功能磁共振圖像在聽覺中的初步研究-畢業(yè)論文

1、<p>　　本科畢業(yè)設計(論文)</p><p>　　FINALPROJECT/THESISOFUNDERGRADUATE</p><p><b>　　(20XX屆)</b></p><p>　　功能磁共振圖像在聽覺中的初步研究</p><p>　　Preliminary study of Auditory B

2、ased On Functional Magnetic Resonance Imaging </p><p><b>　　摘要</b></p><p>　　近年來，血氧水平依賴性磁共振腦功能成像(Blood oxygenation level-dependent functional magnetic resonance imaging, BOLD-fMRI)技術得到

3、極快的發(fā)展，除了與掃描硬件、掃描技術的進步有關外，更得力于以圖形圖像等計算機科學為核心的相關學科的支持；圖像數(shù)據(jù)的后處理技術成為fMRI中的關鍵環(huán)節(jié)。</p><p>　　本文實驗采集了被試在收到聲音刺激時fMRI的腦部圖像，簡單介紹了fMRI數(shù)據(jù)處理與分析的原理及方法。這些步驟的實現(xiàn)均靠軟件根據(jù)不同算法完成。專業(yè)軟件多種多樣，但方法和步驟都基本相同。國際較為通用的功能影像軟件有綜合的處理分析軟件，如英國倫敦大學

4、神經(jīng)影像科學系Wellcome實驗室的SPM(Statistical Parametric Mapping)系列軟件以及MCW AFNI(Medical College of Wisconsin Analysis of Functional Neuroimages)軟件等，本文利用基于matlab上的spm12來完成功能磁共振聽覺圖像的處理, 通過對fMRI 數(shù)據(jù)做時間層校正、頭動校正、配準、分割、空間標準化以及平滑處理等預處理，一般線

5、性模型建模以及統(tǒng)計分析，我們驗證了當聽覺受到刺激的時候，大腦顳葉區(qū)域會產(chǎn)生響應。</p><p>　　關鍵詞：聽覺; 血氧水平依賴性磁共振腦功能成像; SPM</p><p><b>　　ABSTRACT</b></p><p>　　In recent years, the Blood oxygen level dependent magnet

6、ic resonance brain imaging (Blood oxygenation level - dependent functional magnetic resonance imaging, BOLD fMRI) technology has been developed extremely fast, in addition to the associated with the progress of scanning

7、hardware, scanning technology, is more effective in image as the core of computer science related discipline, such as support; Image post-processing technology is a very important link in the fMRI data.</p><p&

8、gt;　　This paper collects the subjects in the received sound stimulation fMRI images of the brain, simply introduces the fMRI data processing and analysis of the principles and methods. The implementation of these steps a

9、re completed by software according to the different algorithms. Professional software is varied, but the methods and steps are basically the same. International more general function imaging software has a comprehensive

10、Analysis software, such as the UK, university of London, neuroima</p><p>　　KEYWORDS: Hearing; Blood oxygen level dependent magnetic resonance brain imaging; SPM </p><p><b>　　第1章緒論</b>

11、;</p><p>　　1.1 研究背景介紹</p><p>　　近年，隨著磁共振技術及腦神經(jīng)學的發(fā)展，人們對神經(jīng)系統(tǒng)的研究已經(jīng)開始不僅僅局限于解剖定位， 更多是通過磁共振這種無創(chuàng)的檢查方法加深腦功能方面的研究，1990年代一種新的技術誕—功能磁共振成像（functional magnetic resonance imaging， fMRI）誕生，它主要是基于被檢器官或組織的功能發(fā)生改變而

12、獲取信息。</p><p>　　功能磁共振成像為研究人體的基本功能開辟了新的道路，自從的20世紀90年代初，首次引入fMRI后，它慢慢的已經(jīng)演變成為研究人體的神經(jīng)功能的一種重要工具，最基本的fMRI技術是血氧水平依賴（blood oxyen level dependent， BOLD）fMRI（BOLD-fMRI）， 利用人體 自身內(nèi)部血氧濃度變化作為造影劑，能夠提供足夠高的時間和空間分辨率的圖像。這對于正電子發(fā)

13、射斷層圖（positron emission tomography， PET）等傳統(tǒng)腦成像方法來說是難以實現(xiàn)的。</p><p>　　BOLD效應的發(fā)現(xiàn)最先是由Ogawa等于1990年提出的，他們發(fā)現(xiàn)當含氧血紅蛋白含量減少是，磁共振信號降低，還觀察到信號的降低不只是發(fā)生在血液里，而且發(fā)生在血管內(nèi)外，于是提出這種效應是由血液的磁場性質(zhì)變化引起的，這與注入造影劑引起磁場性質(zhì)變化的機制類似的。此后很多的研究者在實驗和理

14、論上做了大量的工作，總結(jié)出了BOLD-fMRI成像的基礎：神經(jīng)元活動改變了局部去氧—氧合血紅蛋白的相對含量，增加局部腦血流量，同時也增加耗氧量，但腦血流量的增加多余耗氧量，綜合起來局部血液氧含量增加，即氧合血紅蛋白濃度增強，去氧血紅蛋白的濃度降低。去氧血紅蛋白屬順磁性物質(zhì)，在血管周邊及內(nèi)部產(chǎn)生磁場梯度，縮短橫向磁化T2，降低MR信號；顯然當氧合一去氧血紅蛋白的比例增加時或者說去氧血紅蛋白含量減少時，T2縮短效應減弱，表現(xiàn)為MR信號增強。

15、</p><p>　　1.2 研究目的及意義</p><p>　　隨著醫(yī)學成像技術的不斷發(fā)展,尤其是fMRI等先進的技術日趨成熟,功能影像為探討腦功能的研究提供了物質(zhì)基礎,已經(jīng)成為當下研究的一個熱點,它可以得到人在受各種刺激情況下，大腦是如何工作, 為解釋大腦的工作原理來做充分的準備，并借此來了解腦功能。大腦受到刺激時的工作區(qū)域。</p><p>　　第2章MRI原

16、理介紹的</p><p>　　磁共振是一種生物磁自旋成像技術，的被應用于臨床醫(yī)學的研究中，它是利用原子核自旋運動的特點，外加一個恒定的磁場，的由射頻脈沖激勵后用射頻線圈檢測產(chǎn)生的信號，再經(jīng)過計算機處理轉(zhuǎn)換后在屏幕上顯示圖像。的的的的的的的的的的</p><p>　　2.1MRI成像基本原理</p><p>　　許多元素的原子核，如的1H、的19F 和的31P 等進行

17、自旋運動，的高速旋轉(zhuǎn)產(chǎn)生角動量。的由于原子核的質(zhì)子帶有正電荷，質(zhì)子自旋就會產(chǎn)生一個小磁場，稱為磁矩。呈電中性的中子自旋也產(chǎn)生磁矩，這是由于中子內(nèi)部電荷量的不均勻分布造成的。的因此當原子核中質(zhì)子個數(shù)或者中子的個數(shù)為奇數(shù)時，該原子核存在凈自旋。的產(chǎn)生磁共振的必要條件就是具有凈自旋的原子核。通常情況下，原子核自旋軸的排列是無規(guī)律的，當原子核置于靜磁場中，的原來是隨機取向的雙極磁體受磁場力的作用，核自旋的空間取向從無序向有序過渡，與磁場作同一取

18、向。以質(zhì)子為例，它只能有兩種基本狀態(tài)：取向“的平行的”和“反向平行”，分別對應于低能和高能狀態(tài)。的然而自旋并不完全與磁場趨向一致，而是傾斜一個角度θ。自旋的核同時也以自旋軸和外加磁場的向量方向的夾角繞外加磁場向量旋進，這種旋進稱為拉莫爾旋進，就像旋轉(zhuǎn)的陀螺在地球的重力下的轉(zhuǎn)動。的自旋系統(tǒng)的磁化矢量由零逐漸增長，當系統(tǒng)達到平衡時，磁化強度達到穩(wěn)定值。進動頻率的ω0與磁場強度 B0的成正比，也與原子核類型有關，它們之間的關系滿足拉莫爾關系：

19、ω0=γ B0，γ稱為磁旋比，是核素的基本物理常數(shù)，1H 的γ </p><p>　　從宏觀上看，作進動的磁矩集合中，相位是隨機的。它們的合成取向就形成宏觀磁化，用磁矩 M 表示。在大量1H 中，約有一半略多一點處于低等狀態(tài)。可以證明，處于兩種基本能量狀態(tài)核子之間存在動態(tài)平衡，平衡狀態(tài)由磁場和溫度決定。當從較低能量狀態(tài)向較高能量狀態(tài)躍遷的核子數(shù)等于從較高能量狀態(tài)到較低能量狀態(tài)的核子數(shù)時，達到“熱平衡”。如果向1H

20、 施加符合拉莫爾頻率的射頻（RF）能量，而這個能量等于較高和較低兩種基本能量狀態(tài)的差值，可使1H 磁矩從能量較低的“平行”狀態(tài)躍遷到能量較高“反向平行”狀態(tài)，發(fā)生共振。的的的</p><p>　　當施加作用方向與主磁場 B0垂直、振幅為 B1且與作進動的自旋同步的射頻場，可使磁化向量 M 偏離靜止位置作螺旋運動，稱為章動，即經(jīng) RF 場的力迫使宏觀磁化向量繞主磁場 B0進動，如圖 2.1。如果使宏觀磁化向量旋轉(zhuǎn)

21、90º角，方向與主磁</p><p>　　場 B0垂直，可產(chǎn)生橫向磁化向量Mxy，如圖 2.2。如果用持續(xù)不斷的射頻脈沖激勵恒定磁場中的質(zhì)子，高能級的質(zhì)子將不斷增多，低能級的質(zhì)子將不斷減少，最終導致兩個能級的質(zhì)子數(shù)相等，質(zhì)子將不再吸收射頻能量。射頻脈沖停止后，已激化的高能級原子核將恢復到磁場原來的排列狀態(tài)，同時釋放出微弱的能量，即射電信號，采集射電信號存入 K 空間，經(jīng)計算得到磁共振圖像。的的的的的&l

22、t;/p><p>　　圖 2.1 同步旋轉(zhuǎn)的 RF 場 B1 可誘發(fā)橫向磁化的的的</p><p>　　圖 2.2 B1 的持續(xù)時間足夠長，使整個磁化向量落在橫向平面內(nèi)</p><p>　　原子核從激化的狀態(tài)恢復到被激發(fā)前平衡排列狀態(tài)的過程稱為弛豫過程 ，恢復到原來平衡狀態(tài)所需要的時間則稱為弛豫時間 。弛豫時間分為兩種 ，一種是自旋 - 晶格弛豫時間 ，又稱為縱向弛豫時

23、間 ，反映自旋核把吸收的能量釋放給周圍的環(huán)境(晶格) ，一直到達到平衡狀態(tài)所需要的時間 ，即 90º射頻脈沖質(zhì)子由縱向磁化轉(zhuǎn)到橫向磁化后再恢復到縱向磁化激發(fā)前狀態(tài)所需要的時間，稱為 T1，如圖 2.3（a），T1 加權成像，可以得到解剖像。另一種是自旋-自旋弛豫時間，又稱橫向弛豫時間，反映橫向磁化衰減、喪失的過程，即：橫向磁化所維持的時間，稱為 T2，如圖 2.3（b），T2 加權成像，可以得到功能像。自旋-自旋馳豫過程是由共

24、振質(zhì)子之間相互磁化作用引起的，比自旋-晶格馳豫過程快。人體不同器官的正常組織與病理組織的 T1 與 T2 是相對固定的，這種組織間弛豫時間上的差別是 MRI 的成像基礎。</p><p><b>　　的</b></p><p>　?。╝）縱向弛豫時間（b）橫向弛豫時間</p><p>　　圖 2.3 縱向弛豫時間和橫向弛豫時間</p>

25、;<p>　　T2 衰減總是比 T1 衰減要快（T2<T1），而且由于人體內(nèi)存在有順磁粒子以及物體外磁場的不均勻性的變化都會引發(fā)相角的進一步失相，使信號衰減的更快?？偟男盘査p由弛豫時間常數(shù) T2*決定， 1/T2*=1/T2+γδB，其中的δB 是由不均勻的外磁場引起的。的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的</p><

26、;p>　　功能磁共振對衰減信號的測量是利用了磁場不均勻性。由于 T2 衰減快，可以在短時間內(nèi)檢測到信號，保證了很高的時間分辨率。通常采用自旋回波(Spin Echo)技術用于測量 T2 信號，梯度回波(Gradient Echo)技術用于測量 T2*信號。的的的</p><p>　　2.2腦功能核磁共振成像</p><p>　　廣義的 fMRI 包括基于血氧水平依賴（blood o

27、xygenation level dependent, BOLD）的 fMRI、彌散加權成像（diffusion weighted imaging, DWI）、灌注加權成像（perfusion weighted imaging, PWI）、彌散張量成像（diffusion tensor imaging, DTI）和磁共振波譜成像（magnetic resonance spectroscopy, MRS）[10]。狹義的 fMRI是指

28、基于 BOLD 的 fMRI（BOLD-fMRI），本文中的 fMRI 如無特殊說明均為BOLD-fMRI。</p><p>　　BOLD-fMRI的主要是利用含氧血紅蛋白與脫氧血紅蛋白的磁敏感性不同的特點來進行成像的。當被試受到外界任務刺激時，局部腦活動增強，耗氧量增加，脫氧血紅蛋白含量增加。之后由于腦血流速度、流量增加使得含氧血液以灌注方式很快增加，局部腦區(qū)含氧血紅蛋白濃度迅速上升。由于含氧血紅蛋白具有抗磁性

29、，與脫氧血紅蛋白相比，含氧血紅蛋白的 T2弛豫時間明顯增強，在T*2加權圖像上表現(xiàn)出局部信號增強[11]。通過采集靜息和任務狀態(tài)下的一系列磁共振圖像，進行數(shù)據(jù)處理和統(tǒng)計分析，就可以得到任務引起的腦激活情況。的</p><p>　　靜息態(tài)是人在放松的休息狀態(tài)下，不進行任何思考或者接受外界刺激時，人腦也存在一個功能網(wǎng)絡，該網(wǎng)絡包含多個具有時間相關性的腦區(qū)，通過幾個腦區(qū)的協(xié)調(diào)工作，該網(wǎng)絡能夠自動將人類從外部環(huán)境搜集的信

30、息進行加工、的存儲。的靜息態(tài) fMRI 的研究發(fā)現(xiàn)，低頻(0.01～0.1Hz)在空間分離的腦區(qū)間存在高的相干度，的具有明顯的網(wǎng)</p><p>　　絡行為。的相干性高的腦區(qū)往往與特定的腦功能如視覺、聽覺等知覺功能或記憶、執(zhí)行、注意等認知功能區(qū)一致，因此被稱為大腦靜息態(tài)功能網(wǎng)絡。</p><p><b>　　第3章聽覺機制概述</b></p><p

31、>　　3.1聽覺神經(jīng)解剖系統(tǒng) </p><p>　　聽神經(jīng)在內(nèi)聽道內(nèi)分成前后兩支，前支為蝸神經(jīng)，后支為前庭神經(jīng)。耳蝸神經(jīng)在蝸軸內(nèi)形成螺旋神經(jīng)節(jié)的的的的的。</p><p>　　耳蝸神經(jīng):傳入纖維位于耳蝸的蝸軸蝸神經(jīng)節(jié)(螺旋神經(jīng)節(jié))，由雙極細胞組成。螺旋神經(jīng)節(jié)中雙極細胞的周圍突(樹突)，呈放射狀行入骨螺旋板再到達螺旋器的毛細胞接受聽覺沖動的刺激。螺旋神經(jīng)節(jié)雙極細胞的中樞突(軸突)組成耳

32、蝸神經(jīng)。的的的的的的</p><p>　　傳入神經(jīng)通路: 傳入神經(jīng)通路是指上行通路，將聲信息從外周或者低位的聽覺中樞傳到大腦皮層或者高位聽覺中樞的路徑。上行通路的起始部位是支配聽毛細胞的傳入神經(jīng)纖維。自耳蝸至蝸核的神經(jīng)纖維為聽覺的第1級神經(jīng)元，其胞體位于螺旋神經(jīng)節(jié)。在蝸神經(jīng)背側(cè)核和腹側(cè)核發(fā)出的第2級神經(jīng)元發(fā)出傳入纖維有部分交叉，的形成斜方體和對側(cè)的外側(cè)丘系，止于對側(cè)的上橄欖核；還有部分纖維終止于同側(cè)上橄

33、欖核。自上橄欖核第3級神經(jīng)元發(fā)出傳入纖維沿外側(cè)丘系上行而止于下丘，的外側(cè)丘系的大部分纖維經(jīng)下丘核中繼后止于內(nèi)側(cè)膝狀體，有少部分纖維直接終止于內(nèi)側(cè)膝狀體。的內(nèi)側(cè)膝狀體發(fā)出聽輻射，即第4級神經(jīng)元，經(jīng)內(nèi)囊后份上行，止于顳橫回的聽皮質(zhì)。在第2、3的級神經(jīng)元有交叉及不交叉的纖維，當一側(cè)外側(cè)丘系功聽皮層受損時，可導致兩側(cè)聽力減退，且對側(cè)較重；當一側(cè)蝸神經(jīng)或蝸神經(jīng)核損壞時，引起同側(cè)全聾。的</p><p>　　.傳出神經(jīng)通路:

34、傳出神經(jīng)通路是指下行通路，指將信號轉(zhuǎn)達到外周聽覺器官或者低位的聽覺中樞的路徑。耳蝸傳出神經(jīng)元起源于腦干的上橄欖核，受高位聽覺中樞的下行纖維的控制。耳蝸傳出神經(jīng)元的胞體與耳蝸腹核的傳出纖維相聯(lián)系，其中大部分纖維下行到耳蝸毛細胞，少部分纖維分布到耳蝸神經(jīng)核。的的的的的的</p><p>　　按照神經(jīng)元的起源和路徑，將耳蝸傳出神經(jīng)系統(tǒng)分為內(nèi)側(cè)橄欖耳蝸傳出神經(jīng)系統(tǒng)和外側(cè)橄欖耳蝸傳出神經(jīng)系統(tǒng)。內(nèi)側(cè)橄欖耳蝸傳出神經(jīng)元的胞體位

35、于上橄欖復合體內(nèi)側(cè)的上橄欖核，它的大部分纖維于第四腦室交叉到對側(cè)，少部分纖維分布到同側(cè)耳蝸，極少數(shù)纖維投射到雙側(cè)耳蝸。內(nèi)橄欖耳蝸神經(jīng)纖維末梢與外毛細胞的傳入纖維形成突觸聯(lián)系。外側(cè)橄欖耳蝸傳出神經(jīng)元則大部分投射到同側(cè)耳蝸，少部分投射到對側(cè)，與內(nèi)毛細胞的傳入纖維形成突觸聯(lián)系。的的的</p><p><b>　　的</b></p><p>　　圖3.1聽覺傳導通路圖<

36、/p><p><b>　　3.2聽覺產(chǎn)生原理</b></p><p>　　外界聲波通過介質(zhì)傳到外耳道，再傳到鼓膜。鼓膜振動，通過聽小骨放大之后傳到內(nèi)耳，刺激耳蝸內(nèi)的纖毛細胞（也稱：聽覺感受器）而產(chǎn)生神經(jīng)沖動。神經(jīng)沖動沿著聽神經(jīng)傳到大腦皮層的聽覺中樞，形成聽覺。的的的的的的的的</p><p>　　聲源→耳廓（收集聲波）→的外耳道(傳導聲波）→的鼓膜

37、（將聲波轉(zhuǎn)換成振動）→耳蝸（將振動轉(zhuǎn)換成神經(jīng)沖動）→的聽神經(jīng)（傳遞沖動）→大腦聽覺中樞（形成聽覺）。</p><p>　　聲波經(jīng)外耳道到達鼓膜，引起鼓膜的振動。鼓膜振動又通過聽小骨而傳達到前庭窗（卵圓窗），使前庭窗膜內(nèi)移，引起前庭階中外淋巴振動，從而蝸管中的內(nèi)淋巴、基底膜、的螺旋器等也發(fā)生相反的振動。封閉的蝸窗膜也隨著上述振動而振動，其方向與前庭膜方向相反，起著緩沖壓力的作用?；啄さ恼駝邮孤菪髋c蓋膜相連的毛細

38、胞發(fā)生彎曲變形，產(chǎn)生與聲波相應頻率的電位變化（的稱為微音器效應的），進而引起聽神經(jīng)產(chǎn)生沖動，經(jīng)聽覺傳導道傳到中樞引起聽覺。聽覺傳導道的第一級神經(jīng)元位于耳蝸的螺旋神經(jīng)節(jié)，其樹突分布于耳蝸的毛細胞上，其軸突組成耳蝸神經(jīng)，入橋腦止于延髓和腦橋。的的</p><p>　　交界處的耳蝸核，更換神經(jīng)元（第二級神經(jīng)元）后，發(fā)出纖維橫行到對側(cè)組成斜方體，向上行經(jīng)中腦下丘交換神經(jīng)元（第三級神經(jīng)元）后上行止于丘腦后部的內(nèi)側(cè)膝狀體，換

39、神經(jīng)元（第四級神經(jīng)元）后發(fā)出纖維經(jīng)內(nèi)囊到達大腦皮層顳葉聽覺中樞。當沖動傳至聽覺中樞則產(chǎn)生聽覺。另外，耳蝸核發(fā)出的一部分纖維經(jīng)中腦下丘，下行終止于腦干與脊髓的運動神經(jīng)元，是聽覺反射的反射弧。</p><p>　　此外，聲音傳導除通過聲波振動經(jīng)外耳、的中耳的氣傳導外，尚可通過顱骨的振動，的引起顳骨骨質(zhì)中的耳蝸內(nèi)淋巴發(fā)生振動，引起聽覺，稱為骨傳導。骨傳導極不敏感，正常人對聲音的感受主要靠氣傳導。的的</p>

40、<p>　　外耳和中耳擔負傳導聲波的作用，這些部位發(fā)生病變引起的聽力減退，稱為傳導性耳聾，如慢性中耳炎所引起的聽力減退。內(nèi)耳及聽神經(jīng)部位發(fā)生病變所引起的聽力減退。稱為神經(jīng)性耳聾。某些藥物如鏈霉素可損傷聽神經(jīng)而引起耳鳴、耳聾，故使用這些藥物時要慎重。</p><p>　　在一般情況下，的聽覺的適宜刺激是頻率為16～20000的次/秒（赫）的聲波，也叫可聽聲。不過，不同年齡的人，其聽覺范圍也不相同。例如

41、：小孩子能聽到30000～40000的赫的聲波，50歲以上的人只能聽到13000赫茲的聲波。一般人對16赫以下和20000的赫以上的聲波，是難以聽到的。當聲強超過的140分貝時，聲波引起的不再是聽覺，而是壓痛覺。</p><p><b>　　第4章數(shù)據(jù)分析方法</b></p><p><b>　　4.1SPM軟件</b></p>&

42、lt;p>　　4.1.1SPM軟件背景及介紹</p><p>　　SPM(statistical parametric mapping)是專門為腦功能成像數(shù)據(jù)分析而設計的一個通用軟件包。最初在1991年由英國的的Karl Friston的提出它的理論和思想，當時因為要處理PET功能成像數(shù)據(jù)。1994年Karl Friston 推出第一個的SPM的正式版SPM94，繼而SPM95（從這個版本開始能夠?qū)MRI

43、數(shù)據(jù)做處理）、SPM96，一直到現(xiàn)在的SPM99都是早SPM94的基礎上加入新的算法和理論開發(fā)出來的。主要是為了對被試間或者被試內(nèi)的不同成像結(jié)果作比較，得出一個具有統(tǒng)計學意義的結(jié)果，SPM的每一步的處理過程都是為了實現(xiàn)這個目的。</p><p>　　SPM指的是統(tǒng)計參數(shù)圖像，也就是這個軟件的最終輸出。它可以對所有成像數(shù)據(jù)的每一個像素點都分別計算，得出包含有每個像素點參數(shù)值的圖像，這個參數(shù)圖像是許多單次掃描圖像所包

44、含信息的精簡壓縮。這樣對我們有利于讀取和理解。它的主要貢獻：解決了不同圖像數(shù)據(jù)間的比較問題，給出了具有統(tǒng)計學意義的結(jié)果。對大多數(shù)的成像技術（例如：fMRI，PET，EEG等的）所得的數(shù)據(jù)，我們都會遇到兩個關鍵的問題，第一是不知道應該用什么統(tǒng)計模型來進行分析處理。這是由于我們不知道所采集數(shù)據(jù)的分布形式，再加上這些技術的空間分辨率不夠高，使得每個體素都包含了周圍組織的信息，數(shù)據(jù)預處理過程中的對齊，又使得每個體素和周圍的體素產(chǎn)生了更大的關聯(lián)。

45、由于以上這些原因，我們就不能用普通的統(tǒng)計分布模型（例如：泊松分布，高斯分布等）來對這些數(shù)據(jù)進行處理。第二個問題是，由于體素之間的關聯(lián)性，我們在做多組圖像數(shù)據(jù)的比較時，有必要對結(jié)果做矯正。傳統(tǒng)的方法是Bonferroni矯正，由于Bonferroni矯正主要應用于互不關聯(lián)的數(shù)據(jù)統(tǒng)計計算，現(xiàn)在把它運用到腦功能成像數(shù)據(jù)的處理當中，就會使得所輸出的結(jié)果非常保守，在統(tǒng)計參數(shù)圖像上幾乎得不到明顯的激活區(qū)</p><p>　　

46、4.1.2功能圖像數(shù)據(jù)的性質(zhì)</p><p>　　功能磁共振數(shù)據(jù)包括解剖（結(jié)構）像和功能像兩類。解剖像采用高分辨的T1、T2及FSPGR三維成像方式。功能像的處理是fMRI數(shù)據(jù)處理的關鍵。因為腦皮層活動瞬息變化，相應要求足夠快的成像序列對某一個刺激任務造成的皮層活動進行記錄，</p><p>　　并且要有對腦血氧代謝的產(chǎn)物——脫氧血紅蛋白產(chǎn)生的T2*縮短效應敏感，EPI(Echo plan

47、ar Imaging)、FLASH(的Fast Low Angle Shot的)等序列可以滿足這兩個條件，現(xiàn)在大都采用EPI序列采集fMRI功能像。</p><p>　　EPI于頻率編碼上采用一系列反向梯度，通過一次激發(fā)產(chǎn)生建成一幅MR圖像的所有信號，基于小角度激發(fā)的GRE-EPI(的Gradient echo- Echo planar Imaging的)技術，在很短的TR時間內(nèi)得到一系列（數(shù)幅至數(shù)十幅）圖像。每

48、次采集得到的圖像組成一個腦體積(Volume)，相應要求在fMRI實驗組塊(Epoch/block Paradigm)設計時，每個組塊的時間必須為TR時間的整數(shù)倍。實際的血流動力相應是一個緩慢的過程，任務激發(fā)后信號經(jīng)過一個小的下降期開始上升，4-8秒達到高峰然后緩慢下降，11-14秒恢復。在事件相關設計(Event-related Paradigm)時，如果不考慮兩（次）任務間的相互作用，需要保證間隔時間大于一次響應時間 。但也有研究顯

49、示短的刺激間隔時間對統(tǒng)計結(jié)果并無多大影響 。的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的的</p><p>　　EPI序列以極快的采集速度，在一個數(shù)分鐘的實驗(Session)中，產(chǎn)生數(shù)百至數(shù)千幅圖像，幾十個不同時間的腦體積成為EPI圖像的時間序列(Time-series Image)?？焖僖誀奚鼒D像的分辨率為代價，典型的EPI圖像采集矩陣為64×64，提高采集矩陣會延長采樣時間并且導致更嚴重的圖像

50、幾何變形。除此之外，EPI序列圖像對外在磁場環(huán)境的影響十分敏感，微弱的BOLD信號會伴有大量的干擾成分。較突出的問題有：</p><p>　　1. 掃描過程中的頭部運動的影響。雖然可以采取各種物理方法加以限制，但頭部的運動還是難以完全消除，其副作用遠不止于功能像與結(jié)構像疊加融合時的不匹配。頭部微小的運動會使激活體素位置改變而造成真正功能信號的改變，場強為1.5 Tesla時，BOLD信號本身只有0.5-2.0％，

51、但通常兩個相鄰體素的信號差都大于10％，大腦邊緣的甚至達到70％。而且頭部運動可能是激活相關的規(guī)律性運動，將導致激活區(qū)的完全錯誤，嚴重影響實驗的結(jié)果。</p><p>　　2. 易感性偽影。由于梯度磁場的高速切換產(chǎn)生的MR設備導體表面強度的渦流，人體頭部組織磁敏感性的差別，尤其是靠近副鼻竇等含有空氣的空腔時，導致局部磁場不均勻，將使重建的EPI圖像在相位編碼的方向上產(chǎn)生幾何變形，使功能區(qū)不準確。</p>

52、;<p>　　3. 掃描設備和生理運動產(chǎn)生的噪聲干擾，多屬高頻噪聲。生理運動包括呼吸、心跳等，特別是這些運動與任務相關時，對BOLD信號的檢出影響更大。同時，由于BOLD效應是血流調(diào)節(jié)，激活區(qū)域信號的改變速率有限，生理自發(fā)活動會引起熱噪聲和高時間頻率的波動、掃描硬件的不穩(wěn)可以產(chǎn)生低頻漂移。</p><p>　　4. N/2偽影或鬼影(N/2 ghosts)，由于不準確的采集時序和不均勻的靜磁場，k空

53、間交替的回波呈獻一定的相位差，以方向相反頻率讀出梯度交替MR信號奇、偶回波的EPI序列，信號經(jīng)傅立葉變換重建后出現(xiàn)沿相位編碼方向的成對假影。是EPI圖像質(zhì)量受損的最大原因。</p><p>　　4.2.SPM預處理功能目的</p><p>　　SPM將一個或多個被試的圖像做統(tǒng)計分析推斷，得出具有統(tǒng)計學意義的結(jié)論。其處理過程是針對被任務刺激的 fMRI 數(shù)據(jù)的每一個體素分別計算，得出包含體素

54、參數(shù)值的圖像。對于fMRI 數(shù)據(jù)（靜息態(tài)）來說，由于 沒有任務刺激，因此不能利用 SPM 做出完整的統(tǒng)計分析，但是在實驗過程中被試輕微的頭動或其他動作都會對 fMRI 圖像造成較大的影響，因此需要 SPM 對靜息態(tài) fMRI 數(shù)據(jù)做時間層校正、頭動校正、配準、分割、空間標準化以及平滑處理等預處理。這些步驟的主要目的就是使得SPM能夠?qū)@些數(shù)據(jù)做更好的統(tǒng)計分析。</p><p>　　Slice Timing時間層校

55、正。</p><p>　　時間校正的基本步驟包括：Sliceorder（掃描層序數(shù)）用于指明掃描層被采集時的順序，其總數(shù)為n，n即一個volume（volume為一個TR時間內(nèi)的掃描量）里面所包含的掃描層的總數(shù)。每個Sliceorder（掃描層系數(shù)）也同時指明了每個掃描層在圖像文件中的存儲位置。因此掃描層系數(shù)表明了掃描層被采集時的時間順序。我們可以用SPM的Display功能來查看這個順序。并且移動鼠標的十字準線

56、到 Z 坐標為1的位置時，我們看到的就是一個volume里面第一個slice（掃描層）上的象元（voxel）。核磁儀采集數(shù)據(jù)的時間精度為一個TR，因此我們通常默認一個TR內(nèi)采集到的數(shù)據(jù)（一個volume）采自完全相同的時間。但事實并非如此，一個TR內(nèi)我們需要采集很多掃描層（例如20層）的數(shù)據(jù)以覆蓋較大的腦區(qū)（通常是全腦）。這些掃描層是一個接一個按照上面所說的sliceorder（掃描層序數(shù)）的順序來采集的，因此各個掃描層之間的采集時間是

57、有差異的。Slice timing這一步所要做的就是通過一定的算法糾正這一時間差異。常規(guī)的糾正方法是在保持整段采集信號不變的條件下推前或者推后采集的起始時間。這可以通過簡</p><p>　　Realignment 頭動校正</p><p>　　即使我們對被試的頭部做了很好的固定，但是在實驗過程中，被試也會不由自主的有一些輕微的頭動，這在fMRI實驗中尤為明顯。這一步就是把一個實驗序列中的

58、每一幀圖像都和這個序列的第一幀圖像按照一定的算法做對齊，以矯正頭動。然后做完這一步，能給出該序列中被試的頭動情況，以作為是否放棄該數(shù)據(jù)的依據(jù)。如果在容許的頭動范圍內(nèi)，可以使用一定的算法校正信號，使其靠近真實值，但如果超過了這個規(guī)定的范圍，則必須剔除這組數(shù)據(jù)。去除fMRI成像過程中的偽影。</p><p>　　Coregister 配準</p><p>　　配準的目的是將所有的圖像同一個vo

59、lume對齊，對功能像與結(jié)構像做一個信息變換。并且我們相信對于被試，功能像與結(jié)構像是線性相關的平動與轉(zhuǎn)動，而不是扭曲的。由功能像向結(jié)構像去配，對于結(jié)構像中的hdr文件存有一個矩陣，而這個矩陣就包含了功能像的信息。</p><p>　　Segment 分割。</p><p>　　分割的目的是要將被試的結(jié)構像配到功能像里，就需要將結(jié)構像進行分割。一般分割為灰質(zhì)、白質(zhì)和腦脊液三部分。</p

60、><p>　　Normalise空間標準化。</p><p>　　由于被試大腦在解剖結(jié)構上有所差異， 需要把不同的大腦圖像進行空間標準化處理，并將其轉(zhuǎn)化成為和朝向大小都相同的標準化圖像。SPM所用的是蒙特利爾神經(jīng)研究所（Montreal Neurological Institute）的ICBM（International Consortium for Brain Mapping）152人標準腦

61、圖譜。但它和傳統(tǒng)意義上的標準腦圖譜（Talairach腦圖譜）在坐標和大小上都有一定的差異。在這一步當中SPM提供了不同的模板，fMRI的功能像一般選用EPI.img 模板PET圖像選用PET.img模板?？臻g標準化結(jié)果的好壞直接由掃描圖像和模板之間的匹配程度所決定。</p><p>　　空間標準化的目的是將不同容積及形狀的被試的大腦放到一個標準空間里，用一個公用的坐標系去描述具體的一個位置。 </p>

62、;<p><b>　　Smooth平滑。</b></p><p>　　主要目的有兩個，第一是確保圖像的數(shù)據(jù)具有能隨機高斯場的性質(zhì)，可以滿足SPM的統(tǒng)計假設。第二是為了增加信噪比，圖像對齊和空間標準使得各個體素之間的關聯(lián)性被改變，平滑能夠使相鄰的體素共享更多的信息。</p><p>　　第5章數(shù)據(jù)處理及分析</p><p><

63、b>　　5.1實驗數(shù)據(jù)</b></p><p>　　本實驗采用的磁共振設備型號為SIEMENS 3T TRIO。</p><p>　　實驗前同每位被試者均達成了書面協(xié)議。實驗前告知每位被試需遵守的各種注意事項:平躺靜臥,閉眼休息,呼吸平靜,頭部盡量不要動,處于清醒、安靜的狀態(tài),同時不要做任何思維活動的狀態(tài)。</p><p>　　采集得到的數(shù)據(jù)為DI

64、COM格式，其中rest圖像參數(shù)為：TR=2000ms;TE=30ms;FA=70?;FOV為230*230*33；voxel size為3.5938*3.5938*4。T1圖像參數(shù)為：TR= 2000ms; TE= 3.42ms; TI = 900ms; Matrix Size為 256* 256* 192；voxel size為0.9375 * 0.9375 * 1。</p><p><b>　

65、　5.2數(shù)據(jù)分析</b></p><p>　　數(shù)據(jù)處理是在基于MATLAB平臺的SPM12上完成的。</p><p>　　5.2.1數(shù)據(jù)預處理與分析</p><p>　　數(shù)據(jù)預處理是指為了保證后續(xù)對數(shù)據(jù)處理的準確性和方便性,在對數(shù)據(jù)進行一些重要的處理之前,對數(shù)據(jù)進行一些必要的預先處理。以往的大量研究中,針對MRI數(shù)據(jù)的預處理中,較為廣泛使用的是模型驅(qū)動的

66、方法,因為數(shù)據(jù)驅(qū)動的方法使用相對困難,比較少用。常見的數(shù)據(jù)預處理軟件有SPM(Statistical Parametric Mapping), AFNI(Analysisof Functional Neurolmages)和NIS (Neurolmaging Software)等。</p><p>　　本實驗采用SPM12對實驗采集后的DICOM數(shù)據(jù)進行預處理過程。</p><p>　　首

67、先是格式轉(zhuǎn)換。將原始的DICOM格式轉(zhuǎn)換成SPM能處理的.nii格式。去除前十個時間點。具體的處理步驟如下所示：</p><p>　　一. Realignment頭動校正</p><p>　　在spm空間與處理菜單窗口下的REALIGN窗口中選擇REALIGN(EsT&RES )Highlight" Data", 選擇 "New Session&quo

68、t;,然后highlight將會創(chuàng)建一個"Session"; 在"Reslice Options" 中單擊"Resliced images" ，選擇"Mean Image Only".保存,對其進行運行, 運行結(jié)束后將生成一對mean*（.img和.hdr）文件（平均腦）.</p><p>　　做完這一步，能給出該序列中被試的頭動情況

69、，以作為是否放棄該數(shù)據(jù)的依據(jù)，如果頭動超過1個voxel（功能圖像掃描矩陣一般是64*64，則體素的大小為（FOV/64）</p><p>　　*（FOV/64）*（層厚+層間距）），則要考慮放棄該時間點數(shù)據(jù)。該程序利用最小二乘法(leastsquaresapproach)原理和含6個參數(shù)(剛體模型)的空間變換，然后對從一個被試獲取的時間序列進行校正。用戶可指定某個volume作為隨后volumes的參考。當然可

70、以是第1個volume，也可選擇比較有代表性的volume(更明智的選擇)，例如選擇磁場相對穩(wěn)定的第4個volume。校正信息(頭動信息)將在結(jié)果窗口(GraphicsWindow)顯示。每個Session的校正信息將存儲為rp*.txt，其中*為Session數(shù)據(jù)集名稱。另外，頭動校正信息將以plot圖形顯示。</p><p>　　圖5.1聽覺的數(shù)據(jù)調(diào)整</p><p>　　Transl

71、ation圖表示被試頭部在X，Y，Z三個方向的平移，分別用藍，綠，紅三種顏色表示。Rotation圖表示被試頭部在實驗過程當中繞X(L-R)，Y(A-P)，Z(S-I)三條軸的轉(zhuǎn)動角度。橫坐標代表這個序列所采集的所有圖像，縱坐標表示的是偏移量和偏轉(zhuǎn)角度，分別以毫米和度為單位。</p><p>　　二. Coregister 配準</p><p>　　在spm空間與處理菜單窗口下的Coreg

72、ister窗口中選擇Coregister(Estimate )</p><p>　　Reference Image---[選擇頭動校正后生成的mean*.img文件]; 然后Source Image---[選擇3D文件，即data3D文件夾中的.img文件]; 其余選項采用默認設置，保存，點擊上方綠色的三角開始運行。</p><p>　　圖5.2互信息的聽覺數(shù)據(jù)配準</p>

73、<p>　　說明：Source image與Reference image的關系，可以認為是將結(jié)構像向以mean開頭的功能像里估計，估計結(jié)束后就可以將旋轉(zhuǎn)矩陣寫入到精度更高的3D文件當中，最后做出的圖像的分辨率就會很高。（結(jié)構像比功能像清晰很多）</p><p>　　三. Segment 分割</p><p>　　在spm12中選擇Segment; 點擊Data---[Volum

74、es選擇配準后的3D圖像，即data3D文件夾中的.img文件]; 然后選擇Save Bias Corrected---[選擇Save Bias Corrected]; 點擊Deformation Fields---[選擇 Forward]; 其余選項采用默認設置，保存，開始運行。SPM將創(chuàng)建的灰質(zhì)和白質(zhì)的圖像和偏置場校正結(jié)構圖像。最后這些可以使用checkreg設施在上一節(jié)中描述的。（圖4.3顯示灰質(zhì)圖像）</p>&l

75、t;p>　　圖5.3灰度圖像與結(jié)構圖像</p><p>　　四. Normalise 標準化</p><p>　　在spm12中選中 Normalise (Write); 點擊Data---[New " Subject" ]; 然后點擊Deformation Fields---[選擇 y sM00223 002.nii]; 再點擊Image to Write---

76、[要寫入的文件，選擇3D文件下的ms*.img文件]; 進入Voxel sizes—[2 2 2改為3 3 3]; 其余選項采用默認設置，保存，開始運行。</p><p>　　說明：運行完畢會生成若干對waf*打頭的img/hdr文件，同時還會生成一個mean*_sn.mat文件（存放變換參數(shù)）。</p><p>　　五. Smooth 平滑</p><p>　　在

77、spm12中選中 Normalise (Write)；然后Image to smooth---[選擇做完標準化后的以w開頭的功能像文件] ；進入FWHM 8 8 8改為6 6 6---[半寬全高，通常取體素的2倍] ；其余選項采用默認設置，保存，開始運行。</p><p>　　說明：高斯平滑后會生成若干對swaf*打頭的img/hdr文件。</p><p>　　做完以上步驟，圖像預處理就完

78、成了</p><p>　　如前所述，用SPM進行數(shù)據(jù)處理分析過程主要分為兩大部分：預處理過程和統(tǒng)計分析過程。預處理過程已經(jīng)在完成，接下來是模型統(tǒng)計分析過程。</p><p>　　5.2.2基于GLM模型及統(tǒng)計分析</p><p>　?。?）一般線性模型（General Linear Model）</p><p>　　fMRI時間序列：Y1 ,

79、…,Ys ,…,YN，獲得時間：t1,…,ts,…,tN</p><p>　　模型：基函數(shù)的線性組合—Ys = 1 f 1(ts ) + …+l f l(ts ) + … + L f L(ts ) + s</p><p>　　f l (.)基礎功能：“參考波形”樣變量；l參數(shù)（固定效應）；s剩余誤

80、差：恒等分布，獨立，或序列相關（一般線性模型）（2）設計矩陣公式</p><p>　　Ys = 1 f 1(ts ) + …+l f l(ts ) + … + L f L(ts ) + ss = 1, …,N </p><p>　　Y1 =1 f 1(t1 )+…+l

81、f l(t1 )+…+L f L(t1 )+ 1 </p><p>　　: : : : : : : : </p><p>　　Ys = 1 f 1(ts )+…+l f l(ts )+…+L f L(ts 

82、)+ s</p><p>　　: : : : : : : : </p><p>　　YN =1 f 1(tN )+…+l f l(tN )+…+L f L(tN )+ N</p><p><b>　　=+ </b&g

83、t;</p><p>　　Y(數(shù)據(jù)載體) =X(設計矩陣) (向量參數(shù)) + (誤差矢量)</p><p>　?。?）離散余弦變換基函數(shù): fr (t )=(r=1,......R)</p><p>　　（4）幾何透視：Y=++；Y=++</p><p>　　圖5.9 X定義的設計空間</p><p>　　

84、（5）Estimation：=X+</p><p>　　參數(shù)估計:=; 擬合值：==X</p><p>　　殘差誤差: e==Y - = Y - X</p><p>　　殘差平方和: S==e=</p><p>　　最小化時: =2=0</p><p>　　第一排：Y = （); </p><p&g

85、t;　　（6）序列相關性： Y = X +~ N(,V)</p><p>　?。?）序列相關性估算： = (XTX)– XT Y </p><p>　　一般線性模型：一種標準的統(tǒng)計技術，時間自相關的廣義性模型和多統(tǒng)計分析的單一框架； 柔性建模的基礎功能設計矩陣（特征模型）用設計矩陣列組合擬合數(shù)據(jù)統(tǒng)計推斷，對比，測試兩種1.計劃中的參數(shù)比較；2一般性假設的模型比較。</p>

86、<p>　　在spm12中GLM模型分析操作如下：選擇Specify 1st-level;Directory：指定一個文件夾存放結(jié)果數(shù)據(jù)，如在data3D文件夾中；Units for design選擇“Scans”-----[如選 scans （對events，事件相關），其后 durations 的時間按 TR 的倍數(shù)計算 ；如選 seconds ，則以秒為單位計算, Interscan interval（即TR）輸入“

87、7”; “Data & Design”選擇“New Subject/Session”再選擇新出現(xiàn)的“,Subject/Session”，選擇“Scans”并用文件選擇器選擇相應任務的所有平滑后的功能圖像（swra*.img）選擇“Condition”后選擇“New condition”，然后選中新出現(xiàn)的“Condition” ;“Name”選項輸入任務條件的名稱(listening), “Onsets”輸入任務條件的啟動向量，代

88、表任務刺激啟動的掃描數(shù)(6:12:84), “Durations”輸入“6”；運行；在剛開始選定的文件夾里會生成一個spm.mat。</p><p>　　選擇“results”，將打開又一個對話框,,設定兩個 "contrast" 指定" listening > rest " 為"1"，"listening < rest "

89、;為 "-1"點擊 " listening > rest "; Done.(如圖4.4) </p><p><b>　　圖5.4</b></p><p>　　Apply masking ? [none/contrast/image]選擇"none"；p value adjustment to contr

90、ol: [FWE/none].選擇FWE"；the default value, 0.05。</p><p>　　Overlays中選擇 slice 查看 2D 激活圖(圖5.5)</p><p>　　Overlays中選擇 Sections查 看三相交（矢狀面，冠狀面，軸）片重疊圖(圖5.6；圖5.7)</p><p>　　render后得到(圖5.8）

91、；</p><p><b>　　5.3結(jié)論</b></p><p>　　如上述圖5.8, 當人腦受到聲音刺激后,腦中聽神經(jīng)活動區(qū)域即顳葉區(qū)域增強，耗氧量增加，脫氧血紅蛋白含量增加。之后由于腦血流速度、流量增加使得含氧血液以灌注方式很快增加，局部腦區(qū)含氧血紅蛋白濃度迅速上升。通過對fMRI 數(shù)據(jù)做時間層校正、頭動校正、配準、分割、空間標準化以及平滑處理等預處理，一般線性

92、模型建模以及統(tǒng)計分析，我們驗證了當聽覺受到刺激的時候，大腦顳葉區(qū)域會產(chǎn)生響應。</p><p>　　圖5.5在相鄰三層橫斷切片</p><p><b>　　圖5.7三截面圖</b></p><p><b>　　圖5.7三截面圖</b></p><p><b>　　圖5.8 3D模型<

93、/b></p><p><b>　　第6章總結(jié)</b></p><p>　　作為人體系統(tǒng)最復雜的系統(tǒng)，人的大腦是一個龐大的網(wǎng)絡，其中任何一個認知功能的實現(xiàn)都需要各個腦區(qū)的相互協(xié)作。利用現(xiàn)代醫(yī)學成像研究腦連接對于探索腦的工作機理有重要的意義。本文以 fMRI 數(shù)據(jù)為研究對象，以腦功能分析方法為研究重點，分析了腦的功能連接和有效連接。論文主要工作為：腦功能分析。&l

94、t;/p><p>　　腦功能連接是對腦連接的一種最簡單、最直觀的描述，其分析方法也是腦連接分析中發(fā)展最為成熟的一類方法。重點介紹了一種FMRI圖像預處理以及統(tǒng)計分析的方法。</p><p>　　本文的研究雖取得了一定成果，但是仍然存在有一些問題有待進一步學習和研究。</p><p><b>　　參考文獻</b></p><p&g

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