间中不同位置形成了对应关系。根据K空间的填充方式不同形成了多种成像技术。 　　EPI(回波平面成像)是一种超高速成像技术，并已成为当前fMRI研究的主选方法。它对脑的氧合状态变化的检测达到亚秒级程度。虽然早在1977年Mansfield就已提出该技术，但只是最近才得到临床应用。主要是因为该方法对MRI扫描仪的硬件要求过高，特别是对梯度子系统的要求。至今，全世界也只有数百台MRI扫描仪能达到这样的要求。在功能成像实验中，图像的空间分辨可达到、甚至优于PET图像的空间分辨，还多了一个时间维可以测量神经活动过程。虽然，在时间分辨上还不能与EEG相比，但其良好的空间特性在功能神经成像方面独具特色。 　　EPI最大的优点在于它作为一种多层成像技术时可在高分辨率的前提下对全脑进行定位。比如，大约5s就可得到一个分辨率在三个方向上均为3mm的64×64×64的图像矩阵。每层的TR为5s，在fMRI场强条件下组织和血液中的T1为1s的数量级，饱和效应很小。而且，EPI及其派生技术(如Single-Shot GRASE，Single-Shot Spiral EPI)的获取信息率(即单位时间的信噪比)最高。图2所示对短暂视觉刺激时fMRI时间序列。 　　快速获取图像数据在研究人脑活动时至关重要。首先，许多研究感知和认知的任务必须在几分钟之内连续进行，不能出现习惯、疲劳或者厌烦。其次，要求空间分辨率为1~2mm，所以保持头部位置不变是非常必要的。受试者在MRI磁体之中呆的时间越长，越容易产生大的移动。第三，尽量做到同步获取全脑的状态。通常20~30层才能覆盖全脑，这意味着单层的数据获取时间要远比脑血管的血液动力学响应时间(6~8s)短。只有EPI技术可以胜任此工作: 它的速度达到以上的标准，并且具有较好的空间分辨率和信号/噪声比(SNR)。 　　象FLASH这样快速的梯度回波技术可在1~10s内得一单层数据，这种方法得到的空间分辨率非常高(平面内1mm数量级)。如果想得到非常精确的脑沟回的解剖信息应该选择FLASH方法。FLASH的局限性在于获取多层数据时耗时太长。所以它可作为一种对脑局部研究时的方法。 　　 四、fMRI、信号及噪声性质 　　1. fMRI信号 神经活动需要增加局部血流量来供应更多的氧，而且神经变化很快。全部神经可在10ms之内被激活。血液动力学的响应较慢，通常大于1s。局部增强的血流(及血量)使有效的T2*增加，并使BOLD对比起作用。BOLD对比磁化信号被采样成为离散的数据点(每个TR一次)，生成MRI信号。这是数字化的信号，可进行进一步处理(包括空间重新对准、归一化和平滑等)。</P> 　　2. 噪声源 除了实验诱发的神经活动之外，内部神经活动也会引起血流的波动，生理状态也可能对BOLD产生影响。各种形式的运动都是引起信号波动的噪声源，例如受试者头部在实验过程中未完全固定而发生的的刚体运动、心跳和呼吸周期引起头部的节律性运动等。这些噪声的特点是低频或宽带范围。 　　R.F噪声属于宽带噪声，产生于R.F.线圈中或受试者体内，影响MRI图像的SNR。一些仪器效应(发送功率校正、B1线圈剖面及接收增益)会在采样过程之前使MRI信号受到影响。 　　在空间配准(矫正刚体运动)时，考虑到处理时间不能太长，所以不能采用较理想的插值算法，所以会产生插值误差。误差是占主导地位的低频运动的函数，也是低频噪声源。 　　3. 频率分析 fMRI实验的数据是对每个体素(Voxel)都做数百次测量的时间序列。如果数据获取得足够快(每次少于6s)，由于血流动力学响应函数及其它生理噪声源的影响，该fMRI时间序列可能是时间自相关或时间上平滑的。前者可以看作待研究的神经时间序列与响应函数的卷积后产生的观察的血流动力学时间序列。 　　BOLD信号随时间的变化在频率空间表示为几个频率分量的总和。每个频率分量有不同的来源。这些来源有: 与脑部功能活动区有关的信号; 生理生物节律的假频或慢速运动伪影产生的噪声。设计实验时尽量不要把fMRI时间序列中的信号和噪声混淆起来。噪声是fMRI时间序列的低频分量并且很大程度上是心跳和呼吸运动的假频。 　　a. 周期性噪声源对脑部fMRI影响最大的两个周期性噪声源是心跳周期和呼吸周期。测量生理噪声比较理想的时间长度不仅取决于噪声源，也取决于成像的TR。如果TR比心跳周期和呼吸周期短(即TR<1s)，它们都可看作是简单的周期函数。单层EPI成像可达到一个非常短的TR(TR约为100ms)。对于短TR的测量，采用中心频率为心跳频率和呼吸的频率平均值的陷波滤波器会比较有用。很显然，任何落在陷波滤波器止带内的活动频率分量也都将和噪声一起被滤除。当采用全脑多层EPI或其它较慢的单层成像技术时TR一般为几秒钟。这对心跳和呼吸噪声都超过了Nyquist界限，出现假频现象。在这种情况下，简单的陷波滤波器就不适用了。 　　b. 非周期噪声 除了与呼吸和心跳有关的噪声以外，低频噪声分量(一般称为漂移)也会出现在fMRI时间序列中。它们的产生原因是: 实验持续时间长造成的生理状态的变化、对准和调整后残存的噪声的移动和仪器的不稳定性。噪声的频谱呈典型的1/f特性。除此以外，受试者和扫描仪都有由于热运动产生的白噪声。 　　4. 图像几何失真和伪影fMRI技术是对不同的T2*产生敏感而生成信号，所以脱氧血红蛋白的磁特性使它们可充当图像的对比剂。但同时fMRI技术对其它因素引起的磁场不均匀性也很敏感。空气、骨骼、及各种组织类型间磁感应强度系数的差异会产生较大的图像强度不均匀性。特别是在fMRI惯常应用的高场强的条件下，这种情况就更为严重。图像平面内的不均匀性引起图像的几何失真。EPI技术的几何失真是一个特别严重的问题，因为在相位编码方向上的各点的频率很低。选择成像参数来尽量减小这种失真，否则会引起严重的功能图像与解剖图像的错位。自旋回波和梯度回波相结合可能有助解决此问题。 　　回波平面图像的另一个普遍的问题是存在Nyquist伪影，这是偏离实际图像视野一半的低强度(大约1%)附加图像，由于在回波序列中奇数和偶数回波的定时或相位差引起的。数据采集之前利用双极性梯度进行预扫描可矫正伪影，使之最小化。磁场调节和梯度放大器的不稳定造成Nyquist伪影不稳定。实际图像和伪影图像的总能量保持不变，但是强度会在两图像之间摇摆不定。如果它们的能量和实验任务无关，在分析时就不会造成太大问题。但是，强度变化太大时会影响图像的对准。 　　 五、fMRI实验安排 　　1. 场强选择 完全氧合的血与脱氧血的磁感应强度差异非常小(约0.02×10-6 C.G.S.单位)，所以在BOLD对比研究中图像强度的变化一般来说也很小，在磁场强度为2T、受试者处于急性缺氧且血氧饱和度降至20%的时候图像强度变化也低于15%。在场强为1.5 T的条件下脑活动研究的信号变化只有2~4%。T2*弛豫时间的变化率随场强的增加而增加，所以在相同回波时间和序列类型的条件下，场强为4T的信号变化约是场强为1.5T时的3倍。场强增高时图像的信噪比也随之成正比例增加。所以最好在较强的磁场下进行实验。近期的实验一般都在1.5~4T的场强下进行。更高的场强系统的应用还处于摸索阶段，应用更高的场强时还需克服相当大的技术难题。 　　2. 扫描环境 和PET不同fMRI环境的物理局限性可能会限制刺激的表达和受试者的反应。除了我们下面要讨论的局限之外，还应注意到在实验进行的过程中，实验者尽量不要接近受试者，因为受试者应该完全位于磁体的核心部分。受试者躺在磁体的核心，头部位于头部线圈中避免头部运动。在视觉诱发实验中，受试者头上方有一面镜子，可以通过它看见视觉激励信号。通过移动投射屏可改变视野(FOV)。肩部胳膊的运动要加以限制，以免使头部的固定受影响。 　　在听觉诱发实验中，回波平面成像中的梯度切换可能产生听觉噪声。辅助听觉系统可大大减少这种噪声，但在经济的MRI设备中通常不具备这个条件。成像时磁体核心周围的噪声水平一般均超过90dB。采用合适的耳部装置可以接收像词汇这样的听觉刺激。然而噪声还是会对某些特殊类型的实验造成影响。实验进行时噪声环境也使和受试者的交流产生困难 　　3. 事件相关 近期统计参数映射(SPM)和fMRI获取方法的研究推动了事件相关fM