Разработка новых методов магнитно-резонансной томографии на ядрах фтора-19 тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 03.01.02, кандидат наук Павлова Ольга Сергеевна

• Павлова Ольга Сергеевна
• кандидат наук
• 2020

Оглавление диссертации кандидат наук Павлова Ольга Сергеевна

Список аббревиатур

Введение

Глава 1. Основы магнитно-резонансной томографии

§1.1. Ядерный магнитный резонанс

§1.2. Принципы построения изображений в МРТ

§1.3. Понятие импульсной последовательности. Градиентное и спиновое эхо

§1.4. Управление контрастом МРТ изображений

§1.5. Мультиядерные подходы

§1.6. Выводы по 1-й главе

Глава 2. Разработка методов 19F МРТ легких при использовании газа ОФЦБ в поле 7Тл

§2.1. Введение

§2.2. Материалы и методы

§2.3. Выбор импульсных последовательностей и оптимизация параметров их сканирования

§2.4. Сравнение свойств ОФЦБ и гексафторида серы как контрастных агентов в 19F МРТ легких

§2.5. Трехмерная 19F МРТ для диагностики фиброза легких у крыс

§2.6. Методика построения карт оксигенации легких

§2.7. Оценка газообмена методами 19F ЯМР спектроскопии

§2.8. Выводы по 2-й главе

Глава 3. Визуализация легких человека методом 19F МРТ в слабом поле (0.5 Тл)

§3.1. Введение

§3.2. Материалы и методы

§3.3. Оптимизация сканирования

§3.4. Результаты по 19F МРТ легких человека в поле 0.5 Тл

§3.5. Выводы по 3-й главе

Глава 4. Разработка методов 19F МРТ визуализации жидких ПФУ

§4.1. Введение

§4.2. Материалы и методы

§4.3. Оптимизация сканирования

§4.4. Количественный анализ ПФУ эмульсии методом 19F МРТ

§4.5. Изучение распределения ПФУ эмульсий в организме крысы: метод визуализации тимуса

§4.6. Визуализация локальных воспалительных процессов в организме малых лабораторных животных методом 19F МРТ

§4.7. Выводы по 4-й главе

Глава 5. Исследование желудочно-кишечного тракта методом 19F МРТ в слабом поле 0.5 Тл

§5.1. Введение

§5.2. Материалы и методы

§5.3. Оптимизация сканирования

§5.4. 19F МРТ трекинг капсулы с ПФУ в ЖКТ

§5.5. Выводы по 5-й главе

Основные результаты и выводы

Публикации автора по теме диссертации

Заключение

Благодарности

Список литературы

Приложение 1 - Основные характеристики беспроводной плоской катушки MTMG-TLR

Приложение 2 - Создание модели легочной гипертонии (ЛГ) у крыс и гемодинамический анализ

Приложение 3 - Расчет удельной скорости поглощения - SAR

Список аббревиатур

BW - bandwidth или полоса пропускания CPMG - метода Карр-Перселла-Мейбума-Гилла ETL - Echo Train Length или длина поезда из эхо

FA - flip angle, угол отклонения намагниченности от направления Bo в результате действия РЧ импульса амплитуды B i

FID - free induction decay, спад свободной индукции

FISP - Fast Imaging with Steady state Precession или быстрая визуализация с устойчивым состоянием прецессии (trueFISP - FISP со сблансированными градиентами)

FLASH - Fast Low Angle SHot или быстрая визуализация с малым углом отклонения

FOV - field of view или область сканирования

FSE - fast spin echo или быстрое спиновое эхо

GRE - gradient recalled echo, градиентное эхо

IR - inversion-recovery или инверсия-восстановление

MTX - matrix size или матрица сканирования

NS - number of signal accumulations, количество повторений

PD - proton density или протонная плотность

RARE - Rapid Acquisition with Refocused Echoes или быстрый сбор сигнала с рефокусированными эхо

SAR - specific absorption rate или удельная скорость поглощения SE - spin echo, спиновое эхо

SNR - signal-to-noise ratio или отношение сигнала к шуму

UTE - ultra-short echo time или ИП с ультракоротким временем эхо

T1 - время спин-решеточной релаксации

T2 - время спин-спиновой релаксации

T2* - время Т2 с учетом неоднородности постоянного поля

TE - time of echo, время эхо

TI - time of inversion или время инверсии

TR - time of repetitions, время повторения

ВИ - взвешенное изображение (например, Ti -ВИ - взвешенное по Тi изображение)

ГП - гиперполяризация

ЖКТ - желудочно-кишечный тракт

ИВЛ - искусственная вентиляция легких

ИП - импульсная последовательность

ККД - кажущийся коэффициент диффузии

КТ - компьютерная томография

ЛГ - легочная гипертензия

м.д. - миллионные доли

МРТ - магнитно-резонансная томография

ОФЦБ - октафторциклобутан

ПАВ - поверхностно-активное вещество

ПФД - перфтордекалин

ПФТБА - перфтортрибутиламин

ПФУ - перфторуглерод

РЧ - радиочастота

РЭС - ретикулоэндотелиальная система ЯМР - ядерный магнитный резонанс

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Разработка новых методов магнитно-резонансной томографии на ядрах фтора-19»

Введение

Актуальность. Магнитно-резонансная томография (МРТ) является одним из наиболее эффективных методов диагностики ввиду высокой информативности и безопасности исследования. Обычно в клинических исследованиях регистрируется сигнал только от ядер водорода (1Н, протонов) из-за их высокого содержания в живых тканях, что позволяет эффективно визуализировать анатомические структуры. Однако, как у любого метода, у него есть свои ограничения (трудности в визуализации легких, желудочно-кишечного тракта и др.), преодолеть которые в рамках протонной МРТ практически невозможно.

На сегодняшний день все большую известность стали приобретать методы, основанные на регистрации ЯМР сигнала не от протонов, а от других ядер (натрия-23, фосфора-31, углерода-13 и др.). Эти методы позволяют получать дополнительную информацию о функциях как отдельных органов, так и всего организма в целом. Настоящая диссертационная работа относится к развитию методов МРТ на ядрах фтора-19. Данное ядро высокочувствительно к ЯМР, но при этом в организме фтор содержится только в костях и эмали зубов, твердое агрегатное состояние которых не позволяет визуализировать его методом МРТ. Зато использование различных фторсодержащих соединений в качестве контрастных агентов дает возможность получать 19Б МРТ изображения без фонового сигнала и только от тех органов или тканей, которые накапливают введенные агенты.

Одним из наиболее актуальных приложений в медицинской диагностике является визуализация легких. Существующие методы (спирометрия, рентгенография, флюорография, компьютерная томография (КТ), позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ) и др.) либо используют вредное для человека излучение, либо способны выявлять лишь глобальные патологические повреждения. Многие годы "ахиллесовой пятой" МРТ было плохое качество визуализации легочной ткани из-за низкого содержания в ней протонов. Существующие гиперполяризационные подходы повышения качества визуализации легких не являются общедоступными, поскольку они чрезвычайно дорогостоящие и требуют разработки сложных вспомогательных устройств и больших трудозатрат при подготовке визуализирующих препаратов. В то же время значительно более

экономный метод 19Б МРТ может успешно применяться при визуализации легких с использованием фторсодержащих газов в качестве контрастных агентов.

Еще одним перспективным приложением метода 19Б МРТ является мониторинг способных к фагоцитозу клеток в организме человека. Так, например, при внутривенном введении жидких эмульсий перфторуглеродов (ПФУ) они поглощаются макрофагами и моноцитами, которые при наличии в организме локальных воспалительных процессов мигрируют в зону воспаления, позволяя визуализировать ее методами 19Б МРТ. Применяя подобные методики, можно диагностировать различные патологии (опухоли, повреждения и др.) и следить за ходом их лечения. Также с помощью ПФУ эмульсий можно пометить, например, стволовые клетки и отслеживать их кинетику в организме при клеточной терапии.

Таким образом, метод 19Б МРТ способен значительно расширить границы применимости МРТ.

Степень разработанности темы. Разработка методов 19Б МРТ в настоящее время является особенно актуальной, о чем можно судить по большому количеству исследований, посвященных визуализации этим методом легких и воспалительных процессов в доклинической практике. Вместе с тем существует ряд проблем, почему эти методы до сих пор не применяются в клиниках. Основная проблема методов 19Б МРТ заключается в их невысокой чувствительности, при этом используемые фторсодержащие контрастные агенты не идеальны для МРТ. Например, при визуализации легких обычно используют газы гексафторида серы (8Бб) и перфторпропана (СэР8), которые имеют сверхкороткие времена релаксации (1-18 мс), а последний имеет еще и сложный спектр, что дополнительно снижает сигнал на 19Б МРТ изображениях. Для отслеживания фагоцитирующих клеток в организме методом 19Б МРТ в качестве контрастных агентов обычно используются высокочувствительные для МРТ ПФУ эмульсии, однако все они имеют чересчур длительные времена полувыведения из организма (до нескольких лет) и/или формируют нестабильные эмульсии, что исключает возможность их применения в клинике.

Цель диссертационного исследования. Разработка новых методов 19Б МРТ, направленных на расширение диагностических возможностей клинической МРТ. Для достижения указанной цели решаются следующие задачи:

1. Оптимизация процессов 19Б МРТ сканирования в полях 0.5 и 7 Тл для визуализации использованных фторсодержащих соединений.

2. Разработка методов 19Б МРТ визуализация легких при использовании газа октафторциклобутана (ОФЦБ) в поле 7 Тл. Сравнение свойств нового контрастного агента ОФЦБ и прежде применяемого в 19Б МРТ при визуализации легких гексафторида серы. Получение 19Б МРТ изображений легких человека на слабопольном (0.5 Тл) клиническом томографе.

3. Разработка методов 19Б МРТ визуализации жидких ПФУ в поле 7 Тл. Изучение кинетики ПФУ эмульсий в организме крыс. Визуализация опухолевых процессов у мышей с использованием Перфторана в качестве контрастного агента.

4. Исследование желудочно-кишечного тракта (ЖКТ) и легких человека методом 19Б МРТ.

Объект и предмет исследования. Объектом представленных исследований являются методы 19Б МРТ. Предмет исследования - визуализация различных органов и тканей (легких, тимуса, ЖКТ, опухолей) при использовании фторсодержащих газов и жидкостей в качестве контрастного агента.

Научная новизна. В диссертационной работе впервые получены следующие научные данные:

1. Показаны возможность и эффективность использования газа ОФЦБ для 19Б МРТ функциональной диагностики легких.

2. Получены 3Б изображения дыхательной системы крыс, больных фиброзом легких (включая, трахею и бронхи), методом 19Б МРТ в поле 7 Тл при использовании газа ОФЦБ.

3. Построены оксигенационные карты легких здоровых крыс и крыс с легочной гипертонией на основе карт Тг, полученных методом спинового эхо.

4. Продемонстрирована способность газа ОФЦБ растворяться в тканях легких (проникать в мембрану альвеол) и разработан метод оценки параметров газообмена/проницаемости мембраны.

5. Проведена визуализация легких человека с использованием газа ОФЦБ в качестве контрастного агента методом 19Б МРТ в слабом поле 0.5 Тл.

6. Обнаружено, что ПФУ эмульсии способны накапливаться в тимусе. При этом количество ПФУ, попавшего в тимус, зависит от способа введения препарата в организм.

7. Установлена возможность использования препарата Перфторан для визуализации воспалительных процессов.

8. Проведены исследования ЖКТ человека методом 19Б МРТ в слабом поле (0.5 Тл) при использовании в качестве контрастного агента капсул, заполненных ПФУ и предназначенных для перорального введения.

Теоретическая и практическая значимость работы. Теоретическая значимость работы заключается в изучении поведения в организме фторсодержащих контрастных агентов, которые ранее не применялись в 19Б МРТ, а также того, какую принципиально новую функциональную информацию они могут предоставить в рамках этого метода. В процессе исследований были выявлены такие фундаментальные аспекты, как способность некоторых ПФУ (ОФЦБ) проникать в мембрану альвеол в количестве, достаточном для их регистрации с помощью спектроскопии ядерного магнитного резонанса (ЯМР). Подробно исследована также фармакокинетика жидких ПФУ эмульсий в организме лабораторных животных и показана возможность визуализации тимуса.

Практическая значимость работы заключается в исследовании диагностических свойств фторсодержащих веществ, весьма перспективных для клинических применений. Каждая из поставленных в диссертации задач (визуализация легких, ЖКТ, локальных воспалительных процессов в организме, тимуса) представляет важное направление медицинской диагностики. В отличие от

и и и С» "Т" гр

применяемой в современной клинической практике рентгеновской КТ

разработанные новые способы МРТ являются в полной мере безопасными и имеют потому особое практическое значение.

Методология диссертационного исследования. В работе использовались методы 1H и 19F МР томографии и спектроскопии. Обработка полученных ЯМР спектров проводилась с помощью программы TopSpin, а изображений -программами ParaVision и Image J.

Положения, выносимые на защиту:

1. Применение газа ОФЦБ в качестве контрастного агента для 19F МРТ позволяет получать данные о перфузировании и вентилируемости тканей легких, необходимые при диагностике таких патологий, как COVID пневмония, фиброз легких и легочная гипертензия.

2. Реализация метода 19F МРТ по визуализации легких человека на слабопольных клинических сканерах при использовании газа ОФЦБ оказывается возможной и эффективной.

3. Применение ПФУ эмульсий как контрастных агентов для 19F МРТ позволяет визуализировать тимус и локальные воспалительные процессы, определяющие функциональное состояние иммунной системы.

4. 19F МРТ наблюдение за продвижением по ЖКТ перорально введенных капсул, заполненных жидкими ПФУ, обеспечивает получение информации о проходимости и моторике кишечника.

Степень достоверности. Достоверность результатов настоящего исследования подтверждается адекватными способами обработки полученных изображений/спектров, физически корректной постановкой проведенных экспериментов и воспроизводимостью полученных в процессе их выполнения результатов.

Личный вклад автора. Все представленные в диссертационной работе результаты получены автором лично либо при его непосредственном участии. Содержание диссертации и основные положения, выносимые на защиту, отражают персональный вклад автора в опубликованные работы. Подготовка к публикации полученных результатов проводилась совместно с соавторами.

Публикации. По теме диссертационной работы опубликовано 9 статей в рецензируемых научных изданиях, индексируемых в базах данных Web of Science, Scopus и RSCI.

Апробация работы. Результаты исследований доложены на 6-ти российских и международных конференциях (представлены в 6-ти опубликованных тезисах докладов).

Структура и объем диссертации. Диссертация состоит из введения, пяти глав, заключения, трех приложений и списка цитированной литературы. Общий объем работы составляет 113 страниц, включая 35 рисунков и 2 таблицы. Библиография содержит 182 наименования на 10 страницах.

Глава 1

Основы магнитно-резонансной томографии

§1.1. Ядерный магнитный резонанс

В настоящее время магнитно-резонансная томография является одним из наиболее востребованных неинвазивных методов медицинской диагностики благодаря высокой информативности и безопасности МРТ исследования. Она основана на регистрации сигналов ЯМР способом сканирования, при котором помимо стационарного поляризующего поля В о применяются импульсные неоднородные магнитные поля, обеспечивающие пространственное кодирование частот прецессии ядерных магнитных моментов.

От способа кодирования и радиочастотного (РЧ) возбуждения ядерных спинов (параметров сканирующей ИП) зависит способ обработки сигналов ЯМР, благодаря которому получается МРТ-изображение. Это изображение отображает пространственное распределение спиновой плотности, а также релаксационных и других параметров, характеризующих морфологические признаки и функциональную деятельность сканируемого объекта [1-3].

Прежде чем рассматривать вопросы, касающиеся применения методов ЯМР и собственно МРТ, дадим краткое описание теоретических основ. Здесь надо отметить, что хотя метод ЯМР уже давно применяется, попытки описать взаимодействие ядерной намагниченности с РЧ полем методами квантовой электродинамики пока не дали удовлетворительных результатов [4]. Поэтому обычно для описания эффектов ЯМР в конденсированной среде применяется смешанный подход - оценка ядерной намагниченности производится методами квантовой механики и термодинамики, а ее взаимодействие с РЧ полем и оценка сигнала индукции - посредством классической физики, которая дает результаты, хорошо совпадающие с экспериментом. В настоящей главе применяется тот же подход для описания основных аспектов ЯМР [5,6].

Ядерный магнетизм обусловлен тем, что атомные ядра могут иметь отличный от нуля собственный момент импульса - спин I. Его модуль равен Н(1(1+1))1/2, где й=1.055-10-34 Дж с - постоянная Планка. Спин может быть целым или полуцелым,

12

но для каждого ядра в стабильном состоянии его величина фиксирована. Например, у протона (1H) /=1/2, у кислорода (170) 1=5/2 [7]. Наличие спина связано с движением элементарных частиц внутри ядра. Поскольку у некоторых из них имеется электрический заряд, ядро может обладать магнитным дипольным моментом ц, который связан с механическим моментом (спином) I соотношением: p=yhI, где у -гиромагнитное отношение ядра. Величина у, или у=у/2ж различна для разных изотопов, например, у протона ^=42.58 МГц/Тл. Знак этой величины у большинства ядер положительный, но может быть и отрицательным (например, для ядер кремния 29Si).

Проекция механического момента, а с ним и проекция магнитного момента на любое выбранное направление - например, направление магнитного поля (ось Z), могут принимать лишь дискретный набор значений: //z=m/yh, где m/=-m,-m+1, ...,m-1,m.

Ядро, помещенное в магнитное поле, приобретает энергию, зависящую от проекции магнитного момента на направление этого поля - W=yhm/Bo. Изменение проекции из-за поглощения или испускания электромагнитных квантов приводит к переходу ядра на другой уровень энергии, который, согласно правилам отбора, должен удовлетворять условию Am/=±1. Следовательно, только кванты с частотой v=W/H=yBo способны вызвать переходы ядерного спина из одного энергетического состояния в другое. Величина уВо соответствует частоте Лармора, которая фигурирует при классическом описании быстро вращающегося заряда (магнитного момента), помещенного во внешнее магнитное поле.

Ларморова частота определяется не только приложенным полем Bo, но и полями, создаваемыми электронными оболочками самого ядра, его соседей по молекуле и ближайшего окружения [8,9]. Их вклад учитывается с помощью безразмерного параметра а, называемого химическим сдвигом. В магнитном поле электронная оболочка ориентируется таким образом, что создает в зоне расположения ядра поле, величина которого пропорциональна приложенному - аВо, а направлена противоположно. Таким образом, для ядра ларморова частота v=yBo(1-а). Величину химического сдвига а обычно сравнивают с выбранным эталоном и измеряют в миллионных долях (м.д. или ppm - part per million) по формуле:

а[м.д.]=10б (у-Угв/)/угг/, где выражение в скобках - измеренная по спектрам ЯМР абсолютная разность ларморовых частот исследуемого соединения и эталонного образца.

Наибольший практический интерес представляют методы ЯМР в

и т-ч и

конденсированной среде - газах, жидкостях, твердом теле. В такой среде необходимо учитывать коллективные эффекты, обусловленные вкладом большого числа ядер. Согласно нерелятивистской квантовой механике все разрешенные уровни энергии являются равноправными, а потому заселенными с одинаковой вероятностью, из-за чего коллектив ядер не способен сформировать ядерную

т-ч и о

намагниченность. В квантовой электродинамике заселенность нижних уровней энергии оказывается выше из-за спонтанного излучения. Однако этот механизм весьма слаб - ему соответствует неприемлемо большое время установления равновесного состояния - для одиночного ядра это время больше времени жизни Вселенной. Гораздо более эффективным механизмом, способствующим быстрому (не более десятков секунд) установлению равновесного состояния, при котором заселенность нижнего энергетического уровня оказывается выше, чем верхнего, является взаимодействие ядра с окружением - так называемой решеткой, обладающей температурой Т.

При температурах, близких к абсолютному нулю, спины занимают самый нижний энергетический уровень - все спины ориентированы в одном направлении. В этом случае можно получить максимальную ядерную намагниченность Мо:

Мо(Т^0)=Мошах=РуЬ1, где р - спиновая плотность.

При повышении температуры происходит заселение энергетических уровней с более высокими значениями энергии согласно распределению Больцмана. Тогда при ^>>НуВо, где к=1.381-10-23Дж/К - постоянная Больцмана, имеем ядерную намагниченность, которая обратно пропорциональна Т,

Мо (к1»ИуВ о) =рВ о у2к2Щ+1)/3кТ=Мо^аХ(ПуБо /кТ) (1+1)/3

Таким образом, величина ядерной намагниченности помимо спиновой плотности определяется Больцмановским фактором ((1+1)/3)(НуВо/кТ), который при комнатных температурах равен 6.6 10-бВо [Тл]. Для полей в несколько Тесла он

14

составляет примерно 10-5. Данный фактор, хотя и мал, однако он обусловливает вполне приемлемый сигнал ЯМР. Важно и другое - он обозначает резервы повышения сигнала ЯМР за счет гиперполяризации - неравновесного состояния спиновой системы, при котором ядерная намагниченность определяется не больцмановским фактором, а величиной, приближенной к максимально достижимому значению за счет специальных физических приемов воздействия на спиновую систему [10]. Если имеется возможность обеспечить достаточно продолжительное состояние гиперполяризации, в течение которого можно успеть провести сканирование, то можно получить выигрыш в чувствительности до 5 порядков.

Спиновую плотность р можно оценить, зная число резонирующих ядер в одной молекуле п, молекулярную массу М, объемную плотность р о и число Авогадро Ыл=6.02-1023 моль-1. В итоге, для спиновой плотности вещества, состоящего из одинаковых молекул, получим р=ропЫл/М. В частности, для воды (Н2О), у которой ро=1 г/см3, М=18 г/моль, п=2, имеем р=6.69-1022 см-3. При вычислении р надо учитывать также содержание регистрируемых изотопов, поскольку атомы вещества могут быть представлены и такими изотопами, у которых 1=0. Для повышения концентрации магнитных изотопов с низким естественным содержанием (2Б, 13С, 15К, 17О и др.) применяются специальные методы изотопного обогащения [11].

При рассмотрении вопросов взаимодействия ядерной намагниченности с РЧ полем удобно представить макроскопическую намагниченность в виде векторной суммы отдельных магнитных моментов, присутствующих в некотором объеме образца. В равновесном состоянии суммарный вектор намагниченности ориентирован вдоль поляризующего поля, а потому представлен только продольной компонентой Mz. Воздействие РЧ поля приводит к отклонению этого вектора от оси 2 и появлению поперечной компоненты Мт, которая совершает прецессионное движение вокруг оси 2. Этот процесс удобно анализировать в системе координат, вращающейся с частотой РЧ поля. Если угловая частота ю РЧ поля совпадает с ларморовой юо, то движение вектора намагниченности в этой системе координат представляет собой нутацию - прецессию вокруг эффективного поля, в данном

случае совпадающего с вектором приложенного РЧ поля. В случае циркулярной поляризации РЧ поля, при условии, что направление вращения поля совпадает с направлением прецессии, частота нутации равна уВ1, где В1 - амплитуда РЧ поля. За время действия РЧ импульса т угол отклонения ^Л) вектора намагниченности от оси 2 - угол прецессии составит уВ1 т. При линейной поляризации и той же амплитуде РЧ поля частота нутации будет в 2 раза меньше. При отклонении частоты РЧ поля от ларморовой угол прецессии будет меняться по формуле

sin(FЛ/2)=sin(ю 1/юг//)-8т(юг///2), где ю 1 =уВ1, Юг//=(32 + ю 12)1/2, 3= юо-ю1.

При FЛ=900 величина поперечной компоненты намагниченности будет максимальна, что создает наиболее благоприятные условия регистрации сигнала ядерной индукции. Для этого ось приемной катушки ориентируют перпендикулярно направлению В о. Если катушка содержит N витков площадью а ее объем в / раз больше объема образца с резонирующими ядрами, то можно оценить магнитный поток через нее по формуле Ф=Мт8 и э.д.с. индукции на ее концах е согласно закону Фарадея е=-ШФ/^.

Тогда оMтЛ/■cos (юоt+ф))=ю оЫ^ оМтЛ/^т (юоt+ф).

Поскольку юо=уВо, а Мт~Мо~Воу21(1+1), то имеем важные соотношения, применимые для индукционного метода регистрации сигнала ЯМР: е~Во2 и е~у31(1+1).

Из этих соотношений следует, что эффективность методов ЯМР повышается при использовании сильных полей и ядер с большими значениями у. Величина молярной восприимчивости у31(1+1) используется для сравнительной оценки чувствительности к ЯМР различных изотопов при их 100%-ном содержании в исследуемом образце.

Для учета динамики не только продольной, но и поперечной компоненты намагниченности Ф.Блохом были предложены уравнения, в которых присутствуют обе компоненты, и для них введены времена релаксации - Т1 и Т2 [12]. Процесс восстановления продольной намагниченности называется спин-решеточной или Т1 релаксацией. При этом, если в начальный момент времени (сразу после РЧ воздействия на спиновую систему) Мг=о, а Мт=Мо, то восстановление продольной

намагниченности будет происходить по экспоненциальному закону Mz=Mо(1-e't/T1), где Т1 - время, в течение которого продольная компонента намагниченности восстанавливается от нуля до Мо/е. Уменьшение намагниченности в плоскости ХУ происходит не только за счет Т1 релаксации, но и за счет взаимодействия между спинами. Такой процесс называется спин-спиновой релаксацией. Он описывается законом Мт=Мое'/Т2 и характеризуется временем Т2, за которое поперечная намагниченность уменьшается в е раз за счет спин-спинового взаимодействия. Времена релаксации Т1 и Т2 зависят от параметров молекул и динамики их движения [13,14].

Уравнения Блоха - уравнения прецессии для макроскопической намагниченностиМ, формируемой в поле В, состоящем из постоянного поля Во и РЧ поля В1, т.е. В=(В1х,В1у,Во).

К этим полям, в принципе, необходимо добавить еще и поля окружения, поскольку магнитные моменты соседних атомов и молекул, находясь в подвижном состоянии, генерируют случайные магнитные поля, способствующие переориентациям отдельных спинов, составляющих макроскопическую намагниченность. Это приводит к разрушению когерентности в их прецессионном движении и переходу макроскопической намагниченности к равновесному состояниию. Идея Блоха состояла в том, чтобы учесть влияние этих полей путем введения в уравнение прецессии релаксационных членов, описывающих динамику спинов в отсутствие внешних РЧ полей. А именно, учесть распад поперечной и восстановление продольной компонент намагниченности по экспоненциальному закону dM/dt=y [Mx■B]-iMx/T2-jMy/T2-k(Mz-Mо)/Tl. В матричной форме уравнения Блоха имеют вид dM/dt= у[М^В]-Я(М-Мо), где Ми В - векторы (столбцы) с элементами (Mx,My,Mz) и (Bx,By,Bz) соответственно, Мо - равновесная намагниченность, а Я - матрица 3x3, у которой отличны от нуля только диагональные элементы (1^2,1^2,1^1).

Необходимо также отметить влияние неоднородности поля Во на Т2 время релаксации. Так как прецессирующая спиновая система, с которой считывается сигнал с помощью приемной катушки, имеет определенную протяженность, то неоднородность постоянного поля приводит к разбросу частот прецессии. А

регистрируемый сигнал затухает быстрее, чем в случае однородного постоянного поля при учете только T2 релаксации. Такое затухание сигнала, связанное с наличием неоднородности поля Bo характеризуется параметром T2*: 1/T2*=1/T2+yAB. Неоднородность поля приводит к уширению спектральных линий, которое, как видно из формулы, пропорционально у. Поэтому для ядер водорода и фтора с большим значением у, особое внимание уделяется настройке однородности поля во время эксперимента (шиммирование).

В 1956 г. Торри предложил модификацию уравнений Блоха с учетом диффузии - в уравнения для поперечных компонент были введены дополнительные члены, содержащие компоненты тензора диффузии и пространственные градиенты [15].

§1.2. Принципы построения изображений в МРТ

Регистрируемый РЧ сигнал называется спадом свободной индукции (free induction decay или FID), и после его Фурье-преобразования получают ЯМР спектр, который отражает частоты прецессии спинового пакета в магнитном поле. На этом основаны методы ЯМР спектроскопии и томографии. Однако если в первом случае полученное после Фурье-преобразование распределение частот спинового пакета отражает химическую и пространственную структуру микрообъекта (например, молекулы или белка), то в случае томографии полученный набор частот отражает пространственную структуру макрообъекта. Более подробно о том, как это делается в МРТ, описано ниже.

Для того, чтобы определить структуру макрообъекта по набору частот, необходимо наличие однозначного отображения «частота-пространственная координата». Другими словами, спиновые пакеты в макрообъекте не должны прецессировать с одной и той же частотой, она должна зависеть от их положения в пространстве, причем эта зависимость должна быть известна. Поскольку частота прецессии пропорциональна Во, то кодирование частоты происходит за счет заданного искажения постоянного магнитного поля таким образом, чтобы его величина зависела от пространственных координат. Подобное искажение поля в МРТ реализуется с помощью специальных градиентных катушек.

Такой подход был впервые реализован в 1973 г. П.Лотербуром [16]. Для получения изображений он использовал метод «обратной проекции» аналогичный тому, который применяется в компьютерной томографии - обратное преобразование Радона [17], когда объект помещается в постоянное магнитное поле и под различными углами применяется одномерный градиент, для каждого угла приложения которого регистрируется ЯМР спектр. Изображение при этом может быть восстановлено по набору спектров, соответствующих различным проекциям пространства.

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Павлова Ольга Сергеевна, 2020 год

Список литературы

1. Haacke E.M., Brown R.W., Thompson M.R., Venkatesan R. Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design // John Wiley & Sons, 1999, 914 p.

2. Bernstein M.A., King K.F., Zhou X.J. Handbook of MRI Pulse Sequences // Elsevier Academic Press, 2004, 1017 p. doi: 10.1016/B978-0-12-092861-3.X5000-6

3. Hashemi R.H., William G., Bradley W.G., Lisanti C.J. MRI: The Basics -2nd ed.//Lippincott Williams & Wilkins, 204, 353p.

4. Hoult D.I., Bhakar B. NMR signal reception: Virtual photons and coherent spontaneous emission. Conc Magn Reson. 1997;9(5):277-297. doi:10.1002/(SICI)1099-0534(1997)9:5<277::AID-CMR1>3.0.C0;2-W

5. Анисимов Н.В., Батова С.С., Пирогов Ю.А. Магнитно-резонансная томография: управление контрастом и междисциплинарные приложения // Под ред. Пирогова ЮА. М.:МАКС Пресс, 2013, 244с.

6. Абрагам А. Ядерный магнетизм // Пер. с англ. М.: Иностранная литература, 1963, 553 с.

7. Stone N.J. Table of Nuclear Magnetic Dipole and Electric Quadrupole Moments // Atomic Data and Nuclear Data Tables, 2005, 90, p.75-176.

8. Proctor W.G., Yu F.C. The Dependence of a Nuclear Magnetic Resonance Frequency upon Chemical Compound. Phys Rev. 1950;77:717. doi: 10.1103/PhysRev.77.717

9. Ramsey N.F. Magnetic Shield of Nuclei in Molecules // Phys Rev, 1950, 78, p. 699-703.

10. Kuhn L.T. Hyperpolarization Methods in NMR Spectroscopy // Part of the Topics in Current Chemistry book series (TOPCURRCHEM, volume 338). Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2013, 311p. doi: 10.1007/978-3-642-39728-8

11. Institute of Medicine. Committee on Biomedical Isotopes. Adelstein SJ, Manning FJ. Isotopes for Medicine and the Life Sciences // Washington, DC: The National Academies Press, 1995, 144p. doi: 10.17226/4818.

12. Bloch F A. Nuclear induction. Phys Rev. 1946;70:460-474. doi:10.1103/PhysRev.69.127

13. Гуденко С.В., Максимычев А.В., Перепухов А.М., Родин В.В. ЯМР-спектроскопия // Учебное пособие, Московский физ.-техн. ин-т (гос. ун-т), М., 2011, 127 с.

14. Redfield A.G. On the theory of relaxation processes. IBM J Res Dev. 1957;1:19-31. doi: 10.1147/rd.11.0019

15. Torrey H.C. Bloch equations with diffusion terms. Phys Rev. 1956;104:563-566. doi:10.1103/PhysRev.104.563

16. Lauterbur P.C. Image formation by induced local interactions: examples of employing nuclear magnetic resonance. Nature. 1973;242:190-191. doi:10.1038/242190a0

17. Radon J. Uber die Bestimmung von Funktionen durch ihre Integralwerte langs gewisser Mannigfaltigkeiten. Ber. Verb. Akad. Wiss., Leipzig, Math. Phys.Kl. 1917;69:262-277.

18. Kumar A., Welti D., Ernst R.R. NMR Fourier zeugmatography. J. Magn. Reson. 1975;18:69-83. doi:10.1016/0022-2364(75)90224-3

19. Mansfield P., Maudsley A.A. Medical imaging by NMR. Br. J. Radiol. 1977;50:188-194. doi: 10.1259/0007-1285-50-591-188

20. Garroway A.N., Grannell P.K., Mansfield P. Image formation in NMR by a selective irradiative process. J. Phys. 1974;7(24):L457. doi:10.1088/0022-3719/7/24/006

21. Mansfield P., Maudsley A.A. Planar spin imaging by NMR. J Phys C: Solid State Phys. 1976;9:409-411. doi: 10.1016/0022-2364(77)90197-4

22. Ahn C., Kim J., Cho Z. High-speed spiral-scan echo planar NMR imaging. I IEEE Trans Med Imaging. 1986;5(1):2-7. doi: 10.1109/TMI.1986.4307732

23. Elster A.D. Gradient echo imaging: techniques and acronyms. Radiology 1993;186(1): 1-8. doi: 10.1148/radiology.186.1.8416546

24. Haase A., Frahm J., Matthaei D., Hänicke W., Merboldt K.D. FLASH imaging: rapid NMR imaging using low flip angle pulses. JMagn Res. 1986;67(2):258-266. doi: 10.1016/0022-2364(86)90433-6

25. Bieri O., Scheffler K. Fundamentals of balanced steady state free precession MRI. J Magn Reson Imaging. 2013;38:2-11. doi: 10.1002/jmri.24163

26. Hahn E L. Spin echoes. Phys. Rev. 1950;80:580-594. doi: 10.1103/PhysRev.80.580

27. Carr H.Y., Purcell E.M. Effect of diffusion on free precession in nuclear magnetic resonance experiments. Phys Rev. 1954;94:630-638. doi: 10.1103/PhysRev.94.630

28. Meiboom S., Gill D. Carr-Purcell-Meiboom-Gill sequence (CPMG). Rev Sci Instrum. 1959;29:688-691.

29. Henning J., Nauerth A., Frieburg H. RARE Imaging - A Fast Imaging Method for Clinical MR. Magn Reson Med. 1986;3:823-833. doi: 10.1002/mrm.1910030602

30. Tyler D.J., Robson M.D., Henkelman R.M., Young I.R., Bydder G.M. Magnetic Resonance Imaging With Ultrashort TE (UTE) PULSE Sequences: Technical Considerations. J Magn Reson Imaging. 2007;25:279-289. doi:10.1002/jmri.20851

31. Tibiletti M., Bianchi A., Kjorstad Ä., et al. Respiratory self-gated 3D UTE for lung imaging in small animal MRI. Magn Reson Med. 2017;78(2):739-745. doi: 10.1002/mrm.26463

32. Hutchinson M., Raff U. Fast MRI data acquisition using multiple detectors. Magn Resom Med. 1988;6:87-91. doi:10.1002/mrm.1910060110

33. Bydder G.M., Young I.R. MR imaging: clinical use of the inversion recovery sequence. J Comput Assist Tomogr 1985;9:659-675.

34. Haase A., Frahm J., Hänicke W., Matthaei D. 'H NMR chemical shift selective (CHESS) imaging. Phys Med Biol. 1985; 30:341-344. doi: 10.1088/0031-9155/30/4/008

35. Rosen B.R., Wedeen V.J., Brady T.J. Selective saturation NMR imaging. J Comput Assist Tomogr. 1984;8:813-818. doi: 10.1097/00004728-198410000-00001

36. Patching S.G. NMR-Active Nuclei for Biological and Biomedical Applications. Journal of Diagnostic Imaging in Therapy. 2016;3 (1):7-48. doi: 10.17229/jdit.2016-0618-021

37. Huhn K., Engelhorn T., Linker R.A., Nagel A.M. Potential of Sodium MRI as a Biomarker for Neurodegeneration and Neuroinflammation in Multiple Sclerosis. Front Neurol. 2019; 10:84. doi: 10.3389/fneur.2019.00084

38. Bangerter N.K., Tarbox G.J., Taylor M.D., Kaggie J.D. Quantitative sodium magnetic resonance imaging of cartilage, muscle, and tendon. Quant Imaging Med Surg. 2016;6(6):699-714. doi: 10.21037/qims.2016.12.10

39. Abdurrachim D., Prompers J.J. Evaluation of cardiac energetics by non-invasive 31P magnetic resonance spectroscopy. BBA - Molecular Basis of Disease. 2018;1864(5B): 1939-1948. doi:10.1016/j.bbadis.2017.11.013

40. Zhu X.H., Lu M., Chen W. Quantitative imaging of brain energy metabolisms and neuroenergetics using in vivo X-nuclear 2H,17O and 31P MRS at ultra-high field. JMagn Reson. 2018, 292:155-170. doi: 10.1016/j.jmr.2018.05.005

41. Holland G.N., Bottomley P.A., Hinshaw W.S. 19F Magnetic Resonance Imaging. JMagn Reson. 1977; 28:133-136. doi: 10.1016/0022-2364(77)90263-3

42. Bachert P. Pharmacokinetics using fluorine NMR in vivo. Prog Nucl Magn Reson Spectrosc. 1998;33:1-56. doi: 10.1016/S0079-6565(98)00016-8

43. Reid D.G., Murphy P.S. Fluorine magnetic resonance in vivo: a powerful tool in the study of drug distribution and metabolism. Drug Discov Today. 2008; 13(11-12):473-480. doi: 10.1016/j.drudis.2007.12.011

44. Code R.F., Harrison J.E., McNeill K.G., Szyjkowski M. In vivo 19F spin relaxation in index finger bones. Magn Reson Med. 1990; 13(3):358-369. doi: 10.1002/mrm.1910130303

45. Kaneda M.M., Caruthers S., Lanza G.M., Wickline S.A. Perfluorocarbon Nanoemulsions for Quantitative Molecular Imaging and Targeted Therapeutics. Ann BiomedEng. 2009; 37(10): 1922-1933. doi: 10.1007/s10439-009-9643-z

46. Wolf W., Presant C.A., Waluch V. 19F-MRS studies of fluorinated drugs in humans. Adv Drug Deliv Rev. 2000;41(1):55-74. doi: 10.1016/s0169-409x(99)00056-3

47. Spiess B.D. Perfluorocarbon emulsions as a promising technology: a review of tissue and vascular gas dynamics. JApplPhysiol. 2009; 106(4):1444-1452. doi: 10.1152/japplphysiol.90995.2008

48. Thomas S.R., Clark L.C., Ackerman J.L., et al. MR imaging of the lung using liquid perfluorocarbons. J Comput Assist Tomogr. 1986;10(1):1-9. doi: 10.1097/00004728-198601000-00001

49. Mattrey R.F., Long D.C. Potential role of PFOB in diagnostic imaging. Invest Radiol. 1988;23(Suppl 1):S298-301. doi: 10.1097/00004424-198809001-00066

50. Keipert P.E., Otto S., Flaim S.F., et al. Influence of perflubron emulsion particle size on blood half-life and febrile response in rats. Artif Cells Blood Substit Immobil Biotechnol. 1994; 22(4): 1169-1174. doi: 10.3109/10731199409138812

51. Caruthers S.D., Neubauer A.M., Hockett F.D., et al. In vitro demonstration using 19F magnetic resonance to augment molecular imaging with paramagnetic perfluorocarbon nanoparticles at 1.5 Tesla. Invest Radiol. 2006; 41(3):305-312. doi: 10.1097/01.rli.0000199281.60135.6a

52. Ruiz-Cabello J., Walczak P., Kedziorek D.A., et al. In vivo "hot spot" MR imaging of neural stem cells using fluorinated nanoparticles. Magn Reson Med. 2008; 60(6): 1506-1511. doi: 10.1002/mrm.21783

53. Fan X., River J.N., Muresan A.S., et al. MRI of perfluorocarbon emulsion kinetics in rodent mammary tumours. Phys Med Biol. 2006;51(2):211-220. doi: 10.1088/0031-9155/51/2/002

54. Hatabu H., Alsop D.C., Listerud J., Bonnet M., Gefter W.B. T2* and proton density measurement of normal human lung parenchyma using submillisecond echo time gradient echo magnetic resonance imaging. Eur J Radiol. 1999;29:245-252. doi: 10.1016/s0720-048x(98)00169-7

55. Johnson K.M., Fain S.B., Schiebler M.L., Nagle S. Optimized 3D ultrashort echo time pulmonary MRI. Magn Reson Med. 2013;70:1241-1250. doi: 10.1002/mrm.24570

56. Bianchi A., Ozier A., Ousova O., Raffard G., Cremillieux Y. Ultrashort-TE MRI longitudinal study and characterization of a chronic model of asthma in mice: inflammation and bronchial remodeling assessment. NMR Biomed. 2013;26:1451-1459. doi: 10.1002/nbm.2975

57. Bauman G., Johnson K.M., Bell L.C., et al. Three-dimensional pulmonary perfusion MRI with radial ultrashort echo time and spatial-temporal constrained reconstruction. Magn Reson Med. 2015;73:555-564. doi: 10.1002/mrm.25158

58. Gibiino F., Sacolick L., Menini A., Landini L., Wiesinger F. Free-breathing, zero-TE MR lung imaging. Magn Reson Mater Phys. 2015;28:207-215. doi: 10.1007/s10334-014-0459-y

59. Kruger S.J., Fain S.B., Johnson K.M., Cadman R.V., Nagle S.K. Oxygen-enhanced 3D radial ultrashort echo time magnetic resonance imaging in the healthy human lung. NMR Biomed. 2014;27:1535-1541. doi:10.1002/nbm.3158

60. Capaldi D.P., Sheikh K., Guo F., et al. Free-breathing pulmonary (1)H and hyperpolarized (3)He MRI: Comparison in COPD and bronchiectasis. Acad Radiol. 2015;22:320-329. doi:10.1016/j.acra.2014.10.003

61. Albert M.S., Cates G.D., Driehuys B., Wishnia Jr.&A. Biological magnetic resonance imaging using laser-polarized 129Xe. Nature. 1994;370:199-201. doi: 10.1038/370199a0

62. Kern A.L., Vogel-Claussen J. Hyperpolarized gas MRI in pulmonology. Br J Radiol. 2018;91(1084):20170647. doi: 10.1259/bjr.20170647

63. Couch M.J., Blasiak B., Tomanek B., et al. Hyperpolarized and inert gas MRI: The future. Mol Imaging Biol. 2015;17:149-162. doi: 10.1007/s11307-014-0788-2

64. Kruger S.J., Nagle S.K., Couch M.J., et al. Functional imaging of the lungs with gas agents. J Magn Reson Imaging. 2016;43:295-315. doi: 10.1002/jmri.25002

65. Heidelberger E., Lauterbur P.C. Gas phase 19F-NMR zeugmatography: a new approach to lung ventilation imaging. In First Annual Meeting of the Sociefy of Magn. Reson. Med., Boston. 1982, Proceedings, pp. 70-71.

66. Kuethe D.O., Caprihan A., Fukushima E., Waggoner R.A. Imaging lungs using inert fluorinated gases. Magn Reson Med. 1998; 39(1):85-8. doi: 10.1002/mrm.1910390114

67. Wolf U., Scholz A., Terekhov M., et al. Fluorine-19 MRI of the lung: first human experiment. In Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 2008, 16:3207

68. MRI of the Lung. Editors // Kauczor, Hans-Ulrich (Ed.) Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2018. doi :10.1007/978-3 -319-42617-4

69. Kauczor H.U., Ebert M., Kreitner K.F., et al. Imaging of the lungs using 3He MRI: preliminary clinical experience in 18 patients with and without lung disease. J Magn Reson Imaging 1997;7:538-543. doi: 10.1002/jmri.1880070314

70. van Beek E.J., Dahmen A.M., Stavngaard T., et al. Hyperpolarised 3He MRI versus HRCT in COPD and normal volunteers: PHIL trial. Eur Respir J. 2009;34:1311-1321. doi: 10.1183/09031936.00138508

71. Diaz S., Casselbrant I., Piitulainen E., et al. Progression of emphysema in a 12-month hyperpolarized 3He-MRI study: lacunarity analysis provided a more sensitive measure than standard ADC analysis. Acad Radiol. 2009;16:700-707. doi: 10.1016/j.acra.2008.12.017

72. Salerno M., de Lange E.E., Altes T.A., et al. Emphysema: hyperpolarized helium 3 diffusion MR imaging of the lungs compared with spirometric indexes—initial experience. Radiology. 2002;222:252-260. doi: 10.1148/radiol.2221001834

73. Couch M.J., Ball I.K., Li T., et al. Inert fluorinated gas MRI: a new pulmonary imaging modality. NMR Biomed. 2014;27(12): 1525-1534. doi: 10.1002/nbm.3165

74. Perez-Sanchez J.M., Perez de Alejo R., Rodriguez I., et al. In vivo diffusion weighted 19F MRI using SF6. Magn Reson Med. 2005;54:460-463. doi: 10.1002/mrm.20569

75. Carrero-Gonzalez L., Kaulisch T., Stiller D. In vivo diffusion-weighted MRI using perfluorinated gases: ADC comparison between healthy and elastase-treated rat lungs. Magn Reson Med. 2013;70:1761-1764. doi: 10.1002/mrm.24627

76. Ouriadov A., Farag A., Kirby M., McCormack D.G., Parraga G., Santyr G.E. Lung morphometry using hyperpolarized 129Xe apparent diffusion coefficient anisotropy in chronic obstructive pulmonary disease. Magn Reson Med. 2013; 70: 1699-1706. doi: 10.1002/mrm.24595

77. Powers K.A., Dhamoon A.S. Physiology, Pulmonary, Ventilation and Perfusion. In: StatPearls. Treasure Island (FL): StatPearls Publishing; August 16, 2020.

78. West J.B., Wagner P.D. Ventilation-perfusion relationships \\ In: The lung: scientific foundations (Crystal R.G., West J.B., Weibel E.R., Barnes P.J. - editors), 2nd ed., vol. 2. Philadelphia: LippincottRaven; 1997. p 1693-1709.

79. Rizi R.R., Baumgardner J.E., Ishii M., et al. Determination of Regional VA/Q by Hyperpolarized 3He MRI. Magn ResonMed. 2004;52:65-72. doi: 10.1002/mrm.20136

80. Fischer M.C., Spector Z.Z., Ishii M., et al. Single-acquisition sequence for the measurement of oxygen partial pressure by hyperpolarized gas MRI. Magn Reson Med. 2004;52:766-773. doi: 10.1002/mrm.20239

81. Deninger A.J., Eberle B., Ebert M., et al. Quantification of regional intrapulmonary oxygen partial pressure evolution during apnea by (3)He MRI. J Magn Reson. 1999;141:207-216. doi: 10.1006/jmre.1999.1902

82. Deninger A.J., Eberle B., Bermuth J., et al. Assessment of a singleacquisition imaging sequence for oxygen-sensitive (3)He-MRI. Magn Reson Med. 2002;47:105-114. doi: 10.1002/mrm.10032

83. Adolphi N.L., Kuethe D.O. Quantitative mapping of ventilationperfusion ratios in lungs by 19F MR imaging of T1 of inert fluorinated gases. Magn Reson Med. 2008;59:739-746. doi: 10.1002/mrm.21579

84. Kuethe D.O., Caprihan A., Gach H.M., Lowe I.J., Fukushima E. Imaging obstructed ventilation with NMR using inert fluorinated gases. JApplPhysiol. 2000;88:2279-2286. doi: 10.1152/jappl.2000.88.6.2279

85. Wolber J., Cherubini A., Leach M.O., Bifone A. Hyperpolarized 129Xe NMR as a probe for blood oxygenation. Magn Reson Med. 2000;43:491-496. doi: 10.1002/(sici)1522-2594(200004)43:4<491::aid-mrm1>3.0.co;2-6

86. Chang Y.V. MOXE: a model of gas exchange for hyperpolarized 129Xe magnetic resonance of the lung. Magn Reson Med. 2013;69:884-890. doi: 10.1002/mrm.24304

87. Driehuys B., Cofer G.P., Pollaro J., et al. Imaging alveolar-capillary gas transfer using hyperpolarized 129Xe MRI. Proc Natl Acad Sci. 2006;103:18278-18283. doi: 10.1073/pnas.0608458103

88. Kaushik S.S., Freeman M.S., Yoon S.W., et al. Measuring diffusion limitation with a perfusion-limited gas—hyperpolarized 129Xe gas-transfer spectroscopy in patients with idiopathic pulmonary fibrosis. J ApplPhysiol. 2014;117:577-585. doi: 10.1152/japplphysiol.00326.2014

89. Sheikh K., Paulin G.A., Svenningsen S., et al. Pulmonary ventilation defects in older never-smokers. J Appl Physiol. 2014;117:297-306. doi: 10.1152/japplphysiol.00046.2014

90. Mathew L., Evans A., Ouriadov A., et al. Hyperpolarized 3He magnetic resonance imaging of chronic obstructive pulmonary disease: reproducibility at 3.0 Tesla. Acad Radiol. 2008;15:1298-1311. doi: 10.1016/j.acra.2008.04.019

91. Woodhouse N., Wild J.M., Paley M.N., et al. Combined helium-3/proton magnetic resonance imaging measurement of ventilated lung volumes in smokers compared to never-smokers. J Magn Reson Imaging. 2005;21:365-369. doi: 10.1002/jmri.20290

92. Couch M.J., Fox M.S., Viel C., et al. Fractional ventilation mapping using inert fluorinated gas MRI in rat models of inflammation and fibrosis. NMR Biomed. 2016;29:545-552. doi: 10.1002/nbm.3493

93. Scholz A.W., Wolf U., Fabel M., et al. Comparison of magnetic resonance imaging of inhaled SF6 with respiratory gas analysis. Magn Reson Imaging. 2009;27:549-556. doi: 10.1016/j.mri.2008.08.010

94. Ouriadov A.V., Fox M.S., Couch M.J., et al. In vivo regional ventilation mapping using fluorinated gas MRI with an x-centric FGRE method. Magn Reson Med. 2015;74:550-557. doi: 10.1002/mrm.25406

95. Couch M.J., Ball I.K., Li T., et al. 19F MRI of the Lungs Using Inert Fluorinated Gases: Challenges and New Developments. J Magn Reson Imaging. 2019;49:343-354. doi: 10.1002/jmri.26292

96. Sigler E.J., Randolph J.C., Charles S., Calzada J.I. Intravitreal fluorinated gas preference and occurrence of rare ischemic postoperative complications after pars plana vitrectomy: A survey of the American society of retina specialists. J Ophthalmol. 2012;2012:230596. doi: 10.1155/2012/230596

97. Torres A., Koskinen S.K., Gjertsen H., Fischler B. Contrast-enhanced ultrasound using sulfur hexafluoride is safe in the pediatric setting. Acta Radiol. 2017;58:1395-1399. doi: 10.1177/0284185117690423

98. Hong Q., Cai R., Chen Q., et al. Three-dimensional HyCoSy with perfluoropropane-albumin microspheres as contrast agents and normal saline injections into the pelvic cavity for morphological assessment of the fallopian tube in infertile women. J Ultrasound Med. 2017;36:741-748. doi: 10.7863/ultra.16.03041

99. Sabates W.I., Abrams G.W., Swanson D.E., Norton E.W.D. The use of intraocular gases. The results of sulfur hexafluoride gas in retinal detachment surgery. Ophthalmology. 1981;88(5):447-454. doi: 10.1016/S0161-6420(81)35005-2

100. Chang S., Lincoff H.A., Coleman D.J. Perfluorocarbon gases in vitreous surgery. Ophthalmology. 1985;92(5):651-656. doi: 10.1016/s0161-6420(85)33985-4

101. Bonnet M., Santamaría E., Mouche J. Intraoperative use of pure perfluoropropane gas in the management of proliferative vitreoretinopathy. Graefe's Archive for Clinical and Experimental Ophthalmology. 1987;225(4):299-302. doi: 10.1007/BF02150153

102. Couch M.J., Ball I.K., Li T., et al. Pulmonary ultrashort echo time 19F MR imaging with inhaled fluorinated gas mixtures in healthy volunteers: feasibility. Radiology. 2013;269:903-909. doi:10.1148/radiol.13130609

103. Schenck J.F. The role of magnetic susceptibility in magnetic resonance imaging: MRI magnetic compatibility of the first and second kinds. Med Phys. 1996;23:815-850. doi: 10.1118/1.597854

104. Port J.D., Pomper M.G. Quantification and minimization of magnetic susceptibility artifacts on GRE images. JComput Assist Tomogr. 2000;24:958-964. doi:10.1097/00004728-200011000-00024

105. Halaweish A.F., Moon R.E., Foster W.M., et al. Perfluoropropane gas as a magnetic resonance lung imaging contrast agent in humans. Chest. 2013;144:1300-1310. doi: 10.1378/chest.12-2597

106. Ludwig K.D., Hernando D., Roberts N.T., van Heeswijk R.B., Fain S.B. A chemical shift encoding (CSE) approach for spectral selection in fluorine-19 MRI. Magn Reson Med. 2018;79(4):2183-2189. doi: 10.1002/mrm.26874

107. National Center for Biotechnology Information. "PubChem Compound Summary for CID 8263, Octafluorocyclobutane" PubChem, https://pubchem.ncbi.nlm.nih.gov/compound/Octafluorocyclobutane. Accessed 24 August, 2020.

108. Wolf U., Scholz A., Terekhov M., et al. Visualization of inert gas wash-out during high-frequency oscillatory ventilation using fluorine-19 MRI. Magn Reson Med. 2010;64:1479-1783. doi: 10.1002/mrm.22528

109. Shepelytskyi Yu., Li T., Hane F.T., et al. Octafluorocyclobutane as a novel 19F MRI gas agent for significant lung image quality improvement. In Proc Intl Soc Mag Reson Med. 2019;27:1881.

110. Protopopov A., Gulyaev M.V., Pavlova O.S., Mokhova E.A., Pirogov Yu.A. Computation of the resonance frequencies of the transmission line resonators used in mri. Magn Reson Imaging. 61:167-174, 2019. doi: 10.1016/j.mri.2019.05.002

111. Gulyaev M.V., Pavlova O.S., Volkov D.V., et al. Application of copper plates for frequency tuning of surface wired and wireless mri coils. J Magn Reson. 2019;309:106626. doi: 10.1016/j.jmr.2019.106626

112. Gulyaev M.V., Pavlova O.S., Volkov D.V., et al. The use of strong inductively coupled wireless surface coil and transmit/receive volume coil for 1H/19F mri. ApplMagn Reson. 2019;50(1-3):403-413. doi: 10.1007/s00723-018-1086-y

113. Гуляев М.В., Павлова О.С., Волков Д.В., Анисимов Н.В., Пирогов Ю.А. Разработка и применение имплантных катушек для получения МРТ-изображений с высоким пространственным разрешением. Биомедицинская радиоэлектроника. 2018;(4):41-51.

114. Lee Y.S., Byun J., Kim J.A, et al. Monocrotaline-induced pulmonary hypertension correlates with upregulation of connective tissue growth factor expression in the lung. Exp Mol Med. 2005;37(1):27-35. doi: 10.1038/emm.2005.

115. Xiao R., Zhu L., Su Y., et al. Monocrotaline pyrrole induces pulmonary endothelial damage through binding to and release from erythrocytes in lung during venous blood reoxygenation. Am J Physiol Lung Cell Mol Physiol. 2019;316(5):L798-L809. doi:10.1152/ajplung.00279.2018.

116. Chang C.Y., Shih H.J., Huang I.T., et al. Magnesium Sulfate Mitigates the Progression of Monocrotaline Pulmonary Hypertension in Rats. Int J Mol Sci. 2019;20(18):4622. doi: 10.3390/ijms20184622.

117. Yang J.M., Zhou R., Zhang M., Tan H.R., Yu J.Q. Betaine Attenuates Monocrotaline-Induced Pulmonary Arterial Hypertension in Rats via Inhibiting Inflammatory Response. Molecules. 2018;23(6): 1274. doi: 10.3390/molecules23061274.

118. Dumitrascu R., Koebrich S., Dony E., et al. Characterization of a murine model of monocrotaline pyrrole-induced acute lung injury. BMCPulmMed. 2008;8:25. doi: 10.1186/1471-2466-8-25.

119. Schneider C.A., Rasband W.S., Eliceiri K.W. NIH image to ImageJ: 25 years of image analysis. Nat Methods. 2012;9:671-675. doi: 10.1038/nmeth.2089

120. Dietrich O., Raya J.G., Reeder S.B., Reiser M.F., Schoenberg S.O. Measurement of signal- to- noise ratios in MR images: Influence of multichannel coils, parallel imaging, and reconstruction filters. J Magn Reson Imaging. 2007;26:375-385. doi: 10.1002/jmri.20969

121. https://www.bruker.com/products/mr/nmr/software/dynamics-center.html Accessed August 24, 2020

122. Ernst R.R. Application of Fourier transform spectroscopy to magnetic resonance. Rev Sci Instrum. 1966;27:37. doi:10.1063/1.1719961

123. Huang T.Y., Huang L.J., Chen C.Y., et al. Are TrueFISP Images T2/T1-Weighted? Magn Reson Med. 2001. 48:684-688. doi: 10.1002/mrm.10260

124. Kuethe D.O., Behr V.C., Begay S. Volume of rat lungs measured throughout the respiratory cycle using 19F NMR of the inert gas SF6. Magn Reson Med. 2002;48:547-9. doi: 10.1002/mrm.10245

125. Lederer D.J., Martinez F.J. Idiopathic Pulmonary Fibrosis. N Engl J Med. 2018;378(19):1811-1823. doi:10.1056/NEJMra1705751.

126. Wild J.M., Woodhouse N., Paley M.N., et al. Comparison between 2D and 3D gradient-echo sequences for MRI of human lung ventilation with hyperpolarized 3He. Magn Reson Med. 2004;52(3):673-8. doi: 10.1002/mrm.20164

127. Fox M., Gaudet J.M., Foster P.J. Fluorine-19 MRI Contrast Agents for Cell Tracking and Lung Imaging. Magn Reson Insights. 2015:8(S1) 53-67 doi:10.4137/MRI.S23559.

128. Gutberlet M., Kaireit T.F., Voskrebenzev A., et al. Free-breathing dynamic (19)F gas MR imaging for mapping of regional lung ventilation in patients with COPD. Radiology. 2018;286:1040-1051. doi: 10.1148/radiol.2017170591

129. Halbach K. Design of permanent multipole magnets with oriented rare earth cobalt material. Nuclear Instruments and Methods. 1980;169:1-10. doi:10.1016/0029-554X(80)90094-4

130. Cooley C.Z., Haskell M.W., Cauley S.F., et al. Design of Sparse Halbach Magnet Arrays for Portable MRI Using a Genetic Algorithm. IEEE Transactions on Magnetics. 2018;54(1):5100112. doi: 10.1109/TMAG.2017.2751001

131. Collins C.M., Wang Z. Calculation of radiofrequency electromagnetic fields and their effects in MRI of human subjects. Mag Reson Med. 2011;65(5):1470-1482. doi: 10.1002/mrm.22845

132. Plagenhoef S., Evans F.G., Abdelnour T. Anatomical data for analyzing human motion. Research Quarterly for Exercise and Sport. 1983;54:169-178. doi: 10.1080/02701367.1983.10605290

133. Allison J., Yanasak N. What MRI Sequences Produce the Highest Specific Absorption Rate (SAR), and Is There Something We Should Be Doing to Reduce the SAR During Standard Examinations? AJR Am J Roentgenol. 2015;205(2):W140. doi: 10.2214/AJR.14.14173

134. MHRA 2016: Safety Guidelines for Magnetic Resonance Equipment in Clinical Use, https://www.gov.uk/government/publications/safetyguidelines-for-magnetic-resonance-imaging-equipment-in-clinical-use Accessed August 24, 2020

135. Faulkner W. New MRI Safety Labels & Devices. In Inter Soc Magn Reson Med (ISMRM). 2016;5(1).

136. Ridler T.W., Calvard S. Picture thresholding using an iterative selection method. IEEE Trans SysMan Cyber. 1978; 8(8):630-632. doi: 10.1109/TSMC.1978.4310039

137. Bulte J.W.M., Modo M.M.J. (eds.) Design and Applications of Nanoparticles in Biomedical Imaging \\ Springer International Publishing Switzerland, 2017, 469p. doi:10.1007/978-3-319-42169-8_1

138. Temme S., Bönner F., Schrader J., Flögel U. 19F magnetic resonance imaging of endogenous macrophages in inflammation. WIREs Nanomed Nanobiotechnol. 2012;4:329-343. doi: 10.1002/wnan.1163

139. Shin S.H., Kadayakkara D.K., Bulte J.W. In Vivo 19F MR Imaging Cell Tracking of Inflammatory Macrophages and Site-specific Development of Colitis-associated Dysplasia. Radiology. 2017;282(1): 194201. doi: 10.1148/radiol.2016152387

140. Rothe M., Jahn A., Weiss K., et al. In vivo 19F MR inflammation imaging after myocardial infarction in a large animal model at 3 T. Magn Reson Mater Phy. 2019;32:5. https://doi.org/10.1007/s10334-018-0714-8

141. van Heeswijk R.B., Pellegrin M., Flögel U., et al. Fluorine MR Imaging of Inflammation in Atherosclerotic Plaque in Vivo. Radiology. 2015;275(2):421-9. doi: 10.1148/radiol.14141371.

142. Jacobya C., Temme S., Mayenfels F., et al. Probing different perfluorocarbons for in vivo inflammation imaging by 19F MRI: image reconstruction, biological half-lives and sensitivity. NMR Biomed. 2014;27(3):261-71. doi: 10.1002/nbm.3059.

143. Güden-Silber T., Temme S., Jacoby C., Flögel U. Biomedical 19F MRI Using Perfluorocarbons. Methods Mol Biol. 2018;1718:235-257. doi: 10.1007/978-1-4939-7531-0_14

144. Shin S.H., Park S.H., Kim S.W., Kim M., Kim D. Fluorine MR Imaging Monitoring of Tumor Inflammation after High-Intensity Focused Ultrasound Ablation. Radiology. 2018;287(2):476-484. doi: 10.1148/radiol.2017171603

145. Weibel S., Basse-Luesebrink T.C., Hess M., et al. Imaging of intratumoral inflammation during oncolytic virotherapy of tumors by 19F-magnetic resonance imaging (MRI). PLoS One. 2013;8(2):e56317. doi: 10.1371/journal.pone.0056317.

146. Tran T.D., Caruthers S.D., Hughes M., et al. Clinical applications of perfluorocarbon nanoparticles for molecular imaging and targeted therapeutics. Int JNanomedicine. 2007;2 (4): 515-526.

147. National Center for Biotechnology Information. "PubChem Compound Summary for CID 2776038, Perfluoro-15-crown-5-ether" PubChem, https://pubchem.ncbi.nlm.nih.gov/compound/Perfluoro-15-crown-5-ether. Accessed 24 August, 2020.

148. Vernikouskaya I., Pochert A., Linden M., Rasche V. Quantitative 19F MRI of perfluoro-15-crown-5-ether using uniformity correction of the spin excitation and signal reception. Magn Reson Mater Phy. 2019;32:25. doi:10.1007/s10334-018-0696-6

149. Waiczies S., Rosenberg J.T., Kuehne A., et al. Fluorine-19 MRI at 21.1 T: enhanced spin-lattice relaxation of perfluoro-15-crown-5-ether and sensitivity as demonstrated in ex vivo murine neuroinflammation. Magn Reson Mater Phy. 2018. https ://doi.org/10.1007/s1033 4-10018 -10710

150. Maevsky E.L., Ivanitsky G.R., Makarov K.N. (2003) Pat. 6,562,872 USA.

151. Вечерко А.В., Глущенко Ю.И., Зараев А.А., Жибурт Е.Б., Коробейников В.И., Косов А.И., Масленников И.А., Пушкин С.Ю., Филина Н.Г., Шкуропатов Ю.Ф. Применение перфторана в лечебной практике (по результатам анкетирования). Трансфузиология, 2003;4(1):54-56.

152. Clark L.S., Gollan F. (1966) Science 152, 1755.

153. Lowe K.C. (2006). Chapter 25 - Fluosol®: The First Commercial Injectable Perfluorocarbon Oxygen Carrier.

154. E.I. Maevsky, L.L. Gervits, Supplement of ChimicaOggi (Chemistry Today). 2008;26(3):34-37. https://www.researchgate.net/publication/288755758_Perfluorocarbon-based_blood_substitute_-_PERFTORAN_Russian_experience

155. Ferenz K.B., Steinbicke A.U. Artificial oxygen carriers- past, present and the future-a review of the most innovative and clinically relevant concepts. Journal of Pharmacology and Experimental Therapeutics. 2019;jpet.118.254664; doi: https://doi.org/10.1124/jpet.118.254664

156. Keipert P. Oxygent, A perfluorochemical-Based Oxygen Therapeutic for Surgical Patients. Blood Substitutes \\ Winslow RM ed, Elsevier, London, UK, 2006, pp 312-323. doi: 10.1016/B978-012759760-7/50037-8

157. Fabian T.C. Perfluorocarbons. The Journal of Trauma: Injury, Infection, and Critical Care, 2011;70:S42-44. doi: 10.1097/TA.0b013e31821a5a3f

158. Therapeutics T. Oxygen Biotherapeutics Announces Halt of Oxycyte Phase lib Traumatic Brain Injury Trial, 2014, Tenax Therapeutics, Morrisville, N.C.

159. Chapter 12. Small Laboratory Animals. Handbook of Laboratory Animal Management and Welfare \\ Wolfensohn & Lloyd, 2003, p.233-271

160. Bruker BS. Shaped RF Pulses PV 3.0.1 Online Manual. 2003, D-5-8.

161. Giraudeau C., Djemaí B., Ghaly M.A., et al. High sensitivity 19F MRI of a perfluorooctyl bromide emulsion: application to a dynamic biodistribution study and oxygen tension mapping in the mouse liver and spleen. NMR Biomed. 2012;25(4):654-60. doi: 10.1002/nbm.1781

162. Shin S.H., Park S.H., Kang S.H., et al. Fluorine-19 Magnetic Resonance Imaging and Positron Emission Tomography of Tumor-Associated Macrophages and Tumor Metabolism. Contrast Media Mol Imaging, 2017;4896310. doi: 10.1155/2017/4896310

163. Esashi E., Sekiguchi T., Ito H., Koyasu S., Miyajima A. Cutting Edge: A Possible Role for CD4+ Thymic Macrophages as Professional Scavengers of Apoptotic Thymocytes. J Immunol. 2003;171:2773-2777. https://doi.org/10.4049/jimmunol.17L6.2773

164. Guyden J.C., Pezzano M. Thymic Nurse Cells: A Microenvironment for Thymocyte Development and Selection. Int Rev Cytol. 2003;223:1-37. doi:10.1016/s0074-7696(05)23001-2

165. Hung F.M., Chuang Y.Y., Lee C.S., et al. Butylatedhydroxyanisole affects immunomodulation and promotes macrophage phagocytosis in normal BALB/c mice. Mol Med Report. 2012;5:683-687. doi: 10.3892/mmr.2011.704

166. Savino W., Dardenne M., Velloso L.A., Silva-Barbosa S.D. The thymus is a common target in malnutrition and infection. British Journal of Nutrition, 2007;98:S11-S16. doi: 10.1017/S0007114507832880

167. Hirtz J. The gastrointestinal absorption of drugs in man: a review of current concepts and methods of investigation. Br J Clin Pharmacol. 1985;19Suppl2(Suppl2):77S-83S. doi: 10.1111/j. 1365-2125.1985.tb02746.x.

168. Camilleri M., Hasler W.L., Parkman H.P., Quigley E.M., Soffer E. Measurement of gastrointestinal motility in the GI laboratory. Gastroenterology. 1998;115(3):747-62. doi: 10.1016/s0016-5085(98)70155-6

169. Camilleri M., Malagelada J.R., Brown M.L., Becker G., Zinsmeister A.R. Relation between antral motility and gastric emptying of solids and liquids in humans. Am J Physiol. 1985;249(5Pt1):G580-5. doi: 10.1152/ajpgi.1985.249.5.G580

170. Camilleri M., Brown M.L., Malagelada J.R. Relationship between impaired gastric emptying and abnormal gastrointestinal motility. Gastroenterology. 1986;91(1):94-9. doi:10.1016/0016-5085(86)90444-0

171. Hinton J.M., Lennard-Jones J.E., Young A.C. A new method for studying gut transit times using radioopaque markers. Gut. 1969;10(10):842-847. doi: 10.1136/gut.10.10.842

172. Levine M.S, Rubesin S.E, Laufer I. Barium esophagography: A study for all seasons. Clin Gastroenterol Hepatol. 2008;6:11-25. doi: 10.1016/j.cgh.2007.10.029.

173. Gupta S., Levine M.S., Rubesin S.E., Katzka D.A., Laufer I. Usefulness of barium studies for differentiating benign and malignant strictures of the esophagus. AJR Am J Roentgenol. 2003;180:737-44. doi: 10.2214/ajr.180.3.1800737.

174. Levine M.S., Rubesin S.E., Laufer I. Barium studies in modern radiology: Do they have a role? Radiology. 2009;250(1):18-22. doi: 10.1148/radiol.2501080806

175. Schwarz R., Schuurmans M., Seelig J., Kunnecke B. 19F-MRI of Perfluorononane as a Novel Contrast Modality for Gastrointestinal Imaging. Magn Reson Med. 1999;41(1):80-6. doi: 10.1002/(sici)1522-2594(199901)41:1<80::aid-mrm12>3.0.co;2-6.

176. Mattrey R.F., Trambert M.A., Brown J.J., et al. Perflubron as an oral contrast agent for MR imaging: results of a phase III clinical trial. Radiology 1994;191:841. doi: 10.1148/radiology.191.3.8184076

177. Hahn T., Kozerke S., Schwizer W, et al. Visualization and Quantification of Intestinal Transit and Motor Function by Real-time Tracking of 19F Labeled Capsules in Humans. Magn Reson Med. 2011;66:812-820. doi: 10.1002/mrm.22822

178. Ginefri J.C., Durand E., Darrasse L. Quick measurement of nuclear magnetic resonance coil sensitivity with a single-loop probe. Rev Sci Instrum. 1999;70(12):4730-4731. doi:10.1063/1.1150142.

179. Mett R.R., Sidabras J.W., Hyde J.S. MRI surface-coil pair with strong inductive coupling. Rev Sci Instrum. 2016;87(12): 124704. doi:10.1063/1.4972391.

180. Hirayama H. Equivalent Circuit and Calculation of its Parameters of Magnetic-Coupled-Resonant Wireless Power Transfer. Wireless Power Transfer \\ Principles and Engineering explorations (ed. by K.Y. Kim), InTech, Rijeka, 2012. doi:10.5772/28806

181. Cunningham C.H., Pauly J.M., Nayak K.S. Saturated double-angle method for rapid B1+ mapping. Magn Reson Med, 2006;55(6):1326-1333. doi:10.1002/mrm.20896

182. Dubois M., Gomez T.S., Jouvaud C., et al. Enhancing surface coil sensitive volume with hybridized electric dipoles at 17.2 T. JMagn Reson. 2019;307:106567. doi: 10.1016/j.jmr.2019.106567.

Основные характеристики беспроводной плоской катушки MTMG-TLR

Расчет частоты собственного резонанса MTMG-TLR был выполнен в программе MatLab R2016a (Mathworks, Натик, США) по формулам, представленным в публикации [114]. Сама беспроводная катушка была изготовлена компанией СЕПкоРУС (Санкт-Петербург, Россия). Основные технические характеристики MTMG-TLR: внешний диаметр - 40 мм; количество витков - 5; количество зазоров -4; ширина токопроводящей цепи - 1,3 мм; расстояние между витками - 1 мм. В качестве диэлектрика использовался материал F4BMX220 (производитель Taizhou Wangling Insulating Materials Factory) с диэлектрической проницаемостью 2,2 и толщиной 0,96 мм. Частоту собственного резонанса и добротность MTMG-TLR измеряли анализатором Rohde & Schwarz ZVH4 1309.6800.24 с помощью одновиткового проводящего контура [178]. Без нагрузки частота MTMG-TLR составляет 296 МГц, а добротность - 136, с нагрузкой (при приложении к телу крысы) - 292 МГц и 113, соответственно. С помощью этого устройства также производился процесс настройки и согласования системы индуктивно связанных катушек. На рис. П1б представлена фотография частотной развертки системы индуктивно связанных катушек. Из-за сильной индуктивной связи между объемным резонатором и MTMG-TLR возникают две резонансные моды, соответствующие однонаправленным (рабочая или левая мода) и противоположно-направленным (правая мода) токам в катушках [179,180]. В нашем случае левая мода располагалась на 283 МГц (ларморовская частота 19F в поле 7 Тл), а правая - на 297 МГц. Для оценки однородности возбуждающего РЧ поля, формируемого катушками, обычно строится карта B1+. Для этого использовался метод двойного угла [181], при котором с помощью градиентного эхо получают два изображения исследуемого объекта с разными параметрами FA (угла отклонения спиновой системы), отличающимися друг от друга в 2 раза. В качестве фантома использовалась пластиковая 100 мл колба в форме параллелепипеда, заполненная ОФЦБ. Требуемая пара изображений была получена с помощью ИП 3D FLASH. Для возбуждения спиновой системы использовались гауссовой формы импульсы длительностью 237 мкс, амплитуды которых различались в 2 раза. Остальные параметры сканирования: визуализируемый объем - 10*10*4,5 см3, размер матрицы - 100*100*9 (разрешение

- 0,1x0,1x0,5 см3), TR/TE = 500/2,4 мс, количество накоплений - 12, полоса пропускания - 50 кГц, полное время сканирования - 1 час 30 мин. На рис. П1 представлена нормированная карта Bi+ в сагиттальной проекции. Также на рис. П1 г,д представлены профили поля B i+ в направлениях A-P (anterior-posterior или перед-назад) и H-F (head-foot или голова-ноги). Полученная карта Bi+ однородна, а профили распределения поля B i+ соответствуют теории [182].

Рис. П1. а,б: фотографии MTMG-TLR и частотной развертки системы индуктивно-связанных катушек; в: карта поля Bi+ - цветовая шкала соответствует нормированным значениям поля; г,д: профили поля Bi+ в направлениях A-P и H-F, соответственно.

Также проводилась оценка того, какое увеличение сигнала дает такая система индуктивно связанных катушек - сравнение проводилось с объемным резонатором. Для этого были получены 19F МР-изображения фантома в корональной и сагиттальной проекциях при использовании дополнительной плоской беспроводной катушки и без нее. Для получения изображений использовалась ИП 3D UTE со следующими параметрами сканирования: визуализируемый объем - 10x10x10 см3, размер матрицы - 64x64x64 (разрешение - 1,6* 1,6* 1,6 мм3), TR/TE = 8/0,06 мс, угол отклонения FA = 550 (для возбуждения использовали прямоугольный импульс

длительностью 0,1 мс), полоса пропускания - 75 кГц, количество накоплений - 3, время сбора данных = 5 мин 7 с. Результаты этого исследования представлены на рис. П2. В районе расположения MTMG-TLR система индуктивно связанных катушек позволила увеличить сигнал в ~5 раз.

б н

1 L мм

Ш W~2 5 Р

F

«

га я в га

CQ

о о.

я

1,0 0,8 0,60,4 0,2 0,0

объемный резонатор индуктивно связанная система

на 10 мм от MTMG-TLR

л

и о

о

X в к

CJ £ и н X Е к га X X га в о О. к

S

Он

о

0 10 20 30 40 50

Расстояние в L-R направлении, мм

объемный резонатор индуктивно связанная система

0 10 20 30 40 50

Расстояние в А-Р направлении, мм

Рис. П2. а,б: 19F МР-изображения фантома, представленные в коронарной и сагиттальной проекциях соответственно; в,г: профили интенсивности сигнала вдоль направлений L-R (left-right или право-лево) и A-P.

Создание модели легочной гипертонии (ЛГ) у крыс и гемодинамический анализ

Для создания патологии у крыс использовали индуцированную монокроталином модель ЛГ. Монокроталин представляет собой пирролизидиновый алкалоид, выделенный из растения Crotalaria spectabilis [114]. После попадания в кровь монокроталин метаболизируется в печени до пневмотоксического монокроталинового пиррола, который связывается с эритроцитами в зависимости от парциального давления кислорода в крови, а затем агрегирует на эндотелиальных клетках легочной артерии [115]. Повреждение клеток сопровождается повышенным синтезом провоспалительных цитокинов, таких как IL-1, IL-6 и TNF-a [115-117], а также одним из ведущих факторов фиброгенеза - фактором роста соединительной ткани (CTGF) [116], что приводит к образованию рубцовой ткани в легких, легочной гипертрофии и ткани правого желудочка сердца.

В экспериментах крысам (2 группам по 12 крыс в каждой) вводили водно-спиртовый раствор монокроталина (экспериментальной группе) и обычный спиртовый раствор (контрольной группе) в дозе 60 мг/кг. На 20-й день с животными проводились МРТ исследования. На 21 -ый день после инъекции монокроталина измеряли среднее системное кровяное давление, сердцебиение, систолическое давление в правом желудочке сердца. При этом статистически значимое различие (p<0.05 - тест Манна-Уитни) было обнаружено в значении систолического давления в правом желудочке - у группы крыс с ЛГ оно составило 45.0±5.1 мм.рт.ст., а у контрольной группы - 35.8±3.5 мм.рт.ст. (рис. П3а). Оценка гипертрофии правого желудочка, рассчитанная как отношение массы правого желудочка к массе сердца, показала аналогичный результат: наблюдалось значительное увеличение массы правого желудочка в экспериментальной группе по сравнению с контрольной группой (0.246±0.04 vs. 0.198±0.02, p<0.05) - рис. П3б.

Масса легких также была значительно увеличена в группе, которой вводили монокроталин, по сравнению с контрольными животными: 1,79 ± 0,21 г vs. 1,45 ± 0,27 г, соответственно (p<0,05) - рис. П3в. Кроме того, у 6 из 12 крыс (в 50%) с инъекцией монокроталина при вскрытии имелись участки фиброзных поражений в легких, отличающиеся по цвету и плотности от хорошо перфузируемой области.

Увеличение систолического давления в правом желудочке и гипертрофия, вызванные инъекцией монокроталина, показывают развитие ЛГ. Увеличение массы легких указывает на изменения в структуре легких, по-видимому, связанные с ростом соединительной ткани, что соответствует литературным данным [118].

то .

м

10 —I—

группа 1

шЯш

группа 2

-е-о

О- 0.24

• 1911

12 МННп

группа 1

группа 2

12

группа 1

в

группа 2

Рис. П3. Данные по измерению систолического давления в правом желудочке (а), оценки гипертрофии правого желудочка (б), веса легких (в) у контрольной группы крыс (группа 1) и крыс с инъекцией монокротолина (группа 2); р< 0.05

Расчет удельной скорости поглощения - SAR

Для расчета SAR можно воспользоваться формулой из работы [131], позволяющей рассчитать мощность, рассеиваемую РЧ импульсом с частотой f и амплитудой Bi на сфере диаметра D с электрической проводимостью а:

Pdiss =n3D5ofBl)2/120.

В данном случаеf = 19.83 МГц, а = 0.3 См/м. В качестве D можно использовать характерный размер передающей катушки. Внутренние размеры используемой в экспериментах катушки 41*28 см2 (а зона чувствительности еще меньше). Однако, так как задача оценить безопасность МРТ исследования можно взять максимальный размер в качестве D - 41 см. Значение Bi можно рассчитать из формулы для угла FA, который для линейной поляризации равен yB i т/2, где т - длительность импульса. В диссертационных исследованиях т = 1.5 мс, и для 90° и 180° импульсов получаем Bi = 8.4 мкТл и 16.8 мкТл, соответственно. Тогда для этих импульсов Pdiss = 23.1 Вт и 92.3 Вт, соответственно.

Измеренные значения Pdiss необходимо усреднить по TR, обращая внимание, что за это время применяется один 900 и четыре 1800 импульса. Таким образом, для 3D сканирования (TR = 42 мс, т = 1.5 мс), средняя рассеиваемая мощность = (1.5/42) * (20.4 * 1 + 81.6 * 4) = 14.0 Вт.

Это значение необходимо разделить на массу m части тела, которая подвергается воздействию. При этом размер этой части тела можно определить, как размер катушки в направлении "голова-ноги" - 28 см. Рост добровольца, принявшего участие в эксперименте - 190 см, а вес - 105 кг. Согласно [132] размер грудной клетки человека составляет ~ 12.7% от роста, а ее вес ~ 20.1% от массы тела. Таким образом, вес грудной клетки добровольца составляет ~ 21.1 кг, а ее длина ~ 24.1 см. Следовательно, под воздействие попадает еще некоторая часть брюшины, а точнее ~ 28 - 24.1 = 3.9 см. При этом вес брюшной полости составляет ~ 13.06% веса человека, а ее размер ~ 8.1% от роста [132]. Тогда для исследуемого добровольца размер брюшной полости ~ 0.081 * 190 = 15.4 см, а вес ее части, которая попадает в катушку ~ 0.1306 * 105 * 3.9/15.4 = 3.5 кг. Наконец, общая масса части тела, которая попадает в зону воздействия РЧ импульса m ~ 21.1 + 3.5 = 24.6 кг.

В результате, SAR в 3D сканировании составляет ~ 14.0 Вт/24.6 кг = 0.57 Вт/кг, что значительно меньше разрешенного всеми международными стандартами [133-135]. Для 2D сканирования TR задается еще больше (69 мс), и SAR, следовательно, еще меньше (~ 0.35 Вт/кг). Следует также отметить, что в оценке использовалось преувеличенное значение D, SAR ~ P ~ D5.