Главная / Медицинская визуализация / Магнитно-резонансная томография (МРТ) / МРТ-изображения

МРТ-изображения

Пространственно-частотное кодирование с помощью градиента поля, выбор среза

Магнитное поле B0 определяет частоту прецессирования атомных ядер. Мы рассмотрели случай, когда поле однородно и, соответственно, все атомные ядра прецессируют с одинаковой частотой, за исключением тех, которые находятся в области неоднородности поля.

Если создать не однородное поле B0, а линейно меняющееся в заданном направлении (например, совпадающим с направлением B0) от одной точки к другой, т.е. градиентное поле, тогда Ларморовская частота прецессирования будет меняться как функция положения в пространстве вдоль направления градиента поля. Градиентное поле создаётся с помощью специальных катушек, применяемых в МРТ. Линейное градиентное поле добавляется к постоянному полю B0. Чем больше градиент поля, тем больше разница в Ларморовской частоте ядер между соседними точками в пространстве (вдоль направления градиента).

Таким образом, можно закодировать различные пространственные срезы объекта. Чем сильнее градиент, тем уже может быть срез.

Положение среза может задаваться частотой радиочастотного импульса. А ширина среза задаётся градиентом поля и длиной (временем) импульса. Таким образом, при наличии градиентного магнитного поля, можно посрезово отсканировать объект, меняя частоту радиочастотных импульсов (RF pulses).

Ширина полосы частот, возбуждённая радиочастотным импульсом обратно пропорциональна длине (времени) импульса. Короткий импульс возбуждает широкий диапазон частот, а по мере увеличения длины импульса, ширина полосы возбуждённых частот уменьшается.

Фурье-пары это формы волн, которые взаимосвязаны преобразованием Фурье (поскольку оно обратимо). Фурье преобразованием сигнала прямоугольной формы будет иметь форму кардинального синуса sinc(x) = sin(πx)/πx. Следовательно, форма сигнала, модулируемого с помощью сигнала, имеющего форму кардинального синуса, будет иметь прямоугольную форму. Сигнал такой формы часто используется для выборочного возбуждения конкретной полосы частот.

Частотное и фазовое пространственное кодирование

После того, как срез выбран с помощью градиента магнитного поля и выборочного радиочастотного импульса, необходимо перейти к пространственному кодированию внутри среза. Для этого также применяется градиентное поле, известное как read gradient, которое позволяет закодировать частоту, как функцию положения. Такое кодирование называется частотным кодированием.

Таким образом, можно получить плотность спинов вдоль каждой линии, параллельной направлению градиента. Можно сказать, что это проекция формы объекта на ось, перпендикулярную градиенту поля. Меняя направление градиента можно получить плотность спинов вдоль множества линий и восстановить изображение среза по аналогии с реконструкцией в компьютерной томографии (back-projection reconstruction).

Этот метод использовался в первых версиях МРТ (в 2003 г. Нобелевская премия). В современных аппаратах используется другой подход для создания двумерного изображения среза. Пространственное кодирование сигнала в третьем измерении производится с помощью другого градиента, который применяется перед read gradient и влияет на фазу спинов, поэтому называется фазовым кодированием (phase encoding gradient).

Таким образом, пространственное кодирование в МРТ состоит из трёх этапов. Вначале выбор среза с помощью градиентного магнитного поля и радиочастотных импульсов. Затем кодирование второго измерения с помощью read gradient. После этого идёт фазовое кодирование третьего измерения.

Формирование МРТ-изображения

МРТ изображение формируется из множества последовательно зарегистрированных сигналов спинового эха. Для возбуждения этих сигналов, на объект воздействуют градиентными магнитными полями (read, slice, phase) и радиочастотными импульсами (RF pulse). В современных сканерах используются различные варианты последовательностей воздействия. В зависимости от последовательности воздействия полей и импульсов варьируется контраст, скорость получения изображения и разрешающая способность финального МРТ изображения. Кроме того, при определённых последовательностях, обеспечивается возможность оценки функциональных процессов, как ток крови, нейронная активность и диффузия воды. При неправильной последовательности сигналов спиновое эхо может не возникать.

Поскольку спиновое эхо регистрируется с использованием градиентных полей, оно содержит информацию о пространственном расположении источника эха. Это позволяет реконструировать изображение объекта.

Контраст МРТ-изображений

Т1 и Т2 изображения

Интенсивность сигнала магнитного резонанса прямо пропорциональна количеству атомов водорода, поэтому можно сказать, что МРТ изображение это карта распределения воды в исследуемом объекте. Поскольку концентрация воды отличается в различных типах ткани, на МРТ изображении можно отличить их. Кости содержат мало воды, поэтому они выглядят тёмными на изображении, в то время как жир выглядит ярким. Контраст между тканями, со схожей концентрацией воды небольшой, поэтому, хотя, МРТ изображение предоставляет некоторую информацию об анатомической структуре мозга, отличить многие структуры мозга довольно сложно. Существуют механизмы управления поведением релаксации спинов в различных типах ткани, благодаря которым можно улучшить контраст изображения.

Благодаря спин-спиновой релаксации сигнал магнитного резонанса затухает экспоненциально со временем и степень затухания описывается константой Т2. Т2 является свойством атомного ядра, зависящим от химических свойств и факторов среды. Это свойство используется, чтобы контрастировать на изображении различные типы тканей. Получаемые изображения называют Т2 взвешенные изображения (T2 weighted image or T2WI).

Для улучшения контраста также используется параметр T1. Изменением этого параметра можно добиться улучшения контраста между различными типами ткани, в том числе можно подавить сигнал от тканей с определённым значением T1.

Диффузия и поток

Молекулы воды находятся постоянно в движении (Броуновское движение). Перемещение воды на большие расстояния (относительно Броуновского движения) известно, как диффузия. В биологических тканях диффузия может быть ограничена мембранами, протеинами и прочими структурами. В некоторых тканях диффузия воды может иметь предпочтительное направление (мышечные волокна, нейроны мозга).

Диффузия влияет на сигнал ЯМР, поскольку при перемещении в градиентном поле молекулы воды подвергаются воздействию разной магнитной индукции и, соответственно, при применении радиочастотных импульсов, не происходит рефокусировки сигнала. Сигнал магнитного резонанса затухает вследствие того, что меньше спинов рефокусируются. Таким образом, МРТ изображение получается зависимым от диффузии (diffusion Weighted Images - DWI).

Степень диффузии характеризуется внешним коэффициентом диффузии (Apparent Diffusion Coefficient - ADC). ADC является свойством конкретной ткани. Чем сильнее диффузия, тем быстрее угасает сигнал МР. Таким образом, можно детектировать повреждённые ткани, в которых диффузия не соответствует норме. Это важно для детектирования злокачественных опухолей и инсультов, когда диффузия сильно ограничена и сигнал МР повышен, что сложно увидеть на T1 или T2 изображениях.

Поскольку диффузия имеет преобладающее направление, например, вдоль мышечных волокон или нейронов, с помощью МРТ можно оценить направление волокон или связь областей мозга.

В МРТ контрастирующие агенты могут использоваться для визуализации тока крови. Эти агенты меняют свойства релаксации спинов водорода. С помощью МРТ можно наблюдать накопление и вымывание контрастирующего агента. Контрастный агент позволяет детектировать области с повышенным током крови, как, например, опухоль. Такой метод важен в диагностировании рака груди. Кроме того, такой метод позволяет получить МР ангиограмму.

Ромашка
 
   Яндекс.Метрика