Физика магнитно-резонансной томографии

Физика магнитно-резонансной томографии (МРТ) — совокупность процессов, происходящих в процессе МРТ исследований.

Общая информация

Физика МРТ касается фундаментальных физических аспектов методов МРТ и технологических аспектов устройств МРТ.

МРТ — метод медицинской визуализации, который в основном используется в радиологии и ядерной медицине для исследования анатомии и физиологии тела, а также для выявления патологий, включая опухоли, воспаления, неврологические состояния, такие как инсульт, заболевания мышц и суставов, аномалии сердца и кровеносных сосудов. Контрастные вещества могут вводиться внутривенно или в сустав для улучшения изображения и облегчения диагностики. В отличие от КТ и рентгена, МРТ не использует ионизирующее излучение и поэтому является безопасной процедурой, подходящей для диагностики у детей и повторных запусков. 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 старым аппаратам, подробную информацию для медицинских работников предоставляет производитель аппарата.

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 детектируемого радиочастотного сигнала, который принимается антеннами, расположенными в непосредственной близости от исследуемой анатомии. Атомы водорода в естественных условиях в изобилии содержатся в организме человека и других биологических организмах, особенно в воде и жире. По этой причине большинство МРТ-сканирований, по сути, 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 создать различные контрасты между тканями на основе релаксационных свойств содержащихся в них атомов водорода.

В магнитном поле (B₀) сканера магнитные моменты протонов выравниваются параллельно или антипараллельно направлению поля. Хотя каждый отдельный протон может иметь только одно из двух выравниваний, совокупность протонов ведет себя так, как будто они могут иметь любое выравнивание. Большинство протонов выравниваются параллельно B₀, так как это более низкое энергетическое состояние. Затем подается радиочастотный импульс, который может возбудить протоны от параллельного до антипараллельного выравнивания, но только последнее имеет значение для дальнейшего обсуждения. В ответ на силу, возвращающую их к равновесной ориентации, протоны совершают вращательное движение (прецессию), подобно вращающемуся колесу под действием силы тяжести. Протоны возвращаются в низкоэнергетическое состояние в результате процесса спин-решеточной релаксации. Это проявляется в виде магнитного потока, который вызывает изменение напряжения в приемных катушках для получения 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 высокочастотным фотонам. Применяя дополнительные магнитные поля (градиенты), которые линейно изменяются в пространстве, можно выбрать определённые срезы для получения изображения, и изображение получается путем 2-мерного преобразования Фурье пространственных частот сигнала (k-пространство). Из-за магнитной силы Лоренца от B₀ на ток, протекающий в градиентных катушках, градиентные катушки будут пытаться двигаться, производя громкие стучащие звуки, для которых пациентам требуется защита слуха.

История

МРТ-сканер был разработан в 1975—1977 годах в Ноттингемском университете профессором Раймондом Эндрю FRS FRSE на основе его исследований в области ядерного магнитного резонанса. Сканер для всего тела был создан в 1978 году.

Ядерный магнетизм

Субатомные частицы обладают квантово-механическим свойством спина. Некоторые ядра, такие как 1H (протоны), 2H, 3He, 23Na или 31P, имеют ненулевой спин и, следовательно, магнитный момент. В случае так называемых ядер со спином 1⁄2, таких как 1H, существует два спиновых состояния, иногда называемых «вверх» и «вниз». Ядра, такие как 12C, не имеют неспаренных нейтронов и протонов и не имеют чистого спина; однако изотоп 13C имеет спин.

Когда эти спины помещаются в сильное внешнее магнитное поле, они вращаются вокруг оси, проходящей вдоль направления поля. Протоны выравниваются в двух энергетических собственных состояниях (эффект Зеемана): одно низкоэнергетическое и одно высокоэнергетическое, которые разделены очень малой энергией расщепления.

Резонанс и релаксация

Для точного моделирования поведения отдельного протона требуется квантовая механика, однако для адекватного описания поведения ансамбля протонов можно использовать классическую механику. Как и в случае других частиц со спином $1/2$, когда измеряется спин отдельного протона, он может иметь только один из двух результатов, обычно называемых параллельным и антипараллельным. Когда мы говорим о состоянии протона или протонов, мы имеем в виду волновую функцию протона, которая является линейной комбинацией параллельного и антипараллельного состояний.

В присутствии магнитного поля, B₀, протоны будут прецессировать на частоте Лармора, определяемой гиромагнитным отношением частицы и силой поля. Статические поля, наиболее часто используемые в МРТ, вызывают прецессию, которая соответствует радиочастотному (РЧ) фотону.

Чистая продольная намагниченность в термодинамическом равновесии обусловлена крошечным избытком протонов в состоянии с более низкой энергией. Это дает чистую поляризацию, которая параллельна внешнему полю. Применение радиочастотного импульса может отклонить этот вектор чистой поляризации в сторону (так называемый импульс 90°) или даже повернуть его вспять (так называемый импульс 180°). Протоны придут в фазу с радиочастотным импульсом и, следовательно, друг с другом.

Восстановление продольной намагниченности называется продольной или T₁-релаксацией и происходит экспоненциально с постоянной времени T₁. Потеря фазовой когерентности в поперечной плоскости называется поперечной или T₂ релаксацией. Таким образом, T₁ связана с энтальпией спиновой системы, или количеством ядер с параллельным и антипараллельным спином. T₂, с другой стороны, связана с энтропией системы, или количеством ядер в фазе.

Когда радиочастотный импульс выключается, компонент поперечного вектора создает осциллирующее магнитное поле, которое индуцирует небольшой ток в катушке приемника. Этот сигнал называется распадом свободной индукции (FID). В идеализированном эксперименте ядерного магнитного резонанса FID распадается приблизительно экспоненциально с постоянной времени T₂. Однако в практической МРТ существуют небольшие различия в статическом магнитном поле в разных пространственных точках («неоднородности»), которые вызывают изменение ларморовской частоты в теле. Это создает деструктивную интерференцию, которая укорачивает FID. Постоянная времени для наблюдаемого распада ФИД называется T*₂ времени релаксации и всегда короче T₂. В то же время продольная намагниченность начинает восстанавливаться экспоненциально с постоянной времени T₁, которая намного больше T₂ (см. ниже).

При МРТ статическое магнитное поле усиливается катушкой с градиентом поля и изменяется по всей сканируемой области, так что различные пространственные точки становятся связанными с различными частотами прецессии. Только в тех областях, где поле таково, что частоты прецессии совпадают с частотой РЧ, будет наблюдаться возбуждение. Обычно эти градиенты поля модулируются для того, чтобы перемещаться по сканируемой области, и именно почти бесконечное разнообразие последовательностей радиочастотных и градиентных импульсов придает МРТ универсальность. Изменение градиента поля распространяет ответный сигнал ФИД в частотной области, но он может быть восстановлен и измерен с помощью перефокусирующего градиента (для создания так называемого «градиентного эха»), или радиочастотного импульса (для создания так называемого «спин-эха»), или при цифровой постобработке распространяющегося сигнала. Весь процесс может быть повторен, когда произошла некоторая релаксация Т1 и тепловое равновесие спинов более или менее восстановлено. Время повторения (TR) — это время между двумя последовательными возбуждениями одного и того же среза.

Как правило, в мягких тканях T₁ составляет около одной секунды, в то время как T₂ и T*₂ составляют несколько десятков миллисекунд. Однако эти значения могут сильно варьироваться между различными тканями, а также между различными внешними магнитными полями. Такое поведение является одним из факторов, обеспечивающих МРТ огромную контрастность мягких тканей.

Контрастные вещества для МРТ, например, содержащие гадолиний (III), действуют путем изменения (укорачивания) параметров релаксации, особенно T₁.

Визуализация

Схемы визуализации

Было разработано несколько схем комбинирования градиентов поля и радиочастотного возбуждения для создания изображения:

2D или 3D реконструкция из проекций, как в компьютерной томографии. Построение изображения по точкам или по линиям. Градиенты в радиочастотном поле, а не в статическом поле. Хотя каждая из этих схем иногда используется в специальных приложениях, большинство МР-изображений сегодня создается либо методом двумерного преобразования Фурье (2DFT) с выбором срезов, либо методом трехмерного преобразования Фурье (3DFT). Другое название 2DFT — spin-warp. Далее следует описание метода 2DFT с выбором срезов.

Метод 3DFT довольно похож, за исключением того, что выбор срезов отсутствует, а фазовое кодирование выполняется в двух отдельных направлениях.

Эхо-планарная визуализация

Другая схема, которая иногда используется, особенно при сканировании мозга или там, где изображения нужны очень быстро, называется эхо-планарной визуализацией (ЭПИ): В этом случае за каждым радиочастотным возбуждением следует серия градиентных эхо-сигналов с различным пространственным кодированием. Мультиплексная ЭПИ ещё быстрее, например, для фМРТ всего мозга или диффузионной МРТ.

Контрастность изображения и контрастное усиление

Контрастность изображения 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 времени релаксации (T₁, T₂ и T*₂) этих ядер после последовательности импульсов и часто от других параметров, обсуждаемых в разделе специализированных МР-сканирований. Контраст в большинстве МР-изображений фактически представляет собой смесь всех этих эффектов, но тщательная разработка последовательности импульсов для визуализации позволяет подчеркнуть один механизм контраста, а другие свести к минимуму. Возможность выбора различных механизмов контрастирования придает МРТ огромную гибкость. В головном мозге при T₁-взвешивании нервные связи белого вещества кажутся белыми, скопления нейронов серого вещества — серыми, а спинномозговая жидкость (СМЖ) — темной. Контраст белого вещества, серого вещества и спинномозговой жидкости меняется на противоположный при использовании T₂ или T*₂-изображений, в то время как при использовании изображений, взвешенных по протонной плотности, контрастность у здоровых людей незначительна. Кроме того, функциональные параметры, такие как мозговой кровоток (CBF), объём мозговой крови (CBV) или насыщение крови кислородом, могут влиять на T₁, T₂ и T*₂ и поэтому могут быть закодированы с помощью соответствующих импульсных последовательностей.

В некоторых ситуациях невозможно создать достаточный контраст изображения, чтобы адекватно показать интересующую анатомию или патологию только за счет изменения параметров визуализации, в этом случае может быть введено контрастное вещество. Для визуализации желудка и тонкого кишечника это может быть просто вода, принятая перорально. Однако большинство контрастных агентов, используемых в МРТ, подбираются с учётом их специфических магнитных свойств. Чаще всего вводится парамагнитное контрастное вещество (обычно соединение гадолиния). Усиленные гадолинием ткани и жидкости выглядят чрезвычайно яркими на Т1-взвешенных изображениях. Это обеспечивает высокую чувствительность для обнаружения сосудистых тканей (например, опухолей) и позволяет оценить перфузию мозга (например, при инсульте). В последнее время возникли опасения относительно токсичности контрастных веществ на основе гадолиния и их влияния на людей с нарушенной функцией почек. (См. раздел «Безопасность/контрастные вещества» ниже).

Совсем недавно стали доступны суперпарамагнитные контрастные вещества, например, наночастицы оксида железа. Эти вещества выглядят очень темными на T*₂-взвешенных изображениях и могут использоваться для визуализации печени, поскольку нормальная ткань печени удерживает вещество, а аномальные участки (например, рубцы, опухоли) — нет. Их также можно принимать перорально для улучшения визуализации желудочно-кишечного тракта и для того, чтобы вода в желудочно-кишечном тракте не заслоняла другие органы (например, поджелудочную железу). Диамагнитные агенты, такие как сульфат бария, также изучались на предмет потенциального использования в желудочно-кишечном тракте, но применяются реже. Когда радиочастотный импульс выключается, компонент поперечного вектора создает осциллирующее магнитное поле, которое индуцирует небольшой ток в катушке приемника. Этот сигнал называется распадом свободной индукции (FID). В идеализированном эксперименте ядерного магнитного резонанса FID распадается приблизительно экспоненциально с постоянной времени T₂. Однако в практической МРТ существуют небольшие различия в статическом магнитном поле в разных пространственных точках («неоднородности»), которые вызывают изменение ларморовской частоты в теле. Это создает деструктивную интерференцию, которая укорачивает FID. Постоянная времени для наблюдаемого распада ФИД называется T₂ времени релаксации и всегда короче T₂. В то же время продольная намагниченность начинает восстанавливаться экспоненциально с постоянной времени T₁, которая намного больше T₂ (см. ниже).

k-пространство

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

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

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

Другими словами, с течением времени сигнал прослеживает траекторию в k-пространстве, причем вектор скорости траектории пропорционален вектору приложенного градиента магнитного поля. Под термином эффективная спиновая плотность мы понимаем истинную спиновую плотность $\rho ({\vec {x}})$ с поправкой на эффекты подготовки T₁, распада T₂, дефазировки из-за неоднородности поля, потока, диффузии и т. д. и любых других явлений, которые влияют на количество поперечной намагниченности, доступной для индуцирования сигнала в радиочастотном зонде или его фазу по отношению к электромагнитному полю приемной катушки.

Из основной формулы k-пространства сразу следует, что мы восстанавливаем изображение $I({\vec {x}})$, просто взяв обратное преобразование Фурье отобранных данных, то есть

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

Используя формализм k-пространства, ряд, казалось бы, сложных идей становятся простыми. Например, становится очень легко (в частности, для физиков) понять роль фазового кодирования (так называемый метод spin-warp). При стандартном спин-эхо или градиентном эхо-сканировании, когда градиент считывания (или просмотра) постоянен (например, G), за одно радиочастотное возбуждение сканируется одна линия k-пространства. Когда градиент фазового кодирования равен нулю, сканируемой линией является ось kx. Когда между РЧ-возбуждением и началом градиента считывания добавляется ненулевой импульс фазового кодирования, эта линия перемещается вверх или вниз в k-пространстве, то есть мы сканируем линию ky = константа.

Формализм к-пространства также позволяет легко сравнивать различные методы сканирования. При одноточечном EPI все к-пространство сканируется за один снимок по синусоидальной или зигзагообразной траектории. Поскольку чередующиеся линии k-пространства сканируются в противоположных направлениях, это необходимо учитывать при реконструкции. Методы многокадрового EPI и быстрого спинового эха получают только часть k-пространства за одно возбуждение. В каждом снимке регистрируется отдельный чередующийся сегмент, и снимки 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 по краям k-пространства, значение TE для центра k-пространства определяет T₂-контраст изображения.

Важность центра k-пространства для определения контраста изображения может быть использована в более совершенных методах визуализации. Одним из таких методов является спиральное получение изображения — применяется вращающийся градиент магнитного поля, в результате чего траектория в k-пространстве развивается по спирали от центра к краю. Вследствие T₂ и T* ₂ затухания сигнал наиболее высок в начале сканирования, поэтому получение сначала центра k-пространства улучшает соотношение контраст/шум (CNR) по сравнению с обычным зигзагообразным сканированием, особенно при наличии быстрого движения.

Поскольку ${\vec {x}}$ и ${\vec {k}}$ 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 дискретизирована), а максимальное значение k дискретизации определяет разрешение, то есть,

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

(Эти соотношения применяются к каждой оси независимо).

МРТ сканер

Конструкция и работа

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

Магнит

Магнит — самый большой и дорогой компонент сканера, вокруг него строится вся остальная часть сканера. Сила магнита измеряется в теслах (Т). Клинические магниты обычно имеют напряженность поля в диапазоне 0,1-3,0 Тл, а исследовательские системы могут достигать 9,4 Тл для людей и 21 Тл для животных. В США напряженность поля до 4 Тл была одобрена FDA для клинического использования.

Не менее важным, чем сила основного магнита, является его точность. Прямолинейность магнитных линий в центре (или, как его технически называют, изоцентре) магнита должна быть практически идеальной. Это называется однородностью. Флуктуации (неоднородности напряженности поля) в области сканирования должны составлять 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 быть использованы для обеспечения статического магнитного поля. Постоянный магнит, достаточно мощный для использования в МРТ, будет очень большим и громоздким; его вес может превышать 100 тонн. МРТ с постоянными магнитами очень недороги в обслуживании; этого нельзя сказать о других типах магнитов для МРТ, но у использования постоянных магнитов есть существенные недостатки. Они способны достигать только слабой напряженности поля по сравнению с другими магнитами МРТ (обычно менее 0,4 Т) и обладают ограниченной точностью и стабильностью. Постоянные магниты также представляют собой особые проблемы безопасности; поскольку их магнитные поля невозможно «выключить», ферромагнитные объекты практически невозможно удалить из них после непосредственного контакта. Постоянные магниты также требуют особой осторожности, когда их доставляют к месту установки. Резистивный электромагнит: Соленоид, намотанный из медной проволоки, является альтернативой постоянному магниту. Преимуществом является низкая первоначальная стоимость, но сила поля и стабильность ограничены. Электромагнит требует значительного расхода электроэнергии во время работы, что может сделать его эксплуатацию дорогостоящей. Эта конструкция по существу 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, созданный с использованием сверхпроводников, может иметь чрезвычайно высокую напряженность поля при очень высокой стабильности. Создание таких магнитов чрезвычайно дорого, а криогенный гелий дорог и сложен в обращении. Однако, несмотря на свою дороговизну, сверхпроводящие магниты с гелиевым охлаждением являются наиболее распространенным типом магнитов, используемых сегодня в МРТ-сканерах. В большинстве 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. Поэтому такие магниты требуют регулярной дозаправки жидким гелием. Обычно для реконденсации паров гелия обратно в ванну с жидким гелием используется криокулер, также известный как холодная головка. В настоящее время некоторые производители предлагают сканеры без криогена, в которых вместо погружения в жидкий гелий магнитопровод охлаждается непосредственно криокулером. В качестве альтернативы магнит может охлаждаться путем осторожного размещения жидкого гелия в стратегических точках, что значительно сокращает количество используемого жидкого гелия, или вместо него могут использоваться высокотемпературные сверхпроводники.

Магниты могут иметь разнообразные формы. Однако постоянные магниты чаще всего имеют С-образную форму, а сверхпроводящие магниты — цилиндрическую. Также используются С-образные сверхпроводящие магниты и постоянные магниты коробчатой формы.

Напряженность магнитного поля является важным фактором в определении качества изображения. Более высокие магнитные поля увеличивают соотношение сигнал/шум, что позволяет повысить разрешение или ускорить сканирование. Однако более высокая напряженность поля требует более дорогих магнитов с более высокими эксплуатационными расходами, а также повышает безопасность. Напряженность поля 1,0-1,5 Тл является хорошим компромиссом между стоимостью и производительностью для общего медицинского применения. Однако для некоторых специализированных целей (например, визуализация мозга) желательны более высокие значения напряженности поля, и в некоторых больницах сейчас используются сканеры с напряженностью 3,0 Тл.

Шайбы

Когда МР-сканер размещается в больнице или клинике, его основное магнитное поле далеко не достаточно однородно, чтобы использовать его для сканирования. Поэтому, прежде чем проводить точную настройку поля с помощью образца, магнитное поле магнита должно быть измерено и скомпенсировано.

После помещения образца в сканер основное магнитное поле искажается границами восприимчивости внутри образца, что приводит к выпадению сигнала (отсутствие сигнала) и пространственным искажениям полученных изображений. У людей или животных этот эффект особенно выражен на границах воздух-ткань, таких как синусы (из-за парамагнитного кислорода в воздухе), что затрудняет получение изображений, например, лобных долей мозга. Для восстановления однородности поля в сканер включается набор корректирующих катушек. Это резистивные катушки, обычно комнатной температуры, способные производить коррекцию поля, распределенную в виде нескольких порядков сферических гармоник.

После помещения образца в сканер, поле B₀ «шиммируется» путем регулировки токов в шим-катушках. Однородность поля измеряется путем изучения сигнала ФИД в отсутствие градиентов поля. ФИД от образца с плохим шиммированием будет иметь сложную огибающую спада, часто с большим количеством горбов. Токи шиммирования затем регулируются для получения экспоненциально затухающего ФИД с большой амплитудой, что указывает на однородность поля B₀. Этот процесс обычно автоматизирован.

Градиенты

Градиентные катушки используются для пространственного кодирования положения протонов путем линейного изменения магнитного поля по всему объёму изображения. При этом частота Лармора меняется в зависимости от положения по осям x, y и z.

Градиентные катушки обычно представляют собой резистивные электромагниты с питанием от сложных усилителей, которые позволяют быстро и точно регулировать силу и направление поля. Типичные градиентные системы способны создавать градиенты в пределах 20-100 мТл/м (например, в магните 1,5 Тл при максимальном градиенте по оси z напряженность поля может составлять 1,45 Тл на одном конце отверстия длиной 1 м и 1,55 Тл на другом). Именно магнитные градиенты определяют плоскость визуализации — поскольку ортогональные градиенты можно свободно комбинировать, для визуализации может быть выбрана любая плоскость.

Скорость сканирования зависит от производительности системы градиентов. Более сильные градиенты позволяют быстрее получить изображение или повысить разрешение; аналогично, градиентные системы, способные быстрее переключаться, также позволяют ускорить сканирование. Однако производительность градиента ограничена соображениями безопасности, связанными со стимуляцией нервов.

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 добавляется или вычитается из основного магнитного поля. Это дополнительное магнитное поле будет иметь компоненты во всех трех направлениях, то есть x, y и z; однако для визуализации полезна только компонента вдоль магнитного поля (обычно называемая осью z, отсюда обозначение Gz). Вдоль любой заданной оси градиент будет добавлять к магнитному полю с одной стороны от нулевого положения и вычитать из него с другой стороны. Поскольку дополнительное поле является градиентом, оно имеет единицы измерения гаусс на сантиметр или миллитесла на метр (мТ/м). Высокопроизводительные градиентные катушки, используемые в МРТ, обычно способны создавать градиентное магнитное поле около 30 мТ/м или выше для МРТ 1,5 Т. Скорость нарастания градиентной системы — это показатель того, насколько быстро градиенты могут быть включены или выключены. Типичные высокоэффективные градиенты имеют скорость нарастания до 100—200 Т-м-1-с-1. Скорость изменения зависит как от градиентной катушки (для увеличения или уменьшения скорости вращения большой катушки требуется больше времени, чем маленькой), так и от производительности градиентного усилителя (для преодоления индуктивности катушки требуется большое напряжение) и оказывает значительное влияние на качество изображения.

Радиочастотная система

Радиочастотная (РЧ) система передачи состоит из РЧ-синтезатора, усилителя мощности и передающей катушки. Эта катушка обычно встроена в корпус сканера. Мощность передатчика может быть разной, но высококлассные сканеры для всего тела могут иметь пиковую выходную мощность до 35 кВт и способны поддерживать среднюю мощность 1 кВт. Хотя эти электромагнитные поля находятся в радиочастотном диапазоне в десятки мегагерц (часто в коротковолновой части электромагнитного спектра) и имеют мощность, обычно превышающую самые высокие мощности, используемые радиолюбителями, радиочастотные помехи, создаваемые аппаратом МРТ, очень незначительны. Причина этого в том, что МРТ не является радиопередатчиком. Электромагнитное поле радиочастоты, создаваемое в «передающей катушке», представляет собой магнитное ближнее поле с очень малой составляющей электрического поля (как, например, у всех обычных радиоволновых передач). Таким образом, мощное электромагнитное поле, создаваемое в передающей катушке МРТ, не производит много электромагнитного излучения на своей радиочастоте, и 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. Электромагнитное радиочастотное излучение, возникающее в результате ядерной релаксации внутри субъекта, является настоящим электромагнитным излучением (радиоволнами), и оно покидает субъект в виде радиочастотного излучения, но его мощность настолько мала, что не вызывает ощутимых радиочастотных помех, которые могут быть уловлены близлежащими радиотюнерами (кроме того, МРТ-сканеры обычно располагаются в помещениях с металлической сеткой, которая действует как клетка Фарадея).

Хотя можно проводить сканирование с использованием встроенной катушки для передачи РЧ-излучения и приема МР-сигнала, если визуализируется небольшая область, то лучшее качество изображения (то есть более высокое отношение сигнал/шум) достигается при использовании близко расположенной катушки меньшего размера. Существуют различные катушки, которые плотно прилегают к таким частям тела, как голова, колено, запястье, грудь или внутренние органы, например, прямая кишка.

Недавним развитием технологии МРТ стала разработка сложных многоэлементных катушек с фазированной решеткой, которые способны получать данные по нескольким каналам параллельно. Эта техника «параллельной визуализации» использует уникальные схемы получения данных, которые позволяют ускорить получение изображений, заменяя часть пространственного кодирования, происходящего от магнитных градиентов, пространственной чувствительностью различных элементов катушки. Однако увеличение ускорения также снижает соотношение сигнал/шум и может создавать остаточные артефакты при реконструкции изображения. Две часто используемые схемы параллельного получения и реконструкции изображений известны как SENSE и GRAPPA. Подробный обзор методов параллельной визуализации можно найти здесь:

Источники

?

См. также

• Томография
• Электронный парамагнитный резонанс
• Компьютерная томография высокого разрешения
• Compressive sensing

Библиография

• Pykett, Ian L. (1 May 1982). «NMR Imaging in Medicine». Scientific American 246 (5): 78–88. DOI:10.1038/scientificamerican0582-78. PMID 7079720. Bibcode: 1982SciAm.246e..78P.
• Magnetic Resonance Imaging: Principles, Methods, and Techniques. — Medical Physics Publishing. — ISBN 978-0-944838-97-6.
• Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design. — New York: J. Wiley & Sons. — ISBN 978-0-471-35128-3.
• NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance. — Elsevier. — ISBN 978-0-323-15406-2.
• Fukushima Eiichi NMR in Biomedicine: The Physical Basis. — Springer Science & Business Media. — ISBN 978-0-88318-609-1.
• Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine. — Wiley. — ISBN 978-3-527-28403-0.
• Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware. — Wiley-VCH. — ISBN 978-3-527-29637-8.
• Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective. — Wiley. — ISBN 978-0-7803-4723-6.
• Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application. — Springer Berlin Heidelberg. — ISBN 978-3-540-63194-1.
• Kuperman Vadim Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications. — Academic Press. — ISBN 978-0-08-053570-8.
• Blümich Bernhard NMR Imaging of Materials. — Clarendon Press. — ISBN 978-0-19-850683-6.
• Jin Jianming Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging. — CRC Press. — ISBN 978-0-8493-9693-9.

Шаблон:Медицинская визуализация