发表了BOLD的生物物理学模型于生物物理学期刊。Bandettini博士也于1993年发表论文示范功能性活化地图的 量化测量。由于神经元本身并没有储存所需的葡萄糖与氧气，
脑成像基础知识(DOC)
TR（time of repetition,TR）又称重复时间。MRI的信号很弱，为提高MR的信噪比，要求重复使用同一种脉冲序列，这个重复激发的间隔时间即称TR。 弛豫（relaxation，经常被误写为“驰豫”）是指在核磁共振和磁共振成像中磁化矢量由非平衡态到平衡态的过程。在统计力学和热力学中，弛豫时间表示系统由不稳定定态趋于某稳定定态所需要的时间。在协同学中，弛豫时间可以表征快变量的影响程度，弛豫时间短表明快变量容易消去。这个系统可以是具体或抽象的，比如弹性形变消失的时间可称为弛豫时间，又比如光电效应从光照射到射出电子的时间段也称为弛豫时间，政策实施到产生效果也可称为弛豫时间。 弛豫时间有两种即T1和T2。 T1 T1为自旋一晶格或纵向驰豫时间，纵向磁化强度恢复的时间常数T1称为纵向弛豫时间（又称自旋-晶格弛豫时间）。 T2 T2为自旋一自旋或横向弛豫时间，横向磁化强度消失的时间常数T2称为横向弛豫时间（又称自旋-自旋弛豫时间）。 T2* 在理想的状态下，在同一磁场下，给定的化学环境中，所有的核以同一频率进动。但是在实际系统中，各个核的化学环境有细微的不同。 1/T2* = 1/T2 + 1/T (inhomo) = 1/T2 + γΔB0 不像T2，T2*受磁不均匀性的影响，T2*总是比T2短。 T1总是比T2长吗？ 一般来说，2T1 ≥ T2 ≥ T2*。在大部分情况下，T1比T2长。 常见弛豫时间值 以下为常见健康人体组织的两个弛缓时间常数大概数值，仅供参考。 1.5特斯拉主磁场之下 组织类型T 1 大约值(毫秒) T 2 大约值(毫秒) 脂肪组织 240-250 60-80 全血（缺氧血） 1350 50 全血（带氧血） 1350 200 脑脊髓液（类似纯水） 2200-2400 500-1400 大脑灰质 920 100
磁共振成像原理
磁共振成像是利用原子核在磁场内共振所产生信号经重建成像的一种成像技术。核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR）是一种核物理现象。早在1946年Block与Purcell就报道了这种现象并应用于波谱学。Lauterbur1973年发表了MR成像技术，使核磁共振不仅用于物理学和化学。也应用于临床医学领域。近年来，核磁共振成像技术发展十分迅速，已日臻成熟完善。检查范围基本上覆盖了全身各系统，并在世界范围内推广应用。为了准确反映其成像基础，避免与核素成像混淆，现改称为磁共振成像。参与MRI 成像的因素较多，信息量大而且不同于现有各种影像学成像，在诊断疾病中有很大优越性和应用潜力。 一、磁共振现象与MRI 含单数质子的原子核，例如人体内广泛存在的氢原子核，其质子有自旋运动，带正电，产生磁矩，有如一个小磁体。小磁体自旋轴的排列无一定规律。但如在均匀的强磁场中，则小磁体的自旋轴将按磁场磁力线的方向重新排列。在这种状态下，质子带正电荷，它们像地球一样在不停地绕轴旋转，并有自己的磁场. 正常情况下，质子处于杂乱无章的排列状态。当把它们放入一个强外磁场中，就会发生改变。它们仅在平行或反平行于外磁场两个方向上排列 用特定频率的射频脉冲（radionfrequency，RF）进行激发，作为小磁体的氢原子核吸收一定量的能而共振，即发生了磁共振现象。停止发射射频脉冲，则被激发的氢原子核把所吸收的能逐步释放出来，其相位和能级都恢复到激发前的状态。这一恢复过程称为弛豫过程（relaxationprocess），而恢复到原来平衡状态所需的时间则称之为弛豫时间（relaxationtime）。有两种弛豫时间，一种是自旋-晶格弛豫时间（spin-lattice relaxationtime）又称纵向弛豫时间（longitudinal relaxation time）反映自旋核把吸收的能传给周围晶格所需要的时间，也是90°射频脉冲质子由纵向磁化转到横向磁化之后再恢复到纵向磁化激发前状态所需时间，称T1。另一种是自旋-自旋弛豫时间（spin-spin relaxation time），又称横向弛豫时间（transverse relaxation time）反映横向磁化衰减、丧失的过程，也即是横向磁化所维持的时间，称T2。T2衰减是由共振质子之间相互磁化作用所引起，与T1不同，它引起相位的变化。 人体不同器官的正常组织与病理组织的T1是相对固定的，而且它们之间有一定的差别，T2也是如此。这种组织间弛豫时间上的差别，是MRI的成像基础。有如CT时，组织间吸收系数（CT值）差别是CT成像基础的道理。但MRI不像CT只有一个参数，即吸收系数，而是有T1、T2和自旋核密度（P）等几个参数，其中T1与T2尤为重要。因此，获得选定层面中各种组织的T1（或T2）值，就可获得该层面中包括各种组织影像的图像。 MRI的成像方法也与CT相似。有如把检查层面分成Nx，Ny，Nz……一定数量的小体积，即体素，用接收器收集信息，数字化后输入计算机处理，获得每个体素的T1值（或T2值），进行空间编码。用转换器将每个T值转为模拟灰度，而重建图像。 表1 人体正常与病变组织的T1值（ms） 肝 140～170 脑膜瘤 200～300 胰 180～200 肝癌 300～450 肾 300～340 肝血管瘤 340～370 胆汁 250～300 胰腺癌 275～400 血液 340～370 肾癌 400～450
磁共振成像的原理
? 一、磁共振成像基本原理 ??????? 1．磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩，类似于小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化来，其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动（一方面不断自旋，同时以静磁场为轴做圆周运动），进动频率(precession frequency)（即质子每秒进动的次数）为(00一/Bo，7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核，7是一个常数且各不相同，如氢质子7值为42. 5MHz/T)，Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水，又由于氢质子磁矩不为零，这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源，其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内，故称为射频(radio frequency，RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转（章动），其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然，一个关键条件是：射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量，使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解，会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量（纵向磁化）减小，而垂直于静磁场方向的磁化（横向磁化）增大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应，质子同一时间指向同一方向，处于所谓“同相”，其磁化矢量在该方向上叠加起来，即横向磁化增大。使质子进动角度增大至90。的RF脉冲称为90。脉冲，此时纵向磁化矢量消失，只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的R F脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响，强度越强、持续时间越长，质子的进动角度越大，且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 ??????? 2．弛豫及弛豫时间短暂的射频激励（一般为几十微秒）以后，宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程，一个是横向磁化逐渐减小的过程（即为横向弛豫过程，T2过程）（图6-1）；另一个是纵向磁化逐渐增大的过程（纵向弛豫过程，T1过程）（图6-2）。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放
磁共振成像的原理
一、磁共振成像基本原理 1．磁共振现象微观领域中的核子都有自旋的特性。核子的自旋产生小磁矩，类似于小磁棒。质子数或中子数至少有一个为奇教的大量原子核可在静磁场中体现出宏观磁化来，其磁化矢量与静磁场同向。而每单个原子核在静磁场中做着不停的进动运动（一方面不断自旋，同时以静磁场为轴做圆周运动），进动频率(precession frequency)（即质子每秒进动的次数）为(00一/Bo，7为原子核的旋磁比(对于每一种原子核，7是一个常数且各不相同，如氢质子7值为42. 5MHz/T)，Bo为静磁场的场强大小。人体含有占比重70%以上的水，又由于氢质子磁矩不为零，这些水中的氢质子是磁共振信号的主要来源，其余信号来自脂肪、蛋白质和其他化合物中的氢质子。对静磁场中的质子群沿着垂直于静磁场的方向施加某一特定频率的电磁波——其频率在声波范围内，故称为射频(radio frequency，RF)-原来的宏观磁化就会以射频场为轴发生偏转（章动），其偏转角度取决于射频场的施加时间、射频强度和射频波形。当然，一个关键条件是：射频的频率必须与静磁场中的质子的进动频率一致。宏观磁化发生章动的实质是质子群中一部分质子吸收了射频的能量，使自己从低能级跃迁到了高能级。这种现象即称为原子核的磁共振现象。如果将此时的宏观磁化进行二维分解，会发现射频激励的效果是使沿静磁场方向的磁化矢量（纵向磁化）减小，而垂直于静磁场方向的磁化（横向磁化）增大了。RF脉冲有使进动的质子同步化的效应，质子同一时间指向同一方向，处于所谓“同相”，其磁化矢量在该方向上叠加起来，即横向磁化增大。使质子进动角度增大至9 0。的RF脉冲称为90。脉冲，此时纵向磁化矢量消失，只有横向磁化矢量。同样还有其他角度的RF脉冲。质子的进动角度受RF脉冲强度和脉冲持续时间影响，强度越强、持续时间越长，质子的进动角度越大，且强RF脉冲比弱RF脉冲引起履子进动角度改变得要快。 2．弛豫及弛豫时间短暂的射频激励（一般为几十微秒）以后，宏观磁化要恢复到原始的静态。从激励态恢复到静态要经历一个与激励过程相反的两个分过程，一个是横向磁化逐渐减小的过程（即为横向弛豫过程，T2过程）（图6-1）；另一个是纵向磁化逐渐增大的过程（纵向弛豫过程，T1过程）（图6-2）。纵向弛豫过程的本质是激励过程吸收了射频能量的那些质子释放能量返回到基态的过程。能量释放的有效
磁共振成像原理
磁共振成像原理 K空间与图像重建方法 1．K空间填充技术一次RF激发是相同相位编码位置上的一排像 素的同时激发，这一排像素的不同空间位置是由频率编码梯度场的定位作用确 定的。因此，相位和频率的相对应就可明确某一信号的空间位置。所以，在计 算机中，按相位和频率两种坐标组成了另一种虚拟的空间位置排列矩阵，这个 位置不是实际的空间位置，只是计算机根据相位和频率不同而给予的暂时识别 定位，这就是“K空间”。K空间实际上是MR信号的定位空间。在K空间中， 相位编码是上下、左右对称的，从正值的最大逐渐变化到负值的最大，中心部 位是相位处于中心点的零位置，而不同层面中的多次激发产生的MR信号被错位记录到不同的K空间位置上。 由于一排排像素的数量在同一序列中总是恒定的，使频率变化范围也恒定，某 一排像素的频率编码起始频率低，则最末一个像素的终末频率也低。K空间中 心位置确定了最多数量的像素的信号，在傅里叶转换过程中的作用最大，处于 K空间周边位置的像素的作用要小很多。 在K空间采集中，频率和相位编码的位置一一对应，虽然图像信号采集的矩阵 为128×256或256×256，但K空间在计算机中为一个规整的正方形矩阵。如 前所述，处于K空间中心区域的各个数值对图像重建所起的作用要比周边区域 的更大，所以，在非常强调成像时间的脑弥散成像、灌注成像及心脏MRI成像时，为了节约时间，可以将周边区域的K空间全部作零处理，不花时间去采集，节约一半的时间，可能导致小于10％的图像信噪比损失。这种特殊的成像方法 就叫K空间零填充技术。 2．二维傅里叶图像重建法 二维傅里叶变换法是MRI特有且最常用的图像重建方法。二维傅里叶变换可分 为频率和相位两个部分，通过沿两个垂直方向的频率和相位编码，可得出该层 面每个体素的信息。不同频率和相位结合的每个体素在矩阵中有其独特的位置。计算每个体素的灰阶值就形成一幅MR图像。 【试题】 1.填充K空间周边区域的MR信号主要决定图像的（） A.图像的边缘
功能磁共振成像fMRI工作原理
功能磁共振成像技术(functional mangetic resonance imaging, FMRI) 磁共振成像对软组织结构有非常好的对比和分辨率，可以不用外源性造影剂就能无损伤地对人脑中神经元活动增加的区域成像。 实验原理：基于血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent, BOLD）的对比原理。脱氧血红蛋白是顺磁性的，而氧合血红蛋白与组织类似，是反磁性的，并且脑中局部脱氧血红蛋白浓度的改变能够导致MRI图像强度的变化。 在神经元活动时，局部毛细血管和静脉中的脱氧血红蛋白浓度降低，从而导致T2*（NMR信号衰减时间常数）和T2（横向弛豫时间）增加。这种增强表现为T2*和T2加权的MR图像强度增强。 实验设计：当被试休息时或进行特定的作业或呈现于特定的刺激时，连续地获得T2*和T2加权像。用统计学方法对图像进行分析，确定有意义的脑区，这些区域在进行作业或者呈现刺激时与休息时的信号比较，有明显的变化。 应用范围：各种神经加工过程的研究，包括初级感觉和运动皮层的活动，以及认知功能（注意、语言、学习和记忆等）的研究。 基本原理： 1.MRI物理原理 通过梯度磁场获得图像。单次激发方法对一个切片成像大约需要30-100ms，对监视脑激活期间脑中连续的动态变化很理想。 2.BOLD的生物物理学原理 氧化的血是反磁性的，类似于脑组织。脱氧血红蛋白是顺磁性的，它的出现导致含有这些分子的区室和其他没有这些分子的区室时间很大的磁化率差异。 在脑中，血红蛋白位于血管内，它对水质子的影响依赖于质子相对于血管的位置，一条血管出现在一个特定的体素（voxe, 图像的单位体积成分）中，这个体素内的磁场就会不均一，动态的平均是水分子的弥散运动造成的，静态平均是在不同香味的自旋引起的，相位是由进动频率的差异产生的。 BLOD场的不均匀性对MR造成影响，有大血管和小血管引起的血管内和血管外效应。当血液占据体素体积的大部分时，导致TE内的血液信号和组织信号之间的不连贯，是体素信号降低，这是fMRI的类型2血液效应。当场强非常高的情况下（7T），基于BOLD fMRI的T2 才可能主要与毛细血管有关。 3.生理学原理 神经活动时脑血流量CBF大量增加，超过了氧利用率CMRO2 的小量增加，结果是兴奋的神经元活动发生时CMRO2 /CBF降低，导致R2*(=1/T2*)，因此，对T2*敏感的图像中信号强度增加。