Физика магнитно-резонансной томографии - Physics of magnetic resonance imaging

Современный клинический МРТ-сканер 3 тесла .

Физика магнитно - резонансная томография ( МРТ ) касается фундаментальных физических соображений МРТ техники и технологических аспектов устройств МРТ. МРТ - это медицинский метод визуализации , который в основном используется в радиологии и ядерной медицине для исследования анатомии и физиологии тела, а также для обнаружения патологий, включая опухоли , воспаление , неврологические состояния, такие как инсульт , заболевания мышц и суставов, а также аномалии сердце и кровеносные сосуды среди прочего. Контрастные вещества можно вводить внутривенно или в сустав для улучшения изображения и облегчения диагностики. В отличие от КТ и рентгена , МРТ не использует ионизирующее излучение и, следовательно, является безопасной процедурой, подходящей для диагностики у детей и повторных прогонов. Пациенты со специфическими неферромагнитными металлическими имплантатами, кохлеарными имплантатами и кардиостимуляторами в настоящее время также могут проходить МРТ, несмотря на воздействие сильных магнитных полей. Это не относится к более старым устройствам. Подробная информация для медицинских работников предоставляется производителем устройства.

Некоторые атомные ядра способны поглощать и излучать радиочастотную энергию при помещении во внешнее магнитное поле . В клинической и исследовательской МРТ атомы водорода чаще всего используются для генерации обнаруживаемого радиочастотного сигнала, который принимается антеннами в непосредственной близости от исследуемой анатомии. Атомы водорода естественным образом содержатся в изобилии у людей и других биологических организмов, особенно в воде и жирах . По этой причине большинство снимков МРТ, по сути, отображают расположение воды и жира в организме. Импульсы радиоволн возбуждают энергетический переход ядерного спина , а градиенты магнитного поля локализуют сигнал в пространстве. Изменяя параметры последовательности импульсов , можно создавать различные контрасты между тканями на основе релаксационных свойств атомов водорода в них.

Находясь внутри магнитного поля ( B ₀ ) сканера, магнитные моменты протонов выравниваются либо параллельно, либо антипараллельно направлению поля. Хотя каждый отдельный протон может иметь только одно из двух выравниваний, совокупность протонов, похоже, ведет себя так, как если бы они могли иметь любое выравнивание. Большинство протонов ориентируются параллельно B _{0, так} как это состояние с более низкой энергией. Радиочастотный импульс затем применяется, который может возбуждать протоны из параллельно к анти-параллельной ориентации, только последний имеет отношение к остальной части обсуждения. В ответ на силу, возвращающую их к их равновесной ориентации, протоны совершают вращательное движение ( прецессию ), очень похожее на вращающееся колесо под действием силы тяжести. Протоны вернутся в низкоэнергетическое состояние в процессе спин-решеточной релаксации . Это проявляется в виде магнитного потока , который приводит к изменению напряжения в катушках приемника для передачи сигнала. Частота, на которой резонирует протон или группа протонов в вокселе, зависит от силы локального магнитного поля вокруг протона или группы протонов, более сильное поле соответствует большей разнице энергий и более высокой частоте фотонов. Применяя дополнительные магнитные поля (градиенты), которые линейно изменяются в пространстве, можно выбрать конкретные срезы, которые необходимо отобразить, и получить изображение путем выполнения двумерного преобразования Фурье пространственных частот сигнала ( k- пространство ). Из-за магнитной силы Лоренца от B ₀ на токе, протекающем в градиентных катушках, градиентные катушки будут пытаться двигаться, производя громкие стучащие звуки, для которых пациентам требуются средства защиты органов слуха.

История

Сканер МРТ был разработан с 1975 по 1977 год в Ноттингемском университете профессором Реймондом Эндрю из FRS FRSE после его исследований в области ядерного магнитного резонанса . Сканер всего тела был создан в 1978 году.

Ядерный магнетизм

Субатомные частицы обладают квантово-механическим свойством спина . Некоторые ядра, такие как ¹ H ( протоны ), ² H, ³ He , ²³ Na или ³¹ P , имеют ненулевой спин и, следовательно, магнитный момент . В случае так называемых в спин - 1 / 2 ядер , например ¹ Н, существует два спиновых состояния , которые иногда упоминаются как вверх и вниз . Ядра, такие как ¹² C , не имеют неспаренных нейтронов или протонов, и нет чистого спина; однако изотоп ¹³ C делает.

Когда эти спины помещены в сильное внешнее магнитное поле, они прецессируют вокруг оси вдоль направления поля. Протоны выстраиваются в двух собственных энергетических состояниях ( эффект Зеемана ): одном низкоэнергетическом и одном высоком, которые разделены очень небольшой энергией расщепления.

Резонанс и релаксация

Квантовая механика требуется для точного моделирования поведения отдельного протона, однако классическая механика может использоваться для адекватного описания поведения ансамбля протонов. Как и в случае с другими частицами со спином , всякий раз, когда измеряется спин отдельного протона, он может иметь только один из двух результатов, обычно называемых параллельным и антипараллельным . Когда мы обсуждаем состояние протона или протонов, мы имеем в виду волновую функцию этого протона, которая представляет собой линейную комбинацию параллельного и антипараллельного состояний. ${\ displaystyle 1/2}$

В присутствии магнитного поля B ₀ протоны будут прецессировать с ларморовской частотой, определяемой гиромагнитным отношением частицы и силой поля . Статические поля, наиболее часто используемые в МРТ, вызывают прецессию, соответствующую радиочастотному (RF) фотону .

Чистая продольная намагниченность в термодинамическом равновесии возникает из-за крошечного избытка протонов в более низком энергетическом состоянии. Это дает чистую поляризацию, параллельную внешнему полю. Применение РЧ-импульса может наклонить этот суммарный вектор поляризации в сторону (например, так называемый импульс 90 °) или даже обратить его (с помощью так называемого импульса 180 °). Протоны войдут в фазу с РЧ-импульсом и, следовательно, друг с другом.

Восстановление продольной намагниченности называется продольной релаксацией, или релаксацией T _1, и происходит экспоненциально с постоянной времени T ₁ . Потеря фазовой когерентности в поперечной плоскости называется поперечной релаксацией или T ₂ релаксацией. Таким образом, T ₁ связано с энтальпией спиновой системы или количеством ядер с параллельным спином в сравнении с антипараллельным. T _2, с другой стороны, связан с энтропией системы или количеством ядер в фазе.

Когда радиочастотный импульс выключен, поперечная составляющая вектора создает колеблющееся магнитное поле, которое индуцирует небольшой ток в приемной катушке. Этот сигнал называется спадом свободной индукции (FID). В идеализированном эксперименте с ядерным магнитным резонансом FID затухает приблизительно экспоненциально с постоянной времени T ₂ . Однако в практической МРТ есть небольшие различия в статическом магнитном поле в разных пространственных точках («неоднородности»), которые вызывают изменение ларморовской частоты по всему телу. Это создает деструктивные помехи , которые укорачивают ПИД. Постоянная времени наблюдаемого распада FID называется T^*
₂время релаксации и всегда меньше, чем Т ₂ . В то же время продольная намагниченность начинает экспоненциально восстанавливаться с постоянной времени T _1, которая намного больше, чем T ₂ (см. Ниже).

В МРТ статическое магнитное поле дополняется катушкой градиента поля для изменения в сканируемой области, так что разные пространственные положения становятся связанными с разными частотами прецессии. Только те области, где поле таково, что частоты прецессии соответствуют частоте RF, будут испытывать возбуждение. Обычно эти градиенты поля модулируются таким образом, чтобы охватить область сканирования, и это почти бесконечное разнообразие последовательностей РЧ-импульсов и градиентных импульсов, которые придают МРТ универсальность. Изменение градиента поля расширяет отвечающий сигнал FID в частотной области, но это можно восстановить и измерить с помощью градиента перефокусировки (для создания так называемого «градиентного эха») или с помощью радиочастотного импульса (для создания так называемого «градиентного эха»). называется « спин-эхо »), или при цифровой постобработке расширенного сигнала. Весь процесс может быть повторен, когда произойдет некоторое T ₁ -релаксация и тепловое равновесие спинов более или менее восстановлено. Время повторения (TR) - это время между двумя последовательными возбуждениями одного и того же среза.

Обычно в мягких тканях T ₁ составляет около одной секунды, в то время как T ₂ и T^*
₂несколько десятков миллисекунд. Однако эти значения могут сильно различаться между разными тканями, а также между разными внешними магнитными полями. Такое поведение является одним из факторов, придающих МРТ потрясающий контраст мягких тканей.

Контрастные вещества для МРТ , например, содержащие гадолиний (III), действуют путем изменения (укорачивания) параметров релаксации, особенно T ₁ .

Визуализация

Схемы визуализации

Был разработан ряд схем комбинирования градиентов поля и радиочастотного возбуждения для создания изображения:

• 2D или 3D реконструкция по проекциям , например, в компьютерной томографии .
• Построение изображения по пунктам или построчно.
• Градиенты в радиочастотном поле, а не в статическом поле.

Хотя каждая из этих схем иногда используется в специализированных приложениях, большинство изображений MR сегодня создается либо методом двумерного преобразования Фурье (2DFT) с выбором срезов, либо методом трехмерного преобразования Фурье (3DFT). Другое название 2DFT - спин-деформация. Далее следует описание техники 2DFT с выбором срезов.

Техника 3DFT довольно похожа, за исключением того, что здесь нет выбора среза, а фазовое кодирование выполняется в двух разных направлениях.

Эхо-планарное изображение

Другая схема, которая иногда используется, особенно при сканировании мозга или когда изображения требуются очень быстро, называется эхопланарной визуализацией (EPI): в этом случае каждое РЧ-возбуждение сопровождается серией градиентных эхо-сигналов с различным пространственным кодированием. Мультиплексный EPI работает еще быстрее, например, для функциональной МРТ всего мозга (фМРТ) или диффузной МРТ .

Контрастность изображения и повышение контрастности

Контраст изображения создается разницей в силе сигнала ЯМР, полученного из разных мест в образце. Это зависит от относительной плотности возбужденных ядер (обычно протонов воды ), от разницы во времени релаксации ( T ₁ , T ₂ и T^*
₂) этих ядер после импульсной последовательности, и часто по другим параметрам, обсуждаемым в рамках специализированных МРТ-сканирований . Контраст в большинстве МРТ-изображений на самом деле представляет собой смесь всех этих эффектов, но тщательный дизайн последовательности импульсов визуализации позволяет выделить один механизм контраста, в то время как другие сведены к минимуму. Возможность выбора различных механизмов контрастирования дает МРТ огромную гибкость. В головном мозге, Т ₁ -weighting вызывает нервные соединения белого вещества появляются белыми, а скопления нейронов в сером веществе появляются серым цветом, в то время как спинномозговая жидкость (CSF) , кажется темным. Контраст белого вещества, серого вещества и спинномозговой жидкости меняется на противоположный с помощью Т ₂ или Т^*
₂визуализации, тогда как визуализация с взвешиванием по протонной плотности дает слабый контраст у здоровых людей. Кроме того, функциональные параметры, такие как церебральный кровоток (CBF) , объем церебральной крови (CBV) или оксигенация крови, могут влиять на T ₁ , T ₂ и T.^*
₂ и поэтому могут быть закодированы подходящими импульсными последовательностями.

В некоторых ситуациях невозможно создать достаточный контраст изображения, чтобы адекватно показать интересующую анатомию или патологию , регулируя только параметры визуализации, и в этом случае может быть введен контрастный агент . Для визуализации желудка и тонкой кишки это может быть просто пероральный прием воды . Однако большинство контрастных веществ, используемых в МРТ , выбираются из-за их определенных магнитных свойств. Чаще всего назначают парамагнитный контрастный агент (обычно соединение гадолиния ). Ткани и жидкости с повышенным содержанием гадолиния кажутся чрезвычайно яркими на изображениях, взвешенных по T ₁ . Это обеспечивает высокую чувствительность для обнаружения сосудистых тканей (например, опухолей) и позволяет оценить перфузию мозга (например, при инсульте). Недавно были высказаны опасения относительно токсичности контрастных веществ на основе гадолиния и их воздействия на людей с нарушенной функцией почек. (См. Раздел « Безопасность / Контрастные вещества» ниже.)

Совсем недавно стали доступны суперпарамагнитные контрастные вещества, например наночастицы оксида железа . Эти агенты выглядят очень темными на T^*
₂-взвешенные изображения и могут использоваться для визуализации печени, поскольку нормальная ткань печени удерживает агент, а аномальные области (например, рубцы, опухоли) - нет. Их также можно принимать перорально, чтобы улучшить визуализацию желудочно-кишечного тракта и предотвратить попадание воды в желудочно-кишечный тракт из поля зрения других органов (например, поджелудочной железы ). Диамагнитные агенты, такие как сульфат бария , также изучались на предмет потенциального использования в желудочно-кишечном тракте , но используются реже.

k -пространство

В 1983 году Юнггрен и Твиг независимо друг от друга представили формализм k- пространства, метод, который оказался неоценимым в объединении различных методов МРТ. Они показали, что демодулированный сигнал MR S ( t ), генерируемый свободно прецессирующими ядерными спинами в присутствии линейного градиента магнитного поля G, равен преобразованию Фурье эффективной спиновой плотности. Математически:

${\ Displaystyle S (T) = {\ тильда {\ rho}} _ {\ mathrm {eff}} \ left ({\ vec {k}} (t) \ right) \ Equiv \ int _ {- \ infty} ^ {\ infty} \ mathrm {d} {\ vec {x}} \ \ rho ({\ vec {x}}) \ cdot e ^ {2 \ pi i \ {\ vec {k}} (t) \ cdot {\ vec {x}}}}$

куда:

${\ Displaystyle {\ vec {k}} (т) \ эквив \ int _ {0} ^ {t} {\ vec {G}} (\ тау) \ \ mathrm {d} \ tau}$

Другими словами, с течением времени сигнал отслеживает траекторию в k- пространстве с вектором скорости траектории, пропорциональным вектору приложенного градиента магнитного поля. Под термином эффективная спиновая плотность мы понимаем истинную спиновую плотность с поправкой на эффекты приготовления T ₁ , распада T ₂ , дефазировки из-за неоднородности поля, потока, диффузии и т. Д. И любых других явлений, которые влияют на величину поперечной намагниченности, доступную для индуцировать сигнал в радиочастотном зонде или его фазу по отношению к электромагнитному полю приемной катушки. ${\ displaystyle \ rho ({\ vec {x}})}$

Из основной формулы k- пространства немедленно следует, что мы восстанавливаем изображение , выполняя обратное преобразование Фурье выборочных данных, а именно. ${\ displaystyle I ({\ vec {x}})}$

${\ displaystyle I \ left ({\ vec {x}} \ right) = \ int _ {- \ infty} ^ {\ infty} \ mathrm {d} {\ vec {k}} \ S \ left ({\ vec {k}} (t) \ right) \ cdot e ^ {- 2 \ pi i \ {\ vec {k}} (t) \ cdot {\ vec {x}}}}$

Используя формализм k- пространства, ряд, казалось бы, сложных идей стал простым. Например, становится очень легко ( в частности, для физиков ) понять роль фазового кодирования (так называемый метод спиновой деформации). При стандартном сканировании спинового или градиентного эхо, где градиент считывания (или просмотра) является постоянным (например, G ), одна строка k -пространства сканируется на каждое РЧ-возбуждение. Когда градиент фазового кодирования равен нулю, сканированная линия представляет собой ось k _x . Когда ненулевой импульс фазового кодирования добавляется между РЧ возбуждением и началом градиента считывания, эта линия перемещается вверх или вниз в k- пространстве, т. Е. Мы сканируем линию k _y  = constant.

К -пространству формализм также делает его очень легко сравнить различные методы сканирования. В однократном ЭПИ все k- пространство сканируется за один снимок, следуя либо синусоидальной, либо зигзагообразной траектории. Поскольку чередующиеся строки k -пространства сканируются в противоположных направлениях, это необходимо учитывать при реконструкции. Методы многократного ЭПИ и быстрого спинового эха получают только часть k- пространства на возбуждение. В каждом кадре получается другой чередующийся сегмент, и кадры повторяются до тех пор, пока k- пространство не будет достаточно хорошо покрыто. Поскольку данные в центре k -пространства представляют более низкие пространственные частоты, чем данные на краях k- пространства, значение T _E для центра k- пространства определяет контраст T ₂ изображения .

Важность центра k- пространства в определении контраста изображения может быть использована в более продвинутых методах визуализации. Одним из таких методов является получение по спирали - применяется вращающийся градиент магнитного поля , заставляющий траекторию в k- пространстве по спирали отклоняться от центра к краю. Благодаря T ₂ и T^*
₂При затухании сигнал является наибольшим в начале сбора данных, следовательно, получение сначала центра k -пространства улучшает отношение контраста к шуму (CNR) по сравнению с обычными зигзагообразными захватами, особенно при наличии быстрого движения.

Поскольку и являются сопряженными переменными (по отношению к преобразованию Фурье), мы можем использовать теорему Найквиста, чтобы показать, что шаг в k- пространстве определяет поле зрения изображения (максимальная частота, которая правильно выбрана) и максимальное значение k sampled определяет разрешение; т.е. ${\ displaystyle {\ vec {x}}}$${\ displaystyle {\ vec {k}}}$

${\ displaystyle {\ rm {FOV}} \ propto {\ frac {1} {\ Delta k}} \ qquad \ mathrm {Resolution} \ propto | k _ {\ max} | \.}$

(Эти отношения применяются к каждой оси независимо.)

Пример импульсной последовательности

Упрощенная временная диаграмма для импульсной последовательности двумерного преобразования Фурье (2DFT) спин-эхо (SE)

На временной диаграмме горизонтальная ось представляет время. По вертикальной оси отложены: (верхний ряд) амплитуда радиочастотных импульсов; (средние строки) амплитуды трех ортогональных импульсов градиента магнитного поля; и (нижний ряд) приемный аналого-цифровой преобразователь (АЦП). Радиочастоты передаются на ларморовской частоте нуклида, который нужно отобразить. Например, для ¹ Гн в магнитном поле 1  Тл будет использоваться частота 42,5781  МГц . Три градиента поля обозначены G _X (обычно соответствуют направлению пациента слева направо и окрашены в красный цвет на диаграмме), G _Y (обычно соответствуют направлению пациента спереди назад и окрашены зеленым цветом на диаграмме) и G _Z (обычно соответствует направлению от головы до ног пациента и окрашен в синий цвет на диаграмме). Если показаны отрицательные градиентные импульсы, они представляют собой изменение направления градиента на противоположное, то есть справа налево, назад вперед или от носка к голове. Для сканирования человека используется сила градиента 1–100 мТл / м: более высокая сила градиента обеспечивает лучшее разрешение и более быструю визуализацию. Показанная здесь последовательность импульсов дает поперечное (осевое) изображение.

Первая часть импульсной последовательности SS выполняет «выбор среза». Формованный импульс (показанный здесь с синк- модуляцией) вызывает нутацию продольной ядерной намагниченности под углом 90 ° внутри пластины или среза, создавая поперечную намагниченность. Вторая часть импульсной последовательности, PE, придает фазовый сдвиг выбранной срезом ядерной намагниченности, изменяющейся в зависимости от ее положения в направлении Y. Третья часть последовательности импульсов, другой выбор среза (того же среза), использует импульс другой формы, чтобы вызвать поворот на 180 ° поперечной ядерной намагниченности внутри среза. Эта поперечная намагниченность перефокусирует с образованием спинового эха в то время Т _Е . Во время спинового эха применяется частотное кодирование (FE) или градиент считывания, заставляя резонансную частоту ядерной намагниченности изменяться в зависимости от ее положения в направлении X. В течение этого периода АЦП производит выборку сигнала n _FE раз, что показано вертикальными линиями. Обычно берется n _FE от 128 до 512 отсчетов.

Затем продольной намагниченности позволяют несколько восстановиться, и через время T _R вся последовательность повторяется n _PE раз, но с увеличенным градиентом фазового кодирования (обозначенным горизонтальной штриховкой в ​​блоке зеленого градиента). Обычно делается n _PE от 128 до 512 повторений.

Отрицательные лепестки в G _X и G _Z накладываются, чтобы гарантировать, что в момент времени T _E (максимум спинового эха) фаза кодирует только пространственное положение в направлении Y.

Обычно T _E составляет от 5 до 100 мс, а T _R - от 100 до 2000 мс.

После получения двумерной матрицы (типичный размер от 128 × 128 до 512 × 512), производящей так называемые данные k- пространства, выполняется двумерное обратное преобразование Фурье для получения знакомого MR-изображения. Можно взять либо величину, либо фазу преобразования Фурье, первое встречается гораздо чаще.

Обзор основных последовательностей

edit
Эта таблица не включает необычные и экспериментальные последовательности .

Группа	Последовательность	Сокр.	Физика	Основные клинические отличия	Пример
Спин-эхо	T1 взвешенный	Т1	Измерение спин-решеточной релаксации с использованием короткого времени повторения (TR) и времени эха (TE).	Более низкий сигнал для большего содержания воды, как при отеке , опухоли , инфаркте , воспалении , инфекции , остром или хроническом кровотечении . Высокий сигнал для жира Высокий сигнал для парамагнитных веществ, таких как контрастные вещества для МРТ Стандартный фундамент и сравнение для других последовательностей
	Т2 взвешенный	Т2	Измерение спин-спиновой релаксации с использованием длинных времен TR и TE	Чем выше сигнал, тем больше воды Низкий уровень сигнала для жира - обратите внимание, что это относится только к стандартным последовательностям спин-эхо (SE), а не к более современной последовательности быстрого спин-эхо (FSE) (также называемой турбо спин-эхо, TSE), которая является наиболее часто используемой техникой сегодня. . В FSE / TSE жир будет иметь высокий сигнал. Низкий сигнал для парамагнитных веществ Стандартный фундамент и сравнение для других последовательностей
	Взвешенная плотность протонов	PD	Длинный TR (для уменьшения T1) и короткий TE (для минимизации T2).	Заболевания и травмы суставов . Высокий сигнал от разрыва мениска . (на фото)
Градиентное эхо (GRE)	Установившаяся свободная прецессия	SSFP	Поддержание постоянного остаточного поперечного намагничивания в течение последовательных циклов.	Создание видео МРТ сердца (на фото).
	Эффективный Т2 или «Т2-звезда»	Т2 *	Испорченный градиент напомнил эхо (GRE) с большим временем эхо и малым углом переворота	Низкий сигнал от отложений гемосидерина (на фото) и кровоизлияний.
	Взвешенная восприимчивость	SWI	Испорченный градиент вызванный эхо (GRE), полная компенсация потока, длительное время эхо, объединяет фазовое изображение с изображением амплитуды	Обнаружение небольшого кровотечения (на фото диффузное повреждение аксонов ) или наличия кальция.
Инверсионное восстановление	Восстановление инверсии короткого тау	ПОМЕШИВАТЬ	Подавление жира путем установки времени инверсии, при котором сигнал жира равен нулю.	Высокий сигнал при отеке , например, при более тяжелом стрессовом переломе . На фото изображены шины на голени:
	Восстановление инверсии с ослаблением жидкости	FLAIR	Подавление жидкости путем установки времени инверсии, которое обнуляет жидкости	Высокий сигнал при лакунарном инфаркте , бляшках рассеянного склероза (МС) , субарахноидальном кровоизлиянии и менингите (на фото).
	Восстановление с двойной инверсией	DIR	Одновременное подавление спинномозговой жидкости и белого вещества на два инверсии времени.	Высокий сигнал о бляшках рассеянного склероза (на фото).
Взвешенная диффузия ( DWI )	Общепринятый	DWI	Мера броуновского движения молекул воды.	Высокий сигнал в течение нескольких минут после инфаркта головного мозга (на фото).
	Кажущийся коэффициент диффузии	АЦП	Уменьшение веса T2 за счет получения нескольких обычных изображений DWI с разными весами DWI, изменение соответствует диффузии.	Низкий сигнал через несколько минут после инфаркта головного мозга (на фото).
	Тензор диффузии	DTI	В основном трактография (на фото) за счет общего большего броуновского движения молекул воды в направлениях нервных волокон.	Оценка деформации белого вещества опухолями Пониженная фракционная анизотропия может указывать на деменцию .
Взвешенная перфузия ( PWI )	Контраст динамической восприимчивости	DSC	Измеряет изменения во времени в потере сигнала, вызванной восприимчивостью, из-за введения контраста гадолиния .	Обеспечивает измерения кровотока При инфаркте головного мозга в ядре инфаркта и полутени снижена перфузия и задерживается поступление контраста (на фото).
	Маркировка артериального спина	ASL	Магнитная маркировка артериальной крови под пластиной изображения, которая впоследствии попадает в интересующую область. Не требует гадолиниевого контраста.
	Повышенная динамическая контрастность	DCE	Измеряет изменения во времени в сокращении спин-решеточной релаксации (T1), вызванной болюсом гадолиниевого контраста .	Более быстрое поглощение контраста Gd наряду с другими особенностями указывает на злокачественность (на фото).
Функциональная МРТ ( фМРТ )	Визуализация в зависимости от уровня кислорода в крови	ЖИРНЫЙ	Изменения магнетизма гемоглобина, зависящие от насыщения кислородом, отражают активность ткани.	Локализация мозговой активности от выполнения поставленной задачи (например, разговора, движения пальцев) до операции, также используется в исследованиях познания.
Магнитно-резонансная ангиография ( МРА ) и венография	Время полета	TOF	Кровь, поступающая в визуализируемую область, еще не является магнитно-насыщенной , что дает гораздо более сильный сигнал при использовании короткого времени эхо-сигнала и компенсации потока.	Обнаружение аневризмы , стеноза или расслоения
	Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография	ПК-MRA	Два градиента с одинаковой величиной, но в противоположном направлении используются для кодирования фазового сдвига, который пропорционален скорости вращения .	Обнаружение аневризмы , стеноза или расслоения (на фото).	( VIPR )

МРТ сканер

Строительство и эксплуатация

Схема построения цилиндрического сверхпроводящего MR сканера

Основными компонентами сканера МРТ являются: основной магнит, который поляризует образец, регулировочные катушки для коррекции неоднородностей в основном магнитном поле, градиентная система, которая используется для локализации МР-сигнала, и ВЧ-система, которая возбуждает образец. и обнаруживает результирующий сигнал ЯМР. Вся система контролируется одним или несколькими компьютерами.

Магнит

Передвижной аппарат МРТ в Центре здоровья Глебфилдс, Типтон , Англия

	Аудио запись Краткий отрывок из 20-минутного сеанса сканирования, записанный вне указанного выше устройства.
Проблемы с воспроизведением этого файла? См. Справку по СМИ .

Магнит - самый большой и самый дорогой компонент сканера, а остальная часть сканера построена вокруг него. Сила магнита измеряется в теслах (Тл) . Клинические магниты обычно имеют напряженность поля в диапазоне 0,1–3,0 Тл, а исследовательские системы доступны до 9,4 Тл для людей и 21 Тл для животных. В Соединенных Штатах напряженность поля до 4 Тл одобрена FDA для клинического использования.

Не менее важна, чем сила главного магнита, и его точность. Прямолинейность магнитных линий внутри центра (или, как это технически известно, изоцентра) магнита должна быть почти идеальной. Это называется однородностью. Колебания (неоднородности напряженности поля) в области сканирования должны быть менее трех частей на миллион (3 ppm). Использовались три типа магнитов:

• Постоянный магнит: для создания статического магнитного поля можно использовать обычные магниты, изготовленные из ферромагнитных материалов (например, стальных сплавов, содержащих редкоземельные элементы, такие как неодим ). Постоянный магнит, достаточно мощный для использования в МРТ, будет чрезвычайно большим и громоздким; они могут весить более 100 тонн. МРТ с постоянным магнитом очень недороги в обслуживании; этого нельзя сказать о других типах магнитов для МРТ, но у использования постоянных магнитов есть существенные недостатки. По сравнению с другими магнитами для магнитно-резонансной томографии они способны обеспечивать только слабую напряженность поля (обычно менее 0,4 Тл) и обладают ограниченной точностью и стабильностью. Постоянные магниты также представляют особые проблемы с безопасностью; поскольку их магнитные поля нельзя «выключить», ферромагнитные объекты практически невозможно удалить из них после того, как они вступят в прямой контакт. Постоянные магниты также требуют особой осторожности, когда их приносят к месту установки.
• Резистивный электромагнит: соленоид, намотанный из медной проволоки, является альтернативой постоянному магниту. Преимущество - низкая начальная стоимость, но ограниченная напряженность поля и стабильность. Электромагнит требует значительного количества электроэнергии во время работы, что может сделать его дорогостоящим в эксплуатации. Эта конструкция существенно устарела.
• Сверхпроводящий электромагнит : когда сплав ниобий-титан или ниобий-олово охлаждается жидким гелием до 4 К (-269 ° C, -452 ° F), он становится сверхпроводником , теряя сопротивление потоку электрического тока. Электромагнит, построенный из сверхпроводников, может иметь чрезвычайно высокую напряженность поля и очень высокую стабильность. Изготовление таких магнитов чрезвычайно дорого, а криогенный гелий дорог и сложен в обращении. Однако, несмотря на их стоимость, сверхпроводящие магниты с гелиевым охлаждением являются наиболее распространенным типом, используемым сегодня в сканерах МРТ.

У большинства сверхпроводящих магнитов катушки из сверхпроводящего провода погружены в жидкий гелий внутри сосуда, называемого криостатом . Несмотря на теплоизоляцию, иногда включающую второй криостат, содержащий жидкий азот , окружающее тепло вызывает медленное выкипание гелия. Следовательно, такие магниты требуют регулярной дозаправки жидким гелием. Обычно криокулер , также известный как холодильная головка, используется для повторной конденсации паров гелия обратно в ванну с жидким гелием. Некоторые производители сейчас предлагают сканеры «без криогенных», в которых магнитная проволока не погружается в жидкий гелий, а охлаждается непосредственно с помощью криогенного охладителя. В качестве альтернативы магнит можно охладить, осторожно поместив жидкий гелий в стратегические места, резко уменьшив количество используемого жидкого гелия, или вместо этого можно использовать высокотемпературные сверхпроводники .

Магниты доступны в различных формах. Однако постоянные магниты чаще всего имеют С-образную форму, а сверхпроводящие магниты чаще всего имеют цилиндрическую форму. Также использовались С-образные сверхпроводящие магниты и постоянные магниты коробчатой ​​формы.

Напряженность магнитного поля является важным фактором при определении качества изображения. Более сильные магнитные поля увеличивают отношение сигнал / шум , обеспечивая более высокое разрешение или более быстрое сканирование. Однако более высокая напряженность поля требует более дорогих магнитов с более высокими затратами на техническое обслуживание и повышает безопасность. Напряженность поля 1,0–1,5 Тл - хороший компромисс между стоимостью и производительностью для общего медицинского использования. Однако для некоторых специализированных применений (например, для визуализации головного мозга) желательна более высокая напряженность поля, и в некоторых больницах сейчас используются сканеры на 3,0 Тл.

Сигнал ПИД от образца с плохой регулировкой имеет сложную огибающую.

Сигнал ПИД от образца с хорошей шиммингом, демонстрирующий чисто экспоненциальное затухание.

Прокладки

Когда МРТ-сканер помещается в больницу или клинику, его основное магнитное поле далеко не однородно, чтобы его можно было использовать для сканирования. Поэтому перед точной настройкой поля с помощью образца необходимо измерить магнитное поле магнита и отрегулировать его .

После того, как образец помещен в сканер, основное магнитное поле искажается границами восприимчивости внутри этого образца, вызывая пропадание сигнала (области без сигнала) и пространственные искажения в полученных изображениях. Для людей или животных эффект особенно выражен на границах воздух-ткань, таких как пазухи (из-за парамагнитного кислорода в воздухе), что, например, затрудняет визуализацию лобных долей мозга. Для восстановления однородности поля в сканер включен набор регулировочных катушек. Это резистивные катушки, обычно при комнатной температуре, способные производить поправки поля, распределенные в виде нескольких порядков сферических гармоник .

После размещения образца в сканере, то B ₀ поле является «подкладками» путем регулировки токов в катушках прокладок. Однородность поля измеряется путем исследования сигнала FID в отсутствие градиентов поля. ПИД образца с плохой прокладкой покажет сложную огибающую затухания, часто со множеством горбов. Затем регулировочные токи регулируются для получения FID с большой амплитудой, экспоненциально затухающей, что указывает на однородное поле B ₀ . Обычно процесс автоматизирован.

Градиенты

Градиентные катушки используются для пространственного кодирования положения протонов путем линейного изменения магнитного поля в объеме изображения. Тогда частота Лармора будет изменяться в зависимости от положения по осям x , y и z .

Градиентные катушки обычно представляют собой резистивные электромагниты, питаемые от сложных усилителей, которые позволяют быстро и точно регулировать напряженность и направление поля. Типичные градиентные системы способны создавать градиенты от 20 до 100 мТл / м (т. Е. В магните 1,5 Тл, когда применяется максимальный градиент оси z , напряженность поля может составлять 1,45 Тл на одном конце ствола длиной 1 м. и 1,55 Тл на другом). Именно магнитные градиенты определяют плоскость построения изображения - поскольку ортогональные градиенты можно свободно комбинировать, для построения изображения можно выбрать любую плоскость.

Скорость сканирования зависит от производительности градиентной системы. Более сильные градиенты позволяют получить более быстрое изображение или более высокое разрешение; аналогично градиентные системы, способные к более быстрому переключению, также могут обеспечивать более быстрое сканирование. Однако эффективность градиента ограничена соображениями безопасности при нервной стимуляции.

Некоторыми важными характеристиками градиентных усилителей и градиентных катушек являются скорость нарастания и сила градиента. Как упоминалось ранее, градиентная катушка создает дополнительное линейно изменяющееся магнитное поле, которое добавляет или вычитает из основного магнитного поля. Это дополнительное магнитное поле будет иметь компоненты во всех трех направлениях, а именно. х , у и z ; однако только компонент вдоль магнитного поля (обычно называемый осью z , поэтому обозначается G _z ) полезен для построения изображения. Вдоль любой заданной оси градиент будет добавляться к магнитному полю с одной стороны от нулевого положения и вычитаться из него с другой стороны. Поскольку дополнительное поле представляет собой градиент, его единицы измерения - гаусс на сантиметр или миллитесла на метр (мТл / м). Высокопроизводительные градиентные катушки, используемые в МРТ, обычно способны создавать градиентное магнитное поле приблизительно 30 мТл / м или выше для МРТ 1,5 Тл. Скорость нарастания градиентной системы - это мера того, насколько быстро градиенты могут быть включены или выключены. Типичные градиенты с более высокими характеристиками имеют скорость нарастания до 100–200 Тл · м ⁻¹ · с ⁻¹ . Скорость нарастания зависит как от градиентной катушки (для увеличения или уменьшения большой катушки требуется больше времени, чем для маленькой катушки), так и от характеристик градиентного усилителя (требуется большое напряжение, чтобы преодолеть индуктивность катушки). и оказывает значительное влияние на качество изображения.

Радиочастотная система

Радиочастотный (РЧ) передача система состоит из РЧ синтезатора, усилителя мощности и передающей катушки . Эта катушка обычно встроена в корпус сканера. Мощность передатчика может изменяться, но высококачественные сканеры всего тела могут иметь пиковую выходную мощность до 35 кВт и выдерживать среднюю мощность в 1 кВт. Хотя эти электромагнитные поля в РЧ диапазоне десятков мегагерц (часто в коротковолновой радиосвязи части электромагнитного спектра ) при полномочиях , обычно превышающих самых высоких полномочия , используемых радиолюбительству , существует очень мало ВЧ помех от машины МРТ. Причина этого в том, что МРТ не является радиопередатчиком. Электромагнитное поле радиочастоты, создаваемое в «передающей катушке», является магнитным ближним полем с очень небольшой связанной изменяющейся составляющей электрического поля (такой как все обычные передачи радиоволн). Таким образом, мощное электромагнитное поле, создаваемое в катушке передатчика МРТ, не производит большого количества электромагнитного излучения на его частоте RF, и мощность ограничена пространством катушки и не излучается в виде «радиоволн». Таким образом, передающая катушка является хорошим передатчиком электромагнитного поля на радиочастоте, но плохим передатчиком электромагнитного излучения на радиочастоте.

Приемник состоит из катушки, предварительного усилителя и системы обработки сигналов. Электромагнитное радиочастотное излучение, создаваемое ядерной релаксацией внутри субъекта, является истинным электромагнитным излучением (радиоволнами), и они оставляют объект в виде радиочастотного излучения, но они имеют такую ​​низкую мощность, что также не вызывают заметных радиочастотных помех, которые могут быть уловлены. радиотюнеры поблизости (кроме того, МРТ-сканеры обычно располагаются в помещениях, обшитых металлической сеткой, которые действуют как клетки Фарадея ).

Хотя можно сканировать с использованием интегрированной катушки для передачи РЧ и приема МР-сигнала, если отображается небольшая область, тогда лучшее качество изображения (т. катушка. Доступны различные катушки, которые плотно прилегают к частям тела, таким как голова, колено, запястье, грудь, или внутри, например, к прямой кишке.

Недавним достижением в технологии МРТ стала разработка сложных многоэлементных катушек с фазированной решеткой, которые способны параллельно получать несколько каналов данных. В этом методе «параллельной визуализации» используются уникальные схемы сбора данных, которые позволяют ускоренное отображение путем замены некоторого пространственного кодирования, происходящего от магнитных градиентов, на пространственную чувствительность различных элементов катушки. Однако повышенное ускорение также снижает отношение сигнал / шум и может создавать остаточные артефакты при восстановлении изображения. Две часто используемые схемы параллельного сбора и реконструкции известны как SENSE и GRAPPA. Подробный обзор методов параллельной визуализации можно найти здесь:

использованная литература

дальнейшее чтение