Физика магнитно-резонансной томографии

Современный клинический МРТ-сканер мощностью 3 Тесла .

Магнитно-резонансная томография (МРТ) — это метод медицинской визуализации, который в основном используется в радиологии и ядерной медицине для исследования анатомии и физиологии тела, а также для обнаружения патологий, включая опухоли , воспаления , неврологические состояния, такие как инсульт , заболевания мышц и суставов. и аномалии в сердце и кровеносных сосудах среди других. 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 исследований. Пациенты со специальными имплантатами из неферромагнитного металла, кохлеарными имплантатами и кардиостимуляторами в настоящее время также могут пройти МРТ, несмотря на воздействие сильных магнитных полей. Это не относится к более старым устройствам, а подробную информацию для медицинских работников предоставляет производитель устройства.

Определенные атомные ядра способны поглощать и излучать радиочастотную энергию, если их поместить во внешнее магнитное поле . В клинической и исследовательской МРТ атомы водорода чаще всего используются для генерации обнаруживаемого радиочастотного сигнала, который принимается антеннами, расположенными вблизи исследуемого анатомического объекта. Атомы водорода естественным образом присутствуют в большом количестве в людях и других биологических организмах, особенно в воде и жире . По этой причине большинство МРТ-сканирований по существу отображают расположение воды и жира в организме. Импульсы радиоволн возбуждают ядерный спиновый энергетический переход, а градиенты магнитного поля локализуют сигнал в пространстве. Варьируя параметры последовательности импульсов , можно создавать различные контрасты между тканями на основе релаксационных свойств находящихся в них атомов водорода.

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 будто они могут иметь любое выравнивание. Большинство протонов выравниваются параллельно B ₀ , поскольку это состояние с более низкой энергией. Затем применяется радиочастотный импульс , который может переключить протоны из параллельного в антипараллельное расположение; только последнее имеет отношение к остальной части обсуждения. В ответ на силу, возвращающую их в равновесную ориентацию, протоны совершают вращательное движение ( прецессию ), очень похожее на вращающееся колесо под действием силы тяжести. Протоны вернутся в состояние с низкой энергией в процессе спин-решеточной релаксации . Это проявляется в виде магнитного потока , который вызывает изменение напряжения в катушках приемника для подачи сигнала. Частота, с 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 фотонам более высокой частоты. Применяя дополнительные магнитные поля (градиенты), которые линейно изменяются в пространстве, можно выбрать конкретные срезы для визуализации, и изображение получается путем получения двумерного изображения. Преобразование Фурье пространственных частот сигнала ( k -space ). Из-за магнитной силы Лоренца со стороны B ₀ , действующей на ток, протекающий в градиентных катушках, градиентные катушки будут пытаться двигаться, производя громкие стуки, из-за которых пациентам требуется защита органов слуха.

История

Сканер МРТ был разработан с 1975 по 1977 год в Ноттингемском университете профессором Раймондом Эндрю (FRS FRSE) на основе его исследований в области ядерного магнитного резонанса . Сканер всего тела был создан в 1978 году.

Ядерный магнетизм

Основная статья: Ядерный магнитный резонанс

Субатомные частицы обладают квантовомеханическим свойством спина . Определенные ядра, такие как ¹ H ( протоны ), ² ЧАС, ³ Он , ²³ На или ³¹ P , имеют ненулевой спин и, следовательно, магнитный момент . В случае так называемого спин- 1/2 ​ , ядра например ¹ H, существует два состояния вращения , иногда называемые «вверх» и « вниз» . Ядра, такие как ¹² У C нет неспаренных нейтронов или протонов, а также нет суммарного спина; однако изотоп ¹³ С делает.

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

Резонанс и релаксация

Основная статья: Релаксация (ЯМР)

Квантовая механика необходима для точного моделирования поведения одного протона. Однако классическую механику можно использовать для адекватного описания поведения ансамбля протонов. Как и в случае с другими спинами $1/2$ частиц, 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.

В присутствии магнитного поля B ₀ протоны будут прецессировать с ларморовской частотой , определяемой гиромагнитным отношением частицы и силой поля . Статические поля, чаще всего используемые в МРТ, вызывают прецессию, которая соответствует радиочастотному (РЧ) фотону .

Чистая продольная намагниченность в термодинамическом равновесии возникает из-за небольшого избытка протонов в состоянии с более низкой энергией. Это дает чистую поляризацию, параллельную внешнему полю. Применение РЧ-импульса может наклонить этот суммарный вектор поляризации вбок (т.е. с помощью так называемого импульса на 90°) или даже обратить его вспять (с помощью так называемого импульса на 180°). Протоны войдут в фазу с радиочастотным импульсом и, следовательно, друг с другом.

Восстановление продольной намагниченности называется продольной или Т ₁ релаксацией и происходит экспоненциально с постоянной времени Т ₁ . Утрату фазовой когерентности в поперечной плоскости называют поперечной или Т ₂ релаксацией. Таким образом, T ₁ связан с энтальпией спиновой системы или количеством ядер с параллельным или антипараллельным спином. С другой стороны, T ₂ связан с энтропией системы или числом ядер в фазе.

Когда радиочастотный импульс выключается, поперечная составляющая вектора создает колеблющееся магнитное поле, которое индуцирует небольшой ток в катушке приемника. Этот сигнал называется затуханием свободной индукции (ССИ). В идеализированном эксперименте по ядерному магнитному резонансу ССИ затухает примерно экспоненциально с постоянной времени T ₂ . Однако в практической МРТ существуют небольшие различия в статическом магнитном поле в разных пространственных точках («неоднородности»), которые приводят к изменению ларморовской частоты по всему телу. Это создает деструктивные помехи , которые укорачивают ПИД. Постоянная времени наблюдаемого затухания ССИ называется T ^*
₂ времени релаксации и всегда короче Т ₂ . В то же время продольная намагниченность начинает восстанавливаться экспоненциально с постоянной времени Т ₁ , значительно большей, чем Т ₂ (см. ниже).

В МРТ статическое магнитное поле усиливается катушкой градиента поля , чтобы изменяться в сканируемой области, так что разные пространственные положения становятся ассоциированными с разными частотами прецессии. Только те области, где поле таково, что частоты прецессии соответствуют частоте РЧ, будут испытывать возбуждение. Обычно эти градиенты поля модулируются для охвата сканируемой области, и именно почти бесконечное разнообразие последовательностей радиочастотных и градиентных импульсов придает МРТ универсальность. Изменение градиента поля расширяет ответный 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») или радиочастотного импульса (для создания так называемого «градиентного эха»). называемое « спин-эхо ») или в цифровой постобработке расширенного сигнала. Весь процесс можно повторить, когда некоторая Т ₁ произошла -релаксация и тепловое равновесие спинов более или менее восстановилось. Время повторения (TR) — это время между двумя последовательными возбуждениями одного и того же среза.

Обычно в мягких тканях Т ₁ составляет около одной секунды, тогда как Т ₂ и Т ^*
₂ составляют несколько десятков миллисекунд. Однако эти значения могут широко варьироваться в зависимости от различных тканей, а также между различными 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

Разработан ряд схем объединения градиентов поля и радиочастотного возбуждения для создания изображения:

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

Хотя каждая из этих схем иногда используется в специализированных приложениях, большинство МР-изображений сегодня создаются либо с помощью метода двумерного преобразования Фурье (2DFT) с выбором среза, либо с помощью метода трехмерного преобразования Фурье (3DFT). Другое название 2DFT — спин-деформация. Далее следует описание метода 2DFT с выбором среза.

Метод 3DFT очень похож, за исключением того, что здесь нет выбора слайса, а фазовое кодирование выполняется в двух отдельных направлениях.

Эхо-планарная визуализация

Другая схема, которая иногда используется, особенно при сканировании мозга или там, где изображения необходимы очень быстро, называется эхопланарной визуализацией (EPI): В этом случае за каждым РЧ-возбуждением следует последовательность градиентных эхо с различным пространственным кодированием. Мультиплексный EPI работает еще быстрее, например, при функциональной МРТ всего мозга (фМРТ) или диффузионной МРТ .

Контрастность изображения и усиление контрастности

изображения Контраст создается за счет различий в силе сигнала ЯМР, полученного из разных мест образца. Это зависит от относительной плотности возбужденных ядер (обычно протонов воды ), от различий во временах релаксации ( T ₁ , T ₂ и T ^*
₂ ) этих ядер после последовательности импульсов и часто других параметров, обсуждаемых при специализированном МР-сканировании . Контраст в большинстве МР-изображений на самом деле представляет собой смесь всех этих эффектов, но тщательная разработка последовательности импульсов визуализации позволяет подчеркнуть один механизм контрастирования и минимизировать другие. Возможность выбора различных механизмов контрастирования дает МРТ огромную гибкость. В головном мозге Т ₁ -взвешивание приводит к тому, что нервные связи белого вещества кажутся белыми, а скопления нейронов серого вещества - серыми, а спинномозговая жидкость (СМЖ) - темной. Контраст белого, серого вещества и спинномозговой жидкости меняют на противоположный с помощью Т ₂ или Т. ^*
₂ , тогда как визуализация, взвешенная по протонной плотности, обеспечивает небольшой контраст у здоровых субъектов. Кроме того, функциональные параметры, такие как мозговой кровоток (CBF) , объем мозговой крови (CBV) или оксигенация крови, могут влиять на T ₁ , T ₂ и T. ^*
₂ , и поэтому может быть закодирован подходящими последовательностями импульсов.

В некоторых ситуациях невозможно создать достаточный контраст изображения, чтобы адекватно отобразить интересующую анатомию или патологию, путем регулировки только параметров изображения, и в этом случае контрастное вещество можно ввести . Это может быть простая вода , принимаемая перорально, для визуализации желудка и тонкой кишки. Однако большинство контрастных веществ, используемых в МРТ, выбираются с учетом их специфических магнитных свойств. Чаще всего парамагнитное контрастное вещество (обычно гадолиния ). соединение ) дано. Ткани и жидкости, усиленные гадолинием, кажутся чрезвычайно яркими на Т ₁ -взвешенных изображениях. Это обеспечивает высокую чувствительность для обнаружения сосудистых тканей (например, опухолей) и позволяет оценить перфузию головного мозга (например, при инсульте).Недавно были высказаны опасения относительно токсичности контрастных веществ на основе гадолиния и их влияния на людей с нарушенной функцией почек. (См. «Безопасные / контрастные вещества» ниже.)

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

k -пространство

Основная статья: K-space (МРТ)

В 1983 году Юнггрен и свадьбы независимо представили формализм k -пространства, метод, который оказался неоценимым в объединении различных методов МРТ. Они показали, что демодулированный МР-сигнал S ( t ), генерируемый взаимодействием ансамбля свободно прецессирующих ядерных спинов в присутствии линейного градиента магнитного поля G и приемной катушки, равен преобразованию Фурье эффективной спиновой плотности: $\rho ({\vec {x}})$. По сути, сигнал получается из закона индукции Фарадея :

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

где:

${\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau$

Другими словами, с течением времени сигнал прослеживает траекторию в k -пространстве с вектором скорости траектории, пропорциональным вектору градиента приложенного магнитного поля.Под эффективной спиновой плотностью мы подразумеваем истинную спиновую плотность. $\rho ({\vec {x}})$ с поправкой на эффекты подготовки T ₁ , затухания T ₂ , дефазировки из-за неоднородности поля, потока, диффузии и т. д. и любых других явлений, которые влияют на величину поперечной намагниченности, доступную для индуцирования сигнала в радиочастотном зонде или его фазу по отношению к электромагнитное поле приемной катушки.

Из основной формулы k -пространства сразу следует, что мы восстанавливаем изображение $I({\vec {x}})$ путем обратного преобразования Фурье выборочных данных, а именно.

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

Используя формализм k -пространства, ряд, казалось бы, сложных идей стал простым. Например, становится очень легко ( в частности, физикам ) понять роль фазового кодирования (так называемый метод спин-искажения). При стандартном спин-эхо или градиентном эхо-сканировании, где градиент считывания (или просмотра) является постоянным (например, G ), одна строка k -пространства сканируется при каждом радиочастотном возбуждении. Когда градиент фазового кодирования равен нулю, сканируемая строка представляет собой kx _ось . Когда между ВЧ-возбуждением и началом градиента считывания добавляется ненулевой импульс фазового кодирования, эта линия перемещается вверх или вниз в k -пространстве, т. е. мы сканируем линию k _y = константа.

Формализм k -пространства также позволяет очень легко сравнивать различные методы сканирования. В однокадровом EPI все k -пространство сканируется за один раз, следуя либо синусоидальной, либо зигзагообразной траектории. Поскольку чередующиеся строки k -пространства сканируются в противоположных направлениях, это необходимо учитывать при реконструкции. Методы многокадрового EPI и быстрого спинового эха захватывают только часть k -пространства за одно возбуждение. В каждом кадре получается отдельный 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 изображения T ₂ -пространства определяет контраст .

Важность центра k -пространства при определении контрастности изображения может быть использована в более совершенных методах визуализации. Одним из таких методов является спиральное получение: вращающийся градиент магнитного поля применяется , заставляющий траекторию в k -пространстве двигаться по спирали от центра к краю. За счет Т ₂ и Т ^*
₂ получение центра k затухание, сигнал является наибольшим в начале сбора данных, следовательно, сначала улучшается -пространства. отношение контраста к шуму (CNR) по сравнению с обычными зигзагообразными съемками, особенно при быстром движении.

С ${\vec {x}}$ и ${\vec {k}}$ являются сопряженными переменными (относительно преобразования Фурье). Мы можем использовать теорему Найквиста , чтобы показать, что шаг в k -пространстве определяет поле зрения изображения (максимальная частота, которая правильно дискретизируется), а максимальное значение k, выбранное, определяет резолюция; то есть,

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

(Эти отношения применяются к каждой оси независимо.)

Пример импульсной последовательности

Упрощенная временная диаграмма для последовательности импульсов двумерного преобразования Фурье (2DFT) спинового эха (SE)

На временной диаграмме горизонтальная ось представляет время. Вертикальная ось представляет: (верхний ряд) амплитуду радиочастотных импульсов; (средние ряды) – амплитуды трех ортогональных импульсов градиента магнитного поля; и (нижний ряд) аналого-цифровой преобразователь (АЦП) приемника. Радиочастоты передаются на ларморовской частоте отображаемого нуклида. Например, для ¹ H в магнитном поле 1 Тл частота 42,5781 МГц будет использоваться . Три градиента поля обозначены G _X (обычно соответствует направлению движения пациента слева направо и окрашены в красный цвет на диаграмме), G _Y (обычно соответствует направлению пациента спереди назад и окрашены в зеленый цвет на диаграмме) и G. _Z (обычно соответствует направлению пациента от головы к ногам и на диаграмме окрашена в синий цвет). Там, где показаны импульсы отрицательного градиента, они представляют собой изменение направления градиента, т. е. справа налево, сзади вперед или носок к голове. Для сканирования человека используются силы градиента 1–100 мТл/м: более высокие значения градиента обеспечивают лучшее разрешение и более быстрое получение изображений. Показанная здесь последовательность импульсов создаст поперечное (осевое) изображение.

Первая часть последовательности импульсов, SS, обеспечивает «выбор среза». Оформленный импульс (показанный здесь с синк- модуляцией) вызывает нутацию продольной ядерной намагниченности на 90° внутри плиты или среза, создавая поперечную намагниченность. Вторая часть последовательности импульсов, PE, придает фазовый сдвиг выбранной срезом ядерной намагниченности, меняющейся в зависимости от ее местоположения в направлении Y. Третья часть последовательности импульсов, выбор другого среза (того же среза), использует импульс другой формы, чтобы вызвать поворот поперечной ядерной намагниченности внутри среза на 180 °. Эта поперечная намагниченность перефокусируется, образуя спиновое эхо в момент T _E . Во время спинового эха применяется частотное кодирование (FE) или градиент считывания, в результате чего резонансная частота ядерной намагниченности меняется в зависимости от ее местоположения в направлении X. В течение этого периода сигнал дискретизируется n _{раз FE} АЦП , что представлено вертикальными линиями. Обычно n _FE берется от 128 до 512 выборок.

Затем продольной намагниченности позволяют несколько восстановиться, и через некоторое время T _R вся последовательность повторяется n _PE раз, но с увеличением градиента фазового кодирования (обозначается горизонтальной штриховкой в ​​зеленом блоке градиента). Обычно n _PE выполняется от 128 до 512 повторений.

Отрицательные лепестки в G _X и G _Z накладываются для того, 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), дающей так называемые данные k -пространства, выполняется двумерное обратное преобразование Фурье для получения знакомого МР-изображения. Можно взять либо величину, либо фазу преобразования Фурье, причем первое встречается гораздо чаще.

Обзор основных последовательностей

Основная статья: Последовательность МРТ

В эту таблицу не включены необычные и экспериментальные последовательности .

Группа	Последовательность	Сокр.	Физика	Основные клинические различия	Пример
Спиновое эхо	Т1 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 о жире Высокий сигнал для парамагнитных веществ, таких как контрастные вещества для МРТ. Стандартная основа и сравнение с другими последовательностями
	Т2 взвешенный	Т2	Измерение спин-спиновой релаксации с использованием больших времен TR и TE.	Более высокий сигнал для большего содержания воды Низкий сигнал для жира − Обратите внимание, что это применимо только к стандартным последовательностям спинового эхо (SE), а не к более современной последовательности быстрого спинового эха (FSE) (также называемой турбо-спиновым эхо, TSE), которая сегодня является наиболее часто используемым методом. В FSE/TSE жир будет иметь высокий сигнал. Низкий сигнал для парамагнитных веществ Стандартная основа и сравнение с другими последовательностями
	Взвешенная плотность протонов	ПД	Длинный TR (для уменьшения T1) и короткий TE (для минимизации T2).	суставов . Заболевания и травмы Высокий сигнал от разрывов мениска . (на фото)
Градиентное эхо (GRE)	Стационарная свободная прецессия	ССФП	Поддержание постоянной остаточной поперечной намагниченности в течение последовательных циклов.	Создание видеороликов МРТ сердца (на фото).
	Эффективный Т2 или «Т2-звезда»	Т2*	Испорченное градиентное отраженное эхо (GRE) с длительным временем эхо и небольшим углом поворота	Низкий сигнал от отложений гемосидерина (на фото) и кровоизлияний.
	Взвешенный по восприимчивости	SWI	Испорченное градиентное эхо-сигнал (GRE), полная компенсация потока, длительное время эхо-сигнала, сочетает фазовое изображение с изображением магнитуды	Обнаружение небольшого количества кровоизлияний ( на фото диффузное аксональное повреждение ) или кальция.
Инверсионное восстановление	Восстановление короткой тау-инверсии	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 голени :
	Инверсионное восстановление с ослаблением жидкости	Чутье	Подавление жидкости путем установки времени инверсии, которое обнуляет жидкости	Высокий сигнал при лакунарном инфаркте , бляшках рассеянного склероза (РС) , субарахноидальном кровоизлиянии и менингите (на фото).
	Восстановление двойной инверсии	ТЫ	Одновременное подавление спинномозговой жидкости и белого вещества за два раза инверсии.	Высокий сигнал бляшек рассеянного склероза (на фото).
Диффузионно-взвешенный ( DWI )	Общепринятый	Вождение в нетрезвом виде	Мера броуновского движения молекул воды.	Высокий уровень сигнала в течение нескольких минут после инфаркта головного мозга (на фото).
	Видимый коэффициент диффузии	АЦП	Уменьшение взвешивания T2 за счет получения нескольких обычных изображений DWI с разным взвешиванием DWI, и это изменение соответствует диффузии.	Низкий сигнал через несколько минут после инфаркта мозга (на фото).
	Тензор диффузии	ДТИ	В основном трактография (на фото) за счет общего большего броуновского движения молекул воды в направлении нервных волокон.	Оценка деформации белого вещества опухолями Снижение фракционной анизотропии может указывать на слабоумие .
Перфузионно-взвешенный ( PWI )	Контраст динамической чувствительности	ДСК	Измеряет изменения во времени потери сигнала, вызванной чувствительностью, из-за введения контрастного вещества с гадолинием .	Обеспечивает измерение кровотока. При инфаркте головного мозга в зоне инфаркта и полутени снижается перфузия и задерживается поступление контрастного вещества (на фото).
	Маркировка артериального спина	АСЛ	Магнитная маркировка артериальной крови под пластиной визуализации, которая впоследствии попадает в область интереса. Контраст с гадолинием не требуется.
	Улучшен динамический контраст	ДЦЭ	Измеряет изменения во времени сокращения спин-решеточной релаксации (T1), вызванного болюсом контраста гадолиния .	Более быстрое поглощение контрастного вещества Gd наряду с другими признаками указывает на злокачественность (на фото).
Функциональная МРТ ( фМРТ )	зависящая от уровня кислорода в крови Визуализация,	СМЕЛЫЙ	Изменение насыщения кислородом зависимого от магнетизма гемоглобина отражает активность тканей.	Локализация активности мозга от выполнения поставленной задачи (например, разговор, движение пальцев) до операции, также используется в исследованиях познания.
Магнитно-резонансная ангиография ( МРА ) и венография	Время полета	TOF	Кровь, попадающая в область изображения, еще не насыщена магнитным полем , что дает ей гораздо более сильный сигнал при использовании короткого времени эха и компенсации потока.	Обнаружение аневризмы , стеноза или расслоения
	Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография	ПК-МРА	Два градиента с одинаковой величиной, но противоположным направлением используются для кодирования фазового сдвига, который пропорционален скорости спинов .	Обнаружение аневризмы , стеноза или расслоения (на фото).	( ВИПР )

МРТ-сканер

Строительство и эксплуатация

Схема конструкции цилиндрического сверхпроводящего МР-сканера

Основными компонентами МРТ-сканера являются: основной магнит, поляризующий образец, шиммирующие катушки для коррекции неоднородностей основного магнитного поля, градиентная система, служащая для локализации МР-сигнала, и радиочастотная система, возбуждающая образец. и обнаруживает результирующий сигнал ЯМР. Вся система управляется одним или несколькими компьютерами.

Магнит

Мобильный аппарат МРТ посещает медицинский центр Глебефилдс, Типтон , Англия.

Магнит — самый большой и дорогой компонент сканера, и 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 использования человеком и 21 Тл для систем на животных. В США напряженность поля до 7 Тл одобрена FDA для клинического использования.

Точность не менее важна, чем сила основного магнита. Прямолинейность магнитных линий в центре (или, как это технически известно, изоцентре) магнита должна быть почти идеальной. Это известно как однородность. Колебания (неоднородности напряженности поля) внутри области сканирования должны быть менее трех частей на миллион (3 ppm). Используются три типа магнитов:

• Постоянный магнит: Обычные магниты, изготовленные из ферромагнитных материалов (например, стальных сплавов, содержащих редкоземельные элементы, такие как неодим ), могут использоваться для создания статического магнитного поля. Постоянный магнит, достаточно мощный для использования в МРТ, будет чрезвычайно большим и громоздким; они могут весить более 100 тонн. МРТ с постоянными магнитами очень недороги в обслуживании; этого нельзя сказать о других типах магнитов для МРТ, но использование постоянных магнитов имеет существенные недостатки. Они способны создавать только слабую напряженность поля по сравнению с другими магнитами для МРТ (обычно менее 0,4 Тл) и имеют ограниченную точность и стабильность. Постоянные магниты также создают особые проблемы с безопасностью; поскольку их магнитные поля невозможно «выключить», ферромагнитные объекты практически невозможно удалить из них после их прямого контакта. Постоянные магниты также требуют особого ухода при доставке к месту установки.
• Резистивный электромагнит: соленоид альтернативой постоянному магниту является , намотанный из медной проволоки. Преимуществом является низкая первоначальная стоимость, но напряженность поля и стабильность ограничены. Во время работы электромагниту требуется значительная электрическая энергия, что может сделать его эксплуатацию дорогостоящей. Эта конструкция по сути 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 протеканию электрического тока. Электромагнит, изготовленный из сверхпроводников, может иметь чрезвычайно высокую напряженность поля и очень высокую стабильность. Конструкция таких магнитов чрезвычайно дорога, а криогенный гелий дорог и сложен в обращении. Однако, несмотря на свою стоимость, сверхпроводящие магниты с гелиевым охлаждением являются наиболее распространенным типом, встречающимся сегодня в МРТ-сканерах.

У большинства сверхпроводящих магнитов катушки из сверхпроводящей проволоки погружены в жидкий гелий внутри сосуда, называемого криостатом . Несмотря на теплоизоляцию, иногда включающую второй криостат, содержащий жидкий азот , окружающее тепло заставляет гелий медленно испаряться. Поэтому такие магниты требуют регулярной дозаправки жидким гелием. Обычно криокулер , также известный как холодная головка, используется для повторной конденсации некоторого количества паров гелия обратно в ванну с жидким гелием. Некоторые производители теперь предлагают «безкриогенные» сканеры, в которых магнитная проволока не погружается в жидкий гелий, а охлаждается непосредственно с помощью криоохладителя. Альтернативно, магнит можно охладить, осторожно разместив жидкий гелий в стратегически важных местах, что значительно уменьшит количество используемого жидкого гелия. или высокотемпературные сверхпроводники . вместо этого можно использовать

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

Сила магнитного поля является важным фактором, определяющим качество изображения. Более сильные магнитные поля увеличивают соотношение 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 является хорошим компромиссом между стоимостью и производительностью для общего медицинского использования. Однако для некоторых специализированных применений (например, визуализации мозга) желательна более высокая напряженность поля: в некоторых больницах сейчас используются сканеры с напряженностью 3,0 Тл.

Сигнал ПИД от плохо шиммированного образца имеет сложную огибающую.

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

прокладки

Когда МР-сканер размещается в больнице или клинике, его основное магнитное поле далеко не достаточно однородно, чтобы его можно было использовать для сканирования. магнитное поле магнита Вот почему, прежде чем выполнять точную настройку поля с использованием образца, необходимо измерить и отрегулировать .

После помещения образца в сканер основное магнитное поле искажается границами восприимчивости внутри этого образца, вызывая пропадание сигнала (области, где сигнал отсутствует) и пространственные искажения в полученных изображениях. У людей и животных этот эффект особенно выражен на границах воздушной ткани, таких как пазухи (из-за парамагнитного кислорода в воздухе), что затрудняет визуализацию, например, лобных долей мозга. Для восстановления однородности поля в состав сканера включен набор шиммирующих катушек. Это резистивные катушки, обычно при комнатной температуре, способные создавать поправки поля, распределенные в виде сферических гармоник нескольких порядков .

После помещения образца в сканер B ₀ поле «регулируется» путем регулировки токов в шиммирующих катушках. Однородность поля измеряется путем исследования сигнала ПИД в отсутствие градиентов поля. ПИД образца с плохой регулировкой покажет сложную огибающую затухания, часто со множеством выступов. Затем шиммирующие токи корректируются так, чтобы создать экспоненциально затухающий FID большой амплитуды, что указывает на однородное поле B ₀ . Обычно процесс автоматизирован.

Градиенты

Градиентные катушки используются для пространственного кодирования положений протонов путем линейного изменения магнитного поля по объему изображения. Тогда ларморовская частота будет меняться 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 силу и направление их поля. Типичные градиентные системы способны создавать градиенты от 20 до 100 мТл/м (т.е. в магните с силой 1,5 Тл, когда применяется максимальный градиент по оси z , напряженность поля может составлять 1,45 Тл на одном конце отверстия длиной 1 м. и 1,55 Тл у другого ). Именно магнитные градиенты определяют плоскость визуализации — поскольку ортогональные градиенты можно свободно комбинировать, для визуализации можно выбрать любую плоскость.

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

Некоторыми важными характеристиками градиентных усилителей и градиентных катушек являются скорость нарастания напряжения и сила градиента. Как упоминалось ранее, градиентная катушка создает дополнительное линейно изменяющееся магнитное поле, которое добавляет или вычитает основное магнитное поле. Это дополнительное магнитное поле будет иметь компоненты во всех трех направлениях, а именно. х , у и z ; только составляющая вдоль магнитного поля (обычно называемая осью z и, следовательно, обозначаемая G _z однако для визуализации полезна ). 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, оно имеет единицы измерения: гаусс на сантиметр или миллитесла на метр (мТл/м). Высокопроизводительные градиентные катушки, используемые в МРТ, обычно способны создавать градиентное магнитное поле примерно 30 мТл/м или выше для МРТ 1,5 Тл. Скорость нарастания градиентной системы является мерой того, насколько быстро можно увеличивать или выключать градиенты. Типичные градиенты более высоких характеристик 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), так и от производительности градиентного усилителя (для преодоления индуктивности катушки требуется большое напряжение). и оказывает существенное влияние на качество изображения.

Радиочастотная система

Система радиочастотной (РЧ) передачи состоит из РЧ-синтезатора, усилителя мощности и передающей катушки . Эта катушка обычно встроена в корпус сканера. Мощность передатчика варьируется, но высокотехнологичные сканеры всего тела могут иметь пиковую выходную мощность до 35 кВт. и быть способным поддерживать среднюю мощность 1 кВт. Хотя эти электромагнитные поля находятся в радиочастотном диапазоне в десятки мегагерц (часто в коротковолновой радиочасти электромагнитного спектра ) и имеют мощность, обычно превышающую самые высокие мощности, используемые любительским радио , аппарат МРТ создает очень мало радиочастотных помех. Причина этого в том, что МРТ не является радиопередатчиком. радиочастоты, Электромагнитное поле создаваемое в «передающей катушке», представляет собой магнитное ближнее поле с очень небольшим связанным изменяющимся компонентом электрического поля (как, например, во всех обычных передачах радиоволн). Таким образом, мощное электромагнитное поле, создаваемое в катушке передатчика МРТ, не производит большого количества электромагнитного излучения на своей радиочастоте, а мощность ограничивается 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 сигнала. Радиочастотное электромагнитное излучение, возникающее в результате ядерной релаксации внутри субъекта, представляет собой настоящее ЭМ-излучение (радиоволны), и оно покидает субъект в виде радиочастотного излучения, но оно имеет настолько низкую мощность, что также не вызывает заметных радиочастотных помех, которые могут быть уловлены близлежащие радиотюнеры (кроме того, МРТ-сканеры обычно располагаются в комнатах, облицованных металлической сеткой, которые действуют как клетки Фарадея .)

Хотя можно сканировать с использованием встроенной катушки для передачи радиочастотных сигналов и приема МР-сигналов, если визуализируется небольшая область, то лучшее качество изображения (т. е. более высокое соотношение сигнал/шум) достигается за счет использования близко подходящего меньшего размера. катушка. Доступны различные катушки, которые плотно прилегают к частям тела, таким как голова, колено, запястье, грудь или внутри, например, прямая кишка.

Недавним достижением в технологии МРТ стала разработка сложной многоэлементной фазированной решетки. катушки, которые способны получать несколько каналов данных параллельно. В этом методе «параллельной визуализации» используются уникальные схемы сбора данных, которые позволяют ускорить получение изображений путем замены части пространственного кодирования, возникающего из-за магнитных градиентов, пространственной чувствительностью различных элементов катушки. Однако повышенное ускорение также снижает соотношение сигнал/шум и может создавать остаточные артефакты при реконструкции изображения. Две часто используемые схемы параллельного сбора данных и реконструкции известны как SENSE. и ГРАППА. Подробный обзор методов параллельной визуализации можно найти здесь:

Дальнейшее чтение

• Пайкетт, Иллинойс (1 мая 1982 г.). «ЯМР-визуализация в медицине» (PDF) . Научный американец . 246 (5): 78–88. Бибкод : 1982SciAm.246e..78P . doi : 10.1038/scientificamerican0582-78 . ПМИД   7079720 . Архивировано из оригинала (PDF) 10 марта 2016 года.
• Разрастается П (2000). Магнитно-резонансная томография: принципы, методы и методы . Издательство медицинской физики. ISBN  978-0-944838-97-6 .
• Хааке Э.М., Браун Р.Ф., Томпсон М., Венкатесан Р. (1999). Магнитно-резонансная томография: физические принципы и дизайн последовательности . Нью-Йорк: Дж. Уайли и сыновья. ISBN  978-0-471-35128-3 .
• Мэнсфилд П. (1982). ЯМР-визуализация в биомедицине: Приложение 2. Достижения в области магнитного резонанса . Эльзевир. ISBN  978-0-323-15406-2 .
• Фукусима Э (1989). ЯМР в биомедицине: физические основы . Springer Science & Business Media. ISBN  978-0-88318-609-1 .
• Блюмих Б, Кун В (1992). Магнитно-резонансная микроскопия: методы и приложения в материаловедении, сельском хозяйстве и биомедицине . Уайли. ISBN  978-3-527-28403-0 .
• Блюмер П. (1998). Блюмлер П., Блюмих Б., Ботто Р.Э., Фукусима Э. (ред.). Магнитный резонанс с пространственным разрешением: методы, материалы, медицина, биология, реология, геология, экология, аппаратура . Вайли-ВЧ. ISBN  978-3-527-29637-8 .
• Лян З.П., Лаутербур ПК (1999). Принципы магнитно-резонансной томографии: перспектива обработки сигналов . Уайли. ISBN  978-0-7803-4723-6 .
• Шмитт Ф., Стелинг М.К., Тернер Р. (1998). Эхо-планарная визуализация: теория, техника и применение . Шпрингер Берлин Гейдельберг. ISBN  978-3-540-63194-1 .
• Куперман В. (2000). Магнитно-резонансная томография: физические принципы и приложения . Академическая пресса. ISBN  978-0-08-053570-8 .
• Блюмих Б (2000). ЯМР-изображение материалов . Кларендон Пресс. ISBN  978-0-19-850683-6 .
• Джин Дж (1998). Электромагнитный анализ и проектирование в области магнитно-резонансной томографии . ЦРК Пресс. ISBN  978-0-8493-9693-9 .