Современные виды томографии

при сканировании происходит движение, компьютер не способен поместить
измеренное значения в соответствующую ячейку, а только управлять посту-
пающими данными.

Существует ряд методов, позволяющих снизить артефакты движения.

Рис. 16. Искажение изображения, вызванное движением пациента (а, б);

откорректированное изображение (в)

1. Быстрый сбор данных. Существует два пути уменьшения времени

сканирования: использование высокоскоростных томографов с временем
сканирования коротким относительно периода сердечного цикла; синхрони-
зация по времени процесса сбора данных.

2. Использование кардио- и респираторной синхронизации.
3. Обработка сигналов.
В КТ коррекция артефактов движения состоит из трех частей:
1. обнаружение изменений данных в проекциях, вызванных движением

органов, используя подход пространственного перекрывающего коррелято-
ра.

2. использование адаптивного подавителя помех помогает изолировать

эффекты от движения органов; используя синограмму движения, можно
дать оценку обычной синограмме, нарушенной из-за движения объекта.

3. использование «последовательной методики синтеза» синограммы,

которая идентифицирует через корреляцию с опорным информационным
сигналом, обрабатывает доли непрерывных синограмм, имеющих идентич-
ные стадии эффектов движения.

1.6.3. Неисправность оборудования

Если один из детекторов в томографах 3-го поколения не откалиброван,

он  даст  последовательную  ошибку  считывания  в  каждом  угловом  положе-
нии, что приведет к появлению кругового артефакта. Сканеры с твердотель-
ными  детекторами,  расположенными  на  расстоянии  друг  от  друга,  более
восприимчивы  к  круговым  артефактом,  чем  сканеры  с  газоразрядными  де-
текторами, где детекторный ряд состоит из отдельных камер, заполненный
ксеноном, и разделенных электродами. Круги, видные на однородном фан-
томе или воздухе (рис. 17), могут быть не заметны на клиническом изобра-
жении, если для  его отображения используется широкое окно. Однако они

Удалено: <sp><sp><sp>

снижают диагностическое качество изображения. В случае выхода из строя
центрального детектора в центре изображения появится темное пятно.

Рис. 17. Формирование кругового артефакта

Чаще всего артефакт можно устранить калибровкой детекторов сканера.

В случае повреждения крайних детекторов, выбор меньшего поля сканиро-
вания также позволяет устранить влияние артефакта. Все современные сис-
темы имеют твердотельные детекторы, но возможность появления круговых
артефактов в них снижается программным обеспечением, корректирующим
изменения внешних условий.

1.6.4. Артефакты при спиральном сканировании

Спиральное сканирование дает более сложные искажения изображений,

чем послойное сканирование, что вызвано спиральной интерполяцией и
процессом реконструкции. Общим способом снижения спиральных арте-
фактов является подбор шага вдоль оси Z: использование маленького питча,
180

°-интреполяции (если имеется возможность выбора) и сканирование

тонкими срезами.

При многосрезовом спиральном сканировании процесс интерполяции

приводит к более сложным искажениям поперечных изображений, чем при
пошаговом сканировании. Артефакт возникает, если при каждом обороте
трубки несколько рядов детекторов пересекают плоскость реконструкции. С
увеличением шага спирали, число таких детекторных рядов растет и коли-
чество т«веерных» артефактов возрастает (рис. 18).

Рис. 18. Спиральный артефакт

С ростом числа срезов, получаемых за один оборот трубки, проявляется

артефакт конусности пучка, т.к. требуется более широкая коллимация и лу-
чи  приобретают  форму  конуса,  а  не  веера,  облучая  больше  детекторов  по
оси Z. Т.к. трубка и детекторы вращаются вокруг пациента, регистрируемые
каждым  детектором  данные  соответствуют  объему,  находящемуся  между
двумя конусами,  вместо идеально  плоского среза.  Это дает  артефакты, по-
хожие на эффект частичного объема, которые более явны для внешних ря-
дов детекторов, чем для внутренних, т.к. в последних регистрируемые дан-
ные соответствуют более плоскому срезу (рис. 19).

Рис. 19. Формирование и проявление артефакта конусности пучка лучей

Конусность снижается при увеличении числа рядов детекторов. 16-

срезовые КТ потенциально менее подвержены таким артефактам, чем 4-
срезовые. Однако их производители утверждают, что это связано с различ-
ными формами реконструкции конусности пучка.

По краям структур на многослойных или 3D изображениях появляется

ступенчатый артефакт, возникающий при использовании широких коллима-
торов и не перекрывающихся срезов при реконструкции. Они менее серьез-
ны при спиральном сканировании, позволяющем реконструировать пере-
крывающиеся срезы и снижаются при уменьшении толщины среза.

Рис. 20. Реформатированное изображение головного мозга: (а) толстые

срезы, (б) тонкие срезы

Все приведенные артефакты в различной степени затрагивают качество

изображений.  Конструктивные  особенности  современных  томографов  по-
зволяют  минимизировать  или  частично  откорректировать  их  с  помощью
программных  средств.  Однако  выбор  оптимальных  параметров  исследова-
ния является определяющим фактором при минимизации артефактов.

1.7. Трехмерные реконструкции

Существенно повысить информативность полученных при томографии

данных позволяет использование различных методов трехмерной реконст-
рукции, позволяющих рассмотреть интересующие участки исследуемого
объекта под произвольным углом.

Математически результат КТ исследования это трехмерные матрицы чи-

сел,  представляющих  собой  плотности  различных  участков  исследуемого
объема. Измеренные значения КТ-чисел зависят от вида исследуемой ткани
и лежат в определенном диапазоне, позволяя получить объемные изображе-
ния  внутренних  структур  исследуемого  объекта.  Трехмерные  реконструк-
ции  дают  наглядную  картину  пространственного  расположения  структур,
повышают  распознавание  диагностически  значимых  деталей,  полезны  при
планировании операций. Вместе с тем, структуры, имеющие высокую плот-
ность,  могут  скрыть  другие  структуры c равной  или  меньшей  плотностью
(например, кости черепа скрывают сосуды мозга). Решением проблемы ста-
новится  ручная  или  автоматическая  процедура  удаления  внешних  слоев  с
более высокой плотностью, позволяющая получить реконструкцию интере-
сующих внутренних структур с различной степенью прозрачности [4].

На рис. 21а приведены КТ-изображения головы. На них кости более

светлые, чем окружающие ткани, т.к. они имеют большую плотность. Зная
плотность  интересующих  структур,  можно  выделить  их  из  общего  набора
данных  и,  приписав  им  определенную  яркость,  цветность  и  прозрачность,
построить их 3D реконструкцию (рис. 21б). Чтобы получить отдельное изо-
бражение  внутренних  структур  (например,  сосудов),  необходимо  ограни-
чить  значения  плотностей,  используемых  для  его  построения.  Обычно  по-
верхности,  имеющие  различную  плотность,  искусственно  окрашены  так,
чтобы они напоминали исходную ткань.

Рис. 21. Построение объемных реконструкций

В томографии используются следующие основные алгоритмы построе-

ния объемных реконструкций:

1. проекция максимальной интенсивности;
2. реконструкция с затененной наружной поверхностью;

3. объемное представление;
4. виртуальная эндоскопия.
Проекция максимальной интенсивности (Maximum Intensity Projection,

MIP)  состоит  из  вокселов,  имеющих  максимальную  плотность.  В  этом  ме-
тоде  на  выбранную  базовую  плоскость  по  ходу  распространения  луча  зре-
ния проецируются сигналы со всего набора двумерных изображений иссле-
дуемой  зоны.  Таким  образом,  получаемая  проекция  всегда  представляет
комбинацию вокселов внутри отображаемого объема, имеющих максималь-
ную интенсивность. Альтернативой MIP-изображениям является отображе-
ние  пикселов,  имеющих  минимальную  интенсивность (MinIP), с  помощью
которых можно отображать такие структуры, как бронхи.

При реконструкции с затененной наружной поверхностью выбирается

некоторое пороговое значение КТ-чисел. Все вокселы, превышающие поро-
говое значение, вносят вклад в итоговое изображение, при этом поверхность
3D  реконструкции  формируется  первыми  вокселами,  чьи  интенсивности
превышают  выбранный  порог,  находящимися  на  выбранном  луче  зрения.
Эффект затенения усиливает ощущение глубины, однако теряется исходная
информация  о  плотности.  Также  необходимо  учитывать,  что  получаемое
изображение зависит от выбранного порога, поэтому такие изображения не
удобны для диагностики.

Метод объемного представления (Volume Rendering) является сочетани-

ем первых двух методов и позволяет реконструировать 3D модель из набора
срезов.  Получаемые  реконструкции  не  имеют  ограничения  максимальной
интенсивности и все КТ-числа вдоль виртуального луча вносят вклад в ито-
говое изображение в соответствии с их весом. Каждому КТ-числу приписы-
вается  определенная  яркость,  цвет  и  прозрачность,  что  позволяет  одновре-
менно  выделить  из  исходного  набора  данных  множество  структур,  имею-
щих различную плотность.

Виртуальная эндоскопия используется для получения изображений

внутренних полостей (например, сосудов) в перспективе, а иногда для ото-
бражения областей, не доступных обычной эндоскопии (например, цистер-
ны мозга). В этом режиме интересующие полости отображается с помощью
объемного представления в перспективе, что дает ощущение «полета» через
отображаемую область.

Использование различных методов реконструкции позволяет сущест-

венно повысить информативность полученных данных, в том числе за счет
наглядности пространственного расположения исследуемых тканей.

ГЛАВА 2. МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНАЯ ТОМОГРАФИЯ

Магнитно-резонансная томография (МРТ) - это метод отображения, ос-

нованный на явлении ядерно-магнитного резонанса (ЯМР) и используемый
преимущественно для медицинских исследований. Ее преимущество перед
КТ состоит в более высокой разрешающей способности, большей контраст-
ности изображений, возможности получения срезов в различных плоскостях
и отсутствии гамма-лучевого воздействия на пациента. МРТ по сравнению с
КТ позволяет составить более чёткое представление об объёме и неравно-
мерности распространения опухолей.

2.1. Этапы развития МРТ

Концепция ядерного магнитного резонанса началась с открытия спино-

вой природы протона и изучения взаимодействия спина с магнитным полем.
Явление магнитного резонанса впервые было применено для изучения хи-
мии и структуры твердых тел и жидкостей. Прошли почти 40 лет прежде,
чем МР стал применяться в медицине. Особо активное развитие МРТ про-
исходило во второй половине ХХ века. Краткий и неполный список некото-
рых вех развития МРТ выглядит следующим образом.

В 1882 Никола Тесла (Будапешт, Венгрия) открыл вращающееся маг-

нитное поле. Это открытие стало фундаментальным в физике. В 1956 меж-
дународная  электро-техническая  комиссия  в  рейхтгаузе  (Мюнхен,  Герма-
ния)  объявила  о  введении  единицы  «тесла»  для  измерения  магнитной  ин-
дукции. Все МРТ сканеры калибруются в единицах Тесла или гауссах (1 Тл
= 10000 Гс). Чем сильнее магнитное поле, тем сильнее величина радио сиг-
налов,  получаемых  от  атомов  тела  и  потому  выше  качество  МР  изображе-
ний.

В 1922 году Отто Стерн и Уолтер Герлах провели эксперимент по на-

блюдению  спиновой  квантизации  в  электронах.  Для  изучения  магнитных
свойств электрона они пропустили пучок атомов серебра через неоднород-
ное магнитное поле. Атомы серебра были в состоянии равновесия, т.е. чис-
тый электрический заряд был равен нулю и атомы имели единственный не-
спаренный  электрон  на  внешней  орбите.  Ожидалось  получение  гладкого
распределение  пучка  атомов  серебра  вокруг  центра,  поскольку  магнитный
момент  атома  (благодаря  неспаренному  электрону)  должен  испытывать
чистую силу в неоднородном магнитном поле, и возможны любые ориента-
ции  магнитного  момента.  Однако  в  результате  луч  расщепился  на  две  со-
ставляющих  равной  интенсивности.  Позднее  это  явление  объяснили  Улен-
бек и Годсмит (1925, 1926 гг.), предположившие, что электрон имеет внут-
ренний  магнитный  момент  (спин)  с  двумя  возможными  ориентациями;  та-
ким образом, было введено понятие квантизации спина.

В 1937 профессор Колумбийского университета (Нью-Йорк, США) Изи-

дор Раби исследовал явление ЯМР в молекулярных лучах. Радио-частотная
(РЧ) энергия поглощается или испускается атомными ядрами образцов, по-
мещенных в сильное магнитное поле. Для эффективного поглощения радио-
частота должна иметь определённое значение и называется частотой резо-
нанса или частотой Лармора. Частота Лармора определяется силой магнит-
ного поля и атомным ядром. В 1944 г. Раби получил Нобелевскую премию
по физике.

В 1945 г. две независимых группы американских физиков под руково-

дством Феликса Блоха (Станфорский университет) и Эдварда М. Парселла
(Гарвардский университет) наблюдали явление ЯМР в твёрдых телах и
впервые получили сигналы ядерного магнитного резонанса, продемонстри-
ровав явление ЯМР в блочных материалах, за что оба в 1952 были удостое-
ны Нобелевской премии физике.

В 1949 Норман Ф. Рамсей сформулировал теорию химического сдвига.

Атомные  ядра  можно  идентифицировать  по  малому  изменению  резонанс-
ной  частоты,  зависящему  от  электронного  окружения  молекулы,  и  т.о.  мо-
лекулярная система может быть описана ее спектром поглощения. Это стало
зарождением  магнитно-резонансной  спектроскопии.  Чувствительность  экс-
перимента была низка: каждая резонансная частота (для каждого вида ядер)
возбуждалась  отдельно.  Чтобы  достичь  приемлемого  соотношения  сигнал-
шум, для усреднения требовалось много измерений и эксперименты прохо-
дили  чрезвычайно  медленно  [12].  В 1989 получил  Рамсей  Нобелевскую
премию по химии.

В период с 1950 по 1970 годы, ЯМР развивался и использовался для хи-

мического и физического молекулярного анализа в спектроскопии. При
этом исследуемый образец помещали в однородное магнитное поле, а полу-
чаемая информация, в виде ЯМР спектров и времен релаксации спинов, от-
носилась ко всему объему образца, не выявляя его пространственной струк-
туры.

В 1971 г. физик Раймонд Дамадиан (Бруклинский Медицинский Центр,

США)  показал  возможность  применения  ЯМР  для  обнаружение  опухолей.
Его  опыты  на  крысах  показали,  что  сигнал  водорода  от  злокачественных
тканей  сильнее,  чем  от  здоровых  [5].  Злокачественные  ткани  имеют  резко
увеличенное  время  релаксации,  а  время  релаксации  нормальных  тканей
также меняется. Используя эти результаты, Дамадиан положил начало при-
менению магнитного резонанса в медицине, включая диагностическое ото-
бражение всего тела. Изображение живой крысы Дамадиан получил исполь-
зуя метод магнитной фокусировки, при этом дополнительно был применен
известный метод синхронного детектирования, широко используемый в тех-
нике поиска экстремума. Дамидиан и его команда потратили 7 лет на разра-
ботку и создание первого МРТ сканера для медицинского отображения че-
ловеческого тела.

В 1972 г. химик Пол К. Лаутербур (Государственный университет Нью-

Йорка, США) сформулировал принципы ЯМР отображения, предложив ис-
пользовать переменные градиенты магнитного поля для получения двумер-
ного  МР-изображения  [14].  Сдвиг  резонансной  частоты,  возникающий  из
наложения градиентов магнитных полей в трех плоскостях (Gx, Gy и Gz.),
может использоваться для создания картины двухмерного пространственно-
го  распределения  протонов.  В  своем  ставшем  классическим  эксперименте,
Лаутербур  использовал  переменные  градиенты  магнитного  поля  для  того
чтобы  зафиксировать  и  разделить  сигналы  от  двух  малых  образцов  воды,
находящихся в пробирках диаметром 1 мм [20]. Таким образом было полу-
чено первое ЯМР изображение (рис. 22). Лаутербур предсказал потенциаль-
ное  использование  этого  метода  для  отображения  мягкотканых  структур  и
злокачественных опухолей.

Рис. 22. Первое ЯМР-изображение

В 1975 г. Ричард Эрнст (Швейцария) предложил использовать в МР то-

мографии фазовое и частотное кодирование и Фурье преобразования, метод,
который используется в МРТ в настоящее время. В 1991 г. за достижения в
области импульсной МР томографии Эрнст был удостоен Нобелевской
премии по химии.

В 1976 Питер Мэнсфилд (Великобритания) предложил эхо-планарное

отображение (EPI), самую общую быструю ЯМР методику. Однако только в
1987  г.  усовершенствования  оборудования  сделало  возможным  получение
EPI изображений в клинической практике примерно за 30 мс, что позволило
создавать кино-изображения сердечного цикла в реальном времени. Сейчас
существуют более быстрые методы отображения, но они имеют ограничен-
ное  применение  из-за  низкого  соотношения  сигнал/шум.  В 2003 г.  Мэнс-
филд  получил  Нобелевскую  премию  в  области  медицины  за  достижения  в
области ЯМР томографии.

3 июля 1977, спустя почти 5 часов после начала первого ЯМР теста, бы-

ло получено первое изображение среза человеческого тела на первом прото-
типе МР сканера.

В первые годы отношение к МРТ было далеко не всегда однозначным. В

семидесятых  годах  несколько  сотен  демонстраторов  собрались  перед  цен-
тральной  больницей  американского  города,  возражая  против  установки
ЯМР томографа. Их главное требование было установить его на безопасном
расстоянии от центра города и любой пригодной для жилья области. Кроме
того,  отсутствие  мер  безопасности  также  вызывало  беспокойство  демонст-
раторов.

В период c 1980-х по наши дни продолжалось развитие ЯМР методов и

оборудования. В 1993 был создан функциональный МРТ (fMRI), позволяю-
щий создавать карту функций различных областей мозга. Развитие fMRI от-
крыло новое применение EPI метода в картографии областей мозга, ответ-
ственных за мышление и контроль движения. В 1994 исследователи в Госу-
дарственном университете Нью-Йорка показали отображение гиперполяри-
зованного

129

Xe газа для исследований дыхания. Сегодня МРТ используется

не только в медицине для создания анатомических изображений с простран-
ственным разрешением менее 1 мм, изучения потоков крови, перфузии,
диффузии, функций органов, но и в области химии, физики, биологии и свя-
занных с ними дисциплин.

2.2. Физические основы МРТ

Для проведения ЯМР исследования необходимо поместить объект в

мощное, статическое и однородное в пространстве (в идеальном случае)
магнитное поле, создающее внутри тканей изображаемого объекта макро-
скопическую ядерную намагниченность.

В ЯМР томографии регистрация сигнала происходит от резонирующих

ядер, имеющих как спин, так и магнитный момент. Такими ядрами являют-
ся водород

Н,

Н, углерод

С, азот

N, фтор

F, натрий

Na, фосфор

Р.

Чаще всего в МРТ используются протоны водорода

Н по двум причинам:

высокой чувствительности к МР сигналу и их высокому естественному со-
держанию в биологических тканях.

Ядро водорода (т.е. отдельный протон) имеет два важных свойства:

электрический заряд и спин. Магнитный момент

μ пропорционален кванто-

вому числу

I , обычно называемому ядерным спином:

;

(16)

Также ядро имеет магнитное поле, взаимодействующее с внешним маг-

нитным полем

B . При помещении протона в поле

B система может нахо-

диться только в двух энергетических состояниях: низкоэнергетическом
(магнитный момент направлен параллельно

B ) и высокоэнергетическом

(магнитный момент антипараллелен

B ). В состоянии равновесия большее

количество спинов (

N ) будет находиться в состоянии с меньшей энергией,

чем в состоянии с большей энергией (

−

N ). В

H ЯМР при комнатной темпе-

ратуре в магнитном поле 0,25Тл разность спинов, направленных вдоль и
против магнитного поля - один протон на миллион.

Разность энергий E

Δ между этими двумя состояниями определяется

следующим уравнением:

(17)

где

γ - гиромагнитное отношение (зависит от размера и формы ядра), h -

постоянная Планка,

ω - частота электромагнитного излучения, необходи-

мая для перехода между двумя состояния.

Согласно классической картине атомное ядро, считаемое сферическим,

вращается вокруг оси и создаёт ядерный или внутренний угловой момент

P :

)

(

P h

;

(18)

где

Спин ядра может иметь значения

I = 0, 1/2, 1, 3/2, 2,…до 7.

Если ядро с угловым моментом

P и магнитным моментом

μ помещено

в статическое сильное магнитное поле

B , ориентация углового момента

станет такой, как его составляющая

P вдоль направления поля:

;

(19)

где

m - магнитное квантовое число со значениями

−

,...,

. Мож-

но легко вывести, что число возможных ориентаций углового момента и
магнитного момента во внешнем магнитном поле

B составляет

)

(

. Для

ядер

H и

C, имеющих

, есть два значения

)

;

(

−

. Т.о., если

эти ядра погружены во внешнее магнитное поле, их можно расценить как
фактически выстроенные в линию по полю

)

(

, если против поля

)

(

−

. Как говорилось выше, разность энергий между этими состоя-

ниями равна

На практике нам приходится иметь с ансамблем протонов. При отсутст-

вии  внешнего  поля  магнитные  моменты  ядер  ориентированы  случайным
образом  (рис. 23а).  При  помещении  объекта  в  постоянное  магнитное  поле
ядра, обладающие спинами и магнитными моментами, начинают вести себя
как  диполи,  выстраиваясь  параллельно  постоянному  магнитному  полю  и
формируя суммарный вектор намагниченности  M  (рис. 23б).

а)

б)

в)

Рис. 23. Распределение ядер при отсутствии (а) и наличии (б) внешнего

магнитного поля и прецессия магнитного момента (в)

Т.о., суммарный вектор намагниченности есть сумма магнитных момен-

тов атомов:

∑

...

(20)

В перпендикулярной плоскости намагничивание будет отсутствовать,

т.к. поперечные проекции всех моментов хаотично распределены и их сум-
марный вектор равен нулю.

При этом сами диполи не находятся в статическом положении, а посто-

янно вращаются (рис. 23в) по конусу вокруг направления поля

B с часто-

той, пропорциональной силе магнитного поля и зависящей от магнитных
свойств ядра:

(21)

Это вращение диполей называют Ларморовой прецессией. Уравнение

(21) называется уравнением Лармора и описывает частоту, на которой ядро
поглощает энергию.

Удалено: <sp>

На практике для получения сигнала от ядер необходимо облучить объ-

ект, помещенный в постоянное магнитное поле, дополнительным РЧ полем.
Если частота РЧ-сигнала совпадает с параметрами ядра и магнитного поля,
то возникает резонанс - атомы элемента поглощают энергию импульса и пе-
реходят на более высокий энергетический уровень.

После прекращения действия РЧ импульса образованный магнитными

моментами ядер суммарный вектор намагниченности

M , отклонившийся

от направления силовых линий основного поля, возвращается в исходное
состояние

M . Т.о. после РЧ импульса продольная составляющая намагни-

ченности

M возвращается в состояние

M , а поперечная намагниченность

M - в нулевое значение. Во время этого процесса, называемого релакса-

цией, резонировавшие ядра излучают слабые электромагнитные волны.

Следует заметить, что окружающие ядро электроны являются движу-

щимися зарядами, подчиняющимися законам электромагнитной индукции.
Приложенное магнитное поле

вызывает циркуляцию в электронном об-

лаке, окружающем ядро, и, в соответствии с законом Ленца, возникает вто-
ричное магнитное поле

B , противоположное полю

(рис. 24).

Рис. 24. Создание дополнительного поля циркуляцией электронов

Т.о. локальное магнитное поле, испытываемое ядром, меньше прило-

женного поля. Ядро отделено от внешнего поля окружающими его электро-
нами, чьё количество равно

σ , где σ - безразмерная величина, называе-

мая постоянной экранирования:

)

(

−

= B

local

;

(22)

Это магнитное экранирование дает такой эффект, что более сильное

внешнее поле требует выполнения условия резонанса в эксперименте, когда
поле изменяется, в то время как в постоянном поле

B условие резонанса

выполняется на более низкой частоте, чем ожидаемая.

Интенсивность регистрируемого МР-сигнала определяется четырьмя

основными параметрами:

- протонной плотностью (количеством протонов в исследуемой ткани);
- временем спин-решеточной релаксации

T ;

приложенное
поле B

электронное
облако

наведенное
поле

Удалено: <sp>

- временем спин-спиновой релаксации

T ;

- движением или диффузией исследуемых структур.

T релаксация это сложные процессы, зависящие в основном от

магнитного взаимодействий между молекулами, которые постоянно дви-
жутся и имеют собственное магнитное поле [45]. Это означает, что локаль-
ное магнитное поле, испытываемое протонами, будет колебаться из-за маг-
нитного взаимодействия между ближайшими молекулами.

После воздействия РЧ импульса поперечная намагниченность некоторое

время прецессирует вокруг направления основного поля, поскольку в урав-
нении  движения  не  учитываются  эффекты  релаксации.  Механизм  релакса-
ции  возвращает  систему  в  её  первоначальное  равновесное  состояние.  Т.о.
после  воздействия  РЧ  импульса  продольная  составляющая  намагниченно-
сти

M в направлении статического магнитного поля возвращается в со-

стояние равновесия

M в соответствии с постоянной времени

T , а попе-

речная намагниченность

M возвращается в нулевое значение (спад сво-

бодной индукции или FID).

Продольная спин-решеточная

T релаксация отражает взаимодействие

резонирующих ядер с окружающими их ядрами и молекулами. При

T ре-

лаксации в молекулярную решетку выделяется дополнительная энергия, по-
лученная спинами из РЧ импульса. Для выделения энергии должен проис-
ходить энергетический обмен между группами спинов, затрагивающий про-
дольную намагниченность и поэтому

T релаксация наблюдается как воз-

врат вектора продольной намагниченности

M в равновесное состояние

M .

T релаксация обычно экспоненциальная и описывается уравнением:

−

(23)

Изменить продольную намагниченность можно применением резонанс-

ного поля

B в плоскости xy . Поэтому любые колебания магнитного поля,

имеющего составляющую, колеблющуюся на резонансной частоте в плос-
кости

xy , могут вызвать переход спинов из одного состояния в другое. Зна-

чения времени

T протонов для биологических тканей - от 500 до 2000 мс.

Поперечная спин-спиновая

T релаксация описывает процесс возвраще-

ния вектора поперечной намагниченности

M в равновесное состояние и

зависит от обмена энергией между соседними спинами:

−

(24)

Она отражает расфазирование векторов поперечной намагниченности

разных ядер после воздействия РЧ импульсом, вызванное неоднородностя-
ми локальных полей в общем магнитном поле. В идеальном случае основ-

ное поле

B должно быть одинаковым для всех ядер, т.е. все спины будут

иметь одинаковую частоту

ω прецессии векторов поперечной намагничен-

ности.  Однако,  в  нем  будут  присутствовать  колебания  продольной  компо-
ненты  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 отли-
чающиеся  резонансные  частоты,  то  после  воздействия  РЧ  импульса  попе-
речная намагниченность одних спинов (у которых поле

) будет пре-

цессировать быстрее, а у других спинов (у которых поле

) прецессия

будет медленнее. Поэтому мы можем визуализировать этот эффект во вра-
щающейся системе координат: величина вектора поперечной намагничен-
ности будет у одних спинов уменьшаться быстрее, чем у других и происхо-
дит расфазирование спинов.

Дифференциальное уравнение, описывающее динамику макроскопиче-

ской намагниченности во внешнем поле, может быть объединено с пара-
метрами

T и

T релаксации в одно уравнение:

ext

)

(

)

(

)

(

)

(

−

(25)

Это эмпирическое векторное уравнение Блоха. Параметры релаксации

описывают возвращение к равновесию для поля, направленного вдоль оси

Z .

2.3. Основные блоки МР-томографа

МР томограф состоит из следующих основных блоков: магнита, гради-

ентных, шиммирующих и РЧ катушек, охлаждающей системы, систем
приема, передачи и обработки данных, системы экранирования (рис.25)
[10].

Рис. 25. Схема основных систем МР томографа

Магнит является самой дорогой частью МР томографа, создающей

сильное устойчивое магнитное поле. Большинство современных магнитов,

выпускаемых различными производителями, являются сверхпроводящими.

Рис. 26. Схема сверхпроводящего МРТ

Внутри магнита расположены градиентные катушки, предназначенные

для создания контролируемых изменений главного магнитного поля

по

осям

X , Y и Z и пространственной локализации сигнала. Градиентные ка-

тушки благодаря своей конфигурации создают управляемое и однородное
линейное изменение поля в определенном направлении, имеют высокую
эффективность, низкую индуктивность и сопротивление [34].

Градиентные катушки имеют различные размеры и конфигурацию и бы-

вают следующих видов:

1. катушка в форме «8»;
2. катушка Голея, создающая градиенты магнитного поля перпендику-

лярно главному полю;

3. катушка Гельмгоца - пара катушек с током, создающих однородное

магнитное поле в центре между ними;

4. катушка Максвелла, создающая градиенты поля по направлению

главного магнитного поля;

5. сдвоенная седлообразная катушка, создающая градиент в направлении

осей X и Y .

Для пространственного возбуждения выбранного объема используются

три совмещенные ортогональные катушки, создающие требуемые гради-
ентные поля, добавляемые к главному полю (

B ). Например, при кодирова-

нии сигнала для создания градиента по оси

Z может использоваться пара

Гельмготца или катушка Максвелла, а по осям

X и Y - парные седлообраз-

ные катушки. В ряде методов быстрого отображения градиенты также ис-
пользуются для создания обратного импульса.

Шиммирующие катушки это катушки с малым током, создающие вспо-

могательные магнитные поля для компенсации неоднородности главного
магнитного поля томографа, вызванной дефектами магнита или присутстви-

вакуум

гелий

сверхпроводящая
катушка

шиммирующая
катушка

градиентная
катушка

РЧ катушка

Удалено:

<sp>

ем внешних ферромагнитных объектов.

РЧ катушка представляет собой одну или несколько петель проводника,

создающих магнитное поле

B , необходимое для поворота спинов на 90

или 180

° во время импульсной последовательности и регистрирующих сиг-

нал поперечной намагниченности  от спинов  внутри тела. Совершенная  ка-
тушка  создает  однородное  магнитное  поле  без  существенного  излучения.
По характеру выполняемых операций РЧ катушки можно разделить на три
основные  категории:  приемо-передающие,  только  принимающие  и  только
передающие РЧ сигнал. Приемо-передающие катушки служат излучателями
поля

B и приемниками РЧ энергии от отображаемого объекта. Только пе-

редающая катушка используется для создания поля

B ; только принимаю-

щая катушка используется в сочетании с предыдущей для обнаружения или
приема МР сигнала от спинов отображаемого объекта. Любая отображаю-
щая катушка должна резонировать или эффективно накапливать энергию на
частоте Лармора. Резонансная частота РЧ катушки определяется индуктив-
ностью (L) и емкостью (C) индуктивно-емкостной цепи. Некоторые типы
отображающих катушек должны настраиваться для каждого пациента физи-
ческим изменением емкости переменного конденсатора [33].

Качество МР изображений зависит от соотношения сигнал/шум регист-

рируемого сигнала и каждый МР томограф имеет несколько отображающих
катушек для применения в разнообразных ситуациях. По конструкции РЧ-
катушки обычно разделяются на две категории: поверхностные и объемные.

Объемной катушкой называется РЧ катушка, окружающая исследуемую

часть тела. Такие катушки имеют лучшую РЧ однородность для отображае-
мого объёма, чем поверхностные катушки, и бывают нескольких видов:

-  катушка «птичья клетка»;
-  циркулярная поляризованная катушка;
-  пересеченная катушка;
-  парная катушка Гельмготца;
-  сдвоенная седлообразная катушка;
-  квадратурная катушка;
-  соленоид с одним витком провода.

Наиболее часто в МР томографии используется катушка «птичья клет-

ка», которая является приемо-передающей катушкой и создает высокоодно-
родное  РЧ  поле  по  большей  части  объема  катушки,  дающее  изображение
высокой  однородности.  Другое  преимущество  в  том,  что  узлы  с  нулевым
напряжением  возникают 90° от  управляемой  части  катушки,  т.о.  облегчая
введение  второго сигнала в квадратуре, создающего циркулярно поляризо-
ванное РЧ поле. Катушки этого типа используются для отображения головы
и иногда для отображения конечностей

Циркулярная поляризованная катушка разработана для возбуждения или

Современные виды томографии - часть 3