авторефераты диссертаций БЕСПЛАТНАЯ  БИБЛИОТЕКА

АВТОРЕФЕРАТЫ КАНДИДАТСКИХ, ДОКТОРСКИХ ДИССЕРТАЦИЙ

<< ГЛАВНАЯ
АГРОИНЖЕНЕРИЯ
АСТРОНОМИЯ
БЕЗОПАСНОСТЬ
БИОЛОГИЯ
ЗЕМЛЯ
ИНФОРМАТИКА
ИСКУССТВОВЕДЕНИЕ
ИСТОРИЯ
КУЛЬТУРОЛОГИЯ
МАШИНОСТРОЕНИЕ
МЕДИЦИНА
МЕТАЛЛУРГИЯ
МЕХАНИКА
ПЕДАГОГИКА
ПОЛИТИКА
ПРИБОРОСТРОЕНИЕ
ПРОДОВОЛЬСТВИЕ
ПСИХОЛОГИЯ
РАДИОТЕХНИКА
СЕЛЬСКОЕ ХОЗЯЙСТВО
СОЦИОЛОГИЯ
СТРОИТЕЛЬСТВО
ТЕХНИЧЕСКИЕ НАУКИ
ТРАНСПОРТ
ФАРМАЦЕВТИКА
ФИЗИКА
ФИЗИОЛОГИЯ
ФИЛОЛОГИЯ
ФИЛОСОФИЯ
ХИМИЯ
ЭКОНОМИКА
ЭЛЕКТРОТЕХНИКА
ЭНЕРГЕТИКА
ЮРИСПРУДЕНЦИЯ
ЯЗЫКОЗНАНИЕ
РАЗНОЕ
КОНТАКТЫ

Pages:   || 2 |
-- [ Страница 1 ] --

Министерство образования науки и инноваций

Государственное образовательное учреждение высшего

профессионального образования «Казанский (Приволжский) Федеральный

университет им. В.И. Ульянова-Ленина»

Институт физики

Кафедра общей физики, ОНЦ « Медицинская физика»

А.В. Аганов

ВВЕДЕНИЕ В МЕДИЦИНСКУЮ

ЯДЕРНУЮ МАГНИТНО – РЕЗОНАНСНУЮ ТОМОГРАФИЮ Учебное пособие Казань – 2013 Печатается по решению Редакционно-издательского совета Института Физики КФУ А.В. Аганов. Введение в медицинскую ядерную магнитно-резонансную томо графию.

Учебное пособие для бакалавров и магистрантов.

Казань, 2012.. с 60.

Учебное пособие подготовлено в поддержку курсов по специализации, профилю и магистерской программе «Медицинская физика» направления «Фи зика» и может быть рекомендовано обучающимся по другим родственным на правлениям подготовки. В пособии рассмотрены общие принципы визуализа ции изображений в медицине, спектроскопии ЯМР с непрерывным и импульс ным радиочастотным возбуждением в той степени, насколько это необходимо для понимания основ магнитно-резонансной томографии. Рассмотрены спосо бы получения МРТ – изображения и его характеристики, а также вопросы безо пасности при проведении диагностики.

Рецензенты:

В.Д. Скирда, д.ф.-м.н., проф., зав. кафедрой физики молекулярных систем, К.А. Ильясов, д.ф.-м.н., доц. каф. общей физики Института физики КФУ.

Работа выполнена при финансовой поддержке Министерства образования и науки РФ, государственное задание КФУ, шифр 2.2792.2011.

Институт физики Казанского (Приволжского) Федерального университета.

2012.

ОГЛАВЛЕНИЕ стр.

Введение....................................................................................................................... Раздел 1. Общие положения физики визуализации изображений в медицине.

Место МРТ................................................................................................................... 1.1. Определения......................................................................................................... 1.2. Виды и способы визуализации......................................................................... Раздел 2. Основные принципы ЯМР, параметры спектров, характеристики спек трометров, технологические аспекты их создания................................................ 2.1. Спектроскопия ЯМР с непрерывным радиочастотным возбуждением. Маг нитно-резонансные параметры................................................................................ 2.2. Импульсный ЯМР с преобразованием Фурье................................................ 2.3.Технологические аспекты создания ЯМР спектрометров.............................. Раздел 3. Общие принципы магнитно-резонансной томографии и основные ха рактеристики МРТ – изображения.......................................................................... 3.1. От ЯМР спектрометра к магнитно-резонансному томографу. Основные ха рактеристики МРТ изображений............................................................................. 3.2. Источники магнитного поля............................................................................. 3.3. Построение изображений в магнитно-резонансной томографии: локализа ция спинов, пространственное кодирование ЯМР сигналов, возбуждение спи нов.

3.3.1. Определение и выделение среза. Многослойная томография................... 3.3.2. Методика получения изображения в стандартном двумерном МРТ экспе рименте....................................................................................................................... 3.4. Контраст и отношение сигнал/шум. Контрастирующие агенты................... 3.5. Вопросы безопасности при МРТ диагностике................................................ Заключение................................................................................................................ Литература................................................................................................................. Дополнительная литература..................................................................................... Введение Магнитно-резонансная томография (далее – МРТ) по праву считается «одной из самых выдающихся медицинских инноваций двадцатого века, срав нимой лишь с предложением К.Рентгена применять Х-лучи в медицине» [1].

Идея получения ЯМР - изображения с пространственной локализацией (MRI – Magnetic Resonance Imaging) принадлежит ряду исследователей, которые небез основательно оспаривают приоритет в создании метода MRI (томография – по лучение ЯМР изображения плоских срезов объемных тел лишь частный случай MRI). Слово «ядерный» обычно опускают, чтобы не смущать пациентов и обы вателя;

в отечественной литературе используют понятие ЯМР - интроскопия [3].

В 1972 году профессором химии Университета штата Нью-Йорк в Стони Брук Пол Лаутербур (Paul Lauterbur) была направлена статья в журнал «Ней чур» с описанием нового метода «Зойгматография» на основе ЯМР (по анало гии с рентгеновской томографией). Статья была не понята редакцией и откло нена. И лишь третья версия статьи была принята и увидела свет 13 марта 1973г.

[1]. В ней было приведено первое ЯМР изображение неоднородного объекта, состоящего из двух наполненных водой трубок. В своей статье П.Лаутербур не предложил определенных применений нового метода, но выразил надежду на возможность применения «Зойгматографии» для медицинской томографии. За метим, что администрация университета Стони - Брук, где работал П.Лаутербур, не верила в эту идею и прошение о подаче заявки на патент от клонила.



Публикации П.Лаутербура предшествовал патент, выданный Реймонду Дамадьяну (Raymond Damadian), который предложил возможность сканирова ния тела человека с помощью ЯМР для медицинского исследования. Петер Мэнсфилд (Peter Mansfield) и Эндрю А.Маудсли в 1976 получили первое изо бражение in vivo пальца человека, а затем в 1977 г. последовали сообщения о первой ЯМР – визуализации руки (Эндрю А.Маудсли и др.) и грудной клетки (Р.Дамадьян и др.). В 1978 г. В журнале New Scientist была опубликована статья с забавным названием «Британские мозги создают первые ЯМР изображения».

В этой статье приведено первое ЯМР - изображение. В том же году П.Мэнсфилд и др. сообщили о получении первого ЯМР изображения брюшной полости. В 1978 г. появился первый промышленный образец ЯМР - сканера, а в 1980 г. Р.Хокс и др. сообщили о первой демонстрации изображения патологии у человека. Таким образом, очевидно, что начальный этап развития метода ЯМР - визуализации требует учета вклада большой группы первооткрывателей [4].

В 2003 г. Нобелевский комитет своей премией по медицине отметил уче ных, которые внесли основной вклад в разработку метода магнитно резонансной томографии - П.Лаутербура (США) и П.Мэнсфилда (Великобри тания). Как всегда были и недовольные. С интригующим заявлением «метод магнитно-резонансной томографии и первый томограф придумал лейтенант Советской Армии 24-летний Владислав Иванов за 13 лет до американцев» вы ступила газета «Известия» от 25.10.2003. г. со статьей Т.Бактевой «Как совет ский лейтенант разведчик-ракетчик перегнал Америку».

Действительно, заявка на изобретение была подана в 1960 г., однако па тент был зарегистрирован в 1984 г. под №1112266. Название и форма изобрете ния звучат следующим образом:

«Способ определения внутреннего строения материальных объектов, преимущественно биологических», отличающийся тем, что, с целью получе ния объемной картины внутреннего строения материальных объектов при ис ключении радиационного поражения и выявления распределения по объему различных видов атомов, материальные объекты помещают во внешнее неод нородное магнитное поле, сформированное так, что сигнал свободной прецес сии ядер атомов, из которых состоят анализируемые объекты, возбуждается по следовательно в различных частях объекта, прилегающих одна к другой, а на входе приемного устройства имеется частотный фильтр, выделяющий полосу частот прецессии ядер, содержащихся в ограниченной части объекта, во внеш нем магнитном поле».

Детально анализ этой заявки дан в статье Н.В.Анисимова [5]. Приведем лишь заключительную часть:

«Идеи В.А.Иванова сформулированы применительно к магнитно статической томографии, но их можно было взять за основу при разработке принципов магнитно-резонансной томографии. К сожалению, в предлагаемом им способе не нашла отражения идея резонансного возбуждения спинов, т.е. с использованием слабого внешнего РЧ поля, без чего его способ уже по фор мальному признаку не мог быть признан более ранней версией той магнитно резонансной томографии, благодаря которой человечество получило доступ к мозгу и внутренним органам тела.

С другой стороны, нельзя исключить того, что в будущем будет найден способ быстрой коммутации сильных магнитных полей, и тогда магнитно статическая томография В.А.Иванова может быть востребована в его ориги нальном варианте.

Представляется, что при описании истории развития МРТ и изложении ее основ, метод В.А. Иванова должен получить объективную оценку, а его имя – войти в список ученых, внесших весомый вклад в развитие этого метода».

Признаки МРТ, безусловно, существуют. Но не более того. Эта история озвучивалась и в наши дни. А потому, вероятно, найдет отражение в соответст вующей литературе.

Нам представляется важным рассмотреть взаимосвязь между условиями наблюдения сигнала ЯМР и способами получения ЯМР изображения, изучить комплекс вопросов, связанных с созданием столь выдающегося и весьма слож ного инновационного продукта как МР томограф. Тем более, что есть положи тельный опыт производства малой серии отечественных медицинских магнит но-резонансных томографов, но так и не было налажено производство отечест венных ЯМР спектрометров.

В историческом аспекте вопросы создания отечественных магнитно резонансных томографов освещены в [6]. Следует отметить также, что сегодня применение МРТ не ограничивается только медициной. Области приложения много шире - от материаловедения до археологии и палеонтологии [7].

Раздел 1. Общие положения физики визуализации изображений в ме дицине. Место МРТ 1.1. Определения В настоящее время существует множество взаимодополняющих методов визуализации изображений (интроскопии) в медицине.

Медицинская интроскопия решает две, в известной степени независимые задачи.

Первая – это собственно визуализация внутренних органов (т.е. опреде ление их формы, размеров, расположения и т.д.). Вторая – определение харак теристик биологических тканей (т.е. тех или иных физических, физико химических и иных свойств биологических тканей) и характера их функциони рования.

Достоинства каждого из методов проявляются (и будут еще сильнее про являться в будущем) при решении второй задачи, в частности, при анализе спе цифики взаимодействия излучения, используемого для визуализации, с различ ными биологическими тканями в организме. Определение их характеристик может основываться как на эмпирической корреляции параметров регистри руемых сигналов со свойствами конкретной ткани (как, например, в случае с ультразвуковой визуализации), так и на строгом физическом описании процес сов взаимодействия излучения с веществом (как в случае пространственно ло кализованной ЯМР-спектроскопии).

Все виды визуализации основаны на физике взаимодействия излучения и вещества. Необходимо, чтобы излучение проникало в тело и частично рассеи валось им. Тело должно быть полупрозрачным для излучения, и должно суще ствовать ограниченное (конечное) число разных взаимодействий, для которых эти условия выполняются. Условие полупрозрачности становится очевидным при рассмотрении двух предельных случаев. Так, тело совершенно непрозрачно для длинноволнового оптического излучения, которое, поэтому, нельзя исполь зовать для получения информации о внутренних структурах. И в равной степе ни поток нейтрино, для которого тело полностью прозрачно, вряд ли можно ис пользовать для получения изображений.

Рассмотрим те «окна» в электромагнитном излучении, которые в настоя щее время используются для исследования in vivo биологических тканей.

Внешние воздействия могут приводить либо к резонансному, либо к не резонансному взаимодействиям между веществом и электромагнитным излуче нием. Когда длина волны падающего излучения сравнима с размерами объекта исследования резонансное взаимодействие приводит к неупругому рассеива нию и поглощению энергии излучения. Именно поглощение излучения и лежит в основе получения изображений в трансмиссионном режиме, когда для этого используется интенсивность прошедшего сигнала. Так, в частности, получается изображение при использовании рентгеновских лучей, которые взаимодейст вуют с внутренними и внешними электронными оболочками ядер, или гамма лучей, взаимодействующих с атомными ядрами. Излучения в инфракрасном и оптическом диапазонах взаимодействуют с внешними электронными оболоч ками. Если характеристические частоты вещества и излучения различаются су щественным образом, то упругое рассеяние, которое изотропно в однородном материале, можно описать с помощью классической оптики Гюйгенса. На гра ницах ткани и в неоднородном материале рассеивание происходит анизотроп но, и в основе получения изображения лежат законы отражения и преломления.

Например, этот принцип заложен в ультразвуковой визуализации» [4].

При всем многообразии методов визуализации есть некие общие для всех методов правила.

Чем больше энергия кванта излучения, т. е. чем больше частота измерений тем:

- выше чувствительность метода;

- меньше контрастность изображения, поскольку различия в проникающей спо собности излучения будут меньше (это не связано напрямую в МРТ);

- больше ограничений накладывается на время облучения пациента.

1.2. Виды и способы визуализации Простейшим видом визуализации является получение плоского изобра жения объемного тела, когда объект находится между неподвижным излучате лем (например, рентгеновской трубкой) и неподвижным экраном – приемником (например, фотопластинкой). При этом элементарная поверхность (xy) со держит усредненную информацию о взаимодействии излучения с веществом, получаемую при прохождении через всю толщу объекта (в данном случае вдоль координаты z). Этот метод визуализации успешно применяют и поныне со вре мени создания метода рентгеноскопии К.Рентгеном в 1895 г. (рентгеноскопия, ультразвуковая дефектоскопия и диагностика и т.п.). Отметим, что практиче ские возможности рентгеноскопии, в том числе в медицинской диагностике, были очевидны сразу, но К.Рентген отказался «от подписания любого коммер ческого контракта, связанного с использованием его открытия. Он придержи вался того мнения, что его открытие принадлежит всему человечеству и не должно быть объектом патентования, лицензирования и заключения контрак тов. Результатом этого, несомненно, явилось широкое распространение деше вых источников рентгеновского излучения» [4].

Следующий уровень – это собственно томография – метод исследования внутренней структуры различных объектов, заключающийся в послойном изо бражении объекта при его облучении (tomos – от греческого – слой, сечение).

Существует рентгеновская, радиационная, оптическая, магнитно-резонансная, ультразвуковая томография и т.д.

Техника получения изображения отдельных слоев разнообразна ([8], с.

123-124). Существуют методы продольного, поперечного, панорамного, си мультанного томографирования с различными вариантами проекций облучения объектов. Наиболее совершенные изображения получают путем компьютерной (вычислительной) томографии. И здесь все начиналось с рентгеновских Х лучей. Первые клинические испытания КТ – компьютерного рентгеновского томографа датированы 1972-1973 годами и уже в 1979 г. Годфри Ньюболд Ха унсфилд и Алан Кормак за создание этого метода диагностики были удостоены Нобелевской премии. Схематически метод можно представить следующим об разом: при томографической регистрации изображения какого-либо слоя объ екта источник излучения (например, рентгеновская трубка) движется прямоли нейно или по кругу в плоскости Х0 параллельно регистрируемому слою Х1 над объектом. Регистрирующий материал, обычно фотопленка, движется позади объекта в плоскости Х2, также параллельной к плоскости движения источника, по аналогичным траекториям, но в обратном направлении. Этим достигается стабилизация положения регистрируемого слоя на фотоматериале с одновре менным размазыванием очертания других слоев.

Компьютерная томография основана на том, что при просвечивании рент геновским излучением объекта со сложной внутренней структурой информация об этой структуре может быть восстановлена по вычислению пространственно го распределения интенсивности излучения, прошедшего через объект.

Все другие методы томографии, кроме МРТ, в какой-то степени схожи.

Основные принципы изложены в статье Д.Данс [4].

Следующий уровень визуализации - получение трехмерного изображе ния. Это специальный вопрос. Здесь возможны определенные неточности в по нимании термина «трехмерное» изображение, поскольку имеется несколько способов его получения. Но обсуждение этого вопроса выходит за рамки дан ной работы.

Итак, в чем особенности и отличия МРТ от других методов томографии?

1. В способе наблюдения. Излучатель, экран-приемник и объект не под вижны друг относительно друга.

2. Это единственный метод, где имеет место резонансное поглощение электромагнитной энергии, что требует создания особых условий локального однородного магнитного поля в слое (срезе), для чего необходимо наличие сильного однородного магнитного поля и больших градиентов магнитного по ля.

3. Использование радиочастотного возбуждения («мягкого» излучения с минимальным воздействием на пациента) в широком интервале рабочих частот от 1100 МГц.

4. Возможность решения практически всех задач медицинской визуали зации мягких тканей живого организма, т.е. содержащих воду (а, следователь но, стабильные изотопы 1H со 100% естественным содержанием основного ис точника ЯМР информации). В основе этого лежат исключительные возможно сти ЯМР в структурных, физико-химических исследованиях в химии, биологии, медицине и т.д.

5. В сочетании с ЯМР спектроскопией in vivo возможно наблюдение процессов метаболизма в живом организме.

Поскольку МР - томография базируется на принципах ЯМР спектроско пии, то представляется важным рассмотреть основные принципы ЯМР, основ ные параметры спектров и характеристики спектрометров.

Раздел 2. Основные принципы ЯМР, параметры спектров, характе ристики спектрометров, технологические аспекты их создания Современный МР - томограф – тот же спектрометр ЯМР, отличающийся тем, что в нем созданы условия для локализованного взаимодействия радиочас тотного поля с веществом в объемном теле, например в теле пациента. Поэто му, прежде всего, необходимо рассмотреть основные вопросы теории и базовые принципы эксперимента ЯМР в связке с условиями получения МРТ изображе ния.

ЯМР - глубоко и широко разработанная область исследования. Сущест вует обширная литература, в том числе в русском переводе и российских авто ров, где можно найти все – от физических основ, техники и методики экспери мента до применения практически во всех известных областях науки: от физики до археологии.

В данной работе приведены ссылки лишь на наиболее доступную для студентов и аспирантов литературу.

2.1. Спектроскопия ЯМР с непрерывным радиочастотным возбужде нием. Магнитно – резонансные параметры ЯМР, в сущности, такая же абсорбционная спектроскопия, как УФ и ИК – спектроскопия, но в радиочастотном диапазоне электромагнитных волн (от 1030 MГц в экспериментах начального периода до 900 MГц в современных ЯМР спектрометрах). Тем не менее, есть существенная разница. Резонансное поглощение электромагнитного излучения в оптическом диапазоне происходит вследствие переходов между состояниями с дискретными уровнями энергии, существование которых предопределено природой атома и не зависит от внеш них условий.





В то же время, для наблюдения ЯМР такие дискретные уровни энергии надо создавать. Возникают они в образце, помещенном в сильное магнитное поле (в современных спектрометрах в интервале 520 Тл), в соответствии с приведенным диапазоном частот. Обычно, молекулу представляют как некую совокупность ядер и электронов, блуждающих по дискретным орбитам (орби талям) вокруг ядер, условно неподвижных и образующих остов молекулы. В состав ядер многих химических элементов входят стабильные изотопы, кото рые, наряду с массой и зарядом, могут иметь ненулевой спин I (угловой момент - спиновое квантовое число) и магнитный момент µ, связанные соотношением µ = I h/2, где - т.н. гиромагнитное, точнее, магнито-гирическое отношение – важнейшая для ЯМР характеристика ядра. Эти изотопы сугубо квантовые частицы и ори ентация их углового момента в пространстве – дискретная, т.е. проекции на ка кую-либо ось координат характеризуются набором дискретных чисел (т.н. маг нитных квантовых чисел, m=I, (I-1),......, -I). Эти состояния для свободных ато мов вырождены, т.е. не различимы. Вырождение снимается при появлении оси квантования - магнитного поля, что и приводит к появлению разно заселенных магнитных уровней энергии, определяемых взаимодействием ядерного магнит ного момента µ с внешним постоянным полем В Е = – µ В0 (1) Существует правило, согласно которому по таблице Менделеева можно легко определить, резонанс каких ядер можно наблюдать. На ранней стадии развития ЯМР это было важно, но сейчас это малосущественно. Ядра ряда хи 12 мических элементов имеют спин I=0 (например, С, О), но содержат в не большом количестве изотоп с ненулевым спином (13С, 17О и т.д.). Современная техника ЯМР спектроскопии позволяет регистрировать сигнал от таких ядер либо непосредственно, либо косвенно, как результат взаимодействия наблю даемого ядра с ядром, имеющим изотоп с ненулевым спином и низким естест венным содержанием. Именно по этой причине метод ЯМР позволяет исследо вать любые вещества, состоящие из стабильных химических элементов (прак тически всех из таблицы Менделеева) и поэтому получил столь широкое рас пространение.

Рассмотрим совокупность однотипных спинов (спиновую систему) со спиновым числом, например протонов (1Н), находящихся в некотором окру жении в составе молекулы (в т.н. решетке). Взаимодействие этих подсистем – спиновой и решетки имеет важнейшее значение для ЯМР и составляет основу всех существующих модификаций ЯМР эксперимента.

В соответствии с формулой (1) протоны в поле В0 распределяются на двух уровнях (одни спины выстраиваются по полю В0 (-спины, - состояние), другие - против (-спины, - состояние) (рисунок 1.) Разность энергии между этими уровнями равна Е = hВ0/2. (2) В соответствии с распределением Больцмана избыток протонов на ниж нем уровне определяется из соотношения N/N = exp (Е/kT), (3) (это отношение N/N приблизительно равно 1,000064 для рабочей частоты МГц современных рутинных ЯМР спектрометров). Далее, на образец наклады вают радиочастотное поле В1 перпендикулярное В0 (В1В0), обуславливающее переходы спинов с верхнего уровня на нижний и наоборот на резонансной час тоте 0= В0/2, где 0 - рабочая частота спектрометра. Вероятности переходов и населенности связаны соотношением (уравнение Эйнштейна [9]).

N W = N W (4) В условиях равновесной заселенности уровней эти вероятности различа ются:

W / W = 1+ hВ0/2 kT, (5) что и определяет суммарный эффект резонансного поглощения радиочастот ной энергии. Это поглощение, естественно, нарушает равновесие в спиновой системе, и процесс восстановления равновесия (т.е. возвращение к первона чальному избытку населенности уровней) определяется временем Т1 = W, (6) РЧ генератор N y hВо / Предусилитель Х E=hvo = y hВо/ W В=0 - y hВо/ N Во У 1 эт.

h h S/N=h1/h Рисунок 1 – Схематическое представление ЯМР.

где W - средняя вероятность переходов (W+W)/2 между уровнями. Т1 на зывают временем продольной (т.е. речь идет о z-компонентах ядерного спина) или спин - решетчатой релаксации. Таким образом, величина Т1 характеризует время установления равновесия между спиновым резервуаром (системой) и решеткой – окружением ядра.

Второй, весьма важный процесс, связанный с ЯМР поглощением – спин спиновая (поперечная) релаксация, характеризуемая временем Т2 - временем установления равновесия в самой спиновой системе (по компонентам x и y ядерного спина).

Эти два процесса определяют «остроту» резонансного сигнала: амплиту ду и ширину линии, измеренную как ширина линии на полувысоте, кото рая согласно критерию Релея (условию различимости двух перекрывающихся линий) и есть абсолютное разрешение, а /0 - относительное разрешение спектра (спектрометра).

Как правило, протоны находятся в молекуле в разных химических, а, сле довательно, и магнитных окружениях, т.е. в разных локальных магнитных по лях Влок. = Во (1-), (7) где – константа ядерного магнитного экранирования, определяемая электрон ной оболочкой ядра и его окружением в молекуле (вопрос достаточно полно освещен в [10]). Это приводит к смещению резонансной частоты о (диамагнит ный или парамагнитный эффект). Разность резонансных частот (Гц) наблю даемых ядер 1 и ядер эталонного вещества эт. (обычно это тетраметилсилан (СН3)4Si) - ТМС) называют абсолютным химическим сдвигом, который соот ветственно растет с ростом В0. Поэтому используется величина относительного химического сдвига (ХС) в м.д. (миллионных долях, p.p.m., part per million):

= [1 - эт./ эт. (=о)] х106.

Есть и другой фактор, влияющий на изменение дискретных уровней спи новой системы, - косвенное спин-спиновое взаимодействие (скалярное):

E = J1,2 I1I2, (8) где J1,2 - константа спин-спинового взаимодействия(КССВ), I1, I2 – вектора ядерного спина. Следствием этого является возникновение дополнительных уровней энергии и переходов между ними, что и приводит к мультиплетности спектра ЯМР. Эта энергия не зависит от величины индукции магнитного поля Во. Мы опустим этот параметр, поскольку в ЯМР томографии он пока не ис пользуется. Детальное обсуждение этого вопроса можно найти в [10]. Отметим лишь, что КССВ – важнейший параметр в структурном ЯМР анализе.

В классическом ЯМР эксперименте с непрерывным радиочастотным воз буждением запись спектра осуществляется путем медленного прохождения по спектру, т.е. путем линейного изменения магнитного поля или частоты (свипи рование, свип – от слова to sweep). Оптимальная скорость свипа 1 Гц с-1. На ру тинном спектрометре с рабочей частотой 400 МГц на запись полного протонно го спектра (обычно, его ширина 10 м.д.) потребовалось бы 400х10 = 4000 с.

Это совершенно не соответствует задачам современного ЯМР исследования.

Сегодня в ЯМР спектроскопии (ЯМР in vitro, т.е. в ампуле с веществом) и ЯМР визуализации (ЯМР томография и ЯМР спектроскопия in vivo, т.е. спектроско пия элемента объема ткани живого организма) используются исключительно импульсные методы с Фурье преобразованием.

Чтобы понять тенденции развития ЯМР, технологические (технические) сложности создания техники эксперимента, приведем формулу для ключевого параметра любого ЯМР спектрометра, а именно, чувствительности, характери зуемой величиной отношения амплитуды сигнала к уровню шума (см. рисунок 1), рассчитанной при однократной записи (без накопления сигнала) (формула 3.35 из [10], с. 136):

Nh 2 I I 1 0 QVS T2* V, макс.

, (9) k T FBT UR где N – число ядер в 1 см3, Vs – объем образца. Это соотношение получено для режима линейного усиления и детектирования сигнала. При квадратурном де тектировании, которое используется в современных спектрометрах, сравнива ются мощности сигнала и шума. Анализ этого соотношения начнем с характе ристик спиновых меток - резонирующих ядер в молекуле, имея в виду только те из них, которые представляют интерес в плане использования ЯМР в меди цине (таблица 1.) Таблица 1 – Существенные для ЯМР свойства ядер, представляющих интерес in vivo ЯМР спектроскопии. ([1], табл. 4-2., с. 56).

Ядро Спиновое Естественное Относительная Абсолютная чув квантовое содержание чувствительность ствительность число Н 99.98 100 С 1.11 1.6 0. Р 100 6.6 6. F 100 83 23 Na /2 100 9.3 9. 39 Ka /2 93.1 0.0508 0. ЯМР сигнал для спинов I= представляет собой синглетную (одиноч ную) линию с максимальным соотношением сигнал/шум, поскольку инте гральная интенсивность, пропорциональная числу ядер в образце, при I пе рераспределяется между несколькими линиями спинового мультиплета. С уче том естественного содержания и значения для ЯМР визуализации предпочти тельнее ядра со спином I= (1Н, 31 Р, F). Следующий фактор, влияющий на чувствительность, – отношение времен релаксации Т2/Т1. Более наглядное оп ределение этой характеристики спиновой системы будет дано ниже. А сейчас лишь отметим, что для протонов воды отношение Т2/Т1 близко к единице (Т Т1). Поскольку вода – основной компонент мягких тканей живого организма, то использование ЯМР 1Н для целей томографии становится очевидным. Исполь зование других ядер для медицинских исследований представлено в [1, 2].

Далее следуют технические аспекты. Чувствительность растет с ростом рабочей частоты о, т.е. с ростом поля В0. В связи с этим повышение рабочей частоты спектрометра ЯМР in vitro - общая тенденция. В настоящее время мак симально достигнутая в спектрометрах ЯМР рабочая частота о=900 МГц. В томографии дело обстоит несколько иначе по многим причинам.

Увеличение магнитного поля накладывает особые требования к обеспе чению однородности поля. Здесь важной является абсолютная величина неод нородности магнитного поля – главный источник уширения линий и, следова тельно, укорочения Т2 (Т21/). Создание универсального магнита для раз ных ЯМР измерений (жидкости – твердые тела – микротомография) находится в естественном противоречии. Так, для наблюдения ЯМР высокого разрешения в жидкостях используются сверхпроводящие магниты с узким горлом (зазо ром) магнита, а для наблюдения ЯМР высокого разрешения в твердых те лах(большей частью) и микротомографии - с широким. Это связано также с конструктивными особенностями ЯМР пробника (датчика)- с необходимостью размещения в нем более громоздких элементов. Как правило, в таком зазоре не обеспечивается необходимая для спектроскопии ЯМР высокого разрешения в жидкостях однородность магнитного поля (в жидкостях ширина линии ЯМР Н0,1 Гц, соответственно требуемая относительная разрешающая способность примерно равна 0,1/10810-9). В то же время для целей МРТ такая однородность и не нужна, что определяется способом наблюдения ЯМР сигнала – использу ется метод спинового эха.

Высокое разрешение на твердотельном образце достигается его вращени ем в зазоре магнита под магическим углом. Это необходимо для усреднения прямых диполь – дипольных взаимодействий магнитных ядер, что в результате и приводит к сужению линий ЯМР. Разумеется, используются специальные устройства – шиммы для тонкой коррекции магнитного поля (шиммирование), которые, как правило, располагаются на самом датчике. Тем не менее, дости гаемое разрешение, естественно, существенно ниже, чем в жидкостях, где ди поль - дипольные взаимодействия усредняются до нуля благодаря изотропному тепловому движению молекул.

Остальные параметры, входящие в соотношение 9, определяют конструк цию главного радиочастотного элемента – ЯМР пробника, который должен обеспечить на выходе радиочастотный сигнал, достаточный для последующего усиления и обработки. Общая тенденция – увеличение объема образца (в на стоящее время используются ампулы диаметром до 20 мм) и переход на ис пользование криодатчиков, в которых радиочастотные узлы (не образец) нахо дятся при крио (низких) температурах. Это дает увеличение чувствительности примерно в пять раз. В результате, прибор с криодатчиком на 500 МГц имеет примерно такую же чувствительность, как и прибор на 900 МГц с обычным датчиком.

Отметим также, что в последних моделях спектрометров с непрерывным возбуждением уже использовалось накопление сигнала, что позволяло увели чить отношение сигнал/шум в N раз, где N – число накоплений. Так наблю дали впервые сигналы ЯМР ядер 13С.

2.2. Импульсный ЯМР с преобразованием Фурье Революционным для ЯМР спектроскопии стало использование техники импульсного возбуждения с последующим преобразованием Фурье, что стало возможным лишь с появлением быстродействующих компактных ЭВМ. Эта методика наблюдения ЯМР позволяет решить две принципиально важные зада чи.

Первая – это многократное сокращение времени одного наблюдения сиг нала ЯМР (это позволяет наблюдать быстро протекающие реакции) и повыше ние чувствительности метода за счет многократного накопления сигналов. Вто рая задача – управление динамикой ядерных спинов. В результате развития им пульсных методов ЯМР появилась возможность исключать (включать) те или иные механизмы взаимодействия (спин-спинового и спин-решеточного), а, сле довательно, многократно увеличить число модификаций ЯМР экспериментов (примерно на два порядка), в том числе, и для целей ЯМР визуализации объем ных тел.

Принципы импульсного ЯМР изложены с различной степенью глубины в многочисленных монографиях (см. например [13-15]). Мы ограничимся изло жением основных подходов. Здесь удобно воспользоваться рассмотрением движения вектора макроскопической намагниченности под воздействием маг нитных полей. Ядра с ненулевым спином I можно представить как магнитики с магнитным моментом µ. В магнитном поле В0 на них действует вращательный момент [µ В0], приводящий к прецессии вектора µ вокруг поля В0, т.к. этот магнитик обладает и механическим угловым моментом, стремящимся сохра нить ориентацию в пространстве (см. рисунок 2.) (по аналогии с т.н. гироско пическим эффектом, обуславливающим прецессию волчка в поле силы тяже сти). Частота т.н. ларморовой прецессии определяется тем же условием:

h0 =Е, 0= В0/2.

Двум спиновым состояниям и соответствуют два ансамбля магнит ных ядер µ, прецессирующих с одинаковыми ларморовыми частотами вокруг вектора В0. Суммарно мы имеем некую макроскопическую намагниченность М, пропорциональную разности заселенности этих состояний, направленную вдоль В0, т.к. - спинов больше, чем - спинов. Теперь, в отличие от вектора µ вектор М не квантован и его равновесное значение М0 практически совпадает с Мz Рисунок 2 – Схематическое представление формирования макроскопической намагниченно сти. Мы можем разложить каждый магнитный момент µ на z составляющую и компо ненту в плоскости xy. Компоненты в xy плоскости беспорядочно распределены и сум марная компонента Мху равна 0, т.е. Мху =0 отсутствуют. Для z - компоненты мы имеем намагниченность, пропорциональную N - N =Мz М0.

Движение вектора М в условиях резонанса представлено на рисунке [12]. Отметим, что отклонение М0 от направления Z приводит к появлению Мx и Мy компонент намагниченности, что и обуславливает возникновение э.д.с., индукции в катушке, расположенной перпендикулярно к оси Z. В системе ко ординат, вращающейся с ларморовой частотой в условиях резонанса, вектор М прецессирует (вращается) вокруг вектора В1.

В В M µ В В Рисунок 3 – Слева - движение вектора магнитного момента µ под воздействием радиочас тотного вращающегося поля при резонансе. ([12], рис. 2.8, с. 44) в лабораторной (непод вижной) системе координат;

справа – движение (прецессия вокруг В1) М во вращающейся с ларморовой частотой системе координат при резонансе.

Сейчас важно отметить следующее: фиксируя начало воздействия радио частотного возбуждения на резонансной частоте и изменяя его длительность, мы можем поворачивать намагниченность в плоскости, перпендикулярной век тору В1 на любой угол, а меняя фазу – удерживать его в заданном направлении.

Эти возможности и составляют суть импульсного метода, который лежит в ос нове всех модификаций современного ЯМР. На рисунке 4 представлено движе ние вектора намагниченности М после отключения радиочастотного поля при наличии процессов релаксации.

Нетрудно видеть, что при возвращении М к равновесию компоненты Мz и Мx,y восстанавливаются с разными характеристическими временами Т1 и Т2, ко торые были введены выше. Их называют еще Т1 и Т2 процессами.

dM Z t M 0 M Z MZ dt T1 t M Z M 0 1 e T M dM M dt T z t а Mх t M M X M Y exp 2 T t М M M б y Mу x t г t M X Y ~ Sin0t exp t T 2 в Рисунок 4 – Ларморова прецессия вектора суммарной ядерной намагниченности при нали чии процессов релаксации в лабораторной системе координат и временные зависимости х,y,z -компонент намагниченности M ([11], рис. 1.7, с. 19).

Т1 - процесс соответствует восстановлению равновесной заселенности Больцмановских уровней (рис. 4а), Т2 – процесс соответствует полной расфази ровке x и y компонент ядерных спинов (рис.4б, в): на рис. 4г представлен сово купный эффект расфазировки ядерных спинов, т.н. спад свободной индукции ССИ (free induction decay FID).

Теперь достаточно наглядно можно представить суть ЯМР с Фурье пре образованием ([14], Гл.5). В этом методе используются короткие мощные пря моугольные (но не всегда) радиочастотные импульсы на частоте 0. В соот ветствии с теоремой Фурье (преобразование непрерывной функции в гармони ческие ряды и, следовательно, переход от временной шкалы в частотную) это означает одновременное радиочастотное воздействие в диапазоне ± 1/tp, где tp – длительность импульса. Схематически изображение спектра представлено на рисунке 5.

Рисунок 5 – Схематическое изображение спектра при постоянном значении В0;

резонанс ные линии лежат в диапазоне частот Гц. Если частота ВЧ-заполнения импульсов равна =/2, то частоты резонансных линий охватывают диапазон Гц от. Частоту пере датчика можно также выбрать равной, т.е. лежащей в пределах диапазона.

В принципе, несущую частоту можно выбрать внутри диапазона частот реального спектра (на рис.5 эта частота обозначена как ). Однако в силу способа детектирования сигнала ЯМР (т.н. гетеродинного) положительные и отрицательные разностные частоты не будут различаться при использовании лишь одного фазового детектора. Линии слева и справа от несущей частоты бу дут перемешаны (например, линии 8 и 12 окажутся вблизи друг друга). Этого можно избежать путем использования второго фазового детектирования. Одна ко технически проще использовать несущую частоту, величина которой нахо дится за пределами ожидаемого частотного диапазона спектра (обычно эт).

В таком случае используется только одна половина частотного спектра = – 1/tp. Естественно,. Теоретически экономия времени составляет /, т.е., примерно 103. Но реально - 102. Эта проблема не возникает при квадратур ном детектировании, т.е. при одновременном измерении амплитуды и фазы.

Теперь необходимо ввести две важные взаимосвязанные характеристики импульса (они соответственно и являются основными технологическими пара метрами спектрометра с импульсным возбуждением): мощность и длительность импульса. Угол поворота как фрагмент ларморовой прецессии вокруг В1 в ус ловиях резонанса, определяется из соотношения Q= Н1 tp. (10) М Рисунок 6 – Ширина импульса и угол поворота.

Таким образом, амплитуда Н1 должна быть достаточно большой, чтобы выпол нялось соотношение Н1 21 (11) и чтобы условия резонанса для всех ядер были примерно одинаковы.

Для поворота на 90° нужно использовать импульс длительностью tp1/(41), т.е. необходимо использовать короткие и мощные импульсы (до КВт в ЯМР спектроскопии твердого тела).

Для целей экономии времени используются импульсы, отклоняющие М (Мz)на угол меньше 90°. При необходимости, (для накопления сигнала) им пульсы повторяются (сканируются) через определенные интервалы времени для восстановления Мz намагниченности (не обязательно полного: для каждого типа ядра подбираются оптимальные соотношения длительность импуль са/интервала между импульсами, которое определяется временем Т1).

После обратного преобразования Фурье сигнал в виде ССИ преобразуется в спектр в частотной области (спектр поглощения). Схематически эта процеду ра представлена на рисунке 7 [11].

Компьютер АЦП – аналого-цифровое оцифрованный ССИ;

данные для CCИ преобразование преобразования Фурье t преобразование Фурье v спектр ЦАП – цифро-аналоговое оцифрованный сигнал ЯМР преобразование Рисунок 7 – Прохождение данных в эксперименте ЯМР-ФП [11].

Возможность управлять импульсными последовательностями позволяет проводить на одном и том же спектрометре и измерения Т1 и Т2, т.е. реализо вывать собственно импульсный ЯМР, с той лишь разницей, что это могут быть селективные методики воздействия на подуровни энергии спиновой системы (например, в спиновых мультиплетах), и тогда величины Т1 и Т2 характеризуют переходы между этими подуровнями, и неселективные (стандартный импульс ный ЯМР, где величины Т1 и Т2 характеризуют всю спиновую систему в целом, т.е. для всех типов переходов в спиновых системах (брутто). Например, им пульсные последовательности [,, /2] дают зависимость z –компоненты на магниченности от интервала между импульсами в виде Mz = M0 [1-2exp(-t/ Т1)], из которой и определяется время продольной релаксации Т1. Последова тельность /2,, дает «эхо» сигналы, зависящие от 2, огибающая которых описывается кривой exp (–2/Т2), спадающей с характеристическим временем Т2 и т.д. Сводка основных импульсных методик приведена в [14].

2.3. Технологические аспекты создания ЯМР спектрометров Обсудим ряд технологических вопросов. Наиболее сложным в этом плане является создание сверхпроводящего магнита с большим полем В0 и достаточно высокой однородностью. ЯМР спектрометры на электромагнитах сейчас не производятся, поскольку, предельно достигаемая на них рабочая частота даже при малом зазоре не превышает 100 МГц. При этом магниты имеют большие поля рассеяния, огромный вес – до трех тонн и, чрезмерное потребление элек троэнергии и т.д.

Это не соответствует задачам современного ЯМР исследования, даже ру тинного. Сверхпроводящие магниты всегда ноу–хау и являются исключитель но высокотехнологичными продуктами. Не случайно, их серийное производст во освоено лишь несколькими специализированными фирмами. Для целей то мографии нужны магниты несколько иного типа. Этот вопрос будет рассмотрен позднее.

Следующий по значимости узел – датчик ЯМР сигналов (ЯМР пробник), в котором находится множество высокотехнологичных элементов. Ремонт дат чиков в лабораторных условиях, как правило, не предусмотрен.

Передатчик – генератор импульсов. Технологические сложности возни кают при создании передатчиков мощностью 1000 Вт и выше.

Для реализации экспериментов нужны быстродействующие малогабарит ные ЭВМ. Требования к ним хорошо известны и в аппаратуре ЯМР обычно ис пользуются стандартные рабочие станции.

Раздел 3. Общие принципы магнитно-резонансной томографии и ос новные характеристики МРТ - изображения 3.1. От ЯМР спектрометра к магнитно-резонансному томографу. Ос новные характеристики МРТ изображений Как было отмечено в предыдущих разделах, спектрометр ЯМР можно представить в виде устройства, содержащего четыре принципиальных узла:

источник магнитного поля;

1.

передатчик (импульсный генератор радиочастотных волн);

2.

приемник (предусилитель – блок предварительного усиления сигнала в 3.

датчике ЯМР, основной усилитель с последующим детектированием);

система обработки данных, включая управляющий компьютер.

4.

Формально, ЯМР спектрометры и ЯМР томографы содержат одни те же узлы, и представляется, что их функции могут быть совмещены в одном уни версальном приборе.

Однако, по сути, они имеют ряд специфических функциональных отличий.

1. Источники магнитного поля. Основные требования к источнику маг нитного поля в спектрометре ЯМР: постоянное однородное и стабильное по всему образцу магнитное поле, поскольку в сигнале ЯМР кодируется только информация о локальном магнитном окружении ядра в молекуле вне зависимо сти от его местоположения. Для целей МР визуализации необходима, прежде всего, не информация о химическом сдвиге ядра, а информация о местополо жении этого ядерного спина в образце. Т.е. необходимо закодировать эту ин формацию путем создания локальных резонансных условий. Это означает, что в разных областях образца нужно создать разные магнитные поля.

Это достигается путем добавления трех градиентных катушек, обеспечи вающих создание достаточно больших линейных градиентов магнитного поля (от 10 мТл м-1 и выше). В современных ЯМР спектрометрах они также исполь зуются, но для других целей.

Исключительно высокая однородность магнитного поля, обеспечивающая минимальное уширение спектральной линии (т.е. на уровне 0,01 м.д.) не нужна в принципе (достаточно на уровне 110 м.д.). Дело в том, в тканях живого ор ганизма характер молекулярного движения ядер таков, что условие 00 заведомо не выполняется. Более подробно эти вопросы рассмотрим ниже.

2. Передатчики. В спектрометрах ЯМР передатчик должен обеспечивать радиочастотное облучение всего образца в целом и одновременно во всем диапазоне резонансных частот для данного сорта ядер. Для этого используется достаточно широкий, короткий и мощный радиочастотный импульс. Уместно отметить, что в экспериментах с двойными и тройными резонансами возможен перегрев образца и требуется отвод тепла. В МР томографии также однородное радиочастотное поле накладывается на все тело пациента, но нет никакой необ ходимости в импульсе, обеспечивающем радиочастотное облучение в столь широком диапазоне частот. Здесь необходимо обеспечить лишь локальное воз буждение спинов в узкой частотной области, соответствующей, обычно, синг летной линии ЯМР (например, протонов воды в мягких тканях живого орга низма). Соотношение диапазонов радиочастот облучения в ЯМР спектроско пии и МРТ примерно 1000 к 1. Это импульсы с несколько иными параметрами формы, мощности, длительности. Разумеется, катушки радиочастотного облу чения значительно отличаются по конструкции.

3. Приемник. Имеются существенные конструктивные и технические от личия.

4. Система обработки данных, включая управляющий компьютер. Оче видно, что в ЯМР томографии более высокие требования к системе обработки данных, по крайней мере, потому, что кроме стандартных для ЯМР процедур, нужна система кодирования и декодирования сигналов. Естественно, и иные требования к программным продуктам и к самому управляющему компьютеру.

5. Требования к установке оборудования. На ранней стадии развития ЯМР, спектрометры работали на радиочастотах, близких к промышленным час тотам, в интервале 20100 МГц, и поэтому их устанавливали в комнатах с пол ным электромагнитным экранированием (экран Фарадея). Создание столь же стких условий для размещения современных ЯМР спектрометров уже не тре буется, но такие требования сохранились в МР - томографии, поскольку, большей частью, рабочие частоты МР - томографов находятся в диапазоне промышленных электромагнитных излучений.

Очевидно, создание того или иного ЯМР спектрометра и МР - томографа предполагает решение широкого круга технологических вопросов в соответст вии с современными требованиями и тенденциями. В плане развития спектро скопии ЯМР все достаточно просто это – движение в направлении повышения рабочих частот и использования криодатчиков. Другое дело МР - томография.

Здесь не все так просто, по крайней мере, в части производства МР - томогра фов для клинических исследований для основных его потребителей – больниц, диагностических центров, поликлиник и т.д. Поэтому необходимо рассмотреть некие общие вопросы создания МР томографов, круг технологических вопро сов, решение которых необходимо для тех или иных задач МР - визуализации в медицине.

3.2 Источники магнитного поля Источники магнитного поля всегда важный вопрос. По величине основного постоянного поля В0 и осуществляется классификация МР томографов [1,2], от 0,02 Тл для утраслабополевых до высокополевых с В0 1,0 – 2,0 Тл и ультра высокополевых 2,0 Тл. Однако с внедрением в рутинную клиническую прак тику приборов на 3 Тл и распространением исследовательских томографов с В 7 Тл и более такая классификация уже устарела.

Источниками такого поля могут быть:

постоянные магниты (0,2-0,3 Тл, что соответствует рабочей частоте 0= 8,4-12,7 МГц). Вес их порядка 20 т. Около 15 лет назад отмечался рост интереса к постоянным магнитам для МРТ, поскольку постоянные маг ниты томографов легко конфигурируются по МРТ открытого типа, т.е.

обеспечивают доступ к пациенту и снижается клаустрофобия;

в на стоящее время сегмент таких томографов невелик;

электромагниты или резистивные магниты (клинический МРТ до 0,3 Тл:

вес их порядка 5 т и велико поле рассеяния). Эти типы магнитов в спек трометрах ЯМР уже не используются, за исключением учебных прибо ров и стоящих в производственных лабораториях и линиях для экс пресс-анализа (миниспеки). Интерес к резистивным магнитам для МРТ падает, поскольку их содержание обходится дороже, чем МР томогра фов на постоянных магнитах;

сверхпроводящие магниты. В МРТ на животных уже используются сверхпроводящие магниты до 9,4 Тл, хотя, в принципе, для целей ЯМР спектроскопии уже созданы магниты с полем 17,6 Тл, которые имеют небольшой вес, но одновременно большие поля рассеяния, что требует специальных мер по их экранированию. Только на таких томографах может быть реализована ЯМР спектроскопия in vivo в силу достаточно большого поля В0. Были созданы и открытые сверхпроводящие магни ты для МР томографов открытого типа.

Существуют гибридные магниты (промежуточные между постоянными магнитами и резистивными), но в силу низкого качества они в МР томографии не используются.

Преимущества и недостатки этих магнитов хорошо известны (см. [1,2]) и представлены в таблице 2.

В действительности, в клинической практике используются все виды МР – томографов от 0,02 Тл до 3 Тл и несколько больше. Отметим сразу, в клиниче ской практике для МР – томографов для всего тела в настоящее время принято ограничение до 3 Тл (подробнее рассмотрим этот вопрос в разделе 3.4).

Таблица 2 – Преимущества и недостатки разных типов магнита. ([1], табл. 4-2., с. 56).

Тип магнита преимущества Недостатки - не требует электропитания - более низкая, но не конкуренто Постоянный - удобство для пациента способная стоимость по сравне - ограниченное поле рассеяния нию средне- высокопольными сис - не требует криогенных жид- темами костей - чувствительность к колебаниям - достаточное качество изображе- температуры ния для многих рутинных иссле- - магнитное поле нельзя выклю дований чить - ограниченная напряженность по ля и поэтому низкое отношение сигнал/шум - удобство для пациента - более низкая, но не конкуренто Резистивный - не требует криогенных жидко- способная стоимость по сравне стей нию с системами с постоянными и -легкость размещения в трудных сверхпроводящими магнитами местах - ограниченная напряженность по - реализация многих более слож- ля и поэтому низкое отношение ных методов получения изобра- сигнал/шум жения - поле может быть выключено сверхпроводящий - высокое отношение сигнал/шум - высокая стоимость и эксплутаци - высокая однородность поля онные расходы - более легкая реализация слож- - трудность размещения ных методов получения изобра- клаустрофобия встречается чаще, жения чем в других системах - единственная система пригодная для спектроскопии В пользу использования высоких полей два основных аргумента:

1. Рост поля ведет к улучшению сигнал/шум, что в совокупности с большим пространственным разрешением дает более высокое качество изображе ния.

2. Возможность реализовать одновременно и ЯМР in vivo спектроскопию.

Надо отметить, что in vivo спектроскопия в клинической практике широ кого применения не нашла. В большей степени она необходима для биомеди цинских исследований. В настоящее время отмечается доминирование магни тов с полем 1,5 Тл и тенденция роста числа МР томографов на 3,0 Тл.

Любопытен прогноз, сделанный экспертами в области МРТ в 90-х годах прошлого века:

«Скорее всего, в будущем большинство МР - томографов будут работать в слабых и средних полях. Соотношение будет зависеть от конкретного рынка.

Основная доля МР - томографов со слабыми и средними полем будет установ лена в Японии, за ней будет следовать Европа, в меньшей степени – США. Но вое поколение пользователей МРТ, небольшие больницы и частные врачи, бу дут предпочитать более дешевые МР - томографы, которые обеспечивают воз можность проведения подавляющего большинства наиболее часто встречаю щихся диагностических обследований. Большие госпитали, в особенности те из них, которые интересуются локальной спектроскопией и исследованиями в области функциональной томографии, сохранят интерес к сильным магнитным полям, но и они будут покупать томографы со слабыми и средними полями в качестве вторых и третьих установок для массовых обследований (и разгрузки от них большого томографа)» [1].

3.3. Построение изображений в магнитно-резонансной томографии:

локализация спинов, пространственное кодирование ЯМР сигналов, воз буждение спинов Принципиальное отличие МР - томографов от ЯМР спектрометров заклю чается в том, что передатчик, приемник, система обработки сигналов и источ ник третьего поля – градиентные катушки, не могут рассматриваться порознь как в спектрометре ЯМР. Дело в том, что для создания ЯМР изображений необ ходимо осуществить согласованно несколько процедур:

локализацию спинов и их радиочастотное возбуждение (спиновых ме ток);

пространственное кодирование ЯМР сигнала;

детектирование сигнала и декодирование (реконструкция изображе ния) Прежде чем перейти к обсуждению этих вопросов, введем основные поня тия (характеристики) изображения.

При любой компьютерной визуализации изображение образуется из т.н.

пикселей (pixels – picture elements), которые, в свою очередь, отражает содер жание объемных элементов - вокселей (voxels – volume elements) (рисунок 8).

Рисунок 8 – Формирование изображения фигуры человека. ([1], рис. 5-1, с. 68). Фигура чело века математически разбита на объемные элементы. В каждом вокселе соответствующие интенсивности сигналов усредняются, превращаясь в число, которое отвечает некоторому уровню серой шкалы. Эти числа используются для создания картины, состоящей из пиксе лей.

Размер вокселя ограничивается рядом факторов. Главными из них являют ся объем памяти компьютера и величина сигнала (от вокселя), который может быть обработан без искажений и потери информации. Обычно это 256х256х вокселей на 1 срез (28х 28х1), которые преобразуются в 256х256 пикселей, что образует матрицу изображения (рисунок 9, [1]). Она и охватывает все поле зрения объекта. Если объект, например «голова», умещается в квадрате 25,6х25,6 см, то при такой матрице изображения площадь пикселя - 1мм2. Это и есть пространственное разрешение в данном эксперименте. Для МР томографии в качестве технической характеристики приводят обычно некую оптимальную величину.

Большое поле зрения Малое поле зрения Рисунок 9 – Матрица изображения в поле зрения. ([1], рис. 5-2., с. 69). В данном случае мы имеем матрицу изображения 12х12, т.е.

сетку из 12 строк и 12 столбцов с полным числом пикселов 144. При томографировании туловища поле зрения обычно выбирают большим, чем при томографировании головы.

Поэтому при данной матрице изображения размеры вокселя и пикселя в МРТ изображе ниях туловища будут больше чем в МРТ изображениях головы.

Матрица 12х Методы обработки данных и реконструкции из них изображения опреде ляют различные формы вокселов.

Изотропные реконструкции используют кубы, в анизотропных методах од но из ребер длиннее всех остальных (прямоугольный параллелепипед). Хотя в плоскости изображения они могут выглядеть одинаково, их содержание, т.е.

вычисленное количество уровней в сером отображении пикселя может оказать ся различным (рисунок 10 а).

а) б) Рисунок 10 – а) Изотропный и анизотропный объемные элементы. Хотя оба вокселя имеют одинаковые квадратные основания, нижний - вдвое больше по объему, чем верхний. Он со держит больше тканей (и по количеству и по составу), поэтому дает более сильный сигнал.

б) Возбужденные объемы: «точка», «линия», слой, весь объем. ([1], рис. 5-3, 5-4, с. 69-70).

Изображения, состоящие из пикселей, могут быть построены от точки к точке, из линии, из слоев или из слоев, вычисленных по данным, собранным от объема в целом (рисунок 10 б).

Почти всех методах МРТ, находящихся ныне в употреблении, используют ся либо построение по слоям (планарные методы), либо объемные методы. В первом случае МРТ эксперимент сосредоточен в выбранном срезе объекта и его часто называют двумерным (2М) экспериментом, ибо приходится кодировать только два пространственных измерения. Во втором (3М методы) пространст венно кодируется весь исследуемый объем. Способ получения пространствен ной информации принято называть методом реконструкции.

Создание изображения включает следующие процедуры:

- локализация спинов, -возбуждение выделенных спинов, -пространственное кодирование сигнала этих спинов, -детектирование сигнала и реконструкция изображения.

Теперь рассмотрим общие принципы обозначенных выше процедур полу чения ЯМР изображения.

Локализация спинов - пространственная кодировка. В основе этой про цедуры лежит зависимость частоты ларморовой прецессии ядер 0 от величины постоянного поля В0 в месте их расположения: 0=В0.

В спектрометре ЯМР образец помещается в центре зазора, где однород ность поля самая высокая и профиль магнитного поля имеет прямоугольный вид по нескольким направлениям. Это достигается посредством т.н. шимми рующих катушек, токи в которых и создают слабые магнитные поля, корректи рующие основное В0 с целью обеспечения идентичных резонансных условий всех спиновых меток в образце, находящемся внутри приемо-передающей ка тушки. В МРТ на основное поле В0 накладываются дополнительные поля, из меняющиеся по линейному закону вдоль трех осей координат, т.н. градиентные поля с градиентами порядка 10-2 Тл/м (10 миллитесла/м). Используются и гра диентные поля, изменяющиеся по квадратичному закону [16].

Таким способом создаются условия для наблюдения резонанса в любой точке пространства в большом зазоре магнита.

Рисунок 11 – Сигналы и спектры трех водных образцов в различных положениях на х-оси без наложения градиента поля и в присутствии гра диента вдоль оси х. ([1], рис. 5-6, с. 72).

На рисунке 10 представлена схема такого МРТ эксперимента в присутст вии градиентного поля G(x) (т.е. в поле В0х+Gх) для трех образцов. Такая же схема, но с двумя образцами, составляла суть принципа ЯМР визуализации, изложенного в приведенной во введении статье П.Лаутербура. В отсутствие градиента магнитного поля наложенный на эти образцы радиочастотный им пульс создает сигнал, состоящий из одной единственной частоты;

после Фурье преобразования (FT) такой сигнал создает спектр, состоящий из единственного пика. В присутствии градиента магнитного поля при измерении сигнала мы по лучим отклик, состоящий из различных частот, соответствующих всем трем различным положением ампул с образцом.

Фурье-преобразование такого сигнала создаст спектр из трех пиков, соот ветствующих трем различным положениям образцов. Разности частот между этими пиками будут зависеть как от реального расстояния между образцами, так и от величины градиента магнитного поля.

В центре магнита резонансная частота остается неизменной, поскольку в этом месте градиент не создает никакого эффекта. По обе стороны от центра резонансная частота будет либо больше, либо меньше, в зависимости от поляр ности градиента (рисунок 12).

Рисунок 12 – Градиентные магнитные поля суммируются со статическим магнитным по лем. ([1], рис. 5-7., с. 72).

На рисунке 13 представлено изображение градиента магнитного поля, ис пользуемого на диаграммах импульсных последовательностей.

Эти градиенты магнитного поля создаются набором катушек, размещенных специальным образом. Они могут создавать поля, которые постоянно нараста ют вдоль каждой из трех главных осей (х, y, z).

Время нарастания градиента Мощность градиента Время Включение Выключение градиента градиента Рисунок 13 – Схематическое представление градиента поля, используемое на диаграммах импульсных последовательностей. ([1], рис. 5-8, с. 72).

Передающая катушка создает радиочастотное поле во всем образце, на ходящемся также в однородном постоянном магнитном поле. Это радиочас тотное поле достаточно слабое по интенсивности и не вызывает разогрева об разца (тела пациента), но оно вполне достаточно, чтобы можно было регистри ровать сигнал ЯМР поглощения в любом виде (резонансное поглощение, ССИ, эхо-сигнал) от любого элемента объема. При этом должно соблюдаться усло вие, когда локальное магнитное поле остается однородным и при включенных градиентах. Однако появление сильных градиентов магнитного поля эквива лентно наличию больших неоднородностей поля В0 в точке наблюдения во время действия градиента. Следствием является расфазировка спинов и исчез новение сигнала в локальной области образца. Таким образом, возникает необ ходимость восстанавливать намагниченность во время действия градиентных полей. Делается это двумя способами.

Метод спин-эхо томографии. Это, по сути, стандартный метод спиново 1.

го эха с контролируемыми градиентными полями. Как уже отмечалось в разде ле 3.2.2, спин-эхо формируется включением 180° импульса ( - импульса) после отключения 90° импульса в момент. Расфазировка и рефокусировка происхо дят в одинаковых по неоднородности полях. Полная рефокусировка происходит только в центре эхо-сигнала. В томографическом эксперименте вслед за 90° импульсом включается градиентный импульс – источник более сильной неод нородности поля, чем самое поле магнита В0 (рисунок 14).

Рисунок 14 – Спин–эхо эксперимент с градиентами сбалансированными (затем ненные области) в течение последова тельности. Тот градиентный импульс, который расположен между 90°– и 180°– импульсами, по площади равен заштрихо ванной части того градиента, который включается после 180°–импульса. По скольку 180°–импульс индуцирует обра щение фаз, то эффекты затемненных градиентов взаимно уничтожаются в центре сигнала эхо. По этой причине гра диенты не мешают образованию этого сигнала. ([1], рис. 5-10, с. 74).

Дополнительная неоднородность поля сильно ускоряет процесс расфазиров ки спинов. Градиент магнитного поля действует также и в период формирова ния эхо-сигнала. Регулируя амплитуду и длительность градиентного импульса, можно полностью скомпенсировать процессы расфазировки и рефокусировки спина путем переключения (изменения направления) градиентов.

Томография по сигналу градиентного эха. Эхо-сигнал можно получить 2.

и другим способом, а именно, изменяя полярность градиента. После радиочас тотного импульса сигнал свободной индукции спадает с характеристическим временем Т2*, который включает вклад Т2 (общий вклад неоднородности В0 в любой точке) и Т2 – вклад от локальной неоднородности В0 (x,y,z). Изменение полярности меняет направление индуцированной прецессии, что приводит к рефокусировке спинов, т.е. к сигналу градиентного эхо через время ТЕ. Площа ди градиентных импульсов обоих полярностей при этом должны быть уравне ны.

В этом эксперименте (градиентное эхо - GRE) используется несколько за держанный из-за переключения градиентов, но полностью восстановленный сигнал ССИ. На рис. 15. приведена схема такого эксперимента. Очевидно, в этом методе в отличие от метода спинового эха влияние неоднородности В не устраняется и спад сигнала свободной индукции происходит быстрее (за счет самодиффузии протонов). Поэтому на такой эксперимент требуется отно сительно короткое время.

Таким образом, оба метода позволяют получить восстановленный сигнал ЯМР (эхо-сигнал) от некоего элемента объема, положение которого координи руется градиентными импульсами.

Рисунок 15 – Образование градиентного эха.

Вместо 180 импульса используется градиентный импульс (-G), за которым следует другой гради ентный импульс с противоположным зна ком(+G), он и вызывает градиентное эхо. Сиг налы спин-эхо спадают в соответствии с Т2, т.к. для них все эффекты локальных неоднород ностей магнитного поля взаимно уничтожают ся. В случае градиентных эхо-сигналов это не так: здесь спад сигнала определяется временем Т2*, которое всегда короче Т2. ([1], рис. 5-13, с.

76).

Пространственное кодирование осуществляется двумя близкими, по сути, способами: частотным и фазовым. Принцип кодирования проще проследить на примере частотного кодирования, который схематически представлен на ри сунке 16.

Нетрудно видеть, что для определения положения трех образцов на плос кости необходимо повторять эксперимент с импульсными градиентами дважды (вдоль х и у). Продолжая эксперимент с градиентными импульсами в плоскости (х, у), мы получим совокупность проекций, математическая обработка которых даст форму плоской фигуры. Продолжая далее эксперимент с градиентными импульсами в направлении z, мы получим и форму объемного тела. Этот ме тод называется методом реконструкции по проекциям (метод обратных проек ций). Отметим, что при частотном кодировании радиочастотное возбуждение предшествует включению каких-либо градиентов, но регистрируется сигнал ЯМР – эха при включенных градиентах, т.е. кодирование происходит во время записи сигнала.

а) б) Рисунок 16 – Частотное кодирование. ([1], рис. 5-14, 5-15, с. 77).

Фазовое кодирование сигнала осуществляется до записи сигнала, но в присутствии градиентов.

Немедленно после возбуждения все спины когерентны, никаких фазовых сдвигов еще не возникло;

если мы подождем, то естественный Т2 –процесс (а также неоднородности поля) начнут влиять на наш образец, т.е. начнется про цесс расфазировки (со временем Т2). Однако, если внезапно включить гради ент, то спины начнут быстро разбегаться по фазе. Скорость этой расфазировки будет зависеть от положения индивидуального спина и от величины градиента.

Эти фазы соответствующих спинов содержат пространственную информацию.

Фазовое кодирование сравнивает эти фазы с фазой опорного сигнала ЯМР на той же частоте. Информация может быть восстановлена с помощью преобразо вания Фурье.

Чтобы разрешить n пикселей вдоль y-оси, мы должны повторить экспе римент n раз. Кодирующий фазу градиент при каждом повторении изменяется (инкрементируется) с постоянным шагом. Эти изменения фазирующего гради ента можно создать, изменяя либо длительность, либо амплитуду градиентного импульса. Первый метод был предложен ранее [17], но он имеет тот недоста ток, что на разных фазовых шагах дает разное Т2 - взвешивание изображения.

Поэтому более предпочтителен метод изменения амплитуды фазирующего гра диента [18].

В действительности, частотное и фазовое кодирование очень тесно связа ны между собой. Главным различием между этими двумя методами является то, что фазовое кодирование завершается до того, как мы начинаем измерять сигнал, тогда как частотное кодирование осуществляется в процессе измерения.

При частотном кодировании мы можем использовать всю эволюцию сигнала во времени, чтобы собрать нужное число точек измерения;

при фазовом коди ровании мы такой возможности не имеем и должны повторить эксперимент.

3.3.1. Определение и выделение среза. Многослойная томография Толщина среза относится к числу основных технических параметров (ха рактеристик) ЯМР томографа. В идеале – чем меньше толщина среза, (при со хранении его профиля), тем выше качество изображения. Однако при этом уменьшается локальный объем образца и, следовательно, падает отношение сигнал/шум. В лучших современных ЯМР томографах толщина среза находит ся в пределах 2 мм. Техника определения среза и его подбор представлены на рисунке 16 а-с.

Профиль среза определяется формой радиочастотного импульса, т.е. вре менной зависимостью его амплитуды. Обычно используются радиочастотные импульсы гауссовой формы (рисунок17 а, слева) и sinc- импульсы (справа).

Фурье образ импульса гауссовой формы также имеет гауссову форму, sinc- импульсы после Фурье преобразования дают почти идеальный прямо угольный профиль, но он не оптимален для многих импульсных последова тельностей. Разработаны радиочастотные импульсные последовательности и с иными профилями.

а) б) c) Рисунок 17 – а) Гауссовы и sinс-импульсы. В то время как Фурье-преобразование гауссова импульса дает спектр гауссовой формы, после ФП точного sinc-импульса возник бы идеально прямоугольный спектр. Практически удается реализовать спектр, близкий к прямоугольно му. б) Толщина слоя (среза). Наклон графиков градиентов в направлении стрелок, т.е.

уменьшение величины градиента – увеличивает толщину среза. с) Толщина слоя (среза). Длин ные импульсы ведут к тонким слоям, а корот кие - к увеличению толщины среза ([1], рис. 5 17 - 5-19, с. 80-81).

Подбор среза осуществляется изменением величины градиента и дли тельности радиочастотного импульса. Увеличение градиента при постоянной длительности (т.е. при фиксированной ширине полосы) ведет к уменьшению толщины среза (рисунок 17 б). Такой же эффект достигается при увеличении длительности радиочастотного импульса при неизменном градиенте магнитно го поля (рисунок 17 с).

Итак, наложение радиочастотного импульса в отсутствие каких–либо градиентов поля приводит к возбуждению всего образца. Если градиент поля включен одновременно с радиочастотным импульсом, то магнитное поле, а с ним и резонансная частота, будут меняться в зависимости от положения точки измерения внутри образца. Радиочастотный импульс на частоте резонанса соз дает возбуждение в центре магнита, где градиент не создает никакого эффекта.

Ядра, находящиеся вне центра, не могут быть возбуждены радиочастотным им пульсом на частоте Лармора.

То расстояние (или, что, то же самое, толщина среза), внутри которого выполняются условия резонанса для центра магнита, определяется интервалом частот (шириной полосы), содержащихся в возбуждающем импульсе и величи ной градиента магнитного поля. Если радиочастотный импульс содержит толь ко определенную полосу частот, то возбуждение будет иметь место лишь для точно определенного интервала положений, что соответствует точному подбо ру места среза внутри образца.

Как уже отмечалось, длительность радиочастотного импульса и связанная с нею ширина его полосы – второй фактор, влияющий на толщину среза. Чем длительнее импульс, тем тоньше будет срез (рисунок 17 с). Практически, уменьшение толщины среза удлиняет время появления эха (ТЕ). Поскольку ТЕ измеряется от центра импульса, то более длительные импульсы для получения более тонких срезов ведут к необходимости удлинения начального ТЕ, а это, в свою очередь, влияет на экспозицию, артефакты изображения и на контраст.

Изменение частоты радиочастотных импульсов соответствует смещению положения резонирующих ядер от центра образца. Таким способом мы можем передвигать срез в любое нужное нам положение вдоль выбранной оси (рис.

18). Для поперечного среза градиент, образующий этот срез, прикладывают вдоль оси z, для коронального среза соответствующий градиент прикладывают вдоль у - оси, градиент вдоль х - оси создаст сагиттальный срез.

Многослойная томография. Во многих импульсных последовательно стях образуется весьма длительная задержка между каждым возбуждением (время повторения - TR) конкретного среза: это время необходимо для восста новления намагниченности. Поскольку время Т1 продольной релаксации тканей достаточно велико, то указанная задержка между повторными возбуждениями может достигнуть трех секунд. Чтобы более эффективно использовать это вре мя, мы можем возбуждать несколько параллельных срезов за каждый такой ин тервал.

Рисунок 18 – Перемещение положения среза. В поле 1.0 тесла резонансная час тота в центре образца будет 42.58 МГц.

Изменяя частоту заполнения нашего РЧ импульса на несколько килогерц, мы сдви гаем срез от центра. ([1], рис. 5-20, с.

82).

Это достигается изменением частоты радиочастотного импульса. Такую процедуру можно повторить и получить серию срезов (рисунок 19). Достигае мое таким образом число срезов можно вычислить, разделив время повторения TR на время ТЕ, необходимое на каждый срез, например, TR=400мс, ТЕ=50мс:

тогда теоретически возможное число срезов равно восьми (на практике – семи, т.к. на каждый срез требуется чуть больше времени, чем ТЕ).

Рисунок 19 – Возбуждение нескольких слоев за один цикл TR (спин-эхо им пульсная последовательность). Каж дому слою отвечает несколько изме ненная частота заполнения соответ ствующих импульсов, поэтому воз буждаются лишь выбранные ядра, т.е. срезы. В каждом слое можно ор ганизовать несколько эхо-сигналов, это будет многослойная томография.

([1], рис. 5-21, с. 82).

Если время повторения TR достаточно велико, то можно создать не толь ко несколько срезов, но и несколько изображений с возрастающим на один срез ТЕ.

Такой метод называют мульти-эхо-мульти-срез-последовательностью.

Обычно при исследовании головного мозга получают 15 или 16 параллельных срезов в поперечной плоскости с различным Т2 –взвешиванием.

3.3.2. Методика получения изображения в стандартном двумерном МРТ эксперименте В общем виде двумерная ЯМР томография осуществляется следующим образом:

- накладывается селективный радиочастотный импульс в присутствии, напри мер, z-градиента (так формируется срез);

- для получения пространственной информации в поперечной плоскости, т.е. (х, у), используется либо простые частотные кодировки (его принципы обсужда лись выше), либо комбинация частотного и фазового кодирования (стандарт ный метод, используемый в современной МРТ).

Технически это комбинированное пространственное кодирование осуще ствляется таким образом. Включается, например, у - градиент, во время дейст вия которого происходит расфазировка спинов. Через определенное время он (у - градиент) выключается и регистрируется либо ССИ, либо эхо-сигнал, но уже при включенном х - градиенте. Y- градиент называют фазокодирующим гради ентом (препаративным, подготовительным), а Х- градиент, несущий частотную информацию, называют считывающим (read-out). Система повторно возбужда ется, но только с изменением величины Y-градиента.

Это повторяется n раз, чтобы получить в у - направлении n пикселей, для возбуждения каждого из которых прикладывается свой фазокодирующий гра диент. Поскольку эффект неоднородности поля одинаков для каждого из по вторений, то неоднородность поля никак не влияет на качество изображения.

Эта особенность – одно из главных преимуществ метода двумерного Фурье преобразования.

Полученная в результате двумерная матрица экспериментальных данных подвергается обработке по алгоритму двумерного Фурье–преобразования.

Такое комбинирование частотно и амплитудно инкрементируемого фазо вого кодирования называют также двумерной спин–подтягивающей томогра фией (spin–warp).

Матрица первичных данных отличается от матрицы изображения и явля ется вспомогательным математическим средством, называемым К пространством. К-пространство, т.е. таблицу первичных данных предстоит за полнить информацией, необходимой для создания МР– томограммы. Элемент К-пространства – это точка пересечения строки фазового кода со столбцом частотного кода. В К–матрице пространственно кодированные МР–сигналы со бираются в течение времени действия частотно кодирующего градиента.

Рисунок 20 – К-пространство. ([1], рис. 5-25, с. 86).

Рисунок 21 – Схема заполнения К–пространства информацией. ([1], рис. 5-1, с. 26).

В простых импульсных последовательностях, например спин-эхо, за один цикл времени повторения TR (time repetition) заполняется одна строка К пространства. Для получения томографии обычно проводится 256 таких циклов (см. рисунок 21).

Те точки, которые, находятся в центре этой матрицы первичных данных, соответствуют низким пространственным частотам. Удаление от центра соот ветствует росту пространственной частоты. В последующем изображении низ кие пространственные частоты определяют число общую интенсивность сиг нала (и сигнал-шум в изображении), а высокие пространственные частоты оп ределяют границы элементов изображения (и, соответственно, резкость изо бражения и видимость мелких деталей изображения).

3.4. Контраст и отношение сигнал/шум. Контрастирующие агенты Контраст является важнейшей из характеристик МРТ, аналогичной абсо лютной разрешающей способности ЯМР спектрометра высокого разрешения.

Дело в том, что нормальная анатомия и патологические изменения должны быть легко и достоверно различимы, т.е. МРТ изображение должно быть высо коконтрастным. В то же самое время термин « контраст» остается достаточно спорным. Качественно этот параметр можно определить следующим образом (рисунок 22).

Рисунок 22 – Два примера двух соседних объемных эле ментов, интенсивности сигналов которых пропорцио нальны высоте столбиков. В первом случае оба вокселя имеют одинаковые интенсивности сигналов (SI) и на ре зультирующем изображении они не могут быть разли чены друг от друга. Во втором случае они имеют раз личные интенсивности сигналов (более слабый соответ ствует более темному уровню серой шкалы);

на изо бражении они могут быть различимы. ([1], рис. 7-1, с.

102).

По аналогии с рентгеновской компьютерной томографией (КТ) контраст определяется соотношением C = (Iа – Ib)/ (Iа + Ib), (10) где Iа и Ib интенсивности сигналов двух соседних пикселей или вокселей, опре деляемых автоматически в результате оцифровки МР изображения. Однако в отличие от КТ в МРТ эти интенсивности не стандартизованы, поскольку зави сят от множества факторов: совокупного влияния Т1 и Т2, скорости диффузии, плотности спинов и т.д.

Это приводит к тому, что сопоставление интенсивностей изображений, полученных на двух различных томографах, становится бессмысленным и для клинических целей использовано быть не может. В свою очередь, это обстоя тельство затрудняет сопоставительный анализ технических характеристик ЯМР томографов в отличие от спектрометров ЯМР, где для этой цели используются тестовые образцы. Например, в спектроскопии ЯМР улучшение отношения сигнал/шум с ростом B0 всегда влечет за собой улучшение основных парамет ров спектрометра. В МРТ дело обстоит иначе. Увеличение напряженности маг нитного поля ведет к увеличению неоднородности магнитного поля и разности химсдвигов (в частотных единицах), что вызывает артефакты, для устранения которых необходимо увеличить градиенты магнитного поля. Однако, если, на пример, величина градиентов магнитного поля удваивается, то удваивается и полоса частот, приходящая на пиксел. Это увеличивает интенсивность шума в корень из 2 раз. При этом выигрыш в отношении сигнал /шум, обеспечивае мый удвоением величины поля, получается не двукратным, а близким к корню квадратному из 2. Это означает, что с ростом магнитного поля конечный выиг рыш в соотношении сигнал/шум убывает. Необходимо отметить, что интен сивность шума зависит и от электрического сопротивления катушки, и собст венно тела пациента (при 0 10 МНz доминирует второй фактор).

Важный фактор, влияющий на отношение сигнал/шум, это увеличение Т с ростом В0. Поскольку при этом, чтобы исключить насыщение сигнала ЯМР необходимо увеличивать время повторения импульсной последовательности TR, то реального увеличения отношения сигнал/шум можно и не получить.



Pages:   || 2 |
 

Похожие работы:





 
2013 www.netess.ru - «Бесплатная библиотека авторефератов кандидатских и докторских диссертаций»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.