Диссертация (Функциональная интеграция нейрональных популяций в мозге человека), страница 5

Затем измеряетсясуммарная поперечная намагниченность по траекториям двумерного k-пространства, послечего МР изображение реконструируется при помощи обратного двумерного Фурьепреобразования.Рассмотримподробнеепоследовательностьполученияизображенияметодомградиентного эхо, используемую в настоящей работе. Из уравнения (4) видно, что меняя формуградиентов, можно контролировать траекторию съёма МР сигнала в k-пространстве. Временнаядиаграмма последовательности и траектория представлена на рисунке 1.3.Рисунок 1.3 – Временная диаграмма последовательности градиентное эхо и траекториясъема сигнала в k-пространстве. РЧ – радиочастотный импульс, ГС – градиент выбора среза,ГФ - фазо-кодирующий градиент, ГЧ - частотно-кодирующий градиент, ТЕ – время эхо.Здесь одна линия k-пространства заполняется целиком за каждым возбуждающимимпульсом.

Во время каждого возбуждения с помощью комбинации радиочастотного импульса(РЧ) и градиента выбора среза (ГС) выбирается нужный срез. Затем включается фазокодирующий градиент (ГФ) для накопления фазы (это равносильно перемещению по kпространству вдоль оси y). Во время сбора данных через время TE после РЧ импульсавключается частотно-кодирующий градиент (ГЧ), меняющих частоты прецессии спинов.Процесс повторяется каждые TR секунд. Важно отметить, что данные в k-пространствозаписываются в дискретном виде. Вдоль направления ky каждая линия отвечает отдельнойамплитуде ГФ градиента. В то время как траектория вдоль kx непрерывна, МР сигнал снимается20дискретно с некоторым интервалом, так что каждый ряд k-пространства также представляетсобой дискретный набор данных [57].1.4.2 BOLD-контраст, эхо-планарная томография EPIОсновная задача МР томографии - получить контрастное изображение, в котором, кпримеру, серое вещество можно визуально отличить от белого.

Контрастом называетсяразность в интенсивностях сигналов между тканями с разными свойствами. Статичныеконтрасты чувствительны к типу, числу и релаксационным свойствам атомных ядер внутривоксела. Типичные статичные контрасты включают в себя контраст по протонной плотности,по временам релаксации (Т1,Т2, Т2*) и другие. Контрасты движения, в свою очередь,чувствительны к движениям атомных ядер.Зависимость поперечной намагниченности от времени можно переписать в виде: () = 0 (1 − − 1 ) −2(6)где TR – время между двумя последовательными РЧ импульсами. Если обозначить временнойинтервал между возбуждением системы и сбором данных за TE – время эхо, то выражением (6)примет вид: () = 0 (1 − − 1 ) − 2(7)В МРТ происходит сравнение сигналов от различных типов тканей, поэтому контраст тканей Aи B вводится как разность между МР сигналами от каждой из них: = 0 (1 − −−1 ) 2− 0 (1 − −−1 ) 2(8)Таким образом, меняя время TR и TE, можно получать различные контрасты.

Для полученияT2-взвешенного изображения время TR должно быть очень большим (около 2с), чтобыпродольная намагниченность полностью восстановилась, тогда выражение (8) можнопереписать в виде: = 0 −2− 0 −2(9)21Зависимости от T1 процессов нет, контраст определяется Т2 процессами. Оптимальное время TEбудет разным для разных тканей, в среднем оно колеблется между 20 и 60 мс [57].Поперечнаямежмолекулярныенамагниченностьвзаимодействияуменьшается(чистыйТ2вследствиемолекулярныйдвухэффект)процессов:илокальныенеоднородности поля B0.

Временная постоянная объединенного процесса называется Т2* изависит как от молекулярных процессов, так и от неоднородностей магнитного поля: 1/Т2* =1/Т2 + 1/Т2неодн. Таким образом, время Т2* всегда меньше Т2. В случае функциональной МРТ насинтересует относительное изменение уровней оксигемоглобина и дезоксигемоглобина, которыйбудучи парамагнетиком, вносит возмущение в поле B0.

Как и T2, T2* контраст получается прииспользовании последовательности с большим TR и средним TE. Дополнительнымтребованием является то, что градиенты магнитного поля должны использоваться длягенерации эхо, так как рефокусирующие импульсы спин-эхо последовательности уберут всеэффекты неоднородности поля при разворачивании спинов.В настоящее время разработаны быстрые методы получения МР изображений, особеннополезные при исследовании меняющихся во времени функциональных состояний. Одним изтаких методов является эхо-планарная томография (EPI), при которой все k-пространствозаполняется при помощи быстрого переключения градиентов, следующего за однимвозбуждающим импульсом.

За эту технику Мэнсфилд разделил Нобелевскую Премию пофизиологии и медицине в 2003 году.Базовая EPI последовательность [52] осталасьпрактически неизменной с 1980х годов (рисунок 1.4).Рисунок 1.4 – Последовательность EPI и траектория съема сигнала в k-пространствеНаправления градиентов быстро меняются во времени, что позволяет заполнять kпространство по встречным траекториям. За фазо-кодирующим градиентом следует частотнокодирующий, во время которого регистрируется сигнал.

Затем следует другой фазо-22кодирующий градиент, за которым следует частотно-кодирующий градиент противоположнойполярности, во время которого регистрируется сигнал.Так как всё k-пространство должно быть заполнено после одного возбуждающегоимпульса, сигнал необходимо снять до возникновения значительного Т2 или Т2* спада. В своюочередь, для получения хорошего пространственного разрешения, k-пространство должно бытьбольшим, таким образом, k-пространство должно заполняться очень быстро, что в своюочередь, требует очень мощной градиентной системы.Для заполнения k-пространства в EPI используется необычный подход, при которомсоседние строки сканируются в противоположном направлении, что сильно нагружаетоборудование. Одним из недостатков метода является неэффективность сбора данных припереходе от одной строки k-пространства к другой (вертикальные линии на рисунке 1.4 справа).Также сырые данные, полученные методом эхо-планарной томографии, должны бытьпредобработаны для устранения влияния зигзагообразной траектории перед применениемдвумерного Фурье-преобразования [57].1.4.3 BOLD-сигнал и мозговая активностьBOLD-контраст не является мерой нейрональной активности сам по себе.

Сигналпоступает при изменении магнитных свойств молекул воды, которое, в свою очередь, отражаетвлияние парамагнитных молекул дезоксигемоглобина, количество которых коррелирует спотреблениемкислороданейронами,которое,наконец,коррелируетсизменениемнейрональной активности в ответ на сенсорные, моторные или когнитивные процессы. Послегенерации потенциала действия нейроны нуждаются в большом количестве АТФ длявосстановления концентрации ионов внутри клетки. Так как нейроны не имеют локальногозапаса энергии, то они постоянно нуждаются во внешнем притоке глюкозы и кислорода,которые вместе являются основой для синтеза молекул АТФ.

Хотя общий объем крови иметаболитов в мозге всегда держится примерно на одном уровне, функциональная активностьнейронов может вызывать изменения в кровотоке и потому изменения в локальнойконцентрации метаболитов [3].Молекула оксигемоглобина является диамагнетиком, у нее нет неспаренных электроновинулевоймагнитныймомент.Молекуладезоксигемоглобина,напротив,являетсяпарамагнетиком, она имеет как неспаренные электроны, так и значительный магнитный23момент.

Внесение объекта с магнитной восприимчивостью в магнитное поле вызываетрасфазировку спинов и, как следствие, спад поперечной намагниченности, зависящий отвременной константы T2*. Поэтому МР последовательность, чувствительная к T2*, должнапоказывать увеличение сигнала в области, где в крови много кислорода, и спад сигнала вобласти, где в крови мало кислорода. Это предположение было впервые провереноэкспериментально в начале 1980х годов Тюльборном и коллегами.

А уже в конце 1980х годовОгава показал на высокопольном (7 Тл) томографе способы исследования потреблениякислорода мозгом грызунов при помощи последовательности градиентного эхо. Было показано,что BOLD-контраст зависит от суммарного количества дезоксигемоглобина, присутствующегов области мозга, которое в свою очередь зависит от баланса между потреблением и доставкойкислорода в эту область [57]. Логично предположить, что возросшая нейрональная активностьприводит к усиленному потреблению кислорода и таким образом к большему спаду МРсигнала.

Однако, при измерении МР сигнала в активной области наблюдается его рост.Наблюдения Фокса и Рейчл [33] помогли объяснить этот парадокс. Рост МР сигналапроисходит из-за несоответствия доставки кислорода его потреблению, а именно доставляетсякислорода больше, чем потребляется.

Фокс и Рейчл показали, что избыток крови, богатойкислородом, попадая в активные области, вымывает дезоксигемоглобин из локальныхкапилляров и из части венул. BOLD-контраст возникает не из-за того что оксигемоглобинусиливает МР сигнал, а из-за того что он заменяет собой дезоксигемоглобин, подавляющий МРсигнал [33]. На данный момент существует много моделей, объясняющих связь потока крови,потребления глюкозы и кислорода с учетом физиологии кровеносной и сигнальной системмозга, более-менее общепринятой считается модель «Воздушного шара» [14], базирующаяся начетырех принципах. Во-первых, увеличение потока крови в ответ на нейрональную активностьв основном осуществляется за счет увеличения скорости кровотока, а не увеличения числакапилляров, через которые идет поток.