《基礎醫(yī)學MRI》PPT課件.ppt

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第五章磁共振成像與功能磁共振成像原理 核磁共振成像技術發(fā)展簡史核磁共振現(xiàn)象發(fā)現(xiàn)Purcell等 Bloch等 1945 PhysicalReview 核磁共振現(xiàn)象引入醫(yī)學界Damadian 1971 Science 171 1151 1153核磁共振成像Lauterbur 1973 Nature 242 190 191是利用原子核在磁場內所產生的信號經重建成像的一種影像技術1974 Mansfield Gradientoptimization 磁共振成像特點 MRI的軟組織對比分辨率最高MRI具有任意方向直接切層的能力MRI屬無創(chuàng)傷 無射線檢查MRI成像參數(shù)多 成像潛力十分巨大 MRI具有較高的空間分辨率MRI和檢查費較昂貴 MRI對鈣化不敏感速度慢 運動偽影 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 MRI原理 預備知識電磁波質子的運動磁體類型線圈 波長10 1310 1210 1110 1010 910 810 710 610 510 410 310 210 1110 m 頻率1022102110201019101810171016101510141013101210111010109108 hz AutoradiographySPECTPET CT X Ray MRI BioluminescenceFluorescence 電磁波 成像波段 MRI原理 預備知識電磁波質子的運動磁體類型線圈 核磁共振成像 MRI 原理 將人體置入一個強磁場中 對人體施加一個一定頻率的交變射頻場 使被探測的質子共振并向外輻射能量 在人體周圍的接收線圈中就會有感應電勢產生 接收信號經計算機處理后 得到人體的斷層圖像 圖像灰度代表磁共振信號的強度及弛豫時間T1和T2 進入主磁場后人體被磁化了不同的組織由于氫質子含量的不同 磁化程度也不同 磁場 物理基礎 具有自旋的原子核象地球一樣會繞著某條軸線作自旋轉動 如果某種原子核中的質子數(shù)或中子數(shù)兩者之一為奇數(shù) 或兩者均為奇數(shù) 那么此原子核便具有自旋的特性 帶正電荷的質子也繞同一軸線作轉動 電荷的運動即是電流 即原子核在自旋時便產生環(huán)形電流 有電流便會產生磁場 常用磁矩來表示自旋特性 包括磁場大小和旋轉速度 S N Magnetization 在常規(guī)條件下 宏觀物質中的原子核磁矩是無規(guī)則排列的 從而相互抵消 所以一般的宏觀物質并不表現(xiàn)有磁性 一般來說 宏觀物質中均含有巨量的原子核數(shù)目 如在1立方厘米的水中約含有原子核的數(shù)目為個 質子的運動 自旋產生磁場 帶電粒子自旋 磁場 磁偶極矩 具有自旋的原子核的磁性與一個小磁棒的磁性相似 S N 不同原子的核磁共振特性 含奇數(shù)質子的原子核均在自旋過程中產生自旋磁動量 即磁矩以矢量描述氫原子核只有單一質子具有最強的磁矩 旋磁比高 信號靈敏度高氫質子在人體內分布廣 數(shù)量多 MRI均選用氫為靶原子核 單個原子核自旋在磁場中的運動 N S 如果把一個小磁棒放入一個均勻的外磁場中 那么它們南北極相吸 保持不動 對于具有自旋的原子核 雖然它的磁性與小磁棒相似 但是由于它本身的自旋運動 所以它在磁場中的表現(xiàn)就與小磁棒不一樣產生進動 陀螺 如果陀螺沒有自旋 那么它幾乎無法立起來 但是如果陀螺在旋轉 那么即使陀螺的重心偏離支點 它也不會倒下去而會繞重力線作進動 質子的運動 外加磁場B0 外加B0產生凈磁場 在B0中質子進動 B0為主磁場強度 單位Telsa1Telsa 10 000Gauss約為地球磁場20 000倍 進動頻率 拉莫 Lamor 公式 Magnetization Larmor頻率 在外磁場作用下 自旋的質子產生進動進動頻率稱為Larmor頻率 B0 為旋磁比 是質子的固有特性B0 1T 42 58MHzLarmor頻率在射頻 RF 范圍 多個原子核自旋在磁場中的運動 多個原子核自旋在磁場中呈現(xiàn)為兩種狀態(tài) 即量子力學說中的兩種能級 原子核的量子數(shù)不同 呈現(xiàn)的狀態(tài)數(shù)也不同 順主磁場方向的為低能態(tài) 逆主磁場方向的為高能態(tài) 兩種能態(tài)的原子核繞主磁場方向進動的角速度相同 S N B0 順 逆 進動 Spin 與極化 Polarization 無外界作用時 質子自旋 磁矢量朝向隨機有外界磁場B0作用時 質子會繞著磁場方向進動 極化 進動的相位存在兩種情況 平行 與B0同向 低能量 原子數(shù)目多反平行 與B0同向 高能量 原子數(shù)目少對齊后產生凈磁矩M 兩種狀態(tài)為對應高 低能級常溫下 低能量的粒子數(shù)多于處于高能量的粒子數(shù) 兩個方向的凈自旋產生的磁場稱為凈磁化 或磁化矢量 所以磁化矢量是十分微弱 M0為穩(wěn)定狀態(tài)的磁化矢量強度 正向多 反向少M0與B0方向一致 由于檢測的是一定體積范圍內所有質子在磁場中的表現(xiàn) 所以測量總的磁矩 磁化矢量強度M 反向少 正向多 Magnetization X Y Z X Y M0 再進一步作矢量相加 在X Y 平面上由于大量的磁矩均勻分布從而全部相互抵消 在Z軸上則有一個分量M0 稱之為宏觀磁化矢量 Magnetization 把這些磁矩作矢量相加 即方向相反的互相抵消 那么可以得到只剩下低能態(tài)的磁矩均勻分布在錐面上 X Y Z X Y Z 宏觀磁化矢量M0的大小與低能態(tài)和高能態(tài)的原子核數(shù)目差成正比 即與主磁場強度和原子核密度成正比 M0的大小在一定程度上決定了磁共振信號的大小 也即是決定了圖像信噪比的好壞 所以一般地說 主磁場強度越高 圖像越好 另外 圖像中某種組織的信號高低與這種組織的原子核密度有直接關系 質子的運動 外加磁場B0 在Z方向產生凈磁化矢量M0 在XY平面內沒有產生凈磁化矢量 磁化矢量M0不會發(fā)生進動 磁矩分解 不同原子的自旋方向是不同的 故不同原子的磁化方向也不同將M分解為Mz和Mxy不同原子磁矩的平均值稱為凈磁矩若Mxy相互抵消 凈磁矩由Mz給出若Mz 0 凈磁矩為Mxy MRI原理 預備知識電磁波質子的運動磁體類型線圈 磁體類型 超高場 4 0 7 0T 高場 1 5 3 0T 中場 0 5 1 4T 低場 0 2 0 4T 超低場 0 2T 磁體類型 永磁型磁體磁場通常持續(xù)存在 不能被關閉 成本低 維護費用低 一般用于低場的MRI HitachiAIRIS0 3T 磁體類型 常導型磁體磁場由線圈內的環(huán)形電流產生 磁體可以被關閉和開啟 一般用于中低場 PhilipsPanorama0 23T 磁體類型 超導型利用制冷劑 液氦或液氮 使磁體在 270 條件下工作 因而導線內幾乎沒有電阻 GESignaEXCITE3 0T MAGNETOMAllegra3 0T MRI原理 預備知識電磁波質子的運動磁體類型線圈 線圈 發(fā)射 接收線圈發(fā)出或接收射頻脈沖梯度線圈產生線性磁場變動層面選擇梯度相位選擇梯度頻率編碼梯度 綱要 MRI原理預備知識MRI成像原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖弛豫時間 T1 T2和T2 信號接收 什么叫共振 怎樣產生磁共振 共振 能量從一個震動著的物體傳遞到另一個物體 而后者與前者具有相同的頻率震動 層面選擇 層面選擇梯度導致不同層面的質子進動頻率發(fā)生線性變化 可以利用對應頻率的射頻脈沖實現(xiàn)層面的選擇 不同B0 不同進動頻率 不同層面 選片梯度 Sliceselection 加梯度磁場后 不同層面將處于不同的磁場強度處 共振頻率也不同 通過施加相對單一頻率的射頻脈沖就可激發(fā)特定層面 從而達到選片的目的 Gradientfieldandit sfunction 層厚與梯度場強及帶寬的關系 選層梯度 2 RF頻率 Z 選層梯度 1 層厚 1 層厚 2 帶寬 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖弛豫時間 T1 T2和T2 信號接收 核磁共振現(xiàn)象 原子核自旋體系放在一個均勻的主磁場中被分裂成兩種能級 在熱平衡狀態(tài)時形成一個宏觀磁化矢量M0 如果此時在垂直于主磁場方向上加一個頻率滿足拉莫爾公式的射頻場 那么原子核自旋體系會發(fā)生兩種變化 破壞熱平衡狀態(tài) 1 處于低能態(tài)的原子核隨機地吸收射頻場能量跳到高能態(tài) 2 原子核自旋體系有隨射頻場同相位化趨勢 在主磁場作用的基礎上 在XOY平面內的OX軸射出一個射頻場B1 為了使核系統(tǒng)能吸收射頻場發(fā)出的能量 射頻場的能量E必須與質子系統(tǒng)的能級差 E完全相等 E E MagneticResonance Transmit 共振吸收現(xiàn)象 外加磁場頻率 共振高低狀態(tài)能量差與磁場有關 射頻脈沖 發(fā)射射頻脈沖頻率為 1方向為垂直于磁化矢量導致的結果產生一個微弱磁場B1頻率為 1的層面發(fā)生共振 射頻脈沖 共振導致的微觀結果 共振 射頻脈沖 共振導致對應層面的質子運動改變質子繞Z軸以 0轉動 0 B0質子趨向于沿新磁場方向排列 相位趨于一致質子繞X軸以 1轉動 1 B1因為B0 B1 所以 0 1 1很慢 可以對 1 1 1 t 的大小進行控制 射頻脈沖 共振導致的宏觀結果 射頻脈沖 90 射頻脈沖 微觀變化 如果我們在旋轉坐標系里看 橫向磁化矢量是不動的 而在物理坐標系里看 橫向磁化矢量與單個的原子核磁矩一樣是在不停地繞著Z軸以拉莫爾頻率轉動的 如果放置一個場方向在XY平面內的接收線圈 那么Mxy在轉動過程中便會切割接收線圈 從而在接收線圈內便會感應到一個大小與Mxy成正比 周期以拉莫爾頻率變化的信號 此信號就是核磁共振信號 射頻脈沖 90 射頻脈沖 宏觀變化 MagneticResonance Transmit 這兩種變化使得一方面自旋體系在Z軸上的分量不斷減小 另一方面在X Y 平面上的分量不斷增加 合成的結果就是宏觀磁化矢量繞施加射頻場的方向作轉動 X Y X Y X Y 橫向磁化矢量Mxy 紅色箭頭 不斷增大 MagneticResonance Transmit Z X Y M0 Z X Y M0 Z X Y M0 Z X Y M0 Mz Mxy Mz為縱向磁化矢量 Mxy為橫向磁化矢量 宏觀磁化矢量繞施加射頻場的方向作轉動的速度取決于射頻場的強度 即 其中H為射頻場強度 為旋磁比 MagneticResonance Transmit Z X Y M0 Z X Y M0 90度脈沖 180度脈沖 在磁共振成像系統(tǒng)中用于激發(fā)原子核自旋體系的通常為一個射頻脈沖 射頻脈沖作用的結果是使宏觀磁化矢量偏離Z軸一個角度 t為射頻脈沖作用時間 一般就用此角度來表征此射頻脈沖 常用的射頻脈沖有90度脈沖和180度脈沖 即分別使磁化矢量偏到X Y 平面和負Z軸 MagneticResonance Transmit 橫向磁化矢量 90o脈沖 MagneticResonance Transmit 射頻脈沖的作用總結 在自旋體系中加射頻場 也稱B1場 當射頻場的頻率等于拉摩頻率時 會發(fā)生共振吸收 射頻脈沖可控制能量的大小 等效成翻轉角的概念 加射頻脈沖后可產生橫向磁化矢量 只有橫向磁化矢量才能被接收線圈探測到 在旋轉坐標系中考察磁共振現(xiàn)象更直觀 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖 90 弛豫時間 T1 T2和T2 信號接收 弛豫 原子核自旋體系受到射頻脈沖激發(fā)后 宏觀磁化矢量偏離Z軸 這種狀態(tài)稱為非熱平衡態(tài) 這是一種非穩(wěn)定狀態(tài) 它要向熱平衡態(tài)轉換 在射頻脈沖結束后 這種轉換并不是立刻完成的 而是需要一定的時間 即有一個過程 這種轉換的過程就叫做弛豫 物質結構不同 馳豫過程便不同 這可以說是MRI具有強大生命力的最主要原因之一 弛豫時間 關閉90 脈沖后 橫向的B1消失 只有B0作用自旋質子恢復狀態(tài) Mz增加 自旋質子橫向失相位 Mxy減小 兩個過程是相互獨立的 Relaxation 一般把馳豫分為兩種 詳細介紹如下 隨著脈沖作用時間長 高能態(tài)質子多 縱向磁矩小 同相質子多 水平磁矩增大 反之 亦然 縱向磁矩恢復橫向磁矩減小 弛豫時間 T1弛豫時間Mz恢復時間T2弛豫時間Mxy衰減時間T2 弛豫時間 T2的衰減速度要比T1的恢復速度快5 10倍 縱向弛豫指的是縱向磁化Mz矢量Mz從非熱平衡態(tài)向熱平衡態(tài)轉換的過程 在熱平衡態(tài)時Mz M0 而在90度脈沖之后Mz等于零 它最終要恢復到M0 恢復的過程可以表示為式中T1為常數(shù) 被稱為縱向弛豫時間 即Mz從0恢復到M0的約63 時所需要的時間 有點像電容充電常數(shù) Relaxation 縱向馳豫 又名T1馳豫或自旋 晶格馳豫 M0 63 T1 物質結構或人體組織不同 T1值也各不相同 T1值還與主磁場強度有關 對同一種物質結構來說 主磁場越強 T1值越大 脂肪 白質 灰質 腦積液 這種弛豫之所以叫縱向弛豫和T1弛豫是顯而易見的 為什么又叫做自旋 晶格弛豫呢 因為在射頻脈沖結束后 處于高能態(tài)的原子核向周圍的晶格 晶格會以各種不同的頻率振動 有的振動頻率正好是拉莫爾頻率 則會與原子核自旋交換能量 釋放能量而跳回低能態(tài) 隨著低能態(tài)原子核數(shù)目的不斷增多 而高能態(tài)原子核數(shù)目的不斷減少 縱向磁化矢量Mz便不斷擴大 最終達到M0 大多數(shù)能量轉移到分子運動T1 縱向弛豫的特征時間T1在很大程度上與粒子大小有關T1的典型值從100ms到2000msT1與主磁場強度有關 Relaxation 橫向馳豫指的是橫向磁化矢量Mxy從非熱平衡態(tài)向熱平衡態(tài)轉換的過程 在熱平衡態(tài)時Mxy 0 而90度脈沖后Mxy M0 最終要恢復到零 恢復的過程可以表示為 式中T2為常數(shù) 被稱為橫向弛豫時間 即Mxy從M0衰減到M0的約37 時所需要的時間 Relaxation 不同的物質結構或人體組織 其T2值也各不相同 對同一種物質來說 其T2值與主磁場強度的關系不大 Mxy 腦積液 白質 脂肪 灰質 Relaxation 從物理機制上來說 橫向弛豫之所以會發(fā)生是因為原子核自旋與自旋間相互影響而造成的 假如主磁場是完全均勻的 那么各個自旋的進動頻率就一樣 如果沒有別的原因 Mxy是不會減小的 可是由于每個自旋體相當于一個微小的磁體 從而影響其它自旋體所處的磁場強度 反過來其它自旋也會影響這個自旋體所處的磁場強度 這樣相互影響的結果就使得各個自旋所處的場強互不相同 Relaxation 各個自旋所處的場強不同 即是它們的進動頻率各不相同 從而使得各自旋磁矩的方向 又稱相位 會慢慢散開 即Mxy慢慢變小 最終均勻分布時Mxy便等于零 X Y X Y Mxy X Y 弛豫時間 T2衰減根本原因 橫向失相位自旋間的相互作用T2 衰減根本原因 橫向失相位自旋間的相互作用外磁場的不均勻性 T2 衰減要快于T2衰減 一般說來 一種組織的T2值小于其T1值 T1值較大的組織 其T2值一般也較大 即T1值與T2值有某種程度上的相關性 組織T1 1 5T T1 0 5T T2肝49032343腎65044958脾78055462脂肪26021584腦灰質920656101腦白質79053992腦脊液 4000 4000 2000骨骼肌87060047 弛豫時間 T2衰減 t0t1t2t3t4 MRI成像原理 層面選擇射頻脈沖 90 弛豫時間 T1 T2和T2 信號接收 信號的接收 線圈接收 信號檢測 A 磁化強度矢量 Larmor頻率B RF脈沖 脈沖功率 探頭 電擊放電C 磁化強度矢量進動 旋轉坐標系 接收器 前置放大器D 接收器增益值 弛預時間 T1 T2 E 傅立葉轉換 正交檢測 頻率掃描寬度 折反峰folding B0 M B0 M RFpulse Receiver FT S t S w A E C B D NMR信號被稱為自由衰減信號 FreeInductionDecay或FID 此信號并不能象COS涵數(shù)一樣保持同樣的振輻持續(xù)下去 而是以指數(shù)的方式衰減為零 此一現(xiàn)象是由所謂的自旋 自旋弛預造成 T2relaxation 自由衰減信號 FreeInductionDecay MagneticResonancePhenomenon Withrelaxation 掃描參數(shù) 重復時間 RepetitionTime TR 為兩次RF激發(fā)間隔的時間 多次測量 提高信號噪聲比回波時間 EchoTime TE 為激發(fā)后到測量回波的時間 翻轉角 FlipAngle FA RF的角度 自旋回波SESpinecho 最基本的序列 90 180 信號90 RF激發(fā)產生橫向磁化Mxy 由于磁場不均勻 致同步的質子群變?yōu)楫惒?相位分散180 RF使質子群離散的相位重聚 使Mxy在TE時間達到最大值 并產生回波對T2敏感 TE大了 MagneticResonancePhenomenon 90度脈沖后 自旋會逐漸散相 T2 TE 2時 180度脈沖使橫向磁化矢量沿作用軸翻轉TE時刻所有自旋的相位又重新回聚 產生回波該回波可以被接收線圈接收到 TE 優(yōu)點 回波出現(xiàn)時間滯后 且時間長 易于采樣 加權像 調節(jié)TR和TE 得到突出某個參數(shù)的圖像 為加權像 質子密度 Protondensity PD 加權像 主要反映組織質子密度的差別 T2加權像 T2WI 主要反映組織T2的差別 T1加權像 T1WI 主要反映組織T1的差別 在某些特殊序列中還可以有其它種類的加權像 以自旋回波法分析得到P T1 T2圖像的條件 加權像 WeightedImage WI TRTEWI長短PD WI長長T2 WI短短T1 WI短長無加權因素 MRI主要以T1 T2為成像基礎 對比度高于質子密度 T1加權成像 T1WI T1值越小 縱向磁化矢量恢復越快 MR信號強度越高 白 T1值越大 縱向磁化矢量恢復越慢 MR信號強度越低 黑 脂肪的T1值約為250毫秒 MR信號高 白 水的T1值約為3000毫秒 MR信號低 黑 T2加權成像 T2WI T2值小 橫向磁化矢量減少快 MR信號低 黑 T2值大 橫向磁化矢量減少慢 MR信號高 白 水T2值約為3000毫秒 MR信號高腦白質T2值約為100毫秒 MR信號低 人體大多數(shù)病變的T1值 T2值均較相應的正常組織大 在T1WI上比正常組織 黑 在T2WI上比正常組織 白 疾病組織的T1 T2大于正常組織 圖像特點如何 正常人體組織的T1T2值 ms 組織T1 1 5T T1 0 5T T2肝49032343腎65044958脾78055462脂肪26021584腦灰質920656101腦白質79053992腦脊液 4000 4000 2000骨骼肌87060047 如何區(qū)分T1WI T2WI 看水和脂肪T1WI 水 如腦脊液 尿液 呈低信號 黑 脂肪呈很高信號 很白 T2WI 水呈很高信號 很白 脂肪信號降低 灰白 Gradientfieldandit sfunction 頻率編碼梯度 解決如何對一個平面內定位 X Y 關Z梯度 開X梯度 相位編碼梯度 1 為了得到二維圖像 在每次激發(fā)后 數(shù)據(jù)采集前需要在片層內與頻率編碼方向垂直的方向上加相位編碼梯度每次激發(fā)后加載的相位編碼梯度都不同 一般從正的最大每次改變一個固定的小量 直到負的最大為止 相位編碼梯度 2 加相位編碼后 采集到的數(shù)據(jù)變?yōu)槎S矩陣 matrix 二維矩陣的每行數(shù)據(jù)相位編碼相同但頻率編碼不同 每列數(shù)據(jù)頻率編碼相同但相位編碼不同 每列數(shù)據(jù)的相臨采樣點的相位差為 ky相位編碼坐標 區(qū)分Y方向信息 不同t Gp對應不同的Y r Gp y 相位編碼 每次用不同的磁場梯度增益或時間變化 對應不同垂直空間 進行垂直方向編碼 頻率編碼方向 成像序列在數(shù)據(jù)采集時加有頻率編碼梯度在頻率編碼方向相臨采樣點間的相位差為 kx頻率編碼坐標 相當于對時間編碼 位置 或梯度場編碼x方向的梯度大小不變 不同位置對應不同頻率 Gradientfieldandit sfunction 片層的初始狀態(tài) Gradientfieldandit sfunction 加相位編碼梯度之后的狀態(tài) 磁場大相位大 Gradientfieldandit sfunction 加頻率編碼梯度 頻率和相位編碼后 每個位置對應不同的相位和頻率 因此 采集數(shù)據(jù)后 在k空間形成數(shù)據(jù)集 K空間 K空間與真實空間的關系 采集到的二維矩陣是二維K空間通過二維傅立葉變換得到二維真實空間的數(shù)據(jù) 圖像K空間理解為真實空間的傅立葉變換鏡像空間 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 綱要 MRI原理fMRI原理神經元BOLD信號fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 fMRI原理 功能MRI成像廣義的功能MRI成像 FMRI 狹義的功能MRI成像 fMRI fMRI特指BOLD fMRI 神經元 大腦皮層皮層表面積2500cm3 厚2 4cm 人腦中共有1000億個神經細胞 皮層中含有140億個 神經元 神經細胞神經元通過軸突 樹突 以神經遞質作為媒介進行信息傳遞 神經元 突出連接神經遞質釋放是由動作電位到達軸突末梢所觸發(fā)的 神經元 動作電位 神經元 電流注入 低于閾值 超過閾值 繼續(xù)增加 神經元 神經反應 綱要 MRI原理fMRI原理神經元BOLD信號測量fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 BOLD信號測量 局部腦區(qū)的激活局部腦組織耗氧量增加 需氧 血流速度增加血流量增加含氧量的增加 供氧 氧合血紅蛋白濃度的增加 BOLD信號測量 供氧量 需氧量 氧合血紅蛋白濃度的增加 OxyhemoglobinDeoxyhemoglobin Rest Activation Normalbloodflow Highbloodflow BOLD信號測量 怎么測量BOLD信號的強度 氧合血紅蛋白具有逆磁性延長T2 的時間采用T2 成像時 信號增強 BOLD信號測量 信號對比 BOLD信號測量 BOLD的時間過程 BOLD信號測量 實際的EPI成像 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理 fMRIDataAnalysis Preprocessing SPMs Functionaldata Templates Smoothednormaliseddata Designmatrix Variancecomponents Contrasts Thresholding Parameterestimates Generalisedlinearmodel 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理實驗設計預處理功能區(qū)提取 實驗設計 a 實驗刺激 b Session c Trial 圖像的獲取 利用3 0T的磁共振掃描儀 GESignaExciteSystem American 功能像的獲取 被試任務期間獲得180幅全腦T2 加權的軸向圖像 掃描序列為標準的EPI序列 36contiguousaxialslices slicethickness4mm TR 3000ms TE 30ms FOV 240mm flipangle 90 matrixsize64 64 結構像的獲取 3DT1加權軸向圖 voxelsize 1mm 1mm 1mm matrixsize 256 256 156 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理實驗設計預處理功能區(qū)提取 預處理 時間校準 SliceTiming 空間配準 Alignment 空間歸一化 Normalization 空間濾波 Smoothing 預處理 SliceTiming 0100200300400500600700800ms 通過slicetiming 使每個slice好像在同一個時間點上獲得 400ms 綱要 MRI原理fMRI原理fMRI數(shù)據(jù)的基本處理實驗設計預處理功能區(qū)提取 Facevs NoisePicture Eachepoch10scanswith3secTR 在Face和Noise任務之間存在BOLD信號強度的變化嗎 BOLD信號時間過程 Onesession fMRIexample Intensity Time Regressionmodel b1 b2 error x1 x2 e e N 0 s2I errorisnormalandindependentlyandidenticallydistributed Hypothesistest b1 0 usingt statistic Generalcase 在Face和Noise任務之間存在BOLD信號強度的變化嗎 Regressionmodel Generalcase Y b1 X1 b2 X2 e O Y1x11b1e1Y2 x21 e2Y3x31b2e3 DATA Y1 Y2 Y3 Y designspace Geometricalperspective RawfMRItimeseries Residuals highpassfiltered andscaled fittedhigh passfilter Adjusteddata fittedbox car Fitted adjusteddata 本次課結束 謝謝大家 激活區(qū)提取 腦激活區(qū)的定位 40 58 12