Магнитно-резонансная томография. Принцип и диагностические возможности метода.

ВОПРОСЫ К ЭКЗАМЕНУ по МРТ

1. Явление ядерного магнитного резонанса. Магнитные свойства ядер. Уравнение Лармора.
2. Влияние высокой частоты на макроструктуру в ЯМР-устройствах. Т1 и Т2-релаксация.
3. Метод получения эхо-сигнала (метод Хана).
4. Селективное выделение слоев для получения томограмм.
5. Получение ЯМР-томограмм путем двумерного (двойного) Фурье-преобразования (частотно – фазовый метод).
6. Время получения изображений и способы его уменьшения. Метод RARE, метод FLASH.
7. Аппаратура: магнит, градиентные катушки, РЧ катушки.
8. Блок-схема томографа.
9. Эхо-планарная томография.
10. Многосрезовая томография.
11. Зависимость амплитуды сигнала от TR и TE.
12. Контрастные вещества.
13. Влияние скорости крови на изображение сосудов. Стандартные спин-эхо-импульсные последовательности. Градиентные импульсные последовательности.
14. Ангиография: время-пролетная и фазово-контрастная.
15. МРА с контрастным усилением.
16. МРТ сердца.
17. Артефакты в МРТ.
18. Безопасность пациентов и персонала.

 

Учебники

Магнитный резонанс в медицине (Ринк П.А. (ред))
Скачать
on-line: Основы МРТ Джозеф П. Хорнак. (Анимация вместо обычных картинок)
или Скачать (djvu, 9857556)

on-line: М.Я. Марусина, А.О. Казначеева. Современные виды томографии

Или Скачать

Ю. И. Неронов Магнитный резонанс в томографии и в спектральных исследованиях тканей живого организма. - СПб: СПб ГУ ИТМО, 2007. - 104 с
Скачать

 

Оглавление

Введение. Коротко про МРТ. 3

Магнитно-резонансная томография. Принцип и диагностические возможности метода. 3

Медико-биологическое обоснование. 6

Вопрос №1. 8

Явление ядерного магнитного резонанса. 8

Магнитные свойства ядер. 9

Уравнение Лармора. 11

Вопрос №2. 12

???Влияние высокой частоты на макроструктуру в ЯМР-устройствах. 12

Т1 и Т2-релаксация. 12

Вопрос №3. 13

Метод получения эхо-сигнала (метод Хана). 13

Вопрос №4. 15

???Селективное выделение слоев для получения томограмм. 15

Вопрос №5. 17

Получение ЯМР-томограмм путем двумерного (двойного) Фурье-преобразования (частотно – фазовый метод). 17

Вопрос №6. 20

Время получения изображений и способы его уменьшения. Метод RARE, метод FLASH. 20

Вопрос №7. 23

Аппаратура. 23

Магнит. 23

Градиентные катушки. 24

РЧ катушки. 25

Вопрос №8. 26

Блок-схема томографа. 26

Вопрос №9. 27

Эхо-планарная томография. 27

Вопрос №10. 29

Многосрезовая томография. 29

Вопрос №11. 30

Зависимость амплитуды сигнала от TR и TE. 30

Вопрос №12. 30

Контрастные вещества. 30

Вопрос №13. 31

Влияние скорости крови на изображение сосудов. 31

???Стандартные спин-эхо-импульсные последовательности. 31

Вопрос №14. 32

Ангиография: время-пролетная и фазово-контрастная. 32

Время-пролетная ангиография. 32

Фазо-контрастная ангиография. 32

Вопрос №15. 33

???МРА с контрастным усилением. 33

Вопрос №16. 34

МРТ сердца. 34

Вопрос №17. 34

Артефакты в МРТ. 34

Вопрос №18. 35

Безопасность пациентов и персонала. 35

 

 

Введение. Коротко про МРТ.

Вопрос №1

Магнитные свойства ядер.

Магнитный дипольный момент ядра определяет энергию взаимодействия ядра E с однородным магнитным полем . Магнитные моменты нуклонов и ядер измеряются в ядерных магнетонах - μ_N.

где m_p- масса протона. μ_N в m_p/m_e = 1836 раз меньше магнетона Бора _B.

Магнитный момент ядра определяется спиновым и орбитальным моментами нуклонов.

где g_l, g_s - орбитальное и спиновое гиромагнитные отношения.

Гиромагнитные факторы электрона/позитрона (в μB) и нуклонов (в μN)

 

Частица	gl	gs
Электрон	-1	-2
Позитрон
Протон		5.586
Нейтрон		-3.826

Дирак показал, что для точечной заряженной частицы со спином 1/2 спиновое гиромагнитное отношение g_s должно быть равно 2. Спиновое гиромагнитное отношение для нейтральной частицы 0. Отличие g_sp от 2 и g_sn от 0, говорит о неточечности нуклонов. Спиновые магнитные моменты протона μ_p и нейтрона μ_n следующие

μ_p = g_spμ_N/2 = 2.79275μ_N,
μ_n = g_snμ_N/2 = -1.91348μ_N.

В таблице приведены спины и магнитные моменты некоторых ядер

Таблица. Спины и магнитные моменты некоторых ядер

Ядро	Z	Спин в единицах	Магнитный момент в ядерных магнетонах
^2H			0.8574
^3H		1/2	2.9789
^3He		1/2	-2.1275
^4He
^14N			0.406
^57Fe		1/2	0.0905
^63Cu		3/2	2.2260
^180Hf
^185Re		5/2	3.1716
^241Pu		5/2	-0.730

Отрицательные значения магнитного момента означает, что спин ядра и его магнитный момент направлены в противоположные стороны.

См. также Электромагнитные моменты нуклонов и ядер

Уравнение Лармора.

В физике ларморовская прецессия — это прецессия магнитного момента электронов, атомного ядра и атомов в направлении внешнего магнитного поля.

Теорема Лармора:

Вар. 1: действие магнитного поля на движущийся электрон заключается в наложении на первоначальное движение равномерного вращения вокруг направления внешнего магнитного поля.

Вар. 2: в магнитном поле движение электронов вокруг ядра в первом приближении по напряженности магнитного поля, то же, что и без магнитного поля, за исключением прецессии электронов с угловой частотой = eH/2mc (CГС) = eH/2m (СИ)

Ларморова частота — угловая частота прецессии магнитного момента, помещенного в магнитное поле. Названа в честь ирландского физика Джозефа Лармора (Joseph Larmor). Ларморова частота зависит от силы магнитного поля B и гиромагнитного соотношения γ:

или (ВООБЩЕ В ИНТЕРНЕТЕ НЕТ НОРМ ФОРМУЛЫ БЛИН!)

При этом в формуле учитывается то магнитное поле, которое действует на месте нахождения частицы. Это магнитное поле состоит из внешнего магнитного поля Bext и других магнитных полей, которые возникают из-за электронной оболочки или химического окружения.

Ларморова частота протона в магнитном поле силой в 1 Тесла составляет 42 МГц, то есть Ларморова частота находится в диапазоне радиоволн.

См. также Ларморовский диамагнетизм атомов с полностью заполненными внутренними оболочками

 

Вопрос №2

???Влияние высокой частоты на макроструктуру в ЯМР-устройствах.

При МРТ применяется РЧ-излучение. Оно может взаимодействовать как с тканями организма, так и с инородными телами в нем (например, металлическими имплантатами). Основной результат такого взаимодействия – нагревание. Чем выше частота РЧ-излучения, тем большее количество тепла будет выделяться, чем больше ионов содержится в ткани, тем больше энергии будет превращаться в тепло. ??? См. также Опасные факторы и побочные эффекты МРТ (1,5 и 3 Тл)

 

 

Т1 и Т2-релаксация.

T 1 и T 2 релаксация это сложные процессы, зависящие в основном от

магнитного взаимодействий между молекулами, которые постоянно движутся и имеют собственное магнитное поле [45]. Это означает, что локальное магнитное поле, испытываемое протонами, будет колебатьсяиз-замагнитного взаимодействия между ближайшими молекулами.

После воздействия РЧ импульса поперечная намагниченность некоторое время прецессирует вокруг направления основного поля, поскольку в уравнении движения не учитываются эффекты релаксации. Механизм релаксации возвращает систему в её первоначальное равновесное состояние. Т.о. после воздействия РЧ импульса продольная составляющая намагниченности M z в направлении статического магнитного поля возвращается в со-

стояние равновесия M 0 в соответствии с постоянной времени T 1, а поперечная намагниченность M xy возвращается в нулевое значение (спад сво-

бодной индукции или FID).

Продольная спин-решеточная T 1 релаксация отражает взаимодействие резонирующих ядер с окружающими их ядрами и молекулами. При T 1 ре-

лаксации в молекулярную решетку выделяется дополнительная энергия, полученная спинами из РЧ импульса. Для выделения энергии должен происходить энергетический обмен между группами спинов, затрагивающий продольную намагниченность и поэтому T 1 релаксация наблюдается как воз-

врат вектора продольной намагниченности M z в равновесное состояние M 0. T 1 релаксация обычно экспоненциальная и описывается уравнением:

dM Z	=	M 0	− M Z	(23)
		T 1
dt

Изменить продольную намагниченность можно применением резонансного поля B 1 в плоскости xy. Поэтому любые колебания магнитного поля,

имеющего составляющую, колеблющуюся на резонансной частоте в плоскости xy, могут вызвать переход спинов из одного состояния в другое. Зна-

чения времени T 1 протонов для биологических тканей - от 500 до 2000 мс. Поперечнаяспин-спиновая T 2 релаксация описывает процесс возвраще-

ния вектора поперечной намагниченности M xy в равновесное состояние и зависит от обмена энергией между соседними спинами:

	dM xy	= −	M xy	(24)
	dt	T 2

Она отражает расфазирование векторов поперечной намагниченности разных ядер после воздействия РЧ импульсом, вызванное неоднородностями локальных полей в общем магнитном поле. В идеальном случае основное поле B 0 должно быть одинаковым для всех ядер, т.е. все спины будут иметь одинаковую частотуω0 прецессии векторов поперечной намагничен-

ности. Однако, в нем будут присутствовать колебания продольной компоненты локального основного поля и, следовательно, резонансных частот. Эти колебания вызываются как магнитным взаимодействием между ядрами, так и низкой однородностью основного поля. Если спины имеют мало отличающиеся резонансные частоты, то после воздействия РЧ импульса поперечная намагниченность одних спинов (у которых поле B > B 0) будет пре-

цессировать быстрее, а у других спинов (у которых поле B < B 0) прецессия

будет медленнее. Поэтому мы можем визуализировать этот эффект во вращающейся системе координат: величина вектора поперечной намагниченности будет у одних спинов уменьшаться быстрее, чем у других и происходит расфазирование спинов.

Дифференциальное уравнение, описывающее динамику макроскопической намагниченности во внешнем поле, может быть объединено с параметрами T 1 и T 2 релаксации в одно уравнение:

d M(t)	= M(t) × γB ext (t) +		(M 0	− M z) z ˆ −		M xy	(25)
dt
T 1	T 2

Это эмпирическое векторное уравнение Блоха. Параметры релаксации описывают возвращение к равновесию для поля, направленного вдоль оси

Z.

 

 

Вопрос №3

Метод получения эхо-сигнала (метод Хана).

(или Спин-эхопоследовательность)

Спин-эхо(SE, spin echo) последовательность это наиболее часто используемая ИП, изобретенная Карром и Парселом на зареМР-томографиии основанная на обнаружении спинового или эха Хана.

Первым подается 90° РЧ импульс, поворачивающий намагниченность в плоскость XY. Протоны начинают синхронно вращаться, ноиз-занеоднородности поля синхронность будет теряться и поперечная составляющая сместится по фазе. Через некоторое время прикладывается 180° импульс, поворачивающий намагниченность вокруг оси X; протоны окажутся в фазе, создав значительную поперечную намагниченность для получения сигналаспин-эхо.

 

 

После получения пика эхо-сигналапроисходит потеря синхронности прецессии (сдвиг по фазе) и сигнал снова уменьшается. Если в этот момент снова приложить 180° импульс, то через время ТЕ появится новый эхо сигнал. Такая SE последовательность называется мультиэхо, а ряд 180° рефокусирующих импульсов называютэхо-трейном.

Существует разновидность ИП с переменным эхо, которая представляет собой методику получения данных с двумя эхосигналами, при которой второй эхосигнал будет кратным первому. В такой ИП за один проход можно получить один, два или четыре эхосигнала, каждый из которых используется для создания отдельного изображения, характеризующегося определенной контрастностью. Чаще используют ИП с двумяэхо-сигналами,позволяющими получить изображение протонной плотности и T 2 -изображение.

Восстановление z -намагниченностив SE ИП происходит через время T 1(100-2000мс) обычно много меньшее чем время T 2, т.к. для большинства живых тканей T 1 > T 2. Простейшее SE отображение, когда ИП повторяется

столько раз, сколько линий в изображении.

Изображения, полученные с помощью ИП спин эхо, как правило, менее чувствительны к неоднородностям магнитного поля и парамагнетикам, что обусловлено рефазированием протонов РЧ импульсами. Они характеризуются меньшими геометрическими искажениями, и, соответственно, более резкими контурами. Единственным недостатком SE ИП является большое время сканирования, по сравнению с FSE (при равных значениях TR).

На контрастность получаемых изображений влияют время TR (определяет уровень насыщения тканей или влияние процесса T1 релаксации) и время TE (определяет уровень расфазирования до момента считывания эхосигнала или влияние процесса T2 релаксации).

 

 

Вопрос №4

???Селективное выделение слоев для получения томограмм.

 

В томографическом эксперименте определение и выделение среза имеет важнейшее значение. Они определяются характеристиками возбуждающего импульса.

Определение среза. Простейший жесткий импульс не имеет четкой ширины полосы и поэтому не позволяет достаточно хорошо определить срез. Чтобы улучшить четкость определения ширины полосы частот РЧ-импульса, мы должны придать импульсу определенную форму, т.е. менять его амплитуду во времени. Широко используются гауссовы и sinc-импульсы, из которых второй дает наилучший профиль среза. Этот импульс имеет математическое определение sinc(x)=sinx/x.

В то время как Фурье-образ гауссианы является также гауссианой, Фурье-образ sin-импульса близок к идеальному прямоугольному профилю. Однако sinc-импульс не оптимален для многих импульсных последовательностей, поэтому за последние годы разработано много альтернативных профилей импульсов.

Подбор среза. Мы можем выразить величину градиента либо в мТл/м, Либо Гц/м. Поскольку импульс имеет фиксированную ширину полосы (в предположении, что длительность импульса поддерживается постоянной), то уменьшение величины градиента уменьшает число Гц/м, а это ведет к увеличению толщины среза. (Рис. 5.18)

Наложение РЧ-импульса в отсутствии каких-либо градиентов поля приведет к возбуждению всего образца. Если градиент поля включен одновременно с РЧ-импульсом, то магнитное поле, а с ним и резонансная частота, будут меняться в зависимости от положения точки измерения внутри образца. РЧ-импульс на частоте резонанса создает возбуждение в центре магнита, где градиент не создает никакого эффекта. Ядра, находящиеся вне центра, не могут быть возбуждены РЧ-импульсом на частоте Лармора.

То расстояние (или, что то же, толщина среза), внутри которого выполняются условия резонанса для центра магнита, определяется интервалом частот (шириной полосы), содержащихся в возбуждающем импульсе и величиной градиента магнитного поля. Если РЧ-импульс содержит только точно определенную полосу частот, то возбуждение произойдет лишь точно определенного интервала положений, что соответствует точному подбору места среза внутри образца.

Длительность РЧ-импульса и связанная с нею ширина его полосы - второй фактор, влияющий на толщину среза. Чем длительнее импульс, тем тоньше будет срез (Рис. 5-19). Практически для уменьшения толщины среза удлиняются время появления эха. Поскольку это время измеряется от центра импульса, то более длительные импульсы для получения более тонких срезов ведут к необходимости удлинения начального времени появления эха, а это, в свою очередь влияет, на экспозицию, артефакты изображения и на контраст.

Изменение частоты РЧ-импульсов соответствует смещение положения резонирующих ядер от центра образца. Таким образом, мы можем передвигать срез в любое нужное нам положение вдоль выбранной оси. Для поперечного среза градиента, образующий этот срез, прикладывают вдоль оси z, а для коронального среза соответствующий градиент прикладывают вдоль оси y градиент вдоль x - создаст сагиттальный срез.

 

Вопрос №5

Получение ЯМР-томограмм путем двумерного (двойного) Фурье-преобразования (частотно – фазовый метод).

 

Наиболее простым способом получения послойных и трехмерных изображений практически оказался (как уже отмечалось) способ частотно-фазового кодирования, когда частотное кодирование обеспечивают по одному направлению, а по второму и третьему направлению включение двух других импульсных градиентов обеспечивает фазовое кодирование компонент излучаемых частот резонанса.

Рис. 4. Типичная последовательность подачи ВЧ импульсов и градиентных токов для накопления МР томограммы

 

Существенным является то, что радиоволны описываются комплексными функциями, т.е. функциями двух аргументов. Причем, один аргумент это частота, второй аргумент это фаза, что и позволяет при накоплении комплексной матрицы передавать двухмерное изображение.

Принцип частотно-фазового кодирования слоя можно пояснить с помощью одновременного рассмотрения двух рисунков (Рис. 4,5).

Рис. 5 Принцип частотно-фазового кодирования ЯМР сигналов излучаемых слоем после его возбуждения

Для выделения плоского слоя возбуждающие радиоимпульсы подают одновременно с импульсным градиентом dB/dz. В результате лишь в плоском объеме условия резонанса выполнены и находящиеся в нем протоны имеет способность после возбуждения излучать ЯМР-сигнал. Далее уже в пределах выделенного слоя градиентами dB/dx и dB/dy реализуют кодирование по двум направлениям.

Для иллюстрации на рис. 5 исследуемый слой условно разбит на отдельные объемные секции, частоты излучения от которых либо ниже, либо выше частоты излучения центрального объема.

Кодирование выделенного слоя обеспечивается по горизонтали с помощью градиентного импульса, который накладывают на область исследования в период излучения ЯМР эхо сигнала (частотное кодирование). По вертикальному направлению обеспечивают фазовое кодирование с помощью периодического изменения по амплитуде импульсного градиента. Этот градиент накладывают на образец между подачей 90-градусного и 180-градусного импульса резонансного возбуждения.

На рисунке по горизонтальной оси обеспечивают частотное кодирование с помощью импульсного градиента dB/dx, включаемого в период регистрации ЯМР эхо-сигнала. При этом излучаемые компоненты сигналов будут иметь разные частоты. Причем разности частот излучения будут тем больше, чем больше координата Х_i области излучения.

По второму направлению Y-оси обеспечивают фазовое кодирование. Градиентные импульсы фазового кодирования циклически (1<i<N) изменяют по амплитуде A_idB/dy для каждого из последующего цикла возбуждение - регистрация и прикладывают до регистрации излучения ЯМР-сигналов.

При этом компоненты ЯМР-сигналов приобретают фазовые сдвиги, которые зависят от координат второго Y-направления. Накапливаемая при этом числовая матрица содержит все необходимое для получения после двойного Фурье-преобразования искомого изображения.

Для обеспечения требуемой точности передачи пространственных координат в МР-томографии (например, с искажениями не более 1 %) требуется обеспечить линейность на соответствующем уровне используемых магнитных градиентов. Это достигается с помощью тщательного вычисления формы токовых рамок (или петель), их изготовления и их жесткого закрепления вокруг центра магнитной системы томографа.

Конструкция градиентных обмоток должна обеспечивать в исследуемой области отсутствие на соответствующем уровне составляющих как квадратичных d²B/dL², так и более высоких по порядку зависимостей поля от расстояния. Следует отметить, что в соответствии с законом Фарадея, если через проводник в магнитном поле пропускают импульс тока, то проводник выталкивается из поля.

Следовательно, наложение импульсных магнитных градиентов в МР томографах сопровождается неизбежным акустическим шумом, который для комфорта пациента необходимо минимизировать. Для уменьшения акустического излучения используют как жесткую фиксацию токовых рамок, так и их юстировку симметрично относительно центра магнита.

Симметричное расположение необходимо для минимизации вибраций, поскольку градиентные токи имеют противоположное направление для разных рамок и, соответственно, выталкиваются в противоположные стороны от центра магнита.

 

Вопрос №6

Вопрос №7

Аппаратура

Магнит

Магнит является самой дорогой частью магнитно-резонансного томографа. Большинство магнитов являются сверхпроводящими.

Сверхпроводящий магнит - это электромагнит сделанный из проводника, обладающего сверхпроводимостью. Провод, сделанный из сверхпроводящего материала, охлажденный жидким гелием до температуры, близкой к абсолютному нулю (-273.15o C или 0 K), имеет почти нулевое сопротивление. После пропускания тока по катушке, он продолжает проходить по ней пока катушка содержится при температуре жидкого гелия.

Некоторые потери происходят в связи с бесконечно малым сопротивлением катушки. Эти потери за год имеют размерность миллионных долей от основного магнитного поля.

 

На следующем рисунке показано поперечное сечение сверхпроводящего магнита томографа.

Длина сверхпроводящей проволоки обычно составляет несколько километров. Катушка провода охлаждается до температуры 4.2К, погружением в жидкий гелий (liquid helium). Катушка и жидкий азот находятся в большом криостате (или сосуде Дьюара). Этот сосуд обычно окружен сосудом Дьюара с жидким азотом (77.4К), который выполняет роль термоизолятора между комнатной температурой (293К) и жидким гелием.

 

 

Градиентные катушки

Градиентные катушки создают градиенты в магнитном поле Bo. Эти катушки содержатся при комнатной температуре. Они создают необходимый градиент благодаря своей конфигурации. Так как наиболее часто используется сверхпроводящий магнит с горизонтальной осью, система градиентных катушек будет описана именно для него.

Пользуясь стандартной в магнитном резонансе координатной системой, градиент Bo по направлению Z достигается антигельмгольцевой катушкой. Ток проходит в противоположных направлениях в двух катушках, создавая градиент магнитного поля между двумя катушками. Поле В одной катушки прибавляется к полю Bo, в то время как поле В в центре другой катушки отнимается от поля Bo.

Катушки, имеющие вид восьмерки, по направлению Y создают аналогичный градиент в Bo вдоль оси Y. Градиенты X и Y в поле Bo создаются парой катушек имеющих вид восьмерки (figure-8 coil). Катушки, имеющие вид восьмерки, по направлению Х создают градиент в Bo по этому направлению, благодаря направлению тока, проходящего через катушки.

 

 

 

РЧ катушки.

РЧ катушки создают поле B1, которое поворачивает суммарную намагниченность в импульсной последовательности. Они также регистрируют поперечную намагниченность, в то время как она прецессирует в плоскости XY. РЧ катушки можно разделить на три основные категории: 1) и передающие и принимающие катушки, 2) только принимающие катушки и 3) только передающие катушки. И передающие и принимающие катушки служат излучателями полей B1и приемниками РЧ энергии от отображаемого объекта. Только передающая катушка используется для создания поля B1 и только принимающая катушка используется в сочетании с предыдущей для детекции или приема сигнала от спинов отображаемого объекта. Существует несколько разновидностей каждой из катушек. РЧ катушку томографа можно сравнить с объективами фотоаппарата. Фотограф использует один объектив для снимка с близкого расстояния и другой для широкоугольного снимка с дальнего расстояния. Как хороший фотограф имеет несколько объективов, так и в хорошем томографическом кабинете имеется несколько отображающих катушек для того, чтобы можно было справиться с разными ситуациями в томографии.

Отображающая катушка должна резонировать или эффективно накапливать энергию при частоте Лармора. Все отображающие катушки состоят из индуктора, индуктивных элементов и емкостных элементов. Резонансная частота, , РЧ катушки определяется индуктивностью (L) и емкостью (C) индуктивно-емкостной цепи.

Некоторые типы отображающих катушек должны настраиваться для каждого пациента физическим изменением емкости переменного конденсатора. Другим требованием отображающей катушки является то, что поле B1 должно быть перпендикулярным магнитному полю Bo.

Некоторые из наиболее распространенных отображающих катушек изображены на рисунках. Описано направление поля B1, метод использования и применение.

Соленоидальная катушка

Поверхностная катушка
Поверхностные катушки широко распространены, так как они являются только принимающими катушками и имеют хорошее отношение сигнал-шум для близлежащих к катушке тканей. Вот пример изображения нижнего отдела позвоночника человека, полученного поверхностной катушкой.

Вот изображение плоской круглой катушки с соединяющим кабелем. Кабель подключается к томографу. Вот изображение поверхностной катушки, согнутой для соответствия задней стороне ноги на уровне коленного сустава.

Катушка "птичья клетка"
Катушка "птичья клетка" является одной из катушек для отображения головы или мозга. Вот изображение человеческой головы внутри катушки типа "птичьей клетки". Все изображения головы в этом гипертекстовом учебнике были получены с использованием катушки "птичья клетка".

Одновитковая соленоидальная катушка
Одновитковая соленоидальная катушка используется для отображения конечностей, таких как запястье, и молочных желез. На фотографии показана одновитковая соленоидальная катушка вокруг запястья человека.

Седловидная катушка

Соленоидальная катушка, катушка "птичья клетка", одновитковая соленоидальная и седловидная катушки обычно работают как передатчики и приемники РЧ энергии. Поверхностная катушка обычно работает только как принимающая катушка. При использовании поверхностной катушки, в томографе используется большая катушка для излучения РЧ энергии в виде 90^o- и 180^o-импульсов.

Вопрос №8

Блок-схема томографа.

На рисунке представлена схема основных систем магнитно-резонансного томографа и некоторые из основных разводок.

 

 

Вверху схемы расположены компоненты томографа, находящиеся в комнате сканирования магнитно-резонансного томографа. Поле Bo, необходимое для процесса сканирования, создается магнитом (magnet). Для создания градиента в Bo по направлениям X, Y и Z, внутри магнита расположены градиентные катушки (gradient coils). Внутри градиентных катушек находится РЧ катушка (RF coil). РЧ катушка создает магнитное поле B1, необходимое для поворота спинов на 90o или 180o. РЧ катушка также регистрирует сигнал от спинов внутри тела. Пациент располагается на управляемом компьютером столе пациента (patient table). Точность установки позиции составляет 1 мм. Комната сканирования окружена РЧ экраном (RF shield). Экран предупреждает излучение РЧ-импульсов с большой энергией за пределы клиники. Он также защищает томограф от различных РЧ сигналов от теле- и радиостанций. Некоторые комнаты сканирования окружены также магнитным экраном, который предупреждает магнитное поле от распространения слишком далеко по территории клиники. Современные магниты имеют магнитный щит, встроенный в магнит.

"Сердцем" томографа является компьютер (computer). Он контролирует все компоненты томографа. Источник РЧ-импульсов (RF source) и программатор импульсов (pulse programmer) являются РЧ компонентами, находящимися под контролем компьютера. Источник генерирует синусоиду нужной частоты. Программатор импульсов придает им форму sinc импульсов. РЧ усилитель (RF amplifier) увеличивает мощность импульсов от милливатт до киловатт. Компьютер также управляет программатором градиентных импульсов (gradient pulse programmer), который определяет вид и амплитуду каждого из трех градиентных полей. Градиентный усилитель (gradient amplifier) увеличивает мощность градиентных импульсов до уровня, достаточного для управления градиентными катушками.

Матричный процессор (array processor), имеющийся у некоторых томографов - это устройство, позволяющее проводить двумерное преобразование Фурье за доли секунды. Компьютер передает преобразование Фурье этому, более быстрому, устройству.

Оператор томографа производит ввод в компьютер через консоль управления (control console). Отображающая последовательность выбирается и модифицируется на консоли. Оператор может просматривать изображения на дисплее, расположенном на консоли, или распечатывать их на фотопринтере (film printer).

Вопрос №9

Эхо-планарная томография.

Эхо-планарная томография является быстрым методом магнитного резонанса, с помощью которого можно получать изображения с большой скоростью. При этом методе изображение полностью получается за период TR. Для понимания эхо-планарной томографии необходимо понимать концепцию k-пространства. Магнитно-резонансная томограмма рассматривается как пространственное изображение. Преобразование Фурье применяется также, как и к k-пространству. В магнитно-резонансной томографии, k-пространство соответствует объему, определяемому частотой и направлением фазового кодирования. В настоящее время отображающие последовательности записывают одну строку k-пространства за один шаг кодирования. Поскольку один шаг кодирования происходит за TR секунд, время, необходимое для получения изображения, определяется временем TR и числом шагов фазового кодирования. При эхо-планарной томографии все строки k-пространства получаются за один период TR.

Временная диаграмма последовательности эхо-планарной томографии выглядит следующим образом.

 

В нее входит 90o срез-селектирующий РЧ-импульс,

который применяется вместе с градиентом выбора среза.

Также, она состоит из инициирующего градиентного фазо-кодирующего импульса и инициирующего градиентного частотно-кодирующего импульса для позиционирования спинов в углу k-пространства. Затем следует 180^o-импульс. Так как эхо-планарная последовательность обычно является последовательностью для одного среза, то 180^o-импульс может не быть импульсом выбора среза. Затем направления фазового и частотного кодирования повторяются так, чтобы они пересекали k-пространство. Это равносильно применению 128 или 256 градиентов фазового и частотного кодирования за обычный период регистрации эхо. Будет понятнее, если мы увеличим этот участок временной диаграммы. Можно увидеть, что за фазо-кодирующим градиентом следует частотно-кодирующий, во время которого регистрируется сигнал. Затем следует другой фазо-кодирующий градиент, за которым следует частотно-кодирующий градиент противоположной полярности, во время которого регистрируется сигнал.

Если при увеличении области градиентов фазового и частотного кодирования посмотреть на карту траектории в k-пространстве, можно увидеть путь градиентов из k-пространства. Скорость, с которой пересекается k-пространство настолько велика, что является возможным, в зависимости от матрицы изображения, получать от 15 до 30 изображений в секунду. Это является скоростью видеозахвата.

Когда впервые была разработана эхо-планарная томография, считалось, что она будет иметь решающее значение в получении изображений в реальном масштабе времени. Ее наиболее важным применением может быть функциональная МРТ мозга. Функциональной томографией является томография, которая соотносит действие человека с определенной областью мозга. Во время мозговой активности существует быстрое кратковременное повышение скорости кровотока в области определенного центра мозга. Например, при движении указательного пальца правой руки, наблюдается кратковременное увеличение циркуляции определенной части мозга, контролирующей движение пальца. Ус