磁共振成像的基礎(chǔ)知識(shí)

外磁場(chǎng)中的自旋磁共振成像(MRI)是利用氫原子的核內(nèi)質(zhì)子進(jìn)行成像。質(zhì)子具有一種物理特性，即自旋，其行為大致類似于一根羅盤(pán)針：每個(gè)自旋都有一個(gè)小的磁偶極矩，并在外部磁場(chǎng)中對(duì)齊。如果將組織置于磁共振(MR)掃描儀孔內(nèi)的強(qiáng)磁場(chǎng)中，則自旋將與磁場(chǎng)B反平行或平行排列。在此處相關(guān)場(chǎng)強(qiáng)中，極少數(shù)自旋呈后一種排列方式，它們的磁矩加起來(lái)，產(chǎn)生了與B平行的凈宏觀磁化強(qiáng)度M，代表一種平衡狀態(tài)(圖1左)。因此，磁場(chǎng)內(nèi)部這種磁化的存在是質(zhì)子存在的標(biāo)志，可以通過(guò)測(cè)量具有一定空間分辨率的M來(lái)構(gòu)建質(zhì)子圖像。

磁共振效應(yīng)

由于以下物理效應(yīng)，對(duì)M的測(cè)量是可能的：如果磁場(chǎng)B內(nèi)的質(zhì)子暴露在特定頻率的電磁波中，所謂的拉莫爾頻率，即磁化強(qiáng)度M，與暴露持續(xù)時(shí)間成比例傾斜(圖1右)。然后傾斜的磁化圍繞磁場(chǎng)矢量旋轉(zhuǎn)(圖2)。這種運(yùn)動(dòng)稱為進(jìn)動(dòng)，類似于普通的陀螺旋轉(zhuǎn)行為。在進(jìn)動(dòng)期間，質(zhì)子發(fā)出具有拉莫爾頻率的電磁波(圖2)。重點(diǎn)是，拉莫爾頻率與磁場(chǎng)B成正比，值為42.6MHz/Tesla，其中特斯拉(T)是磁場(chǎng)強(qiáng)度的單位。因此，對(duì)于通常場(chǎng)強(qiáng)為1.5T或3T的臨床MR掃描儀，拉莫爾頻率分別約為64MHz或128MHz。需要注意的是，傾斜的磁化逐漸恢復(fù)到其原始狀態(tài)或平衡。這種效應(yīng)稱為弛豫，將在下文進(jìn)行討論。

MR空間編碼

如前所述，MR效應(yīng)僅允許檢測(cè)質(zhì)子的存在?，F(xiàn)在存在的問(wèn)題是，如何實(shí)現(xiàn)整個(gè)樣本中質(zhì)子的空間分辨率，從而產(chǎn)生圖像。接下來(lái)，將逐步討論相對(duì)于大腦定義的三個(gè)正交方向：x(左/右)，y(前/后)和z(上/下)。

①頻率編碼圖3(左)顯示了所謂的脈沖圖，即MR實(shí)驗(yàn)的示意圖。在RF(射頻)軸上，有一個(gè)初始電磁脈沖，它使磁化和隨后獲得的信號(hào)傾斜。下面是梯度軸，顯示信號(hào)采集過(guò)程中梯度Gx已打開(kāi)。這意味著在采集過(guò)程中，磁場(chǎng)以一種在x方向上線性增加的方式變化。因此，在采集過(guò)程中，質(zhì)子的拉莫爾頻率取決于它們?cè)诖竽X中的位置，即它們的x坐標(biāo)。圖3(右)顯示了兩個(gè)小的大腦區(qū)域以及這些區(qū)域內(nèi)的質(zhì)子在梯度開(kāi)啟時(shí)發(fā)出的信號(hào)：左側(cè)區(qū)域中的質(zhì)子暴露在略微減弱的磁場(chǎng)中，因此它們發(fā)出的電磁波頻率略低。右側(cè)區(qū)域中的質(zhì)子發(fā)出的信號(hào)頻率較高?！癋M調(diào)頻”檢測(cè)來(lái)自所有質(zhì)子的總和信號(hào)。該信號(hào)經(jīng)過(guò)頻率分析(在數(shù)學(xué)上，此過(guò)程稱為傅里葉變換)，得到信號(hào)的頻譜。然后可以從信號(hào)的頻譜中推斷出質(zhì)子的確切位置(或至少是它們的x坐標(biāo))。因此，這個(gè)過(guò)程稱為頻率編碼。在信號(hào)采集(或信號(hào)“讀出”)期間打開(kāi)的梯度稱為讀取梯度。應(yīng)該注意的是，該梯度僅在采集期間打開(kāi)，而不是在初始RF脈沖期間打開(kāi)。否則，在發(fā)送電磁波時(shí)，自旋將具有不同位置依賴性的拉莫爾頻率，因此磁化作用將只對(duì)部分自旋傾斜。利用磁場(chǎng)梯度來(lái)實(shí)現(xiàn)空間分辨率是由Lauterbur(1973)首先提出的。

②相位編碼上述實(shí)驗(yàn)僅允許在一個(gè)方向上進(jìn)行空間分辨率。二維實(shí)驗(yàn)如圖4所示，這里的脈沖圖包括一個(gè)射頻(RF)軸和兩個(gè)梯度軸(分別用于x和y方向的梯度)。該實(shí)驗(yàn)的部分內(nèi)容與上文所述相同：初始RF脈沖使磁化傾斜，并在讀取梯度Gx打開(kāi)時(shí)采集信號(hào)，因此可以從質(zhì)子的信號(hào)頻率推導(dǎo)出質(zhì)子的x坐標(biāo)。此外，在初始RF脈沖和采集過(guò)程之間接開(kāi)啟一個(gè)垂直于讀取梯度方向的梯度，即Gy。圖4(右)解釋了這種梯度對(duì)x坐標(biāo)相同但y坐標(biāo)不同的兩個(gè)腦區(qū)的影響：當(dāng)梯度Gy打開(kāi)時(shí)，前部區(qū)域的質(zhì)子比后部區(qū)域的質(zhì)子具有更高的拉莫爾頻率。對(duì)拉莫爾頻率的影響只在Gy打開(kāi)時(shí)持續(xù)。一旦Gy被關(guān)閉，Gx被打開(kāi)，來(lái)自兩個(gè)區(qū)域的信號(hào)具有相同的拉莫爾頻率，因?yàn)樗鼈兙哂邢嗤膞坐標(biāo)。然而，前部和后部區(qū)域信號(hào)的起點(diǎn)是不同的：如圖4所示，在采集開(kāi)始時(shí)，前部區(qū)域信號(hào)的值最大，而后部區(qū)域信號(hào)的值最小。因此，信號(hào)在時(shí)間上出現(xiàn)了移位——它們具有不同的相位?？傊瑇坐標(biāo)可以由信號(hào)頻率推導(dǎo)出來(lái)，y坐標(biāo)可以由信號(hào)相位推導(dǎo)出來(lái)。梯度Gy稱為相位編碼(PE)梯度，在自旋激勵(lì)和信號(hào)采集之間切換成像梯度的過(guò)程被稱為PE。需要注意的是，精確地確定y坐標(biāo)需要采用不同的PE梯度重復(fù)圖4所示的實(shí)驗(yàn)。因此，在完整的成像實(shí)驗(yàn)中(如圖8所示)，PE梯度(即y方向的梯度)被描繪成帶有箭頭的“階梯”，反映了不同的PE梯度振幅。

③層面選擇圖5顯示了三個(gè)方向上的空間分辨率實(shí)驗(yàn)。相對(duì)于上述實(shí)驗(yàn)，該實(shí)驗(yàn)包括一個(gè)相位梯度和一個(gè)讀取梯度。然而，這次梯度Gz在實(shí)驗(yàn)開(kāi)始時(shí)打開(kāi)，并在RF脈沖傳輸期間保持打開(kāi)狀態(tài)。由于這個(gè)梯度，磁場(chǎng)強(qiáng)度和質(zhì)子的拉莫爾頻率在這個(gè)方向上增加。假設(shè)在某個(gè)軸向?qū)用鎯?nèi)，拉莫爾頻率為f0(圖5右)。如果發(fā)送具有此頻率的RF脈沖，它將只使該層內(nèi)的磁化傾斜。它不能影響大腦上部或下部的質(zhì)子，因?yàn)樗鼈兊睦獱栴l率高于或低于f0，所以沒(méi)有共振。因此，只有選定層內(nèi)的質(zhì)子被傾斜(或“激勵(lì)”)，并且可以對(duì)信號(hào)產(chǎn)生影響。總之，RF脈沖和梯度的組合會(huì)導(dǎo)致層面選擇性激勵(lì)。梯度Gz也被稱為層面梯度或?qū)用孢x擇梯度。然后，利用讀取梯度Gx和相位梯度Gy來(lái)實(shí)現(xiàn)受激勵(lì)層內(nèi)的空間編碼。針對(duì)不同的激勵(lì)頻率重復(fù)此過(guò)程，以獲取多層圖像數(shù)據(jù)集。

弛豫時(shí)間T1和T2

當(dāng)RF脈沖使磁化矢量?jī)A斜后，就會(huì)發(fā)生進(jìn)動(dòng)，如圖2所示。然而，如前所述，進(jìn)動(dòng)的持續(xù)時(shí)間有限：一段時(shí)間后，磁化強(qiáng)度再次平行于靜態(tài)磁場(chǎng)，即處于平衡狀態(tài)。這個(gè)過(guò)程稱為弛豫。弛豫包括兩個(gè)同時(shí)進(jìn)行的過(guò)程，如下所示。

傾斜磁化強(qiáng)度的縱向分量(即平行于磁場(chǎng)的分量)隨著時(shí)間常數(shù)T1(即縱向弛豫時(shí)間)趨近最大值(所謂的平衡值)。這個(gè)過(guò)程也被稱為自旋-晶格弛豫，因?yàn)樽杂伤孕龑⒛芰總鬟f到周圍的環(huán)境，即晶格。

傾斜磁化強(qiáng)度的橫向分量(即垂直于磁場(chǎng)的分量)隨著時(shí)間常數(shù)T2(即橫向弛豫時(shí)間)而消失。這個(gè)過(guò)程也被稱為自旋-自旋弛豫，因?yàn)樗怯勺杂伤孕粨Q少量能量引起的。

在人腦中，有很多不同的T1值：在3T時(shí)，近似T1值為850ms(白質(zhì)(WM))；1300ms(灰質(zhì)(GM))；和4500ms(腦脊液(CSF))。因此，利用T1對(duì)比度的MRI采集序列通常用于可視化和量化大腦形態(tài)。T1加權(quán)技術(shù)的例子包括T1加權(quán)自旋回波序列、T1加權(quán)快速梯度回波序列(如FLASH)和磁化制備序列(如MP-RAGE和MDEFT)。需要注意的是，T1值是場(chǎng)依賴的。例如，白質(zhì)/灰質(zhì)中的T1值在1.5T時(shí)約為650/1100ms，但在7T時(shí)約為1200/2000ms。

對(duì)于T2，白質(zhì)和灰質(zhì)之間的對(duì)比度較小，3T時(shí)腦組織的值約為60ms，在蒼白球等富鐵區(qū)域的值約為45ms。然而，腦脊液具有很長(zhǎng)的T2值(約2000ms)，這提供了一種區(qū)分腦組織和水腫等液室的方法。因此，T2加權(quán)采集技術(shù)(如T2加權(quán)自旋回波序列)常被用于檢測(cè)病變。

弛豫時(shí)間T2*和梯度回波圖6顯示了在模體(在本例中為裝滿水的玻璃球)上獲取的一系列MR圖像。一小塊金屬牢固地固定在模體的外部(紅色箭頭)。金屬在其周圍環(huán)境(圈出的區(qū)域)中有使靜態(tài)磁場(chǎng)變形的作用。隨著回波時(shí)間(TE)值的增大進(jìn)行圖像采集，TE是初始RF脈沖與信號(hào)采集之間的時(shí)間差(見(jiàn)圖8左)。第一個(gè)需要注意的效應(yīng)是，模體信號(hào)隨著TE的增加而降低。這是可以預(yù)期的，因?yàn)楫a(chǎn)生信號(hào)的橫向磁化強(qiáng)度由于橫向弛豫效應(yīng)而衰減。第二個(gè)效應(yīng)是，在磁場(chǎng)失真的區(qū)域，信號(hào)衰減要快得多。這可以解釋為：由于場(chǎng)不均勻性，空間中不同位置的自旋所處的場(chǎng)強(qiáng)不同，因此會(huì)有不同的拉莫爾頻率。因此，自旋移相——即它們的磁化矢量以不同的速度旋轉(zhuǎn)，從而指向不同的方向，因此它們對(duì)凈磁化的貢獻(xiàn)相互抵消，導(dǎo)致信號(hào)快速衰減。一般來(lái)說(shuō)，可以說(shuō)任何不均勻的靜態(tài)磁場(chǎng)都會(huì)有類似的效應(yīng)，導(dǎo)致信號(hào)衰減加速。因此，信號(hào)隨有效(表觀)橫向弛豫時(shí)間T2*而衰減，該時(shí)間取決于場(chǎng)的不均勻程度，并且可能比T2短得多。

這給目前討論的MRI方法帶來(lái)了一個(gè)特定的問(wèn)題。如上所述(見(jiàn)圖3)，頻率編碼是通過(guò)在一定的空間方向上切換梯度來(lái)實(shí)現(xiàn)的。由于梯度是人造磁場(chǎng)的不均勻性，這將導(dǎo)致信號(hào)加速衰減(圖7左)。特別是，最大信號(hào)出現(xiàn)在梯度的起始處時(shí)。然而，這部分信號(hào)可能會(huì)提供錯(cuò)誤的空間信息，因?yàn)樘荻刃枰欢ǖ那袚Q時(shí)間才能達(dá)到穩(wěn)定值。這個(gè)問(wèn)題可以通過(guò)使用圖7右所示的梯度回波概念來(lái)避免：在采集之前，先打開(kāi)負(fù)梯度，導(dǎo)致自旋移相。由于隨后的正讀梯度只是前一個(gè)梯度的反轉(zhuǎn)，即移相效應(yīng)被反轉(zhuǎn)，因此自旋復(fù)相，產(chǎn)生一個(gè)強(qiáng)信號(hào)，稱為梯度回波。重要的是，梯度回波的最大值位于讀取梯度達(dá)到穩(wěn)定值的時(shí)間點(diǎn)。梯度回波方法被廣泛應(yīng)用于功能成像方面。

圖8(左)顯示了典型的梯度回波成像序列。在采集之前，x方向上的負(fù)梯度會(huì)導(dǎo)致自旋移相。當(dāng)正讀梯度打開(kāi)時(shí)，會(huì)發(fā)生自旋復(fù)相和梯度回波。此外，在層面梯度之后打開(kāi)一個(gè)負(fù)梯度，以補(bǔ)償由于該梯度而造成的移相效應(yīng)，否則會(huì)降低信號(hào)強(qiáng)度。應(yīng)該注意的是，在梯度回波技術(shù)中，自旋移相補(bǔ)償只發(fā)生在反轉(zhuǎn)的梯度上。所有其他場(chǎng)的不均勻性會(huì)引起額外的自旋移相，從而降低T2*值。因此，梯度回波圖像經(jīng)過(guò)T2*加權(quán)后，由于靜態(tài)磁場(chǎng)的局部不均勻性，在T2*降低的區(qū)域顯示出較低的圖像強(qiáng)度。

回波時(shí)間(TE)的選擇決定了T2*的對(duì)比度：如果TE太短，則自旋沒(méi)有足夠的時(shí)間移相，因此T2*加權(quán)較差。另一方面，如果TE比T2*長(zhǎng)得多，那么信號(hào)在采集開(kāi)始時(shí)就已經(jīng)衰減了，因此圖像的信噪比(SNR)會(huì)很差。當(dāng)TE近似于T2*時(shí)，則可實(shí)現(xiàn)最佳T2*加權(quán)。梯度回波技術(shù)對(duì)于功能成像研究非常重要，因?yàn)樯窠?jīng)元激活會(huì)導(dǎo)致周圍腦組織中T2*的微小變化，從而導(dǎo)致T2*加權(quán)梯度回波圖像的強(qiáng)度變化。這種效應(yīng)被稱為血氧水平依賴效應(yīng)(BOLD)。

k空間

k空間是一個(gè)數(shù)學(xué)概念，對(duì)于描述MR采集序列非常有用，特別是回波平面成像序列，它是功能磁共振成像(fMRI)的主選方法。假設(shè)獲取了單個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)，例如，其中一個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)形成了梯度回波。在采集該數(shù)據(jù)點(diǎn)和前一個(gè)RF激勵(lì)脈沖之間，梯度Gx(在讀取方向上)和梯度Gy(在相位方向上)被開(kāi)啟一定的持續(xù)時(shí)間。然后，數(shù)據(jù)點(diǎn)的k值kx和ky被定義為相應(yīng)梯度下的面積(即梯度強(qiáng)度和梯度持續(xù)時(shí)間的乘積)。對(duì)于任何一個(gè)特定的MR成像實(shí)驗(yàn)，都必須獲取多個(gè)不同kx和ky組合的數(shù)據(jù)點(diǎn)，以覆蓋完整的2D k空間，如圖8(右)所示。對(duì)于圖8(左)所示的實(shí)驗(yàn)，k空間用水平線覆蓋，從左到右依次填充每一行。

回波平面成像(EPI)圖8(左)所示的梯度回波序列是相對(duì)耗時(shí)的，主要是因?yàn)槊總€(gè)新的PE梯度重復(fù)都需要自己的層面選擇激勵(lì)脈沖。為了克服這一限制，目前已經(jīng)開(kāi)發(fā)了專門(mén)的梯度回波技術(shù)，例如單次激發(fā)EPI。EPI的示意圖見(jiàn)圖9(左)。在層面選擇激勵(lì)后，通過(guò)讀取梯度的連續(xù)反演得到一系列梯度回波。在連續(xù)的采集之間，y方向上有一個(gè)短暫的梯度脈沖，即所謂的blip。因此，特定回波的PE程度由y方向上的初始負(fù)梯度和到回波采集時(shí)間的光點(diǎn)之和給出。總之，這滿足了上述成像條件(在打開(kāi)x方向讀取梯度的情況下進(jìn)行一系列采集，并且在每次采集之前都有不同程度PE的y方向相位梯度)，因此可以從采集的數(shù)據(jù)中構(gòu)建完整的圖像。由于只有一個(gè)激勵(lì)脈沖，因此該技術(shù)非?？?，每層的采集時(shí)間不100ms。梯度回波EPI圖像重T2*加權(quán)，在受局部磁場(chǎng)不均勻性影響的區(qū)域顯示圖像強(qiáng)度降低。T2*加權(quán)和采集速度使該技術(shù)非常適合于功能性MRI。

k空間分析相對(duì)簡(jiǎn)單：對(duì)于第一個(gè)回波，數(shù)據(jù)點(diǎn)的kx值不斷增加，范圍從負(fù)值到正值不等，而由于前面的PE梯度Gy為負(fù), ky值仍然為負(fù)值。因此，該回波覆蓋了k空間中最底部的水平線，如圖9(右)所示。對(duì)于第二個(gè)回波，ky由于中間的blip而增加。這個(gè)回波的kx值從正到負(fù)，所以這個(gè)回波覆蓋了k空間中的下一條水平線，但順序相反。綜上所述，可以說(shuō)EPI中的k空間被水平線覆蓋，奇數(shù)行從左到右依次填充，偶數(shù)行從右到左依次填充。這種允許快速數(shù)據(jù)采集的k空間行填充順序反轉(zhuǎn)也可能產(chǎn)生偽影。

自旋回波為了完整起見(jiàn)，這里將簡(jiǎn)要描述自旋回波的發(fā)生?；緦?shí)驗(yàn)如圖10(頂圖)所示，一個(gè)90°的脈沖使磁化矢量?jī)A斜，在激勵(lì)后(時(shí)間點(diǎn)1)可以直接觀察到一個(gè)強(qiáng)信號(hào)。這個(gè)信號(hào)隨著時(shí)間常數(shù)T2*衰減。一段時(shí)間后，施加一個(gè)180°的脈沖(在時(shí)間點(diǎn)2和3之間)。結(jié)果，信號(hào)再次增強(qiáng)(時(shí)間點(diǎn)4)。這種效應(yīng)被稱為自旋回波，可以解釋如下(圖10底圖)。在激勵(lì)后(時(shí)間點(diǎn)1)，所有自旋對(duì)齊，形成一個(gè)強(qiáng)信號(hào)。然而，它們開(kāi)始旋轉(zhuǎn)(黑色箭頭)，通常由于場(chǎng)的不均勻性而具有不同的拉莫爾頻率。為簡(jiǎn)單起見(jiàn)，假設(shè)有三個(gè)自旋組合：“快速的”(紅色)，“適中的”(藍(lán)色)和“緩慢的”(綠色)。一段時(shí)間后(時(shí)間點(diǎn)2)，“快速”自旋相對(duì)超前，而“緩慢”自旋則相對(duì)滯后。因此，自旋移相，信號(hào)衰減。180°脈沖圍繞初始對(duì)準(zhǔn)軸旋轉(zhuǎn)(綠色箭頭)。這導(dǎo)致了一系列(時(shí)間點(diǎn)3)根本性的變化：“快速”自旋現(xiàn)在落后了，而“緩慢”自旋則領(lǐng)先了。然而，進(jìn)動(dòng)的方向保持不變(黑色箭頭)，因此“快速”自旋迎頭趕上，一段時(shí)間后(時(shí)間點(diǎn)4)，自旋重新對(duì)齊，再次形成一個(gè)強(qiáng)烈的信號(hào)，即自旋回波。此過(guò)程補(bǔ)償了所有場(chǎng)不均勻性的影響，因此自旋回波是T2加權(quán)的(與梯度回波相反，梯度回波是T2*加權(quán))。

如上所述，T2加權(quán)自旋回波序列在臨床實(shí)踐中被廣泛用于病變檢測(cè)。為了縮短實(shí)驗(yàn)持續(xù)時(shí)間，經(jīng)常使用稱為RARE的快速自旋回波序列(也稱為渦輪自旋回波序列或快速自旋回波序列)。這個(gè)序列基本上類似于上述EPI技術(shù)；然而，為了實(shí)現(xiàn)T2加權(quán)，通過(guò)在后續(xù)回波之間施加180°脈沖來(lái)獲得一系列自旋回波(而不是梯度回波)。

比吸收率(SAR)

當(dāng)在MRI實(shí)驗(yàn)中施加RF脈沖時(shí)，能量被傳遞到自旋系統(tǒng)。問(wèn)題是RF脈沖也會(huì)在組織中產(chǎn)生電流，從而導(dǎo)致組織加熱。因此，只有一小部分發(fā)射的RF能量用于自旋激勵(lì)，其余部分會(huì)引起不必要的加熱效應(yīng)。SAR是組織吸收的射頻功率，單位為W/kg。出于安全考慮，SAR不能超過(guò)一定的限度。例如，頭部上允許的最大平均SAR為3.2 W/kg。SAR在很大程度上取決于所使用的MRI技術(shù)。例如，EPI是一種低SAR技術(shù)，因?yàn)槊總€(gè)成像層只需要一個(gè)RF脈沖。相比之下，像RARE(渦輪自旋回波)這樣的快速自旋回波技術(shù)是高SAR技術(shù)，因?yàn)樾枰幌盗?80°脈沖來(lái)產(chǎn)生一系列自旋回波。需要注意的是，SAR值隨著掃描儀磁場(chǎng)強(qiáng)度的增加而增加。由于拉莫爾頻率較高以及組織電導(dǎo)率隨頻率增加，更大比例的能量被轉(zhuǎn)化為熱量。因此，在高場(chǎng)強(qiáng)掃描儀上運(yùn)行高SAR序列可能很困難。

腦血流量（CBF）

腦灌注或CBF是對(duì)動(dòng)脈血和氧氣輸送到腦組織的測(cè)量。例如，CBF的增加是由于神經(jīng)元活動(dòng)期間對(duì)氧氣的需求增加而引起的大腦激活；這種CBF增加導(dǎo)致活動(dòng)部位的氧合血紅蛋白濃度升高，從而產(chǎn)生“BOLD效應(yīng)”。因此，可以通過(guò)測(cè)量CBF的變化來(lái)確定大腦的激活部位。另一方面，CBF的減少會(huì)導(dǎo)致含氧量降低(缺氧)，大腦非常容易受到這種情況的影響，嚴(yán)重的情況下會(huì)造成腦損傷，例如缺血性卒中。一般來(lái)說(shuō)，CBF是診斷、治療和理解各種病理狀況的關(guān)鍵參數(shù)，特別是中風(fēng)、癲癇、癌癥和癡呆。

CBF可以根據(jù)動(dòng)脈血輸送到腦組織中特定體積V或質(zhì)量m(分別以100mL或100g為單位)的毛細(xì)血管的速度ΔVB/Δt(以mL/min為單位)來(lái)量化，參見(jiàn)圖11：

健康成人全腦CBF的近似值為：灰質(zhì)中為60 mL/100g/min，白質(zhì)中為20mL/100g/min，雖然文獻(xiàn)中發(fā)現(xiàn)的數(shù)值范圍較大。目前測(cè)量CBF的MR方法主要有動(dòng)脈自旋標(biāo)記(ASL)和動(dòng)態(tài)磁敏感對(duì)比(DSC)MRI。

DSC MRI使用順磁性釓造影劑，通過(guò)靜脈注射作為示蹤劑，因此該方法具有侵入性。造影劑局部縮短弛豫時(shí)間T1、T2和T2*。通常通過(guò)獲取T2或T2*加權(quán)圖像的時(shí)間序列(例如使用EPI序列)來(lái)監(jiān)測(cè)造影劑團(tuán)通過(guò)感興趣組織的情況，因?yàn)橄鄳?yīng)的成像序列具有比T1加權(quán)序列更高的時(shí)間分辨率。通過(guò)分析造影劑團(tuán)通過(guò)的信號(hào)時(shí)間進(jìn)程(通常持續(xù)時(shí)間為幾秒鐘)，可以得到有關(guān)CBF、腦血容量(CBV)和平均通過(guò)時(shí)間(MTT)的信息。

與DSC方法相比，ASL使用反向血液自旋作為示蹤劑，并且是完全無(wú)創(chuàng)的。時(shí)間分辨率約為4min(用于定量高分辨率多層或3D CBF圖)，可以連續(xù)測(cè)定CBF。缺點(diǎn)是信噪比低，示蹤劑壽命短(隨T1衰減)。因此，ASL確實(shí)受益于高磁場(chǎng)強(qiáng)度下的測(cè)量，這些強(qiáng)度本質(zhì)上提供了更高的SNR和更長(zhǎng)的T1值。與DSC方法相比，非侵入性ASL方法在人體研究中的應(yīng)用更加廣泛。

腦血容量（CBV）

單位組織質(zhì)量或體積(mL/100g或mL/100mL)的含血容量表示為CBV。在人腦中，灰質(zhì)的典型值約為5mL/(100mL)，白質(zhì)中約為2.5mL/(100mL)。CBV是正常腦生理和病理生理中的重要參數(shù)，它被用作fMRI中大腦活動(dòng)的測(cè)量指標(biāo)。特別是，直接測(cè)量CBV有助于闡明CBF、CBV和血氧之間的復(fù)雜相互作用，這是當(dāng)前大多數(shù)fMRI研究中使用的BOLD效應(yīng)的基礎(chǔ)，并且對(duì)于定量繪制腦氧代謝率(CMRO2)非常重要。CBV也被用作疾病的標(biāo)志物，例如，在評(píng)估腦血管疾病時(shí)。目前，研究人員開(kāi)發(fā)了各種MR方法來(lái)測(cè)量CBV，這些方法主要分為兩大類：使用造影劑的方法和無(wú)造影劑的方法(血管空間占用；VASO)。

BOLD效應(yīng)和fMRI

大多數(shù)功能性MR成像研究利用內(nèi)在的BOLD對(duì)比機(jī)制。接下來(lái)，本文將使用經(jīng)典的刺激誘導(dǎo)激活模型來(lái)解釋BOLD效應(yīng)。圖12顯示了與外部刺激(任務(wù))或自發(fā)大腦活動(dòng)相關(guān)的神經(jīng)元激活后的典型信號(hào)時(shí)間過(guò)程，即所謂的血流動(dòng)力學(xué)反應(yīng)。這里將介紹最常引用的模型之一：所謂的氣球模型。也有研究者提出了對(duì)該模型的擴(kuò)展，并對(duì)神經(jīng)激活的作用進(jìn)行了更詳細(xì)的建模。影響B(tài)OLD效應(yīng)的重要生理參數(shù)是腦氧代謝率(CMRO2)、腦血流量(CBF)和腦血容量(CBV)。激活后這些參數(shù)的典型時(shí)間進(jìn)程如圖12所示。

根據(jù)該模型，在神經(jīng)元激活開(kāi)始后，CMRO2增加。氧氣的消耗導(dǎo)致脫氧血紅蛋白濃度升高，從而使信號(hào)強(qiáng)度降低，導(dǎo)致初始下降。然而，在很短的時(shí)間內(nèi)，CBF和CBV上升：由于CBF增加，氧氣被輸送到激活部位，導(dǎo)致脫氧血紅蛋白濃度降低，從而產(chǎn)生更高的信號(hào)強(qiáng)度。CBV的增加伴隨著更高濃度的脫氧血紅蛋白，從而降低了信號(hào)強(qiáng)度。然而，CBF增加的影響超過(guò)了較高的CMRO2和CBV值引起的信號(hào)降低，從而導(dǎo)致了正向的BOLD響應(yīng)。大約10s后，CMRO2和CBF恢復(fù)到基線水平。CBV的弛豫較慢，因此在一定時(shí)間內(nèi)，由于血容量較高，脫氧血紅蛋白濃度增加，從而降低了信號(hào)強(qiáng)度，導(dǎo)致下沖。

從成像角度來(lái)看，T2*對(duì)比度和BOLD響應(yīng)的對(duì)比度首先是由回波時(shí)間(TE)的選擇決定的。但問(wèn)題是，應(yīng)該選擇什么樣的回波時(shí)間(TE)才能達(dá)到最大的BOLD對(duì)比度。圖13顯示了T2*值為45ms時(shí)(這是3T場(chǎng)強(qiáng)下腦組織的近似T2*值)，理論BOLD信號(hào)與TE的關(guān)系。對(duì)于短TE來(lái)說(shuō)，自旋沒(méi)有足夠的時(shí)間移相，因此影響很小。對(duì)于很長(zhǎng)的TE，由于弛豫效應(yīng)會(huì)造成信號(hào)損失。當(dāng)TE=T2*時(shí)，在3T場(chǎng)強(qiáng)和45ms時(shí)可獲得最佳結(jié)果。然而，梯度回波序列易受所有場(chǎng)不均勻性的影響，因此在一些腦區(qū)(如眶額區(qū)和顳區(qū))會(huì)存在信號(hào)丟失，這些區(qū)域的靜態(tài)磁場(chǎng)通常會(huì)因?yàn)榭拷錆M空氣的空腔而失真。因此，選擇的TE應(yīng)盡可能短以避免信號(hào)損失，但也必須實(shí)現(xiàn)足夠的BOLD對(duì)比度。從圖13可以看出，TE為30ms時(shí)仍有較強(qiáng)的BOLD信號(hào)，這是在3T掃描儀上進(jìn)行fMRI研究的推薦值。在1.5T時(shí)，由于較低場(chǎng)強(qiáng)下的T2*值會(huì)延長(zhǎng)，所以應(yīng)選擇50ms的TE。

在更高的場(chǎng)強(qiáng)下(例如7T)，甚至可以實(shí)現(xiàn)亞毫米分辨率，并被用于研究人類新皮層的介觀結(jié)構(gòu)(≤1mm)。使用fMRI來(lái)表征這種細(xì)微結(jié)構(gòu)對(duì)對(duì)比度噪聲比和有效空間分辨率提出了特殊的要求。特別是，經(jīng)小靜脈排出的脫氧血液會(huì)在高級(jí)皮質(zhì)層中引起彌散效應(yīng)，從而導(dǎo)致有效點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)較差。因此，校正和減少這種效應(yīng)已成為一個(gè)活躍的研究領(lǐng)域，并產(chǎn)生了新的空間建模方法。這種類型的高分辨率成像是研究介觀功能神經(jīng)解剖結(jié)構(gòu)的一種很有前景的技術(shù)。

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