俞文文，王征，聶生東

1.上海理工大學(xué) 醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海 200093；2.中國(guó)科學(xué)院上海生命科學(xué)研究院 神經(jīng)科學(xué)研究所，上海 200031

引言

近年來(lái)，磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）技術(shù)得到飛速發(fā)展，已成為開(kāi)展腦科學(xué)研究最為重要的影像方法之一。其中，基于血氧水平依賴的功能磁共振成像（Blood Oxygen-Level Dependent Functional Magnetic Resonance Imaging，BOLD fMRI）、擴(kuò)散張量成像（Diffusion Tensor Imaging，DTI）以及磁共振波譜（Magnetic Resonance Spectroscopy，MRS）技術(shù)的發(fā)展，使MRI從簡(jiǎn)單的解剖結(jié)構(gòu)顯示延伸到了基于腦功能的皮層定位、基于水分子擴(kuò)散模型的腦白質(zhì)纖維追蹤以及基于化學(xué)偽影的神經(jīng)遞質(zhì)定量檢測(cè)等范疇，成為了當(dāng)今研究神經(jīng)系統(tǒng)和腦功能的多面手。

由于進(jìn)化上相近，非人靈長(zhǎng)類的腦結(jié)構(gòu)、功能活動(dòng)等多方面與人類非常相似，通過(guò)使用獼猴等非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物開(kāi)展MRI研究腦功能網(wǎng)絡(luò)及其高級(jí)認(rèn)知功能是未來(lái)神經(jīng)科學(xué)發(fā)展的重要方向[1-2]。但與人類的大腦相比，獼猴的腦體積?。◣缀跏侨四X體積的二十分之一），且顱骨幾何形狀不規(guī)則，尤其是眶額、顳葉附近空腔較大。除此之外，獼猴額葉區(qū)域的非均質(zhì)結(jié)構(gòu)包括額葉靜脈竇、骨頭、皮下脂肪以及骨髓等，大面積覆蓋著額部，從而導(dǎo)致磁共振圖像中該區(qū)域的磁敏感效應(yīng)遠(yuǎn)遜于人腦。在以往使用3.0 T MRI設(shè)備開(kāi)展的獼猴實(shí)驗(yàn)中，所采集的BOLD fMRI和DTI圖像中明顯觀察到了眶額區(qū)域的幾何畸變、信號(hào)損失、“模糊偽影”，這些都是由于局部磁場(chǎng)不均勻性引起的，而正是因?yàn)楂J猴額部頭骨的大面積不規(guī)則幾何結(jié)構(gòu)以及解剖結(jié)構(gòu)導(dǎo)致了局部磁場(chǎng)均勻性差。

由于沒(méi)有專門(mén)針對(duì)非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物的MRI設(shè)備，目前大多此類實(shí)驗(yàn)都是直接使用臨床MRI設(shè)備完成的。以西門(mén)子臨床用機(jī)器為例，其自帶的三維勻場(chǎng)方法是為人體成像設(shè)計(jì)的，單個(gè)體素分辨率為7.8 mm×7.8 mm×7.8 mm。對(duì)于非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物的腦體積而言，這一設(shè)置過(guò)于粗糙，不能夠準(zhǔn)確地計(jì)算補(bǔ)償。為在此基礎(chǔ)上進(jìn)一步優(yōu)化勻場(chǎng)效果，在以往開(kāi)展的動(dòng)物掃描實(shí)驗(yàn)中，通常進(jìn)一步通過(guò)人工交互式實(shí)時(shí)勻場(chǎng)方式，仔細(xì)調(diào)整各階勻場(chǎng)電流大小，并通過(guò)氫質(zhì)子共振峰半高寬來(lái)判斷勻場(chǎng)效果。常規(guī)方式往往非常耗時(shí)，無(wú)形中增加了麻醉動(dòng)物的實(shí)驗(yàn)時(shí)間，從而增加實(shí)驗(yàn)風(fēng)險(xiǎn)；另外一方面，勻場(chǎng)質(zhì)量高度依賴于操作者的經(jīng)驗(yàn)以及樣品的性質(zhì)。

基于以上原因，本文嘗試在3.0 T MRI設(shè)備上優(yōu)化勻場(chǎng)序列參數(shù)，借助體模驗(yàn)證勻場(chǎng)效果，并進(jìn)一步將優(yōu)化參數(shù)方案應(yīng)用于獼猴的活體實(shí)驗(yàn)中，在改善勻場(chǎng)效率的同時(shí)，提高腦功能研究中常用的BOLD fMRI、DTI掃描的圖像信噪比，減小由于磁場(chǎng)不均勻性導(dǎo)致的圖像偽影。

1 勻場(chǎng)簡(jiǎn)介

主磁場(chǎng)的均勻性是MRI磁體的一個(gè)重要技術(shù)指標(biāo)。在MRI設(shè)備中，磁場(chǎng)均勻性直接影響MRI圖像的信噪比、幾何畸變以及核磁共振譜線寬度和譜線分辨能力。盡管在理論設(shè)計(jì)時(shí)可以做到完美均勻，但在實(shí)際加工制造磁體時(shí)，工藝誤差是不可避免的。目前，工程上進(jìn)行補(bǔ)救的方法是勻場(chǎng)（包括被動(dòng)勻場(chǎng)、超導(dǎo)勻場(chǎng)），即通過(guò)補(bǔ)償校正把產(chǎn)生的偏差補(bǔ)償?shù)浇咏鼮榱?，以使其盡可能恢復(fù)到設(shè)計(jì)值。

除了主磁場(chǎng)本身的均勻性外，即使磁體腔內(nèi)被理想地看作一個(gè)均勻磁場(chǎng)空間，當(dāng)被測(cè)物（人或動(dòng)物）進(jìn)入磁場(chǎng)后，由于生物體內(nèi)存在著各種在磁場(chǎng)中表現(xiàn)為順磁性和抗磁性的組織，在它們的界面上磁化率突變也會(huì)引起局部磁場(chǎng)的不均勻性，產(chǎn)生磁化率效應(yīng)，從而引起信號(hào)損失和圖像幾何畸變偽影。針對(duì)這種情況，應(yīng)進(jìn)一步使用室溫勻場(chǎng)[3]，即通過(guò)給勻場(chǎng)線圈施加適當(dāng)?shù)碾娏?，利用線圈周?chē)a(chǎn)生的微小磁場(chǎng)，對(duì)主磁場(chǎng)進(jìn)行修正從而調(diào)整磁場(chǎng)均勻性，這種方式又稱為電阻勻場(chǎng)。室溫勻場(chǎng)一般用于動(dòng)態(tài)的精細(xì)勻場(chǎng)，即在掃描時(shí)對(duì)被測(cè)對(duì)象磁化率梯度引起的不均勻性進(jìn)行勻場(chǎng)，優(yōu)點(diǎn)是用戶可自行調(diào)整勻場(chǎng)電流，更靈活地校正由于被測(cè)試樣品引入的局部磁場(chǎng)不均勻。

MRI發(fā)展到今天，在眾多科研工作者的共同努力下，陸續(xù)設(shè)計(jì)出各式各樣的室溫勻場(chǎng)方法，如搜索勻場(chǎng)[4-5]、基于場(chǎng)圖的勻場(chǎng)[6-11]、動(dòng)態(tài)勻場(chǎng)[12-14]、z-勻場(chǎng)[15-18]等。本文中所使用的三維梯度勻場(chǎng)法屬于基于場(chǎng)圖的勻場(chǎng)技術(shù)，具體是通過(guò)成像脈沖序列，獲得被測(cè)物在空間各點(diǎn)上的磁場(chǎng)不均勻項(xiàng)分布（即相位差成像[19]），再根據(jù)x、y、z勻場(chǎng)線圈產(chǎn)生的特定磁場(chǎng)大小及空間分布，計(jì)算出最優(yōu)化的各個(gè)勻場(chǎng)線圈電流組合，從而補(bǔ)償樣品在空間各點(diǎn)上存在的磁場(chǎng)不均勻性?；诖?，通過(guò)分析B0場(chǎng)圖的諧波成分（即ΔB0），以此計(jì)算并調(diào)整各勻場(chǎng)線圈中的電流，從而實(shí)現(xiàn)自動(dòng)勻場(chǎng)。該方法最早由Prammer等[7]提出，后續(xù)研究者又在此基礎(chǔ)上進(jìn)行了深入改進(jìn)[8,20-24]。目前許多臨床磁共振成像設(shè)備都是采用這一類方法進(jìn)行自動(dòng)勻場(chǎng)。

2 材料與方法

2.1 設(shè)備與實(shí)驗(yàn)對(duì)象

所有磁共振實(shí)驗(yàn)均使用SIEMENS公司Tim Trio 3.0 T MRI系統(tǒng)，內(nèi)置體線圈作為發(fā)射線圈，實(shí)驗(yàn)室自制8通道相控陣線圈作為接收線圈。

為更好的驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)效果，本次使用美國(guó)放射學(xué)會(huì)（American College of Radiology，ACR）小體模（全塑料材質(zhì)，專為尺寸較小線圈，如膝線圈、四肢線圈、乳房線圈等測(cè)試使用，外徑4.5英寸，圓筒長(zhǎng)4.5英寸，內(nèi)部包含復(fù)雜幾何結(jié)構(gòu)以及空腔）進(jìn)行測(cè)試，借助其內(nèi)部的復(fù)雜集合結(jié)構(gòu)、空腔，模擬活體動(dòng)物頭部復(fù)雜情況，驗(yàn)證勻場(chǎng)效果。

本次實(shí)驗(yàn)選取健康成年食蟹猴1只（性別：雄性，年齡：6.8歲，體重：5.5 kg）。食蟹猴（學(xué)名：Macaca fascicularis），也稱長(zhǎng)尾獼猴，屬于靈長(zhǎng)目猴科，獼猴屬。該實(shí)驗(yàn)動(dòng)物營(yíng)養(yǎng)狀態(tài)良好，精神狀態(tài)佳，無(wú)神經(jīng)系統(tǒng)病史。

2.2 動(dòng)物實(shí)驗(yàn)步驟

磁共振實(shí)驗(yàn)前12 h禁食、水，以防止動(dòng)物麻醉狀態(tài)時(shí)堵塞呼吸管道。采用氯胺酮誘導(dǎo)麻醉，劑量10 mg/kg，肌肉注射，隨后行氣管插管，并將動(dòng)物頭部固定在實(shí)驗(yàn)室自制的立體定位儀上，打開(kāi)磁共振兼容電熱水毯維持體溫，打開(kāi)呼吸機(jī)及監(jiān)護(hù)系統(tǒng)監(jiān)視生命體征各項(xiàng)指標(biāo)，同時(shí)給予異氟烷氣體（濃度1%～1.5%）維持麻醉。準(zhǔn)備結(jié)束后，將動(dòng)物頭部置于接收線圈內(nèi)正中，送入磁體腔內(nèi)，開(kāi)始磁共振掃描。以上動(dòng)物實(shí)驗(yàn)所有規(guī)程均經(jīng)過(guò)中國(guó)科學(xué)院上海生命科學(xué)研究員生命科學(xué)倫理委員會(huì)批準(zhǔn)。

2.3 勻場(chǎng)實(shí)現(xiàn)及參數(shù)設(shè)置

借助梯度回波序列快速、易操作及其對(duì)B0場(chǎng)偏差高度敏感等優(yōu)勢(shì)，常采用雙回波三維梯度回波序列測(cè)量被測(cè)物感興趣區(qū)域內(nèi)的ΔB0場(chǎng)圖，見(jiàn)圖1。

圖1 雙回波三維梯度回波序列時(shí)序圖

在不均勻磁場(chǎng)中采集到的數(shù)據(jù)將受到不均勻磁場(chǎng)ΔB0的相位調(diào)制，即局部磁場(chǎng)不均勻性將改變?cè)搮^(qū)域中共振信號(hào)的相位。處理兩次采集的回波得到兩幅相位數(shù)據(jù)圖，將兩次所得到的相位圖相減，即有：

經(jīng)相位解卷繞后[25]，長(zhǎng)、短兩個(gè)回波各自相位成像，兩幅相位圖對(duì)應(yīng)空間位置上的像素逐個(gè)相減，即可得到與磁場(chǎng)偏差成比例的ΔB0分布場(chǎng)圖[26]，列式如下：

除了獲得表征當(dāng)前磁場(chǎng)空間分布的相位差數(shù)據(jù)，梯度勻場(chǎng)的實(shí)現(xiàn)還需要讀取機(jī)器各個(gè)勻場(chǎng)線圈通入單位電流（1 A）對(duì)磁場(chǎng)影響的場(chǎng)圖數(shù)據(jù)，以及計(jì)算能使勻場(chǎng)區(qū)域內(nèi)磁場(chǎng)不均勻性最小化的勻場(chǎng)電流。整體的勻場(chǎng)計(jì)算實(shí)現(xiàn)流程，見(jiàn)圖2。

圖2 梯度勻場(chǎng)流程

本次實(shí)驗(yàn)中主要對(duì)比了系統(tǒng)自帶三維勻場(chǎng)方法與參數(shù)優(yōu)化后的高分辨率梯度回波勻場(chǎng)方法，主要參數(shù)設(shè)置的如下：系統(tǒng)自帶三維勻場(chǎng)方法采用雙回波穩(wěn)態(tài)序列，視野大小500 mm×350 mm×500 mm，編碼矩陣64×48×64，空間分辨率78 mm×78 mm×78 mm；參數(shù)優(yōu)化勻場(chǎng)方法采用三維梯度雙回波序列，視野大小128 mm×128 mm×128 mm，編碼矩陣64×64×64，空間分辨率2 mm×2 mm×2 mm，重復(fù)時(shí)間為10 ms，回波時(shí)間分別為，TE1=2.2 ms，TE2=4.4 ms。

2.4 磁場(chǎng)均勻性測(cè)量

當(dāng)射頻脈沖結(jié)束后，氫核自旋開(kāi)始自由進(jìn)動(dòng)和弛豫，受自旋—自旋弛豫過(guò)程影響，這時(shí)接收線圈中感應(yīng)到的交變電流會(huì)慢慢衰減直至消失，此衰減的交變電流稱為自由感應(yīng)衰減（Free-Induction Decay，F(xiàn)ID）信號(hào)。磁場(chǎng)的不均勻性會(huì)直接影響FID信號(hào)的持續(xù)時(shí)間，從而影響到FID的面積。通過(guò)對(duì)時(shí)域FID信號(hào)進(jìn)行傅里葉變換，可以得到頻譜圖。而該頻譜圖的半高寬（Full Width at Half Maximum Height，F(xiàn)WHM）常用來(lái)作為磁場(chǎng)均勻性的判斷標(biāo)準(zhǔn)。即磁場(chǎng)均勻性越好，F(xiàn)WHM越小。

3 結(jié)果

3.1 體模實(shí)驗(yàn)

通過(guò)對(duì)ACR水模先后共10次的測(cè)試，不同勻場(chǎng)方法測(cè)量得到的FWHM結(jié)果，見(jiàn)表1。水模初始進(jìn)入磁場(chǎng)中的狀態(tài)為裝機(jī)調(diào)試場(chǎng)（出廠設(shè)置），此時(shí)測(cè)得的FWHM為（105.65±1.047）Hz，使用系統(tǒng)自帶三維自動(dòng)勻場(chǎng)方法（DESS序列）后測(cè)得的FWHM可以達(dá)到（30.58±0.414）Hz，使用經(jīng)過(guò)參數(shù)優(yōu)化后的勻場(chǎng)方法（mGRE序列）后測(cè)得的FWHM可以達(dá)到（19.97±0.452）Hz。

不僅在定量指標(biāo)上看到變化，比較兩種方法在勻場(chǎng)前后的場(chǎng)圖，也能直觀、形象的看到差別，見(jiàn)圖3。圖中第一列顯示了磁共振信號(hào)幅值圖（圖3a），第二到第四列分別顯示了主動(dòng)勻場(chǎng)前（圖3b）、三維自動(dòng)勻場(chǎng)后（圖3c）以及參數(shù)優(yōu)化勻場(chǎng)后（圖3d）的場(chǎng)圖，上述3組場(chǎng)圖均為兩次TE得到的相位圖接纏繞后相減計(jì)算得到的相位差值圖。所有圖像均在3.0 T磁共振設(shè)備上使用雙回波三維梯度回波序列采集（圖像分辨率2 mm×2 mm×2 mm），第一至第三行分別顯示了橫斷位、冠狀位以及矢狀位層面。為便于觀察，圖中使用偽彩顯示相位在+π～-π范圍內(nèi)的變化值?？梢园l(fā)現(xiàn)，在體模的液體與空氣交界面附近有明顯的場(chǎng)相位變化，隨著勻場(chǎng)的優(yōu)化，在界面處變化趨于平緩，不均勻區(qū)域明顯減小。

3.2 動(dòng)物實(shí)驗(yàn)

非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物的頭部，尤其是眼眶上緣區(qū)域明顯比人類的頭部覆蓋更厚的肌肉，見(jiàn)圖4。其中，圖4a顯示了活體動(dòng)物結(jié)構(gòu)像的磁共振信號(hào)幅值圖，圖中第二、三列分別顯示了三維自動(dòng)勻場(chǎng)后（圖4b）以及參數(shù)優(yōu)化勻場(chǎng)后（圖4c）的相位差值情況。兩組圖均在3.0 T磁共振設(shè)備上使用gre-field-mapping序列采集（圖像分辨率2 mm×2 mm×2 mm），第一至第三行分別顯示了橫斷位從上至下的3個(gè)不同層面。當(dāng)使用以平面回波為基礎(chǔ)的序列成像時(shí)，尤其在眼眶附近圖像畸變嚴(yán)重，常規(guī)三維勻場(chǎng)后，在場(chǎng)圖上仍然這些對(duì)應(yīng)的區(qū)域場(chǎng)仍然場(chǎng)均勻性較差（圖4b）。使用參數(shù)優(yōu)化勻場(chǎng)后，尤其在眶額附近區(qū)域，場(chǎng)的均勻性得到改善（圖4c）。

表1 三維自動(dòng)勻場(chǎng)方法和參數(shù)優(yōu)化采樣后勻場(chǎng)方法勻場(chǎng)效果定量比較

圖3 勻場(chǎng)前后的ACR體模場(chǎng)圖對(duì)比

經(jīng)過(guò)有效的勻場(chǎng)，使用平面回波序列采集的圖像畸變將得到改善，見(jiàn)圖5。圖5a顯示了常規(guī)勻場(chǎng)后的回波平面成像（Echo-Planner Imaging，EPI），圖5b顯示了參數(shù)優(yōu)化勻場(chǎng)后的EPI圖像。兩幅圖均在3.0 T磁共振設(shè)備上使用BOLD_EPI序列采集（圖像分辨率2 mm×2 mm×2 mm），第一至第三行，自左至右分別顯示了橫斷位自上至下連續(xù)無(wú)間隔的9個(gè)不同層面。通過(guò)采集獼猴全腦的BOLD fMRI圖像可以證明，勻場(chǎng)效果較差時(shí)，表現(xiàn)出全腦圖像在相位編碼方向的幾何畸變，從眼球形狀可以明顯看出，圖像被拉伸（圖5a）；在勻場(chǎng)效果較好時(shí)，偽影減輕，圖像幾何畸變不再明顯（圖5b）。

圖4 成年獼猴頭部場(chǎng)圖對(duì)比

圖5 勻場(chǎng)后的成年獼猴頭部BOLD EPI圖對(duì)比

4 討論

一般情況下，高分辨率梯度勻場(chǎng)都能取得較好的勻場(chǎng)效果，但也存在不足，主要體現(xiàn)在以下幾個(gè)方面：① 某些特殊情況下，如動(dòng)物頭部因外科手術(shù)引入含磁性物質(zhì)（如骨釘、牙科水泥等）導(dǎo)致磁場(chǎng)均勻性嚴(yán)重破壞時(shí)，由于采用了梯度回波序列，因此無(wú)法獲得理想的磁場(chǎng)分布圖像；② 由于空間分辨率較高，圖像信噪比往往較低，由于相位解卷繞算法是一種非線性算法，其誤差具有傳遞性，當(dāng)相位數(shù)據(jù)信噪比較差時(shí)，其解卷繞后的數(shù)據(jù)也將變得不準(zhǔn)確，這將大大影響勻場(chǎng)計(jì)算的效果；③ 由于采用了XY方向的相位編碼，掃描及計(jì)算所需時(shí)間較長(zhǎng)，不適合對(duì)大尺寸樣品進(jìn)行勻場(chǎng)。針對(duì)以上問(wèn)題，目前已有相關(guān)的技術(shù)解決方案：例如，在磁場(chǎng)非常不均勻的情況下，采用自旋回波脈沖序列替代常規(guī)的梯度回波脈沖序列；為縮短三維梯度勻場(chǎng)的時(shí)間，在相位編碼時(shí)采用非均勻采樣在K空間上加速。

當(dāng)然，對(duì)于單體素MRS來(lái)說(shuō)，對(duì)整個(gè)頭部區(qū)域采集完整的三維B0場(chǎng)圖是多余的，而且可能并非最優(yōu)的方案。因此，Gruetter等[8-9]提出了一種快速自動(dòng)勻場(chǎng)技術(shù)——投影映射快速自動(dòng)勻場(chǎng)技術(shù)（Fast, Automatic Shimming Technique by Mapping Along Projections，F(xiàn)ASTMAP）， 區(qū)別于上述需采集整幅?B0分布圖像的勻場(chǎng)方式，這種方法基于一種稀松，但是高效的采集方式，即只沿6個(gè)方向投影測(cè)量?B0，這樣可以在有效縮短獲取靜磁場(chǎng)信息所需時(shí)間的同時(shí)，提取必要的一階、二階勻場(chǎng)線圈最佳電流調(diào)整信息。在此基礎(chǔ)上，后續(xù)又出現(xiàn)了提高效率和可靠性的投影映射快速自動(dòng)勻場(chǎng)技術(shù)[10]和使用任意映射采集參數(shù)的魯棒自動(dòng)勻場(chǎng)技術(shù)。這些基于FASTMAP的優(yōu)化改進(jìn)方法或提升了精確性，或進(jìn)一步縮短了采集時(shí)間，又或?qū)⑵鋺?yīng)用擴(kuò)展至二維層面勻場(chǎng)[11]。

為了獲得更好的非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物勻場(chǎng)效果，本文也嘗試了各種勻場(chǎng)方法的組合，并在實(shí)際操作過(guò)程中發(fā)現(xiàn)：①與體模相比，動(dòng)物實(shí)驗(yàn)掃描信噪比較弱，個(gè)別情況下，單獨(dú)使用高分辨率參數(shù)勻場(chǎng)并不能顯著提高勻場(chǎng)效果，可以嘗試結(jié)合高分辨率參數(shù)與手動(dòng)交互式勻場(chǎng)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，組合使用兩種方法較單獨(dú)使用任一種方法，能更高效的達(dá)到預(yù)期的勻場(chǎng)效果；② FASTMAP適用于較小體積內(nèi)的快速勻場(chǎng)，在相對(duì)大的測(cè)試區(qū)域內(nèi)，無(wú)法達(dá)到理想的勻場(chǎng)效果，為了獲得更好的勻場(chǎng)效果，可以重復(fù)3～4次，如果仍然無(wú)法滿足半高寬要求，可以結(jié)合手動(dòng)交互式勻場(chǎng)再進(jìn)行細(xì)微調(diào)整。

5 結(jié)論

磁場(chǎng)均勻性是磁共振技術(shù)的基礎(chǔ)，也是平面回波成像、彌散成像、波譜分析等一系列序列實(shí)現(xiàn)的前提條件。本研究采用梯度回波序列，通過(guò)序列參數(shù)優(yōu)化，提高空間分辨率，縮小勻場(chǎng)范圍，能夠幫助優(yōu)化局部勻場(chǎng)效果，進(jìn)而減小由于磁場(chǎng)不均勻?qū)е碌幕儭Ｔ摲椒ㄝ^常規(guī)三維勻場(chǎng)序列參數(shù)，能夠在細(xì)節(jié)上更好的處理勻場(chǎng)電流補(bǔ)償，在非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物等頭部尺寸較小、勻場(chǎng)要求更高的情況下，能夠一定程度上提高勻場(chǎng)效果。本文研究結(jié)果，可為非人靈長(zhǎng)類動(dòng)物腦功能成像的優(yōu)化提供參考。

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