Неинвазивные методы изучения строения и работы мозга: РСТ, МРТ (ЯМР), ПЭТ
Метод РСТ Иоганн Радон (1917): Преобразования Радона А. Кормак, Г. Хаунсфилд Нобелевская премия 1979 г. «За разработку компьютерной томографии» (рентгеновский компьютерный томограф)
Прямое преобразование Радона Рентгеновская трубка Пучок Х лучей Область уплотнения Детектор Х лучей Сигнал с детектора Полоса равномерной плотности
Обратное преобразование Радона
Рентгеновская томография: просвечивание в разных плоскостях Y X Z
Метод КАТ: сканирование мозга путем его облучения рентгеновскими лучами с разных направлений
(Мульти) Спиральная КТ (с 2004 г. – комплексы ПЭТ/КТ)
Динамика изменения характеристик КТ Параметры 1972 1990 2004 Минимальное время томографии, сек 300 1 -2 0. 33 -0. 5 Объем данных одного исследования при обороте трубки 3600 57. 6 Кб 1 -2 Мб 10 -100 Мб Объем данных при спиральной КТ - 24 -48 Мб 200 -4000 Мб Толщина среза, мм 13 1 -10 0. 5 -0. 1 Пространственное разрешение, пар линий/см 2 3 10 -15 12 -25
Very detailed 3 D scans of a 3000 -year-old mummy of an Egyptian temple singer and priestess
Метод рентгеновской КТ был первым неоптическим методом получения изображений невидимых объектов, послужившим толчком для развития других современных неоптических методов: • ПЭТ, позитронно-эмиссионная томография. • ОФЭКТ, однофотонная эмиссионная компьютерная томография. • с. МРТ и ф. МРТ, структурная и функциональная МРТ (ЯМР).
Позитронно-эмиссионная томография ПЭТ
Строение атомного ядра: нуклиды и изотопы • Размер и форма ядра зависит от числа и энергетических состояний нуклонов - нейтронов (N) и протонов (Z). • Совокупность ядер с определенными значениями заряда ядра (Z) и массового числа (A = Z + N) называется нуклидом. • Атомы с одинаковыми химическими свойствами (одинаковыми Z), но разными массами (разными А), называются изотопами. • Некоторые изотопы (в частности, с Z > 82) нестабильны и испускают элементарные частицы (альфа-, бета- и гаммаизлучения; позитроны и др. ) (= радиоизотопы (радионуклиды).
Эмиссия позитрона, аннигиляция и коинцидентная генерация фотонов радиоактивным изотопом (кислорода) Детектор Фотон Ядро 15 О 8 протонов 7 нейтронов Электрон Позитрон Аннигиляция Фотон Детектор Счетчик совпадений
Позитронно-эмиссионная томография Кольцо детекторов фотонов Траектории фотонов Область усиления локального кровотока
Основные положения, на которых базируется метод ПЭТ Сигналы ПЭТ отражают нейронную активность, связанную с реализацией функций мозга, следующим образом (в т. ч. , психическими процессами и состояниями): 1. Задача/стимул вызывают специфические изменения в активности нейронов. 2. Эти изменения сопровождаются локальными изменениями в метаболизме. 3. Локальные изменения в метаболизме отражаются в сигналах ПЭТ.
Радиофармпрепараты для ПЭТ • F (18) (время ½ распада 110 мин) (заменяют в исследуемом веществе стабильный фтор или карбоксильную группу – напр. , F (18)-дезокси-D-глюкоза = F(18)-ФДГ, F(18)-фтородезоксиксиглюкоза, которая под действием фермента гексокиназы превращается в F(18)ФДГ-6 -фосфат. Последний накапливается в клетке и служит мерой потребления глюкозы). • О (15) (124 с) • С (11) (20. 4 мин) • N (13) (9. 96 мин)
Выбор вещества для ПЭТ, которое необходимо пометить и за которым в дальнейшем предполагается следить, зависит от исследуемой функции организма. 1. Если нас интересует то, насколько интенсивно работают клетки, то выбирается и метится глюкоза, а точнее, ее аналог F(18)-дезоксиглюкоза – «бензин» для клеток. И мы видим на экране яркие участки в тех местах, где находятся наиболее интенсивно работающие клетки. 2. Если нас интересует, насколько быстро клетки себя строят (опухоль), то выбирается аминокислота метионин (C(11)–метионин) - один из самых распространенных кирпичиков при строительстве белковой молекулы. 3. Нейрохимические (нейромедиаторные) процессы в мозге – основные мишени для радиофармпрепаратов (Альцгеймер (АХ-эргические рецепторы; шизофрения (ДФ-гипотеза); онкология (метионин) и пр. ). 4. Для изучения экспрессии генов (сайт-специфические маркеры). Так как в химических реакциях участвуют в основном электроны внешних орбиталей атома, то мечение радиоактивным изотопом не изменит его основных химических свойств.
Преимущества ПЭТ • ПЭТ - это уникальный метод томографии и исследований мозга. Если КТ (РСТ) позволяет фиксировать анатомическое строение ткани, то ПЭТ “видит” ее функцию. Это дает огромные возможности для применения ПЭТ в диагностике заболеваний мозга человека и фундаментальных исследованиях его функций, и в том числе ВПФ (сознания, мышления, восприятия, внимания и т. п. ). • Высокоэффективное слежение за локализацией крайне малого количества радиоактивного вещества. • Высокая (в ближайшей перспективе) пространственная разрешающая способность (около 750 мкм), сравнимая с КТ и МРТ (см. ниже). • Фундаментальное направление с применением ПЭТ - это исследование мозговой организации внимания, эмоций, мышления, творчества.
Ограничения ПЭТ • Высокая стоимость оборудования и технологий (циклотрон, короткое время жизни изотопов) = Бюджетные ядерные генераторы радионуклеотидов вместо циклотронов и атомных реакторов. • Низкая временная (свыше 5 с) и пространственная (56 мм, человек) разрешающая способность.
Примеры ПЭТизображений
Однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ) Регистрация (с помощью вращающихся гамма-камер) гаммаквантов, «разлетающихся» от вещества-метки в разных направлениях. Специальные радиофармпрепараты, меченые изотопами Tc, In, Ga, Ti. Радиоизотоп вводят в организм в виде ингаляции или внутривенно, и затем он поступает к головному мозгу с кровью. Интенсивность включения радиоизотопа в различные области мозга отражает скорость кровотока и количество активных рецепторов нейромедиаторов, к которым присоединяется радиоизотоп. Метод менее точен и специфичен, чем позитронноэмиссионная томография.
Двойные технологии: комбинации «мультиспиральная КТ/ПЭТ или КТ/ОФЭКТ» Одновременное сканирование структуры и функции (сеанс занимает около 15 мин)
ПЭТ и ОФЭКТ – это методы современной т. н. «ядерной медицинской томографии» , которая нацелена на формирование 2 D и 3 D изображений распределения радиоактивных маркеров внутри организма с помощью детектирования испускаемых фотонов в результате распада маркера.
ЯМР (МРТ) Сэр Питер Мэнсфилд (Англия) и Пол Лотербур (США) (1973) Нобелевская премия по физиологии и медицине в 2003 г. «За изобретение метода магнитно-резонансной томографии» . ЯМР – это явление поглощения ядром элемента электромагнитного излучения определенной частоты под действием сильного МП (амер. физик, Исидор Исаак Раби, 1938 г. ). Блох и Парселл (1946 г. ) – Нобелевская премия 1952 г.
Ядра с ненулевым спином Многие элементы периодической таблицы (или их изотопы) обладают магнитными свойствами, т. е магнитным моментом, или ядерным спином, отличным от нуля
Человеческий организм состоит, в основном, из жира и воды. Жир и вода состоят из множества атомов водорода (63% от общего числа атомов в нашем теле). Каждая молекула воды состоит из одного кислородного и двух водородных атомов. Если «увеличить» атом водорода, то за электронным облаком мы увидим ядро, содержащее единственный протон.
Протон в состоянии покоя (в отсутствие искусственного внешнего магнитного поля) Ядра вращаются с постоянной скоростью, а ось вращения точно совпадает с линией между северным и южным полюсами. При вращении положительного заряда создается локальное слабое магнитное поле (с напряженностью М). Вращающиеся (стержневые) магниты: атомы железа, планеты (Земля). В отличие от ядер элементов, географический северный полюс Земли, через который проходит ее ось вращения, не совпадает с ее магнитным северным полюсом. М
Энергетические уровни В отсутствие искусственного внешнего МП (в МП Земли) вектора напряженности МП ядер (спины) ориентированы вдоль магнитного поля Земли (N-S). При этом, состояние, когда полюса «локального ядерного магнита» (N-S) расположены относительно полюсов Земли как N-(S-N)-S, является низкоэнергетическим, а как N-(N-S)-S – высокоэнергетическим.
Энергетические уровни при воздействии сильного внешнего МП (первый этап МРТ-процедуры) Когда протон помещен в искусственное внешнее МП (> 0. 5 Тл), вектор его спина располагается как магнит по отношению к этому полю – более сильному, чем МП Земли (50 мк. Тл = 0. 5 Э). При этом большая часть протонов переходит на низкоэнергетический уровень N - (S-N) – S. В присутствии внешнего магнитного поля ядра, наделенные магнитными свойствами подобно ядрам водорода, могут находиться на одном из двух энергетических уровней и, с некоторой вероятностью, переходить с одного уровня на другой (и обратно). Разность энергий этих двух состояний настолько мала, что число ядер на каждом из этих уровней почти идентично. Число ядер на нижнем уровне энергии больше, чем на верхнем, всего лишь на миллионную часть.
Под воздействием внешнего МП «локальные протонные магнитики» начинают совершать дополнительные вращательные движения. Для понимания того, как частицы со спином ведут себя в магнитном поле, рассмотрим протон. В присутствии внешнего магнитного поля поведение ядра можно сравнивать с вращающимся волчком. Под действием сил Земного притяжения волчок совершает сложное движение: он вращается вокруг своей оси и прецессирует вокруг вертикального направления к поверхности Земли. В отсутствие гравитации прецессии волчка не было бы. Атомные ядра при наличии у них магнитных свойств прецессируют вокруг вектора напряженности внешнего магнитного поля (Во).
Прецессия протонов во внешнем магнитном поле Во N N М s М N S s
Итак, под действием внешнего МП большая часть протонов переходит в низкоэнергетическое состояние (состояние равновесия) и начинает прецессировать
Частота прецессии ( «резонансная частота» , «частота Лармора» ), f, зависит от «гиромагнитного соотношения» , y, облучаемых ядер и напряженности внешнего поля, В: f = y·B Для водорода y = 42. 58 MГц / Tл. Другое выражение для частоты прецессии: w. L = e. H/2 mc (теорема Джозефа Лармора, 1895 г. ). Обозначения: е и m — заряд и масса электрона, с — скорость света, угловая частота w. L - Ларморова частота; H – напряженность МП.
Прецессия электронов (другие примеры: волчок; гироскоп в магнитном компасе; Земля – Платонов год=25765 лет)
Протон (ядро водорода) – это микроскопический объект. Но реальный объект содержит огромное число ядер: напр. , капля воды состоит из примерно 1021 ядер водорода и кислорода. Таким образом, при исследовании макрообъекта мы наблюдаем суммарный эффект от всех микроскопических событий. «Спиновый пакет» – это группа спинов, испытывающих на себе одну и ту же силу магнитного поля. Сумма магнитных моментов ядер, прецессирующих вокруг направления внешнего поля, эквивалентна единственному магнитному моменту, называемому макроскопической намагниченностью (М 0). Он отображает полную намагниченность, обусловленную разностью населенностей, т. е. избытком ядер на нижнем энергетическом уровне при равновесии (до воздействия РЧ).
Общая намагниченность тела (М 0) равна векторной сумме внешнего МП (Во) и элементарных магнитов (стрелки) N Во М 0 s
Намагниченность тела в условиях равновесия (до воздействия РЧ-излучением) Во N Продольная намагниченность М 0 М Поперечная намагниченность S
Чтобы обнаружить слабо выраженную макроскопическую намагниченность объекта М 0, необходимо отклонить ее вектор от вектора напряженности В 0 магнитного поля. Это осуществляется радиочастотным импульсом на частоте прецессии и порождает явление «резонанса»
Суть явления резонанса Протон может подвергаться переходу между двумя энергетическими состояниями, поглощая фотон. Частица на нижнем энергетическом уровне поглощает фотон и, «возбуждаясь» , оказывается на «верхнем энергетическом уровне» . Такое поглощение энергии фотонов внешнего электромагнитного излучения происходит только тогда, когда фотон обладает частотой, равной частоте прецессии облучаемых ядер (f), т. е. равной резонансной частоте. Частота прецессии ядра водорода – протона – приходится на диапазон радиочастот. Поэтому в приборах МРТ имеются такие же электронные схемы, как и на радиостанциях. В некоторых приборах МТР даже используется такие же частоты, что и у станций FM-диапазона, то есть около 88 -108 МГц (88 -108 млн. циклов в секунду).
Намагниченность тела в условиях синфазной прецессии (после облучения радиочастотными волнами) Во Продольная намагниченность Поперечная намагниченность М М 0 Общая намагниченность
Возбуждение спиновой системы (2 этап процедуры МРТ) Чтобы возбудить спиновую систему, нужно непрерывно воздействовать на спины электромагнитным полем подходящей частоты. Однако, обычно для возбуждения атомных ядер, находящихся в постоянном магнитном поле, воздействуют радиочастотным излучением, интенсивность которого в коротком интервале времени очень велика (импульсный магнитный резонанс). Частота этого излучения должна быть равна или близка к частоте Лармора. Вверху: Ядра, помещенные во внешнее магнитное поле, прецессируют по двум противоположным конусам. При равновесии чуть большее число спинов прецессирует вокруг направления поля В 0 (вверху слева). Это эквивалентно наличию одного стационарного магнитного момента М 0, направленного вдоль В 0 (вверху справа). Внизу: После облучения радиочастотным (РЧ) импульсом с соответствующей частотой заполнения эта намагниченность (М 0) отклоняется от ее равновесной ориентации. Внизу слева, такой импульс отклонил М 0 на 90° (его называют – « 90° импульс» ). Если импульс длится вдвое дольше, то получается « 180° импульс» , который инвертирует намагниченность (внизу справа).
Релаксация Когда возбуждающий импульс прекращается, ядра возвращаются в состояние равновесия и излучают сигнал. Его называют спадом индуцированного сигнала (Free Induction Decay - FID) изучаемой системы. Сигнал имеет вид затухающего колебания. Амплитуда сигнала Время
В ходе релаксации поперечная (рисунок) и продольная составляющие индуцированного магнитнорезонансного сигнала генерируют токи в индуктивных катушках-детекторах (соленоидах) Z Y X
Т 1 -процессы: спин-решеточная релаксация Возбуждение равновесной системы всегда переводит ее в нестабильное состояние с большей энергией. Время, в течение которого система будет находится в возбужденном состоянии, зависит от особенностей системы. Для спинов ядер в магнитном поле подобное нестабильное состояние создается с помощью возбуждающего РЧ-импульса — система «накачивается» энергией РЧ-импульса. Возвращение ядер в равновесное состояние зависит от локальных электрических и магнитных полей, на молекулярном уровне воздействующих на возбужденные ядра ( «решетки» ). Изолированный возбужденный протон в вакууме при отсутствии любых электромагнитных полей, может находится в таком состоянии несколько лет, прежде чем вернется в равновесное состояние с низкой энергией. Однако, если протон находится в окружении воды, то соседние протоны могут «стимулировать» его так, что релаксация произойдет за несколько секунд. Этот процесс перехода из возбужденного состояния в равновесное называется спин-решеточным релаксационным процессом, или продольной релаксацией. Он характеризуется временем релаксации Т 1. Время релаксации Т 1 - время, необходимое для перевода 63% ядер в состояние равновесия после их возбуждения 90 -градусным импульсом.
Релаксация продольной составляющей МП (возвращение продольной компоненты вектора М 0 в исходное состояние) 100% 63% T 1 MZ=M 0(1 -e-t / T 1) Время
Т 1 зависит от нескольких параметров: • тип ядра, • резонансная частота (напряженность магнитного поля), • температура, • подвижность (микровязкость), • наличие больших молекул, • наличие парамагнитных ионов или молекул. Особый интерес представляют два последних фактора. В воде движение молекул происходит очень быстро. Каждая молекула имеет собственное магнитное поле, и в чистой воде ориентация каждой молекулы быстро меняется, что создает флуктуирующие магнитные поля на ядрах соседних молекул. Чтобы вызвать релаксацию, частота этих реориентаций должна быть равна резонансной частоте чистой воды или близка к ней. В чистой воде частота этих реориентаций гораздо выше Ларморовой частоты, поэтому релаксация не очень эффективна. Однако, если добавить в воду малоподвижные большие молекулы, подобные белкам, водные молекулы будут взаимодействовать с белками. Такое взаимодействие заключается в кратковременном присоединении молекулы воды к молекуле белка и последующем ее освобождении от этого соседства. Такие кратковременные взаимодействия радикально уменьшают время реориентаций молекул воды, ускоряя релаксацию. Вследствие этого, время релаксации Т 1 воды в живых тканях всегда короче, чем Т 1 в чистой воде.
МР-томограмма мозга после удаления опухоли (контраст по Т 1). Области, заполненные жидкостью, — темные (относительно большие значения Т 1), тогда как зоны отека яркие. Причина такого поведения сигнала в том, что объемная вода движется быстрее, чем связанная с протеинами вода в зоне отека (значения Т 1 здесь меньше).
Т 1 зависит от напряженности магнитного поля Это влияет на контраст в МР-изображении и не позволяет прямо сопоставлять количественные Т 1 данные, полученные в разных магнитных полях. Поэтому всегда необходимо обращать внимание на то, в каком поле измерены Т 1 Значения Т 1 некоторых тканей человеческого организма, измеренные при 0. 15 Т Ткань/орган Т 1 (мс) Жировая ткань Печень Поджелудочная железа Селезенка 246 377 463 646 Ткань/орган Мозговое вещество Корковое вещество Костный мозг Мышцы Т 1 (мс) 696 590 502 514
T 2 -процессы: спин-спиновая релаксация При релаксации в дополнение к вращению вектор суммарной намагниченности начинает сдвигаться по фазе (расфазировываться, дефокусироваться) из-за того, что каждый спиновый пакет испытывает магнитное поле, немного отличающееся от магнитного поля, испытываемого другими пакетами, и вращается со своей собственной частотой Лармора. Чем больше проходит времени, тем больше фазовая разница. Временная константа, описывающая поведение поперечной намагниченности, M , называется спин-спиновым временем релаксации, T : XY 2 M =M 0 · e-t/T XY 2 T 2 всегда меньше, чем T 1. Суммарная намагниченность в плоскости XY стремится к нулю, и только затем продольная намагниченность возрастает до тех пор, пока Mо не вернется к исходной (до РЧ облучения) ориентации вдоль Z.
После возбуждения спинов РЧ-импульсом, они сначала ведут себя как когерентная система, т. е. все микроскопические составляющие намагниченности прецессируют в одной фазе (все вместе) вокруг направления внешнего магнитного поля. Однако, с течением времени наблюдаемый сигнал магнитного резонанса уменьшается, т. к. спины постепенно расфокусируются. Этот спад сигнала в плоскости х'-у' (Т 2) происходит быстрее, чем нарастание намагниченности вдоль оси z (Т 1). Ускорение спада в плоскости х'-у' вызвано потерей фазовой когерентности микроскопических компонент из-за малых различий ларморовых частот, индуцированных разбросом статических магнитных полей в разных точках объекта. Такой процесс характеризуют временем Т 2 спин-спиновой релаксации.
Динамика релаксации поперечной составляющей МП MXY 37% T 2 MXY=M 0 e-t / T 2 Время
Т 2 зависит от нескольких параметров: • температуры, • подвижности спинов (микровязкости), • частоты (менее критично, чем Т 1), • присутствия больших молекул или парамагнитных ионов или молекул. В жидкостях Т 2 близко к Т 1, а в твердых телах или системах с медленными внутренними движениями (т. е. в системах с большой вязкостью) статические поля от соседних ядер становятся заметными и укорачивают время Т 2 по сравнению с Т 1. В твердых телах Т 2 столь коротко, что сигнал магнитного резонанса полностью пропадает в течение миллисекунды, в то время как в жидкостях он может длиться секунды. По этой причине сигнал магнитного резонанса костей и сухожилий имеет малую величину или же отсутствует вовсе.
МРТ-спектроскопия (в постоянном МП) По данным анализа МРТ-сигналов можно определить химическое строение веществ, конформации молекул, эффекты взаимного влияния, внутримолекулярные превращения. Такие возможности основаны на том, что одни и те же ядра атомов в различных окружениях в молекуле генерируют различные сигналы МРТ. Отличие такого сигнала МРТ от сигнала стандартного вещества позволяет определить так называемый химический сдвиг, который обусловлен химическим строением изучаемого вещества. Все это определило то, что в первую очередь и до недавнего времени в основном метод МРТ использовался в химии, где носит название «ЯМР-спектроскопии» . Однако явление ЯМР можно применять не только в физике и химии, но и для изучения человеческого организма, который представляет собой совокупность органических и неорганических молекул. С конца 80 -х г. г. прошлого века метод стал использоваться в медицине, нейронауках и ПФ в двух основных модификациях – в виде структурного МРТ и в виде функционального МРТ.
Одномерный градиент магнитного поля
Частотное кодирование локализации МРТ-сигналов введением градиента 0 + g B 0 - G 0 - g 1 2 3 0 4 5 6 B 0 + G
В неоднородном магнитном поле различные части объекта будут испытывать различную напряженность, а, следовательно, будут иметь разные частоты Лармора. Это различие частот проявляется в свойствах FID.
Частота прецессии ( «резонансная частота» , «частота Лармора» ), f, зависит от «гиромагнитного соотношения» , y, облучаемых ядер и напряженности внешнего поля, В: f = y·B Для водорода y = 42. 58 MГц / Tл. Другое выражение для частоты прецессии: w. L = e. H/2 mc (теорема Джозефа Лармора, 1895 г. ). Обозначения: е и m — заряд и масса электрона, с — скорость света, угловая частота w. L - Ларморова частота; H – напряженность МП.
Релаксация Когда возбуждающий импульс прекращается, ядра возвращаются в состояние равновесия и излучают сигнал. Его называют спадом индуцированного сигнала (Free Induction Decay - FID) изучаемой системы. Сигнал имеет вид затухающего колебания. Амплитуда сигнала Время
Частотный анализ ЯМР-сигнала: преобразование Фурье С помощью Фурье-анализа (Joseph Fourier, 1768 -1830) можно определить спектр мощности осциллирующего ЯМР-сигнала. При использовании алгоритма «быстрого преобразования Фурье» эта процедура занимает всего несколько миллисекунд (1 мс = 10 -6 с). В импульсном магнитном резонансе все частоты возбуждаются импульсом, а с помощью преобразования Фурье вычисляется интенсивность сигнала для каждой частоты (спектр мощности).
Амплитуда, частота и фаза сигналов МРТ Получаемые методом Фурье-анализа сигналы МРТ состоят из синусоид и косинусоид, которые описываются тремя параметрами: амплитудой, частотой и фазой. Амплитуда отражает интенсивность сигнала ( «воксели» ) и кодируется яркостью элемента томограммы ( «пиксели» ). Частота (в МРТ - это величины порядка к. Гц и МГц) и фаза определяют пространственные детали и, посредством этого, - форму изображения.
Отношение сигнал/шум и усреднение данных Сигнал МРТ очень мал, и для его выделения из «радиошума» требуются повторные измерения и усреднения. Если повторять эксперимент и каждый раз записывать сигналы МР, то результирующий сигнал создается сложением повторяющихся сигналов. Связанные с шумом положительные и отрицательные сигналы также будут складываться, но из-за статистической природы шума результирующая амплитуда шумового сигнала будет расти медленнее, чем амплитуда полезного сигнала.
Голова гипотетического испытуемого с тремя спин содержащими областями в магнитном поле с линейным градиентом
Одномерный градиент магнитного поля по направлению +Х применяется к объекту и регистрируется ЯМР-спектр
Локализация источников МРТ-сигналов в мозге методом «обратного проецирования»
В процессе компьютерной (рентгеновской) томографии пространственный код формируется путем смещения направления облучения Y X Z
0 - g широкополосный импульс 0 + g X-градиент Спектр сигнала широкополосный импульс 0 - g 0 + g Спектр сигнала Y-град.
Частотное кодирование локализации МРТсигнала в неоднородном МП Y X i j Z
Краткое заключение Итак, объект (напр. , мозг) подвергают действию градиентных магнитных полей (1 этап) и радиочастотных излучений (2 этап). Градиент МП обеспечивает пространственную локализацию (частотное кодирование) сигнала МРТ и точное соотношение исследуемой области и регистрируемых данных. В катушках индуктивности, окружающих исследуемый объект, возникает переменная электродвижущая сила. Амплитудно-частотный спектр и переходные во времени характеристики этой силы несут информацию о пространственной плотности резонирующих атомных ядер, а также о других параметрах, специфических только для ядерного магнитного резонанса – параметров релаксации Т 1 и Т 2. После обработки на ЭВМ эта информация представляется в виде МТР-изображения (томограммы), которое характеризует плотность химически эквивалентных ядер, а через нее - разного рода динамические процессы: диффузию молекул и биохимические процессы обмена веществ в живых тканях.
Примеры с. МРТ-томограмм
Историческая справка (продолжение)
Томографическое отображение Магнитный резонанс является методом получения послойных ЯМРизображений объекта (мозга) • Каждый срез (слой) имеет толщину (Thk, thickness). • Этот способ получения изображения, в некотором отношении, похож на удаление всего, что находится над срезом и под ним. • Срез состоит из отдельных элементов объема, или «вокселов» (volume element). • Магнитно-резонансное изображение состоит из отдельных элементов плоскости, называемых «пикселами» (picture element). Интенсивность пиксела пропорциональна интенсивности ЯМРсигнала (мощности ЯМР-спектра), порождаемого соответствующими элементами объема, или вокселами, отображаемого объекта.
Контрастирование – это способ повысить надёжность диагностики. Контрастирующее вещество вводят внутривенно, рассчитывая его количество на массу тела пациента). Из крови контрастирующее вещество переходит в изменённые болезнью ткани, делая их яркими на картинках Астроцитома до и после (справа) контрастирования Появление контрастного средства — гадолиния, значительно расширило диагностические возможности метода.
ф. ЯМР (ф. МРТ) f. MRI has enjoyed an astounding rise in its use as a tool for cognitive neuroscience research. Since its invention in the early 1990 s to the end of 2007, more than 12 000 articles have been published that mention f. MRI in the abstract or title (according to Pub. Med), and this number is now growing by roughly 30– 40 papers every week.
Основные положения, на которых базируются методы ф. МРТ Сигналы ф. МРТ отражают нейронную активность, связанную с реализацией функций мозга (в т. ч. , психическими процессами и состояниями): 1. Задача/стимул вызывают специфические изменения в активности нейронов. 2. Эти изменения сопровождаются локальными изменениями в метаболизме и, как следствие, гемодинамике. 3. Локальные изменения в метаболизме и гемодинамике отражаются в сигналах ф. МРТ.
Наиболее распространенный метод ф. МРТ (‘gold standard’) «Измерение локального различия в содержании дезоксигемоглобина в крови» BOLD-f. MRI: ‘Blood-Oxygen-Level. Dependent Signal’ (regional differences in oxygenated blood)
BOLD-f. MRI (Blood-Oxygen-Level-Dependent f. MRI) • Дезоксилированный гемоглобин является парамагнетиком (слабым магнитом), в то время как полностью окисленный гемоглобин является диамагнетиком. • Присутствие парамагнитного дезоксигемоглобина локально искажает статическое магнитное поле. • Вращаясь в таком неоднородном магнитном поле, протон прецессирует с различными частотами, вызывая более быструю дисперсию и ослабление сигнала МРТ. Поэтому, изменения в насыщении крови кислородом могут приводить к изменениям в T 2* параметре МРТ, что отражается в интенсивности пикселей на T 2*-взвешенных изображениях.
Молекула гемоглобина Цепь гем Цепь
Изменение магнитных силовых линий вблизи эритроцита
1/ T 2*c-1 Связь дезоксигемоглобина и Т 2* Концентрация дезоксигемоглобина
0. 5 -2. 5 s Ответ ф. МРТ отсрочен и относительно медлителен по сравнению с фактической мозговой активностью. Как показано экспериментально, необходимо 6 -9 секунд после активизации работы нейронов, чтобы BOLD-контраст достигнул максимума и 820 секунд, чтобы он возвратился к основной интенсивности.
1. The local rate of metabolic consumption of oxygen (r. CMRO 2). An increase in this parameter will increase the rate of oxygen consumption and hence increase the amount of deoxyhemoglobin. 2. The regional cerebral blood volume (r. CBV). Again if the blood volume were to increase independently then the absolute amount of blood and hence of deoxyhemoglobin would be increased. 3. The regional cerebral blood flow (r. CBF). An increase in r. CBF will lead to an increased washout of deoxyhemoglobin.
Spatiotemporal properties of BOLD f. MRI may soon provide us with images of a fraction of a millimetre (for example, 0. 3 x 0. 3 mm 2 with a couple of millimetres slice thickness or 0. 5 x 0. 5 mm 3 isotropic), which amount to voxel volumes of about two–three orders of magnitude smaller than those currently used in human imaging. With 1010 neurons and 1014 connections in the cortex alone, attempting to study dynamic interactions between subsystems at the level of single neurons would probably make little sense, even if it were technically feasible. It is probably much more important to understand better the differential activity of functional subunits—whether subcortical nuclei, or cortical columns, blobs and laminae - and the instances of their joint or conditional activation. If so, whole-head imaging with a spatial resolution, say, of 0. 7 x 0. 7 mm 2 in slices of 1 -mm thickness, and a sampling time of a couple of seconds, might prove optimal for the vast majority of questions in basic and clinical research.
Designs and analyses in f. MRI В типичном функциональном МРТ-эксперименте два (и более) поведенческих состояния сравниваются путем вычисления какогонибудь «статистического показателя» (например, коэффициента корреляции), который затем и картируется как информативный индикатор
So, “many studies initially used block designs, reminiscent of earlier positron emission tomography (PET) paradigms. These designs use time-integrated averaging procedures, and usually analyze the data by means of subtraction methods. The central idea is to compare a task state designed to place specific demands on the brain with an investigator-defined control state. Under these conditions, both enhancements and reductions of the f. MRI signal are observed. In the early cognitive f. MRI studies the prevailing block design was cognitive subtraction, with an emphasis on serial subtraction designs. Such designs rely strictly on pure insertion, which asserts that a single cognitive process can be inserted into a task without affecting the remainder, an assumption that all too often is not tenable”.
Functional MRI adaptation designs were conceived as tools that might, at least to some extent, tackle the problem of spatially overlapping neural networks. In this experimental design, a stimulus is presented repeatedly with the expectation that it will eventually induce response adaptation in neurons selective for its various properties. In general, repetition of an identical stimulus does indeed produce a reduction in the f. MRI signal. After adaptation, the subject is presented with a stimulus that is varied along one dimension (for example, the direction of a moving pattern or the view of a human face) and the possibility of a response rebound is examined. If the underlying neural representation is insensitive to the changes in the stimulus then the f. MRI signal will be reduced, similar to the reduction produced by the repetition of identical stimuli. Alternatively, if the neurons are sensitive to the transformation, the signal will show a clear rebound to its original, pre-adaptation level. Functional MRI adaptation designs have been widely used in cognitive neuroscience, but they also have shortcomings, as any area receiving input from another region may reveal adaptation effects that actually occurred in that other region, even if the receiving area itself has no neuronal specificity for the adapted property.
Другие, помимо BOLD, ‘hemodynamic-based’методы ф. МРТ 1. 2. Vascular Space Occupancy (VASO), измерение расширения/сужения микрососудов (cerebral blood volume, CBV, as opposed to blood oxygenation). Arterial Spin Labeling (ASL) perfusion, измерение параметров кровотока (‘blood flow’, CBF, as opposed to blood oxygenation). ASL is directly analogous to 15 O-PET. The magnetic label decays rapidly with T 1 relaxation (roughly one to two seconds), which allows CBF changes to be measured dynamically. ASL is most useful for characterizing resting states, particularly in pathological conditions that affect CBF, such as cerebrovascular disease, or for measuring slow variations in CBF or neural activity that occur over long periods.
Другие, помимо BOLD, ‘non-hemodynamic’методы ф. МРТ 1. Signal Enhancement by Extravascular Water Protons (SEEP) (0. 2 T). This effect called SEEP has been attributed to increased tissue water content (primarily from cellular swelling) in regions of neuronal activity. 2. Functional Diffusion MRI (b-value diffusion MRI) Cell swelling can occur independently of blood flow or blood oxygenation. In the brain, cell swelling is an important physiological response associated with neuronal activation. Such swelling not only involves neuronal soma, but also axons and focal areas along dendrites, and probably also glial cells. The amount of swelling cannot be ascribed to a simple translocation of water from the extra to the intracellular space to compensate for fluctuations in intracellular osmolarity due to transient fluxes of ions. Therefore, cortical cell swelling and its active regulation appear of fundamental importance to neuronal function. Interestingly, swelling and membrane expansion have been shown to start simultaneously with the electric response and the peak of the mechanical response to coincide accurately with the action potential peak. Expansion is correlated with such an early neuronal activation event, which directly or indirectly triggers the vascular response, later (in 3 or more sec) revealed up by the BOLD effect. In diffusion weighted imaging (DWI), each image voxel (three dimensional pixel) has an image intensity that reflects a single best measurement of the rate of water diffusion at that location as a result of swelling.
Определение функциональных связей внутри мозга между «структурами памяти» методом DTI
Примеры сканирования активности мозга методом ф. МРТ
ПЭТ-сканы бодрствующего и «анестезированного» мозга
Данные ф. МРТ без совмещения с данными с. МРТ о строении мозга конкретного испытуемого
Локализация функций методом ф. МРТ (контроль метода)
Наложение данных ЭЭГ, МЭГ, ф. МРТ , ПЭТ путем проекции на срезы мозга, полученные методом с. МРТ ЭЭГ МЭГ ф. МРТ ПЭТ с. МРТ
Комбинация методов ЭЭГ и ф. МРТ
Комбинация ф. МРТ и ПЭТ Kienast et al. (2008) reported that dopamine storage capacity in human amygdala, measured with 6 -[18 F]fluoro-L-DOPA positron emission tomography (PET), was positively correlated with functional magnetic resonance imaging (f. MRI) signal changes in amygdala. However, the contribution of D 1 and D 2 receptors to amygdala response induced by affective stimuli is unknown in human. To investigate the relation between amygdala reactivity and dopamine receptor subtype, a multimodal in vivo neuroimaging study we conducted, in which: (1) D 1 and D 2 receptor bindings in the amygdala were measured with PET, and (2) amygdala response by novel faces with either neutral or fearful expression was assessed with f. MRI. Based on animal pharmacological studies, we hypothesized that D 1, but not D 2 receptors, would predict amygdala response.
Дискуссионные проблемы использования современных неинвазивных методов изучения мозга (functional neuroimaging)
Технологические преимущества и недостатки МРТ Преимущества МРТ: • возможность получать изображение в любой плоскости (чаще в горизонтальной, сагиттальной и во фронтальной), • возможность исследования обширных анатомических областей и мягких тканей, отсутствие лучевой нагрузки, • независимость результатов от опыта врача, проводящего исследование. Недостатки: • большая продолжительность исследования (в результате изображение часто искажается из-за движений больного) и меньшую четкость изображения по сравнению с КТ. • возможны незначительные изменения на ЭКГ и нагревание тканей. • Исследование затруднено у больных с клаустрофобией. • МРТ абсолютно противопоказана при наличии гемостатических клипс в полости черепа (если не известно, из какого материала они изготовлены; наличие титановых клипс не является противопоказанием к МРТ), металлических глазных имплантатов и инородных тел глазницы, любых других механических, электрических и магнитных имплантатов (в том числе электрокардиостимулятора, имплантированного стимулятора спинного мозга, кохлеарного имплантата).
Методологические проблемы использования технологий МРТ
Проблема 1. ф. МРТ – это корреляционный подход, недостаточный - без дополнительных контролей - для установления причинно-следственных связей между мозгом и ВПФ In f. MRI approach, conditions that differ in the engagement of some putative mental process are compared and regions that show differences in activation between those conditions are inferred to take part in that mental process. This approach has been remarkably successful, though potential problems with the approach are well known. In particular, because it is a correlational approach, one cannot infer that the activated regions are necessary or sufficient for the engagement of the mental process. Indeed, there are well-known examples of cases in which regions that are activated during a task are not necessary for the task. For example, the hippocampus is activated during delay classical conditioning, but lesions to the hippocampus do not impair this function (др. примеры расхождений между электрофиз. и ф. МРТ – регия р-ций в V 1 и V 5: см. Logothetis, 2008). Demonstration of necessity relies upon a manipulation of the region in question, which cannot be achieved with neuroimaging alone.
Проблема 2. Существуют ли причинно-следственные связи между величиной сигнала BOLD и спайковой активностью нейронов? 1) It has been shown that by simultaneously increasing excitatory and inhibitory input to a region it is possible to increase blood flow significantly while eliciting almost no neuronal spiking events. This is obviously an extremely artificial situation, but proves that there is no causal link between spiking and changes in blood flow. 2) The converse experiment has also been performed; in this, disinhibition was used to increase the spiking rate enormously, while there was no concomitant increase in blood flow. 3) These experiments and others have lead to the current consensus that there is no simple relationship between spiking rate and BOLD signal increase. Furthermore, direct electrophysiological measurements and simultaneous BOLD experiments have indicated a stronger correlation between BOLD and local field potential (LFP) than between BOLD and multiunit activity (MUA). As LFP is associated with synaptic input and MUA with higher frequency spiking events, this provides some evidence linking BOLD to synaptic activity. This line of argument is augmented by strong mechanistic evidence linking synaptic activity to blood flow increases, as synaptic activity is known to lead to the release of vasodilators, which diffuse to the smooth muscles of the arterioles, leading to an increased blood flow some seconds later. The modern hypothesis is hence that activation induced blood flow changes are driven by synaptic input to a brain region. Excitatory synaptic activity will release glutamate (itself a vasodilator) into the synaptic cleft, leading to an increase in intracellular calcium and the release of a number of vasodilators, the most potent of which is believed to be nitric oxide (NO).
Проблема 3. Как с помощью ф. МРТ дифференцировать процессы торможения и возбуждения? Does the activation of an area mean that it is truly involved in the task at hand? This question implies that we understand what neural activity in a given area would unequivocally show its participation in the studied behaviour. But do we?
Excitation–inhibition networks and f. MRI The organization discussed above evidently complicates both the precise definition of the conditions that would justify the assignment of a functional role to an ‘active’ area, and interpretation of the f. MRI maps. Changes in excitation–inhibition balance— whether they lead to net excitation, inhibition, or simple sensitivity adjustment— inevitably and strongly affect the regional metabolic energy demands and the concomitant regulation of cerebral blood flow (CBF) (that is, they significantly alter the f. MRI signal). A frequent explanation of the f. MRI data simply assumes an increase in the spiking of many task- or stimulus specific neurons. This might be correct in some cases, but increases of the BOLD signal may also occur as a result of balanced proportional increases in the excitatory and inhibitory conductances, potential concomitant increases in spontaneous spiking, but still without a net excitatory activity in stimulus-related cortical output. In the same vein, an increase in recurrent inhibition with concomitant decreases in excitation may result in reduction of an area’s net spiking output, but would the latter decrease the f. MRI signal? The answer to this question seems to depend on the brain region that is inhibited, as well as on experimental conditions. Direct haemodynamic measurements with autoradiography suggested that metabolism increases with increased inhibition
ф. МРТ менее чувствителен к тормозным процессам On the one hand, the density of cortical inhibitory neurons is 10– 15 times lower than excitatory neurons, and for each one of them the electrochemical gradient, down which Cl moves postsynaptically at inhibitory synapses, is weaker than that of Na at excitatory synapses, requiring less energy to pump Cl back. In fact, the transport cycles of the cation–chloride co-transporters, which have a key role in intracellular Cl regulation, are driven without the direct hydrolysis of ATP, by using the energy from the cation gradients generated by the Na, K-ATPase. On the other hand, inhibitory interneurons are fast spiking. For example, the firing of pyramidal cells in hippocampus is 1. 4 Hz, whereas that of interneurons in the strata pyramidale is 15 Hz and 10 Hz, respectively. Similarly, cortical inhibitory interneurons may discharge 2– 3 times faster than pyramidal cells. In principle, inhibition may increase or decrease energy consumption depending on the contribution of the aforementioned factors.
Проблема 4. Можно ли с помощью ф. МРТ учесть вклад в реализацию ВПФ модулирующих влияний? Anticipatory Haemodynamic Signals in Sensory Cortex Yevgeniy B. Sirotin and Aniruddha Das Haemodynamic signals underlying functional brain imaging (e. g. f. MRI) are assumed to reflect metabolic demand generated by local neuronal activity, with equal increases in haemodynamic signal implying equal increases in the underlying neuronal activity. Few studies have compared neuronal and haemodynamic signals in alert animals to test for this assumed correspondence. Here we present evidence bringing this assumption into question. Using a dual-wavelength optical imaging technique that independently measures cerebral blood volume and oxygenation, continuously, in alert behaving monkeys, we find two distinct components to the haemodynamic signal in the alert animals' primary visual cortex (V 1). One component is reliably predictable from neuronal responses generated by visual input. The other component – of almost comparable strength – is a hitherto unknown signal that entrains to task structure independent of visual input or of standard neural predictors of haemodynamics. This latter component shows predictive timing, with increases of cerebral blood volume in anticipation of trial onsets even in darkness. This trial-locked haemodynamic signal could be due to an accompanying V 1 arterial pumping mechanism, closely matched in time, with peaks of arterial dilation entrained to predicted trial onsets. These findings (tested in 2 animals) challenge the current understanding of the link between brain haemodynamics and local neuronal activity. They also suggest the existence of a novel preparatory mechanism in the brain that brings additional arterial blood to cortex in anticipation of expected tasks.
Проблема 5. Влияние контекста в когнитивных задачах, не учитываемое ф. МРТ Early functional imaging studies, using PET scans, posited that a connection between mental concepts and brain activities can be made by the difference in the images obtained when the assumed mental concept, or module, was or was not involved in a task (e. g. , by comparing brain images of a subject reading proper and nonsense words). Differences between 2 functional images were interpreted as providing a quantitative map that localized the neuronal underpinnings of the mental modules; in the case at hand, that mental activity would be semantics. This experimental paradigm was soon adopted for f. MRI studies, a technology which made functional brain imaging widely accessible. However, it soon became clear that the brain response to cognitive subtraction did not follow the simplistic assumptions of ‘‘pure insertion’’, but rather depended on the context of the task. The dependence of brain responses on their context created problems for cognitive psychology.
Проблема 6. Принято считать, что сигнал BOLD избирательно отражает потребности мозга в кислороде и глюкозе. Так ли это? Recent data confirm that: 1) CBF changes are not regulated by glycolytic demands. Additionally, blood flow effects can be pharmacologically decoupled from brain activation without the loss of at least electrophysiological responses. 2) An alternative possibility is that regional blood flow increases to remove toxic waste products of metabolism. Several lines of evidence suggest that the oxygen-to-glucose ratio decreases during functional activation, resulting in lactate accumulation that must be cleared. It has been speculated that this is at least partially attributable to the use of glycogen as an energy source during functional activation. Since regional CBF changes are used as a surrogate marker for changes in regional brain metabolism, which in turn reflects neural function, an uncoupling of either blood flow and metabolism or metabolism and neuronal function could result in false-negative or false-positive
Проблема 7. Сигнал BOLD отражает соотношение геомоглобина и дезоксигемоглобина не только в локальной артериальной сети вблизи зон активности, но и в прилегающих венах This problem is especially apparent at low magnetic field strengths (1. 5 Tesla), at which most f. MRI studies are conducted, and persists at intermediate (3– 4 Tesla) and higher fields. Although the availability of improved spatial resolution at higher magnetic field strengths allows the actual areas of activation to be better localized, it would be extremely useful to have a method in which the contrast would arise predominantly from the microvessels that are expanding due to local neuronal activation.
Проблема 8. Роль астроцитов в генерации сигналов ф. МРТ «The role(s) of astrocytes and astrocyte activity in neurometabolism, neurovascular coupling, and the production of functional neuroimaging signals» Chase R. Figley 1 and Patrick W. Stroman European Journal of Neuroscience, Vol. 33, pp. 577– 588, 2011
Проблема 9. Интерпретация данных ф. МРТ …Perhaps the extreme positions on both sides result from a poor understanding of the actual capacities and limitations of this technology, as well as, frequently, a confusion between f. MRI shortcomings and potential flaws in modeling the organizational principles of the faculties under investigation. For example, a frequently made assumption is that the mind can be subdivided into modules or parts whose activity can then be studied with f. MRI. If this assumption is false, then even if the brain’s architecture is modular, we would never be able to map mind modules onto brain structures, because a unified mind has no components to speak of. Even if true, the challenge remains in coming up with the correct recursive decompositions - in each of which any given cognitive capacity, however abstract, is divided into increasingly smaller functional units that are localized to specific brain parts, which in turn can be detected and studied with f. MRI. This is not a neuroimaging problem but a cognitive one. Hierarchical decompositions are clearly possible within different sensory modalities and motor systems. Their mapping, which reflects the brain’s functional organization, is evidently possible and certainly meaningful beyond any reasonable doubt (Logothetis, 2008).
Проблема 10. Неоднородность сигналов ф. МРТ от сложно организованных вокселей …An examination of the 300 top-cited cognitive f. MRI studies suggests that the commonly used in-plane resolution is 9– 16 mm 2, for slice thicknesses of 5– 7 mm. The average voxel size before any pre-processing of the data is thus 55 ml (or 55 mm 3). Often the effective size is 2– 3 times larger due to the spatial filtering that most investigators apply to improve the functional SNR. Less than 3% of this volume is occupied by vessels and the rest by neural elements (see below Fig. 3). A typical unfiltered f. MRI voxel of 55 ml in size thus contains 5. 5 million neurons, 2. 2– 5. 5 x 1010 synapses, 22 km of dendrites and 220 km of axons.
Заключение The principal advantages of f. MRI lie in its noninvasive nature, ever-increasing availability, relatively high spatiotemporal resolution, and its capacity to demonstrate the entire network of brain areas engaged when subjects undertake particular tasks.
The limitations of f. MRI are not related to physics or poor engineering, and are unlikely to be resolved by increasing the sophistication and power of the scanners; they are instead due to the circuitry and functional organization of the brain, as well as to inappropriate experimental protocols that ignore this organization. • The f. MRI signal cannot easily differentiate between function-specific processing and neuromodulation, between bottom-up and top-down signals, • and it may potentially confuse excitation and inhibition. • The magnitude of the f. MRI signal cannot be quantified to reflect accurately differences between brain regions, or between tasks within the same region. The origin of the latter problem is not due to our current inability to estimate accurately cerebral metabolic rate of oxygen (CMRO 2) from the BOLD signal, but to the fact that haemodynamic responses are sensitive to the size of the activated population, which may change as the sparsity of neural representations varies spatially and temporally.
Insofar, functional MRI is an excellent tool formulating intelligent, data-based hypotheses, but only in certain special cases can it be really useful for unambiguously selecting one of them, or for explaining the detailed neural mechanisms underlying the studied cognitive capacities. In the vast majority of cases, it is the combination of f. MRI with other techniques and the parallel use of animal models that will be the most effective strategy for understanding brain function (Logothetis, 2008).
Не только ф. МРТ …. APS Observer, Volume 20 No 3, March 2007 More on f. MRI: The GSR as another way to look at the human brain in action John Furedy University of Toronto ………………. .
Скачать презентацию Неинвазивные методы изучения строения и работы мозга РСТ
ВНД_Мет 2 ПФ РСТ ПЭТ МРТ 2012.ppt