非人灵长类动物超高场磁共振脑成像技术进展

徐 斌 高 阳 王 菁 张孝通

(浙江大学系统神经与认知科学研究所，杭州 310027)

引言

非人灵长类动物具有与人类相似的大脑结构, 且具有可以同时开展基于非人灵长类动物模型的侵入式和非侵入式实验研究的优势，可使非侵入式的人脑实验研究结果与大量基于动物模型的侵入式实验研究结果建立关联[1]，有助于揭示认知脑功能回路和心理疾病的内在机理[2-4]，是神经科学研究中的重要动物模型[5-6]。

功能磁共振脑成像技术是目前主要的非侵入式大脑神经活动成像手段，其中基于非人灵长类动物模型的功能磁共振成像研究，对深入理解磁共振脑成像生理机制、磁共振定量生理探测技术、神经科学基础研究、心理学和临床病理的机制研究等都具有重要作用[7-9]。由于非人灵长类动物的脑尺寸小于人脑，需要更高的空间分辨率才能解析脑内的神经活动单元。此外，非人灵长类动物具有更厚的头皮肌肉层，增大了射频接收线圈与脑部组织间的距离，在采用同样的射频线圈进行磁共振成像数据采集时，非人灵长类动物脑内的信号灵敏度要小于人脑。因此，非人灵长类动物功能磁共振脑成像研究对成像技术有着更高的要求。超高场(主磁场场强>3 T)磁共振相比于常规磁共振具有更高的图像信噪比(signal noise ratio, SNR)、血氧依赖(blood oxygen level dependent, BOLD)的功能磁共振信号对比度噪声比(contrast noise ratio, CNR)和BOLD信号特异性，具有实现非人灵长类动物亚毫米级超高分辨率脑功能成像的潜力[10-11]。但是随着主磁场的增加，超高场磁共振在硬件设计上面临着很多挑战和问题，如介电驻波效应引起的在大体积样本中射频磁场(B1)均匀性降低[12]，相控阵线圈中谐振元件之间的电磁耦合增加[13]，射频安全的限制[10,14]，以及由于严重磁敏感效应导致主磁场(B0)的不均匀性[15]等问题，都严重制约着超高场磁共振成像的质量。

随着神经科学研究技术的发展和人们对于探索神经活动机制的需求的增加，在非人灵长类动物磁共振成像实验中整合光学和电生理记录，超声波和红外神经刺激等多模态方法，进行多种成像方式的互补，有望实现任何单一模态技术都无法实现的成像时空分辨率[16]。目前大量的非人灵长类功能磁共振研究主要在小口径动物专用超高场磁共振(孔径约15～30 cm)上开展，但是,受其内部孔径空间狭窄的限制，难以开展体积较大、外围实验设备设置更复杂的非人灵长类动物多模态成像实验。相比于小口径动物专用超高场磁共振，在大孔径人用常规场强磁共振系统(孔径约为60 cm)中更适合开展非人灵长类动物多模态成像实验。近年来，已有在人用3 T磁共振成像平台成功开展清醒猕猴高分辨率脑功能成像的研究报道[17]。但是目前缺少在人体用磁共振平台上进行针对非人灵长类动物成像的优化设计，因而开展非人灵长类动物实验客观存在一系列技术挑战。如，随着孔径的增大主磁场均匀性更难控制，需要更高配置的匀场线圈用于解决主磁场不均匀问题[18]；另一方面，人用射频线圈难以适配非人灵长类动物的头部尺寸，难以满足动物多模态成像实验需求；此外，随着梯度线圈孔径和长度的增加，其负载电感也会相应的增高，所以需要更大的电压来驱动梯度线圈快速极性切换[19]。因而依然很少有基于人用超高场(7 T)磁共振系统开展非人灵长类动物的报道。

本文将从非人灵长类动物超高场磁共振脑成像现状和所面临的问题展开论述，归纳目前非人灵长类超高场磁共振脑成像技术在硬件设计上的进展以及基于人用超高场磁共振平台开展多模态成像实验技术的方面的进展。

1 系统设计

在大孔径人用超高场磁共振上开展非人灵长类脑功能成像，往往会受到磁场不均匀，梯度场切换率慢和最大外周神经刺激(periphery neural stimulus, PNS)[20]等因素的影响，制约着高时空分辨率功能磁共振研究的开展，同时又缺乏成熟的专用射频线圈的支持，导致高场磁共振高内在信噪比的优势很难得到充分的发挥。由于传统的射频线圈设计方案已经无法适应大孔径磁共振平台上高分辨率非人灵长类脑功能扫描的需求，因此需要通过专门的射频线圈优化、B0匀场系统和梯度系统设计方案，满足大孔径磁共振平台非人灵长类功能磁共振扫描的特殊任务需求，最大化发挥超高场磁共振神经功能成像的潜力。

1.1 射频线圈设计

在超高场射频线圈设计中不仅需要对成像信噪比、并行加速性能、发射场均匀性以及发射效率等性能进行优化，还需要考虑线圈的时域信噪比和稳定性等指标，以满足在超高场磁共振神经功能成像领域中的应用。但目前市场上鲜有非人灵长类动物专用射频线圈的产品，难以满足多样化、多模态的超高场磁共振神经功能动物成像实验需求，为此，需要针对特定实验应用场景采取专门的射频线圈优化设计方案，才能最大化发挥超高场磁共振的神经功能成像潜力。

近年来，随着在大孔径人用超高场磁共振成像系统上开展非人灵长类研究的出现，一些针对7 T非人灵长类头部线圈的优化设计也随之逐渐的出现。这些线圈的优化设计主要集中在采用多通道发射线圈技术解决发射场不均匀和提高发射效率[21]；增加接收线圈阵列的密度以提升信噪比和并行加速采集能力，通过各种紧密贴合非人灵长类头部特征的线圈设计以适应不同的头部尺寸以满足非人灵长类神经功能成像的需求[22-23]。此外，为了拓展表面线圈的性能局限性，植入式线圈的设计进一步缩短了线圈与物体之间的距离而获得比表面线圈更高的信噪比[24]。但是这些针对非人灵长类超高场线圈的设计主要还是集中在线圈通道数量、线圈空间内的线圈单元的叠放和布局等参数的优化上，而对于非人灵长类线圈接收阵列的设计和优化中起决定性作用的线圈空间覆盖率、线圈间距、线圈单元类型、线圈空间厚度等参数还是缺乏系统性的研究。

最近，浙江大学7 T磁共振研究团队基于实际猕猴电参数数值模型，采用最新的电磁仿真技术系统地研究了射频接收线圈阵列的空间几何结构和线圈单元类型对猕猴脑成像信噪比(ultimate intrinsic SNR，UISNR)和并行成像加速性能(ultimate g-factor，uGF)的影响[25]。基于仿真结果得出对于非人灵长类超高场的射频线圈优化设计的建议：一是在射频发射单元的选择上，采用dipole(偶极子天线)[26]和monopole(单极子天线)[27]等具有辐射场特性的新型射频接收线圈单元并不能显著提升7 T猕猴脑成像的信噪比和并行成像加速性能；二是增大接收线圈阵列的空间覆盖范围有助于提高射频接收线圈信噪比和增加相控阵接收线圈阵列的并行加速性能。这些建议对于非人灵长类动物超高场磁共振脑成像射频线圈设计具有指导意义。

1.2 B0匀场系统设计

在超高场磁共振成像过程中，图像质量会受到更严重的磁敏感效应影响，成像物体内的磁场不均匀会引起更显著的频率位移和散相。传统的二阶匀场技术已经难以补偿愈加显著的局部磁场不均匀，对于体型更小的动物，如猕猴，需要更高阶数的磁场空间分量来实现有效的匀场。在开展动物多模态神经成像和神经调控研究时，由于动物头部进行外科手术或者安装颅骨植入物后造成的手术出血点和植入物都会在动物脑内引起高阶的不均匀磁场分布，而且这些区域往往位于所要研究的皮层位置。除此之外，扫描过程中受试的头部移动也会引起脑内磁场不均匀分布的空间变化，这种由移动引起的二次磁场变化包含着复杂生理噪声成分，增大了功能磁共振数据分析的难度，只有通过实时监测并对磁场的偏移进行补偿，才能够从根本上解决问题。在功能磁共振成像中，回波平面成像(echo planar imaging，EPI)常用于数据的采集，而超高场磁共振成像过程中的B0不均匀性(ΔB0)[28]会导致EPI序列所采集的图像产生几何失真和模糊、甚至信号丢失、BOLD信号对比度下降[29]。

B0匀场技术是消除B0不均匀性最有效和最直接的方法。早期，通过使用外部磁性硬件材料实现被动B0匀场[30]，由于其需要对特定空间分布进行针对性和复杂的配置，目前主要用于对主磁体均匀性进行原厂校正，而难以适应针对特定成像被试的扫描前校正。之后，基于球面谐波(spherical harmonic, SH)的有源主动匀场方法广泛用于人体磁共振成像系统，一般通常会配备1～2阶甚至3阶的球面谐波匀场线圈，但是高阶SH匀场线圈的绕线模式非常复杂，总的线圈个数会随着匀场阶数的增加呈现指数级上升，且需要高性能高成本的耐高压电流源才能驱动，使得动态匀场能力受到限制[31]。为了弥补球面谐波(SH)在高阶匀场上的这些缺陷，可以通过基于电流环阵列的高阶B0匀场技术，构建一系列可独立驱动的闭合直流线圈单元的电流环阵列匀场技术进行弥补。由于电流环阵列磁场基函数不是相互正交，通过增加匀场单元数目逼近相同的SH空间阶数和低负载的电感和驱动电源就可以实现电流值得快速更新，更有易于动态匀场[32-33]。如图1所示16个电流环阵列排列的线圈设计方案，进一步从根源上缓解超高场功能磁共振成像过程中出现的严重磁敏感效应。该设计的测试结果显示基于电流环阵列的动态匀场性能要优于基于电流环阵列的全局匀场和基于球面谐波的二阶匀场[34]。

图1 基于电流环阵列的匀场线圈设计和匀场效果比较[34]。(a)匀场线圈与射频线圈一体化设计；(b)MRI系统自带的球面谐波二阶匀场、电流环阵列全局匀场和电流环阵列动态匀场在成像空间内的匀场效果比较(B0标准偏差分布)Fig.1 Coil design and comparison of shim performance[34]. (a) Assembled AC/DC coil element; (b) Comparison of B0 shim performance (B0 standard deviation distribution) by using MRI system equipped spherical harmonic second-order shim versus AC/DC global and dynamic shim, respectively

1.3 梯度线圈设计

在磁共振系统中随着B0场强的增强，T2*弛豫时间明显缩短，这就要求超高场梯度系统具有更好的切换性能，但是快速切换的电流会使梯度导体承受更大的洛伦兹力，这些洛伦兹力将会引起梯度导体的振动并产生100 dB以上的噪声[19]。从安全的角度考虑，梯度切换速率同时又受到梯度放大器最大电压负载能力和受试者所能承受的最大外周神经刺激的限制(periphery neural stimulus, PNS)的限制[20]。与人类相比，非人灵长类动物的脑尺寸要小的多并具有更厚的头皮肌肉层，对于非人灵长类超高场梯度线圈的设计，主要分为大尺寸的体梯度线圈和小尺寸的插入式梯度线圈。

传统大尺寸体梯度线圈，如西门子MAGNETOM Terra 7T系统中所使用的最大梯度强度为80 mT/m、最大切换率为200 T/m/s，可用于人和非人灵长类动物成像。人用磁共振系统的PNS阈值限制是依据人体的身体长度计算的，由于非人灵长类动物的身长远小于人体，因而人体用磁共振系统的PNS阈值对于非人灵长类动物来说是过于保守的。可以通过关闭系统的PNS刺激限制以充分发挥人用梯度系统性能，在这种情况下决定非人灵长类动物脑成像分辨率的主要限制因素是人体用梯度系统放大器的最大耐压负载能力和梯度线圈所能承受的最大电流。为了解决人体用7 T平台上动物高分辨率脑成像受到人体用梯度系统性能限制的问题，一方面在射频线圈设计上可以通过采用小尺寸发射线圈结合多通道接收线圈，实现小范围内并行成像加速，从而最大程度降低成像矩阵，降低梯度线圈空间编码负荷[35]；另一方面，可以通过在每个梯度轴上增加导线层的数量，相对应的梯度放大器可以在最大梯度切换率为200 T/m/s的情况下使梯度强度达到300 mT/m[36]，这对于提高超高场磁共振扩散成像图像质量尤为重要。

梯度系统放大器性能和大尺寸体梯度线圈的高感性负载限制了人体用梯度系统的极限性能， 通过缩小梯度线圈的线性区域使其直径接近于成像视野大小可以有效的降低感性负载和对梯度放大器的性能要求[37-38]。为此，提出了高性能的可插入式头部梯度线圈[39-40]。这是一种较小尺寸的圆柱形梯度线圈，可插入到标准人体磁共振成像系统磁体孔中，常用的头部梯度线圈的设计外径为670 mm，内径约40 cm，线性区直径约22 cm，最大梯度强度可高于100 mT/m，最大梯度切换率可超过1 000 T/m/s[41]。这些插入式MRI梯度线圈可用于大脑和非人灵长类大动物的超高场高分辨率成像，而无需对标准人体磁共振系统进行任何其他重大硬件的更改。

对于上述提到的插入式梯度线圈设计，需要特别关注3个方面：一是，由于其在受试体头部位置会施加非常大的电流，所以必须严格控制PNS等安全问题。已有研究表明非对称的头部梯度线圈设计比等效对称梯度线圈产生的单位磁场电场要低30%[42]。二是，与较大的体梯度线圈相比，插入式头部梯度线圈导体之间的间距更近，因此需要使用适当的绝缘材料来防止高压电弧。三是，高分辨率成像中的大电流会在更狭窄的空间中产生更大的热量，因此散热设计也至关重要，如使用空心的铜导体，使冷却液可通过该导体流动可以大幅度提高散热效率[41,43]。使用精确模拟梯度线圈的技术，为新的梯度线圈的设计提供更多的新方法，将对未来高性能超高频磁共振成像系统的设计产生重要影响。

2 多模态脑成像方法

通过对多模态数据的整合，以弥补不同方法之间在时空分辨率上的不足，为人们对大脑结构和活动过程的生理学、量化、泛化和标准化提供了重要手段。近年来已出现很多关于光学、电生理记录、超声和红外神经刺激等方法与磁共振成像相结合的研究[44-48]，同时对于此类线圈的优化设计提出了更多的要求，如需要在敞开式的线圈设计中施加几何约束并预留增加其他装置的空间和受试体的固定方法采用灵活的方式以适用于不同型号的超高场磁共振成像系统[35,49]。如图2所示，一个采用重叠阵列结构由16个直径为2～5 cm线圈环路单元组成的线圈环路，该线圈在所要研究的皮层位置预留了开口空间，使得多模态设备可以在成像过程中实时介入脑区[50]。

图2 猕猴脑成像线圈设计示意[50]。(a)16个直径为2～5 cm环路单元组成的线圈阵列设计与猕猴定位摆放;(b)线圈镂空设计以便于多模态设备介入Fig.2 Illustration of the coil design for macaque brain imaging[50]. (a)A coil array consisting of 16 loop units with diameters of 2 to 5 cm was designed and placed with the macaque; (b) Coil openings for multi-modal equipment

长期以来，电生理方法作为神经科学研究的基础，但是在超高场磁共振(如 7 T)下测量多电极脑电数据的技术挑战尚未完全解决，是因为随着静磁场强度的增加，血流运动效应和拉莫尔频率也相应的增加，使得磁共振射频和用于脑电记录的电极或导线之间产生更大的相互作用，产生额外的噪声[51]。

经颅聚焦超声(transcranial focused ultrasound, tFUS)通过对靶组织产生热和机械效应，是一种无需手术、高空间分辨率、聚焦可调和组织低衰减的低能量调制技术[52]，具有对靶组织和其周围的介入影响较小的优点，已被安全有效完整地用于小鼠[53]、兔子[54]、和非人灵长类[55]中的神经刺激。虽然tFUS具有很高的空间分辨率和深度刺激能力，但缺乏影像学指导，而磁共振成像具有极好的软组织对比度和对FUS所引起的组织变化敏感的特点，利用磁共振成像引导的FUS神经调节方法可以充分发挥磁共振成像优越的全脑分辨率优势，目前已有在超高场(7 T)磁共振中使用立体定向和光学跟踪系统结合聚焦超声进行非人灵长类神经调节的实验开展[55]，目前，采用磁共振图像引导的聚焦超声神经调节方法已成为一种趋势，可安全有效地用于非人灵长类的皮层刺激[53,56]。

光遗传方法通过对特定基因的细胞进行精确的光刺激或抑制，可进行神经活动与功能磁共振BOLD信号之间的因果关系的研究[57]。其中光遗传功能磁共振成像是一种将光遗传与功能磁共振成像相结合的方法，通过光纤将特定波长的光传输到大脑深处，这就意味着用于光遗传功能磁共振的线圈需要提供为不同光纤开口的预留空间，同时还需要满足更好的全脑覆盖和深部脑区的信噪比。虽然该方法在啮齿动物中的应用得到了成功，但是在非人灵长类动物中，尤其是在人类中的应用还是存在着安全的局限性。

红外激光神经刺激(infrared neural stimulation, INS)是一种通过光刺激诱导神经元兴奋性和抑制反应的方法，并使神经活动产生强度依赖性效应[58-60]，具有不需要遗传操作[61]、比电生理刺激更高的空间精度、无接触刺激、对电生理记录不产生干扰和磁共振兼容等优势[62]。该方法具有在大脑中进行功能追踪的能力，通过在功能性磁共振成像中结合INS方法，对大脑功能网络进行追踪的可能性已经得到证明[63-64]。最近王菁等[65-66]设计的一种结合脉冲近红外神经刺激和超高场强功能磁共振成像的方法，可以在不同活体动物种类中进行快速的绘制毫米级的全脑或局部尺度大脑网络连接,促进了将单个动物的多种类型数据集关联起来的可能性，是一种在全脑或局部尺度上进行毫米级脑网络绘制的有效方法。

多模态脑成像方法开辟了对大脑网络结构和功能连接信息多时空尺度研究的一种新思路，将两种(或两种以上)的成像方式结合起来可以获得每种方法在空间和时间分辨率上的最佳互补，是一种对大脑结构和功能的研究有价值和不可或缺的方法。

3 总结和展望

基于超高场磁共振电磁技术、非人灵长类超高场射频线圈的设计和序列的优化，使得非人灵长类全脑亚毫米级功能磁共振成像成为了可能，结合传统脑电、电生理记录、聚焦超声波、光遗传和光刺激等技术在全脑全尺度神经信号记录方面的作用，进一步发挥了超高场磁共振在无损全脑三维尺度的脑功能研究中的优势，在神经科学研究和认知领域中发挥着重要的作用。

未来，需要从实际需求出发，进一步缩短基于线圈极限性能的理论分析与实际阵列线圈设计之间的差距。推进集成高阶动态B0匀场功能的线圈设计，以消除由于各种原因造成的局部B0磁场不均匀性，促进不同的线圈设计跨磁共振平台的研究。

(致谢：感谢浙江大学系统神经与认知科学研究所奚望副研究员的技术协助)