第二节　磁共振成像

一、MRI结构成像的基本原理

（一）MRI结构成像介绍

1946年，核磁共振（nuclear magnetic resonance，NMR）现象由美国物理学家菲力克斯·布洛赫（Felix Bloch）和爱德华·珀塞尔（Edward Purcell）独立发现［1，2］。核磁共振指磁场中物质的原子核受到一定频率射频（radiofrequency，RF）脉冲序列激励后，低能态的原子核吸收能量后能级发生共振跃迁［3］，它是MRI的物理基础。吸收能量后的原子核在弛豫过程中会释放能量，产生磁共振信号，如果利用线性梯度磁场对组织信号做空间定位并采用接收线圈检测磁共振信号再通过图像重建得到磁共振图像。

NMR现象发现后逐步形成了核磁共振波谱学（NMR spectroscopy），其最开始被应用于生物化学、药物分析，也在橡胶、石油等工业领域发挥重要作用。随后，NMR现象逐步进入生物医学领域。1967年，贾斯珀·约翰（Jasper John）等利用活体动物进行试验成功的检测出动物体内分布的氢、磷等的NMR信号，开创了生物组织化学分析的新纪元。1970年，纽约州立大学的雷蒙德·达马蒂安（Raymond Damadian）［4］发现正常组织与肿瘤组织的NMR信号明显不同，还发现了受激组织的偏转磁矩恢复至稳定状态过程中会发出两类不同信号。1973年保罗·劳特伯［5］（Paul Lauterbur）采用叠加可控的、弱的线性梯度场的方法进行选择性激励得到所需断层的图像。彼得·曼斯菲尔德（Peter Mansfield）［6］进一步改进了梯度场的使用方法并于1977年提出回波平面成像法（echo planar imaging，EPI）［7］。

MRI于20世纪80年代开始应用于临床医学影像诊断，经过几十年的发展，MRI设备在软硬件方面均得到巨大发展。MRI的磁指主磁场和射频磁场，共振指的是原子核吸收能量后发生的能级跃迁。磁共振信号产生需要三个基本条件，一是可产生共振跃迁的原子核，二是恒定的主磁场，三是产生一定频率电磁波的射频磁场［8］。MRI不仅可多参数、多核种成像，而且可提供形态、病理、生化等机体信息，因此MRI技术近年来得到迅速的发展。一般分为磁共振结构成像和功能磁共振成像。

（二）磁共振结构成像原理

1.物理基础

自旋是产生磁共振现象的基础，它是物质的原子核绕自身轴旋转。因原子核具有质量和大小，因此可用自旋角动量描述原子核的自旋。据电磁理论知，自旋的原子核会产生环形电流，效果类似于一个小磁体因而具有磁矩，磁矩与自旋角动量关系是：

µ=γ L

式1-2

式中µ为对应的磁矩；γ叫做旋磁比，为原子核的固有特征值，如1H的γ为42.5MHz／T，31P的γ为17.24MHz／T；L是原子核自旋角动量。

2.磁场作用

MRI中外加主磁场恒定为B0。依据经典电磁理论知，物质处于主磁场中就会被磁化，即在磁场方向产生磁性，其磁化强度与原子核的自旋磁矩和外层电子分布有关。而依据量子物理原理，在外磁场作用下使原来的能级分裂成2I+1个能级称为塞曼分裂（I是核自旋量子数）。磁矩与主磁场相互作用能称为位能，如式1-3所示：

式1-3

式中E是位能，h是普朗克常量，Iz取值为I，I-1，…，-I+1，-I。

相邻能级间能量差为：

式1-4

主磁场中的质子除了自旋，它的自旋轴同时以一定夹角绕主磁场运动，其运动轨迹沿旋转轴顶点呈一圆锥形，这种运动方式叫做进动或旋进。进动频率与主磁场场强有关，表示为：

ω=γ B0

式1-5

式中ω为进动频率也叫拉莫尔频率，所以式1-5也叫拉莫尔方程。

设定坐标系虽然外磁场能使场中物质磁化，但由于主磁场中绝大多数质子与磁场方向平行或者反平行，磁矩互相抵消，仅有处于低能级数目略多于高能级的一小部分质子的磁矩得以保持，虽然这些保持的磁矩与磁场方向有一定夹角，但在垂直磁场方向的横向的分量Mxy因各磁矩的相位不同而互相抵消，故总体表现为只在磁场方向有磁化矢量Mz=M0（图1-2-1）。

Mz与主磁场方向平行且不是振荡磁场，所以无法单独检测出来。若采用与拉莫尔频率相同的RF脉冲BRF，使主磁场中的质子吸收RF能量跃迁到高能级并且在RF磁场作用下趋于同步同相的运动，在横向x-y平面会形成横向磁化矢量Mxy。BRF垂直于z轴，在x-y平面内以拉莫尔频率绕x轴旋转。BRF的频率ν与能级间能量差应满足：

式1-6

可知，射频磁场的圆周频率ωRF等于磁矩的拉莫尔频率ω，即：

ωRF=2π ν=γ B0=ω

式1-7

净磁化矢量在BRF和B0的双重作用下，进动的轨迹为螺旋形，并且慢慢偏离z轴（图1-2-2）。RF脉冲发射使净磁化矢量绕射频磁场方向旋进的角度称为翻转角，翻转角为X度，则该脉冲叫做X度RF脉冲。

当BRF撤销后，质子迅速由激发态向平衡态恢复，称为自旋弛豫，分为独立、同时的纵向弛豫和横向弛豫（图1-2-3）。纵向弛豫也叫T1弛豫，吸收RF能量后跃迁到高能级的质子要释放能量回到低能级，重新产生纵向磁化矢量，弛豫时间与场强和组织分子大小有关。横向弛豫也叫T2弛豫，是不同质子的进动失去相位一致性，但没有能量交换过程，弛豫时间和组织分子大小有关，与场强无关。两个弛豫过程是同步、独立的。

3.磁共振图像的空间定位

从MR信号中提取出MRI的成像参数后，需要对体素的空间位置编码，即将采集的信号与空间体素一一对应。体素的空间位置编码是用磁场值来标定受检体共振核的空间位置，其理论基础是决定自旋角动量在磁场中旋进频率，拉莫尔公式ω=γ B0。由拉莫尔公式知，梯度磁场的作用是使沿梯度方向的自旋质子处于不同的磁场强度中，因而具有与质子所处位置相关的共振频率。磁共振图像重建最常用方法是二维傅里叶变换（two-dimension fourier transform，2DFT）和三维傅里叶变换（three-dimension fourier transform，3DFT）［9］。在2DFT中，采用梯度成像方法，首先采用梯度磁场在z方向作层面选择，接着采用梯度磁场对所选层面沿y方向作相位编码，最后采用梯度磁场对所选层面沿x方向作频率编码并在此期间读出信号。

空间位置编码中首先采用层面选择梯度磁场Bz标定层面位置z，使组织内质子的共振频率与z轴方向的位置成线性相关，此时发射特定频率的RF脉冲，则只有对应于那个频率的平面内的质子发生共振（图1-2-4）。需注意的是，在实际情况中一个RF脉冲激发的层面厚度与层面选择梯度大小和RF脉冲的带宽有关，当带宽一定，梯度越大激发的层面越薄；梯度大小一定，带宽越窄，激发的层面越薄。

通过一定频率的RF脉冲在z方向选取出了一个层面，但仍需对这一层面上的x、y方向编码（图1-2-5）。因为所选层面中的所有自旋核的核磁矩于激励脉冲结束瞬间处于同一相位，此时在y方向施加线性梯度磁场By，由于不同y轴位置的自旋核所处磁场强度线性变化，核磁矩的进动频率沿y轴线性变化，经一定时间后，核磁矩的相位将与y轴位置线性相关。因此By也叫相位编码梯度磁场，其作用使某一层面内质子沿y轴产生与位置相关的进动频率，最终使得相位与y轴位置一一对应。By撤销后，自旋质子间在y方向存在一个因相位编码梯度磁场形成的相位差，此时在x方向施加一个线性梯度磁场Bx，使自旋质子沿x轴具有不同共振频率，从而产生具有不同相位（每一初相位对应同一y坐标上的自旋核）不同频率（每一频率对应同一x坐标上的自旋核）信号。Bx使沿x轴的空间位置信号被编码而具有频率特征因此叫做频率编码梯度磁场。激发质子的信号在Bx作用期间读出，读出时间一般是5～30ms。

虽然x、y方向的梯度磁场可以定位所选层面的每一个体素，但实际中MR每次只识别一种相位，即每个读出时间内只能获得选择层面内沿x轴的一行体素的MR信号（同一y坐标，相位相同，频率沿x呈线性变化），为完成多行数据采集，必须重复多次相位编码及测量，可得到每行每列体素的信号强度。

MR信号采集后就是图像重建（imaging reconstruction），其根本目的是从成像体素的NMR信号求解出其相对应图像的像素值。图像重建的方法主要有投影重建法和傅里叶变换法。

二、MRI功能成像的基本原理

（一）MRI功能成像介绍

功能磁共振成像（functional magnetic resonance imaging，fMRI）或称为磁共振脑功能定位图（functional brain mapping）是20世纪90年代以来发展的一项新成像技术。NMR指示剂稀释（造影剂注射）法的出现并成功应用以及血液中去氧血红蛋白可作为脑中固有对比剂理论的确立是促使fMRI产生的两个直接因素。罗森和贝利维奥等人于1990年左右应用二乙三胺五乙酸钆（Gd-diethylene triamine pentaacetic acid，Gd-DTPA）造影剂团剂进行示踪研究，经过对比顺磁性造影剂与MRI图像特征后指出，运动等功能性神经活动造成的脑血容量（cerebral blood volume，CBV）变化可用来定位脑功能区［10］。1989年，美国学者小川（Ogawa）等［11］提出血氧合水平依赖（blood oxygen level dependent，BOLD）这一名词，并在高场强下首次展示了完整鼠脑的氧合敏感性对比度。1991年，美国贝尔实验室、麻省总医院等几个小组利用感觉激发并成功在人脑初级感觉皮层中捕捉到信号强度的变化。

fMRI是根据MRI对组织磁化高度敏感的特点来研究人脑功能尤其是大脑功能区划分的无创性检测技术，更重要的是它突破了过去仅从生理学或病理生理学角度对人脑实施研究和评估的困境，还使得人们可以从语言、触觉甚至情感等领域对清醒人脑进行观察，标志着MRI已从仅提供解剖学信息的阶段发展到反映人脑活动信息的新阶段。利用fMRI还可以对疾病治疗后的功能恢复、功能性重建进行深入研究，并且可以定性定量地检测药物治疗的疗效，为临床诊断、治疗及评估预后提供可靠的依据。近年来，fMRI技术在帕金森综合征、癫痫、多发性硬化、动脉粥样硬化、肝癌等重大疾病的诊疗中得到越来越广泛的应用。

狭义而言，fMRI单指血氧合水平依赖（BOLD）成像，也叫BOLD-fMRI。广义而言fMRI还包括磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS）、弥散加权成像（diffusion weighted imaging，DWI）、弥散张量成像（diffusion tensor imaging，DTI）、灌注加权成像（perfusion weighted imaging，PWI）及磁共振磁敏感加权成像（susceptibility weighted imaging，SWI）。这里主要指BOLD-fMRI。

（二）MRI功能成像原理

MRI功能成像与MRI结构成像的信号源均是氢质子受激产生，且采用同一个梯度磁场系统进行空间定位。不同的是，MRI功能图像不是采用组织的质子密度、弛豫时间等形成图像对比度，而是利用与大脑神经元活动过程相关的脑血流容积、血液氧合水平等较微弱的能量代谢过程来形成图像对比度。BOLD-fMRI依据脱氧血红蛋白分子具有导致快速失相位的磁敏感性，与氧合血红蛋白相比，脱氧血红蛋白显示更低信号，而氧合血红蛋白呈较高信号，即如果某一个区域有较多的氧合血，与周围含有氧合血较少的区域相比，在T2加权像（T2 weighted image，T2WI）上该区域的信号强度就会增加。人体受到刺激后，局部脑组织产生兴奋，动脉血（含氧合血红蛋白）流入兴奋脑区，脑组织局部氧含量增加，造成了局部逆磁性物质的增加，而周围组织因没有神经活动，氧含量不增加，局部主要为顺磁性物质，这样就构成了信号对比。通过图像后处理，即可算出脑内活动区域部位与范围。

偶极-偶极弛豫和局部磁化率效应是顺磁性物质对MRI信号或者图像产生影响的两条主要途径。偶极-偶极弛豫来自顺磁性物质中的非成对电子与附近自旋质子的直接双极耦合使得T1和T2变短。大多数组织的本征T1比T2长，但在顺磁性离子作用下，T1缩短比T2快得多。局部磁化率效应导致磁场不均匀，由拉莫尔公式知非均匀场中的运动质子具有不同的共振频率，质子容易丧失进动相位的相干性，从而严重影响质子的横向弛豫时间，故可以采用T2或者T2WI的序列对顺磁性物质的这种弛豫效应进行测量。

据测定，氧合血红蛋白（oxygenated hemoglobin，HbO2）为反磁性，氧离血红蛋白（deoxygenated hemoglobin，dHb）为顺磁性，完全氧离的红细胞磁化率比完全氧合的红细胞大0.2ppm。HbO2的磁特性与组织接近，因而HbO2浓度变化不会影响组织的弛豫过程，但是dHb的顺磁性却能在其周围的水质子间建立小的局部磁场，使组织毛细血管内外磁场变得非均匀。这种不均匀磁场既可加快质子失相过程又可缩短T2，从而使得NMR信号减小，因而将dHb作为fMRI的固有对比剂来得到功能磁共振图像。dHb中铁的4个非成对电子均被包裹在dHb分子内部，故dHb的偶极-偶极弛豫效应其对T1的影响并不大。血红蛋白脱氧逐渐成为顺磁性，同时在毛细血管内外建立起上述不均匀磁场。因此血氧合水平的变化可以通过T2或者T2WI序列测定。由于纵向弛豫与场的非均匀性无关，上述血氧水平的变化就不能用T1加权像（T1weighted image，T1WI）的脉冲序列测量。

大脑皮层功能区因刺激产生反应性活动，该激活区域内局部组织的代谢加剧，使得血氧合水平降低，其结果应是横向弛豫过程的T2缩短并导致NMR信号减小。但实际上，通过BOLD法测得信号幅度是增大的。一般认为，皮层激活时，尽管局部组织的CBF、CBV及血氧消耗均有所增加，但三者的增加比例有明显差异，导致局部组织中的氧供应量超过代谢氧消耗量。PET的研究结果证实，本体感刺激造成的局部CBF增加量为25%，但氧的利用率只增加5%。血氧的供应和消耗之间的差异使皮层激活区的静脉血氧合水平较周围组织明显升高（顺磁性去氧血红蛋白浓度降低），使得T2延长，表现为T2WI的图像信号强度增加。

三、MRI检查的方法

（一）MRI系统组成

MRI的成像系统包括MR信号采集，以及数据采集、处理和图像显示两部分。MRI设备中MR信号采集部分包括静磁场系统（磁体）、梯度磁场系统（梯度线圈）、射频系统（射频发射器及MR信号接收器）、供电部分，这些部分负责MR信号产生、检测与编码；而其余部件包括模数转换器、计算机、磁盘与磁带机等，则负责数据处理、图像重建、显示与存储。其结构框图如图1-2-6所示，其中关键的是主磁场系统、梯度磁场系统、射频系统和计算机图像重建系统。

主磁场系统是MRI系统的关键部件，静磁场系统性能的好坏直接关系到磁场强度、均匀度和稳定性，并影响MRI的图像质量。梯度场系统用来产生并控制磁场中的梯度，其强度只有主磁场的几百分之一，用作磁共振信号的空间编码。它有三个线圈，产生x、y、z三个方向的梯度场，并有驱动器以便在扫描过程中快速改变磁场梯度的方向与强度，形成任意方向的梯度场，迅速完成三维编码。射频系统由射频发射器和射频接收器以及控制电路等部分组成。射频发生器用来产生临床检查目的不同的脉冲序列，以激发人体内氢原子核产生磁共振信号。射频接收器则用于接收MR信号。控制电路则提供各种脉冲序列以精确控制信号的发送和接收。计算机图像重建系统的作用类似于X-CT中的计算机图像重建部分。首先由射频接收器送来的信号经模拟／数字转换器，把模拟信号转变为数字信号，然后送入计算机中存储和进行累加运算，再采用二维傅里叶变换进行处理，得到具有相位和频率特征的NMR信号大小，然后根据与观测层面各体素的空间对应关系，经计算机运算和处理，得出层面图像数据，即完成数字图像的重建工作。

（二）MRI检查的方法

MRI检查应根据成像部位、成像目的选择脉冲序列，序列选定后还需合理调整成像参数，才能在采集时间内获得优质的MR图像。所谓成像参数调整，一般包括两个方面，即空间解剖相关参数调整、序列参数调整。

空间解剖相关参数调整一般包括扫描方位、相位编码方向、视野（field of view，FOV）和矩形FOV、矩阵、层厚与层间距五类具体参数调整。MRI扫描方位指的是断面的方向，方向选择对于病灶及其特征充分显示非常重要。不同的解剖结构应采用不同的扫描方位。扫描方位选择的基本原则如下：横断面扫描是多数脏器常用的扫描方位，尤其是观察左右对称的结构；当病变位于脏器边缘时，层面方位应垂直于病变与脏器的接触面，这样才能保证看到病变与相应脏器正常组织；长条形或管状结构的走向应与层面尽量平行；扫描层面应尽量垂直于液体流动方向才能很好地显示管腔内液体的流动效应。相位编码方向对于减少图像伪影和缩短图像采集时间非常重要。二维MRI相位编码方向选择基本原则如下：一般选择断面上解剖径线较短的方向，这样可以减少卷褶伪影，如颅脑横断面成像就选择左右方向为相位编码方向，替补横断面成像常选择前后方向；当根据解剖径线选择的相位编码方向与伪影对图像的影响产生矛盾时，应优先选择减少伪影的方向作为相位编码方向。FOV指的是成像区域的实际大小，应根据不同的个体、不同的检查结构、不同的层面方向及检查目的做相应调整。FOV设置原则如下：原则上FOV的4个边各超出目标区域10～20mm即可；对较大解剖部位进行局部高分辨率细扫描时应选择小的FOV；采用矩形FOV时，应同时把解剖径线较短的方向设为相位编码方向；此外，FOV的选择还应注意空间分辨率和信噪比的改变。MRI中矩阵包括采集矩阵和重建矩阵，其中图像重建时若采用内插技术则重建矩阵可大于采集矩阵。采集矩阵对应着K空间需要采集的相位编码线数目，以及每条相位编码线对应的采样点数。一般的序列中，相位编码方向的点数总是小于频率编码方向的点数。采集矩阵设置原则如下：FOV不变时，矩阵越大则空间分辨率越高，但图像的信噪比越低；相位编码方向矩阵越大，采集时间越长；其他参数不变时，频率编码方向矩阵增大，则每个回波的采样时间会延长，导致重复时间（repetition time，TR）延长或者一个TR间期内允许采集的层数越少；一般在低场MRI中，多数序列的频率编码方向采样点阵为256。层厚越厚，采集的层数越少，因而所需采集时间减少，但是图像在层面方向的空间分辨率越低。层厚设置原则如下：低场时，层厚多小于5mm；层厚设置应根据器官及病灶大小做选择，如肝脏在1.5T场强下一般为5～8mm；静止不动的器官如颅脑等可采用较薄的层厚。MRI的层间距指的是相邻两层的缝隙宽度。三维采集模式中是没有层间距的；二维采集模式中常需要设置合适的层间距。层间距增加可以减少层间干扰，还可以减少采集的层数从而缩短采集时间；当层间距较大时，会降低层面方向的空间分辨率，甚至可能漏掉小的病灶。

序列参数调整一般分为自旋回波序列（spin echo sequence，SE）参数和梯度回波序列（gradient echo sequence，GRE）及EPI序列参数两类。常规SE序列主要用于T1WI，为减少T2对图像的影响，一般采用最短的回波时间（echo time，TE），其参数设置原则如下：采集半回波时，TE≤10ms，这样可在TR期间内增加采集层数或者缩短TR从而加快采集速度；如果采集全回波，TE在10～15ms；如果采用全回波的同时运用流动补偿技术则最短TE可延长到20ms。快速自旋回波（fast spin echo，FSE）T1WI主要调整参数是TR和TE，原则仍然是选择最短的TE，TR只要小于800ms即可。扰相GRE序列最常用于T1WI，原则上依然需要选用短TE，但实际操作应根据检查目的调整。比如，颅脑无宏观运动常采用回波采集技术，TE应在3～7ms；腹部快速平扫时，一般采用全回波技术才能保证足够的信噪比，TE一般在2～5ms；如需进一步加快成像速度，可采用半回波技术，TE一般为1～3ms。TE较短时，扰相GRE T1WI序列的T1对比取决于TR和偏转角的合理搭配。

除此之外，成像参数调整还包括采集带宽调整、射频模式调整、梯度模式调整。

四、MRI检查在精神影像学中的价值与局限性

（一）MRI结构成像的优点

MRI可以提供高质量的软组织断层图像，对脑和神经系统的显示优于CT。头部磁共振图像主要用于肿瘤的检测与评估，如脑肿瘤的位置、大小及病变程度。磁共振图像对大脑、小脑、中脑、脑干等显示良好，常用于这些器官的病变检测。磁共振图像既可用来检查脑的炎症、血管损伤、出血、水肿，又可以用来区分血肿和水肿。正是因为MRI无骨伪影，MRI对颅底等部位的显示优于CT，如枕骨大孔部位的病变就应首选MRI。MRI对神经系统的解剖成像是其应用最成功的领域。有如下优点。

1.多参数成像，能提供丰富的诊断信息

由于参与MRI成像的因素较多，不但可以提供和X-CT相似的断层解剖学图像，而且还能提供与生化、病理有关的信息。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。除常规的氢核密度ρ，弛豫时间T1、T2外，MRI还能提供组织流动的情况。因为MR信号的大小还与受激发核的宏观运动有关。如动脉血中的氢核在激发后采集数据时已运动到选片层面之外，其对应空间像素信号自然是零。通过四个参数不同的加权成像，既可得到观测层面组织脏器的形态和位置的图像，也可得到反映体内组织细胞代谢情况的生化蓝图，监测诸如炎症、良性和恶性病变的性质；还可得到组织流动参数的成像，这反映体内血流状况，对循环系统疾病诊断有特殊意义。

2.极好的组织分辨力和对比度

占人体体重70%的水所含氢核是MRI信号的主要来源，且水中氢质子的信号强度与脂肪、蛋白质等组织不同，这些都使得MRI图像对比度高。MRI图像可以很好地区分出脑的白质、灰质、脑脊液等，而且可以在不需要造影剂的情况下观察血流灌注等信息。

3.扫描层面（切层）灵活

通过Gx、Gy、Gz三个梯度场任意组合，MRI可以做任意方向切面的断层扫描，从而可以从三维空间观察病变组织。

4.无电离辐射，安全可靠

MRI系统的激励源波长在1m以上（小于300MHz），因而无电离辐射损伤；从功率角度看，虽然MRI系统峰值功率可达千瓦数量级但平均功率仅为数瓦，远低于推荐的非电离辐射安全标准。

但MRI也有不足，主要表现为扫描时间相对较长，钙化灶等含氢质子较少的组织检出效果不如CT；有一些禁忌证，如装有心脏起搏器、颅内有金属植入物等患者不宜接受MRI检查；易受运动、异物等影响，产生伪影。

（二）MRI功能成像的优点

fMRI相较于其他功能成像方法，主要具有如下优点。

1.无创伤性脑功能成像

因此fMRI不仅可以以人作为研究对象，而且可以直接观察脑活动时的状态变化；更重要的是，通过对脑活动状态的研究分析，可以研究语言、运动、意识等大脑活动的确切机制。

2.空间分辨率高，且不需要使用放射性核素作示踪剂

PET和SPECT均需要注射特定核素用于跟踪测定并推断相应脑组织代谢过程。目前，虽然PET测量结果作为脑功能成像的“金标准”，但其分辨率低、成像慢等缺点严重制约其在脑功能成像中的应用。脑电图（electroencephalography，EEG）、脑磁图（magnetoencephalography，MEG）虽可获得亚毫秒级的时间分辨率，但其空间分辨率低是硬伤。

3.可同时观察多个脑区活动

这一点对脑的高级功能研究特别有利，因为脑活动一般是多个功能区协同完成一定任务；难得的是，这个观察过程是动态的，与传统的神经解剖学研究具有本质区别。

当然，血氧合水平依赖成像也有一些缺点。需要高场强，常规成像场强下信号的变化范围在2%～5%，而且图像信噪比也很低。高场强下，如4T场强中可采用SE序列进行fMRI，当采用GRE序列时可得到高达20%的信号幅度。BOLD-fMRI对运动非常敏感，其仅限于无头动的任务，比如说话时很容易造成头动因而受到限制；BOLD-fMRI在某些脑的部位，如鼻窦等与空气临界部位很容易产生伪影，因此在观察一些脑底部的重要情感区如眶额、内颞皮层就会产生问题；激活区有时可能存在大的引流静脉，而不是接近兴奋神经元的毛细血管床。此外，fMRI研究中的时间分辨率不受成像技术限制，但是所获得信号迟于从电生理技术观察到的真正神经活动，如EEG、MEG测量的结果。

（三）MRI功能成像在精神影像中的应用

MRI功能成像在精神影像中的应用非常广泛，具体详见本书其他章节，此处以视觉系统的研究为例介绍如下。

人类获取的信息中70%以上依靠视觉系统完成，因而视觉的研究在脑科学中占有重要的位置。初级皮层与视网膜之间具有一定的对应关系，一般认为，来自视网膜神经元的视觉信息经外侧膝状体再传导至距状裂周围的皮层。正是因为高分辨率fMRI技术的出现与发展，人类视觉功能的研究不再依赖于动物实验，而是通过视觉功能试验直接研究。

BOLD-fMRI特别适合不配合视野检查的患者术前视皮层功能区定位。但是由于病变邻近组织缺乏自主调节，其BOLD效应常发生改变，甚至出现假阳性或假阴性结果，临床上应注意鉴别。韦林（Werring）［12］等对已恢复的7例单眼急性视神经炎病人的研究发现，其视力、色觉表现正常，脑组织MRI未发现其他病变。经BOLD-fMRI检测发现，刺激正常对照组任一眼时仅出现视皮层激活，而在视神经炎组尽管视皮层激活面积均小于正常对照组，但刺激患眼还可引发双侧屏状核、额叶近眶回皮层、颞后皮层、顶后皮层、丘脑及外纹状区激活，刺激对侧眼还可出现右屏状核激活。

如果采用强的视觉刺激以及适当的检测方法，fMRI可以进行视觉缺损研究，如古德伊尔（Goodyear）等采用fMRI对弱视的神经机制研究、劳施（Rausch）等采用fMRI对视交叉以上视路损害研究、迪穆兰（Dumoulin）等［13］采用fMRI对运动知觉相关视区研究。

此外，fMRI的临床应用还包括人脑运动皮层研究、人类听觉系统研究、语言功能研究等。

（幸浩洋）

参考文献

［1］Bloch F. Nuclear induction. Phys Rev，1946，70（8）：460-463.

［2］Purcell EM，Torrey HC，Pound RV. Resonance absorption by nuclear magnetic moments in a solid. Phys Rev，1946，69（1）：37-39.

［3］Slichter CP. Principles of magnetic resonance. Springer-Verlag，1978，1903-1912.

［4］Damadian R. Tumor detection by nuclear magnetic resonance. Science，1971，171（3976）：1151-1153.

［5］Lauterbur PC. Image formation by induced local interactions：examples employing nuclear magnetic resonance. Nature，1973，242（5394）：190-191.

［6］Mansfield P，Grannell PK. NMR ‘diffraction’in solids？ J. Phy. C：Solid State Phys，1973，6（22）：L422-L426.

［7］Mansfield P. Multi-planar image formation using NMR spin echoes. J. Phy. C：Solid State Phys，1977，10（3）：L55.

［8］李月卿.医学影像成像原理.北京：人民卫生出版社，2002：151-217.

［9］Garroway AN，Grannell PK，Mansfield P. Image formation using nuclear magnetic resonance. U. S. Patent 4，021，726. 1977-5-3.

［10］Chang KH，Han MH，Roh JK，et al. Gd-DTPA-enhanced MR imaging of the brain in patients with meningitis：comparison with CT. AJNR Am J Neuroradiol，1990，11（1）：69-76.

［11］Ogawa S，Lee TM，Kay AR，et al. Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation. Proc Natl Acad Sci U S A，1990，87（24）：9868-9872.

［12］Werring DJ，Clark CA，Parker GJ，et al. A direct demonstration of both structure and function in the visual system：combining diffusion tensor imaging with functional magnetic resonance imaging. Neuroimage，1999，9（3）：352-361.

［13］Dumoulin SO，Wandell BA. Population receptive field estimates in human visual cortex. Neuroimage，2008，39（2）：647-660.