Автор работы: Пользователь скрыл имя, 04 Апреля 2013 в 21:05, курс лекций
Базовые принципы магнитного резонанса
В ЯМР томографии регистрация сигнала происходит от резонирующих ядер, имеющих как спин, так и магнитный момент. Чаще всего в МРТ используются протоны водорода Н по двум причинам: высокой чувствительности к МР сигналу и их высокому естественному содержанию в биологических тканях.
Ядро водорода (т.е. отдельный протон) имеет два важных свойства: электрический заряд и спин. Магнитный момент μ пропорционален квантовому числу I , обычно называемому ядерным спином: μ = γI
Однако наиболее интересный способ обработки данных — построение и последовательный анализ параметрических карт. На таких картах совмещают параметрические изображения, полученные из информации, содержащейся в серии динамических томограмм, и анатомические изображения. Для применения в клинической практике такой метод обработки изображений должен быть устойчив, надёжен и полностью или частично автоматизирован.
Для пиксельной обработки динамической серии (серии изображений, состоящей из одной или нескольких томограмм, полученных до и после контрастного усиления) пространственное расположение пикселов в матрице изображения должно быть строго одинаковым.
Во многих случаях такое требование не соблюдается из-за движения органов.
Это затрудняет расчёт и оценку кривых
зависимости интенсивности
Проблема становится ещё более сложной при исследовании сокращающихся органов, например сердца. В этом случае артефакты можно устранить, обрисовывая границы органа вручную, а также полуавтоматически или полностью автоматически, если известны изначальные очертания органа и отношение его длины к ширине.
Регистрация постконтрастных изображений подвижных органов затрудняется ещё и тем, что, помимо изменения контраста тканей, происходит изменение размеров и формы самих структур, видимых на томограмме. Неподвижные органы (например, головной мозг) можно выровнять на разных томограммах динамической серии при помощи перемещения и вращения первоначального контура, в то время как для движущегося органа необходимо выполнять непрерывное преобразование границ, поскольку они могут меняться.
Рис.12 Физиологические процессы и методы получения мр-изображения. Для проведения мониторинга, скорость получения изображения должна быть в 3-10 раз больше скорости события
Функциональная
МРТ использует парамагнитные
«Функциональная томография» - термин, вводящий в заблуждение, потому что его преимущественно используют для обозначения исследований локального кровотока коры головного мозга, активированного специальными стимулами. Динамическую или кино-МРТ других органов, например суставов, обычно не называют функциональной МРТ (фMPT). Однако жёстких ограничений использования термина нет, поэтому и диффузионную и перфузионную МРТ, наряду с исследованиями активности коры головного мозга, иногда относят к фМРТ.
ФМРТ обязана своим появлением фундаментальным научным исследованиям МРТ и связана с открытием феномена зависимости контрастности от уровня кислорода в крови (BOLD). Эта хорошо документированная модель основана на теории о том, что, когда во время выполнения различных задач происходит региональная активация головного мозга, локальное усиление деятельности сосудов в ответ на увеличенную метаболическую активность в этих областях приводит к относительному уменьшению концентрации ненасыщенной кислородом крови по сравнению с состоянием покоя. Это усиливает локальную T2*-взвешенность и приводит к небольшому увеличению амплитуды МРТ-сигнала при визуализации с тем же временем эхосигнала, что и в состоянии покоя. Увеличение сигнала очень невелико - один-три процента для томографов с полем 1,5 Тл и три-пять процентов для томографов с полем 3,0 Тл (в связи с улучшенным отношением сигнал/шум и более выраженной T*-взвешенностью). Чтобы отделить столь небольшое увеличение сигнала от шума, уровень которого может превышать указанный небольшой процент, эксперимент повторяется заданное количество раз с чередованием состояний активности и покоя до тех пор, пока статистическими методами не удастся произвести усреднение сигнала, чтобы выделить статистически достоверные области его увеличения в связи с активацией. Эксперименты этого типа называют «блочной конструкцией».
При достаточно высоком отношении сигнал/шум и подходящих методах обработки применяют протоколы непрерывной МРТ с различными типами активации, что зачастую обеспечивает более глобальный временный или динамический отклик. Эффект BOLD стал предметом для серьезных исследований и дискуссий поскольку реакция сосудов, время которой измеряется секундами, значительно задерживается относительно активации нейронов, время которой составляет миллисекунды. Тем не менее ФМРТ с BOLD-контрастностью на сегодня остается наиболее популярным методом визуализации активации головного мозга. В современных средствах сканирования применяется модифицированная ИП EPI.
В 1991 г. исследовательская группа под руководством J.W. Belliveau разработала технику функциональных исследований с помощью МРТ. Испытуемые подвергались воздействию зрительной стимуляции с одновременным внутривенным болюсным введением парамагнитного контрастного препарата (гадолиний), обусловливающего снижение сигнала на эхо-планарных (ЭП) последовательностях вследствие динамических различий магнитной восприимчивости крови и вещества мозга при прохождении болюса контрастного вещества через микроциркуляторное русло.
Приблизительно в то же время группа S. Ogawa обнаружила, что изменение уровня насыщения крови кислородом приводит к подобным изменениям контрастности на МР изображениях у лабораторных животных. В основе предложенной ими методики лежал тот факт, что дезоксигемоглобин обладает большими парамагнитными свойствами, чем оксигемоглобин. Известно, что энергообеспечение коры в течение первых 4–5 мин постоянной активности происходит за счет анаэробного гликолиза. За счет одновременного возрастания перфузии увеличивается транспорт глюкозы из капилляров в нервную ткань, транспорт кислорода при этом изменяется незначительно, что выражается в относительном повышении концентрации кислорода (в том числе связанного с гемоглобином) в венозной крови. Соотношение оксигемоглобина и дезоксигемоглобина соответственно увеличивается, т.е. происходит относительное снижение содержания дезоксигемоглобина в капиллярах и венулах.
Относительное локальное снижение концентрации дезоксигемоглобина во время нейрональной активации выражается в усилении сигнала на томограммах, полученных с помощью T2* взвешенных ЭП или градиентных последовательностей. Учитывая вышесказанное, методика получила название “blood oxygenation level dependent contrast” (BOLD contrast) – контрастность, зависящая от степени насыщения крови кислородом.
В настоящее время процесс разработки клинического применения данного метода продолжается. Однако некоторые варианты уже можно перечислить: среди них первое место занимает оценка операбельности очаговых поражений головного мозга и планирование минимально инвазивных нейрохирургических вмешательств кроме того, возможна локализация эпилептических очагов, определение доминантного полушария при лечении эпилепсии, мониторинг компенсации и восстановления функций коры головного мозга, нейропсихиатрические исследования, в том числе при болезни Альцгеймера.
Основы метода были заложены еще в девяностые годы 19 века, когда Roy и Sherrington (1890) описали внутренний механизм, по которому кровоснабжение отдельных участков мозга определяется локальной вариацией его функциональной активности, а Angello Mosso (1891) наблюдал изменения кровотока при различной мыслительной активности мозга. Уже в 20-ом веке Linus Pauling (1936) открыл магнитные свойства гемоглобина. Но только спустя полстолетия был создан и стал клинически применяться метод фЯМР томографии.
BOLD-контраст (blood oxygenation level dependent) - контраст, зависящий от уровня оксигенации крови, - основан на том факте, что парамагнитный дезоксигемоглобин (в отличие от диамагнитного оксигемоглобина) обладает сильным магнитным моментом. При взаимодействии суммарной намагниченности дезоксигенированной крови с внешним магнитным полем образуется различие локального магнитного поля внутри и вокруг кровеносных сосудов. Эффект изменения магнитной восприимчивости можно оценить, используя специальные MP-импульсные последовательности.
Рис. 13. Схематическое описание BOLD-контраста. Изображение слева-покой. Справа-активное.
Рис. 14. BOLD-контраст. Присутствие дизоксигемоглобина в капиллярах - причина возникновения различия магнитной восприимчивости между кровеносными сосудами и окружающей тканью.Это приводит к ускорению расфазировки спинов, т е сокращению Т2* и снижению интенсивности сигнала на Т2, Т2*-взвешенных томограммах.
Энергией для клеток головного мозга служит гликолиз. Поскольку запасы глюкозы в клетках незначительны, для головного мозга чрезвычайно важна постоянная доставка глюкозы и кислорода через капиллярное русло.
Поэтому в активированных областях коры головного мозга увеличивается кровоток. В свою очередь, при усилении притока оксигенированной крови уменьшается локальное различие магнитной восприимчивости, что можно визуализировать, используя специальные импульсные последовательности, чувствительные к магнитной восприимчивости. Различия магнитной восприимчивости особенно выражены в сильных полях, поэтому такие исследования предпочтительно проводить на MP-томографах с сильным магнитным полем.
В первых исследованиях активности коры головного мозга, проведённых Вонгом (Kwong), была использована градиентная эхо-планарная томография (GRE-EPI). Последовательность EPI предполагает множественное рефокусирование сигнала при помощи градиентов для получения полного объёма данных, необходимых для реконструкции изображений, после единственного возбуждающего РЧ-импульса. Благодаря короткому времени получения изображений ЕР1 оказалась очень эффективной для исследования активности коры головного мозга, несмотря на то, что поведение сигнала для этой последовательности практически не определено.
Стандартные градиентные последовательности с длинными ТЕ (40-60 мс в зависимости от напряжённости магнитного поля) также подходят для фMPT. Их преимущество перед ЕР1-последовательностями заключается в том, что они позволяют получать изображения с высоким пространственным разрешением, тогда как разрешение в ЕРТ определяется количеством эхо-сигналов, которые можно зарегистрировать за время Т2-релаксации паренхимы головного мозга.
Однако стандартные градиентные последовательности обладают многочисленными серьёзными недостатками. Долгое время получения изображений ограничивает применение метода: его используют только в односрезовом режиме, поэтому до проведения исследования необходимо точно определить область, которую будут подвергать активации. Эффект неполного объёмного усреднения затрудняет интерпретацию данных. Кроме того, градиентные последовательности очень чувствительны к кровотоку. А поскольку кровоток в сосудах, особенно больших венах, также изменяется при стимуляции коры головного мозга, «эффект активации» можно зафиксировать в нескольких сантиметрах от зоны головного мозга.
Более того, изменения сигнала, вызванные кровотоком в сосудах, чаще значительно превосходят изменения, вызванные процессами в паренхиме мозга, редко превышающие 2-3%
Качество изображений, получаемых при помощи всех методик, чувствительных к различиям магнитной восприимчивости, сильно зависит от макроскопических неоднородностей поля, возникающих на границе «мягкие ткани/кость/воздушные полости», величина которых может составлять несколько сантиметров. В тех случаях, когда такие неоднородности появляются по направлению считывающего градиента, они вызывают некоторое искажение изображений, что обычно не имеет практического значения. Однако неоднородности поля, находящиеся поперёк исследуемого среза, приводят к ослаблению сигнала и сильно влияют на качество изображений. Поэтому для фMPT предпочтительно использование тонких срезов или получение трёхмерного массива данных. Интенсивность ответа на стимуляцию не будет зависеть от толщины среза, потому что область распространения BOLD-эффекта небольшая.
Функциональные исследования требуют использования высокопольных МР-систем, в которых сильные магнитные поля позволяют проводить исследования с высоким разрешением. В настоящий момент все крупные производители выпускают МР-сканеры с полем 3 Тл не отличающиеся по размеру и массе от стандартных 1,5 Тл систем. Высокопольные системы создаются на основе сверхпроводящих магнитов, где максимальная напряженность магнитного поля ограничена значением критического поля ниобий-титанового сверхпроводника, используемого в современных МР-томографах и позволяющего создавать поля до 12 Тл.
При любой напряженности поля желательны более сильные градиенты для лучшего отображения небольших или движущихся областей и шиммирования. В сильных полях высокопроизводительные градиенты обязательны для более быстрого сбора данных и высокого пространственного разрешения, однако предельное значение скорости переключения градиентов dB / dt ограничено нормативами по технике безопасности.
Основное преимущество сильных полей это увеличение соотношения сигнал/шум ( SNR ), которое теоретически должно удваиваться при увеличении магнитного поля в 2 раза. Однако на практике это не достижимо из-за различных эффектов, связанных с магнитными полями (изменение времен релаксации тканей, магнитной восприимчивости). Как правило, высокий SNR используется для более быстрого сбора данных (повышение временного разрешения) или в более точной визуализации мелких деталей (повышение пространственного разрешения).
Одним из недостатков сильных полей является повышение чувствительности эффектам магнитной восприимчивости. В сильных полях различная восприимчивость обусловлена большими изменениями магнитного поля, что приводит к более быстрому расфазированию спинов и к уменьшению времени T2*. Данный эффект дает прекрасный результат для функциональных исследованиях (BOLD-контраст), однако качество анатомических изображений часто страдает от изменений магнитной восприимчивости и артефактов, наиболее выраженных на границе раздела двух сред. Наилучший способ коррекции таких изображений – оптимизация параметров импульсной последовательности и алгоритма реконструкции (уменьшение длины эхо-трейна, параллельное отображение, сегментация k-пространства).
Информация о работе Физика визуализации изображения в медицине