Современные виды томографии

обнаружения спинов с помощью двух ортогональных передающих и/или
принимающих каналов. Потребляемая для передачи мощность в 2 раза ни-
же. Принимающая катушка имеет лучшее соотношение сигнал/шум, чем
линейно поляризованная катушка.

Пересеченная катушка - пара РЧ катушек, чьи магнитные поля перпен-

дикулярны друг к другу, и их взаимное магнитное взаимодействие мини-
мально.

Парная катушка Гельмгольтца состоит из двух параллельных кольцеоб-

разных катушек.

Сдвоенная седлообразная катушка обычно используется для отображе-

ния колена, обеспечивает лучшую РЧ однородность в области интереса и
используется как объемная катушка.

Квадратурная катушка

преобразует энергию в циркулярно поляризован-

ное РЧ поле. Энергия, полученная от РЧ усилителя, дает два сигнала, отли-
чающиеся по фазе на 90°. Квадратурные катушки могут использоваться как
принимающие и/или передающие катушки. При использовании в качестве
передатчика энергии линейной катушки сокращается в 2 раза; в качестве
приемника можно достичь увеличения соотношения сигнал/шум в

2 .

Одновитковый соленоид - передающая и принимающая РЧ катушка ци-

линдрической формы для отображения конечностей. Единственный виток
состоит из медной ленты, ширина которой больше диаметра катушки.

Поверхностная катушка – вид принимающей катушки, помещаемой не-

посредственно на области интереса. Они имеют хорошее соотношение сиг-
нал/шум для тканей вблизи катушки и уменьшение сигнала на расстоянии,
которое в общем случае описывается соотношением:

( )

(

)

SNR

(26)

где x – расстояние от катушки до отображаемой точки пространства;

–

радиус катушки.

При использовании в ходе исследования поверхностных катушек, для

излучения РЧ энергии в виде 90

- и 180

-импульсов в томографе использу-

ется встроенная объёмная катушка. Поверхностные катушки широко рас-
пространены и для различных областей тела разработаны различные конст-
рукции.

Матричная поверхностная катушка состоит из набора малых катушек,

которые могут использоваться по отдельности или вместе.

Гибкая поверхностная катушка, оборачиваемая вокруг анатомической

области, используется при исследованиях суставов.

Линейно поляризованная катушка использует для возбуждения или об-

наружения спинов один передающий и/или принимающий РЧ канал.

Фазированные (линейные) катушки обычно используются только как

принимающие. Встроенная катушка сканера используется для передачи 90°
и 180° импульсов. Современные системы используют 4 или более катушек с
4 отдельными приемниками. Использование этих катушек позволяет
уменьшить число усреднений сигнала с большим соотношением сиг-
нал/шум и разрешением, т.о. уменьшая время сканирования.

Седловидная катушка представляет собой две петли проводника, обер-

нутые вокруг противоположных сторон цилиндра. Используется, когда ста-
тическое магнитное поле коаксиально продольной (вдоль тела) оси катуш-
ки.

Фазочувствительным детектором является устройство, которое отделяет

сигналы

′

от сигнала РЧ катушки, преобразуя лабораторную сис-

тему координат во вращающуюся. Его основой является преобразователь
частоты, имеющий два входа и один выход. Если сигналами на входе явля-
ются

)

cos(A и

)

cos(B , то на выходе получаются

)

cos(

)

cos(

−

. Фазочувствительный детектор обычно состоит из двух преоб-

разователей частоты, двух фильтров, двух усилителей и 90

преобразователя

фазы и имеет два входа и два выхода. На входы подаются частоты

ν и

на выходе получают составляющие поперечной намагниченности

M и

M . Аналого-цифровой преобразователь преобразует МР-сигнал в цифро-

вой сигнал, который обрабатывается с помощью Фурье-преобразования и
отображается в виде изображения на мониторе.

Компьютер, контролирующий все компоненты томографа, можно разде-

лить на центральный блок обработки, состоящий из блока приема и переда-
чи данных, реконструкции изображений и хранения данных и оперативной
памяти, и периферийные устройства, к которым можно отнести блок хране-
ния  данных  и  устройства  ввода/вывода.  Компьютер  управляет  программа-
тором градиентов, определяющим вид и амплитуду каждого из трех гради-
ентных  полей  необходимых  для  получения  данных,  а  также  обработкой
данных для отображения изображений. Градиентный усилитель увеличива-
ет мощность градиентных импульсов до уровня, достаточного для управле-
ния градиентными катушками. Источник РЧ-импульсов (генерирующий си-
нусоиду нужной частоты) и программатор импульсов (придающий им фор-
му sinc импульсов) являются РЧ компонентами, находящимися под контро-
лем компьютера. РЧ усилитель увеличивает мощность импульсов от милли-
ватт  до  киловатт.  Выбор  и  модификация  отображающей  последовательно-
сти, ввод данных в компьютер осуществляются через консоль управления.

Пациент располагается на управляемом компьютером столе пациента,

точность установки позиции которого составляет 1 мм.

Комнату сканирования окружает клетка Фарадея - электрически прово-

дящий экран (медная сетка или листы алюминия), уменьшающий влияние
внешних радиоволн на работу МР-томографа и предотвращающий выход

РЧ волн за пределы процедурной комнаты. Экранирование комнаты может
быть полным (с 6 сторон) или частичным, если края поля нужно уменьшить
лишь в некоторых областях.

2.4. Классификация МР томографов

По типу источника основного магнитного поля, МР томографы разде-

ляют на постоянные, резистивные, сверхпроводящие и гибридные системы.

В томографе с постоянным магнитом поле создается между двумя по-

люсами  магнита,  сделанного  из  ферромагнитных  материалов.  Такой  томо-
граф не требует дополнительной электроэнергии или охлаждения. Вес таких
систем  накладывает  ограничения  силу  создаваемого  поля,  которое  не  пре-
вышает 0,35 Тл.  Недостатками  постоянных  томографов  являются  высокая
стоимость непосредственно самого магнита и поддерживающих структур и
наличие проблемы однородности магнитного поля.

В резистивных магнитах поле создается пропусканием сильного элек-

трического  тока  по  проводу,  намотанному  на  железный  сердечник,  и  на-
правлено  параллельно  продольной  оси  катушки.  Сила  поля  таких  МРТ  ог-
раничена  примерно 0,6 Тл,  т.к.  их  вес  становится  слишком  большим  для
сильных полей. Томографы этого вида нуждаются в хорошей системе охла-
ждения  и  в  постоянном  электропитании  для  поддержания  однородности
магнитного поля.

В гибридных системах для создания магнитного поля используются и

проводящие ток катушки и постоянно намагниченный материал.

Поля свыше 0,5 Тл обычно создаются сверхпроводящими магнитами,

которые очень надежны  и  дают чрезвычайно однородные и  стабильные во
времени поля. В таком магните горизонтально направленное поле создается
током в проводе из сверхпроводящего материала, не имеющего электриче-
ского  сопротивления  при  температурах  вблизи  абсолютного  ноля (-
273,15°C). Совершенный сверхпроводник может пропускать электрический
ток без потерь. В сверхпроводящих магнитах создающая поле катушка по-
мещается  большой  дьюар,  заполненный  криогенным  веществом,  охлаж-
дающим  провод  до  температуры  около 4,2 K. В  первых  моделях  магнита
этот дьюар окружался дьюаром с жидким азотом (77,4K), который действо-
вал как тепловой буфер между температурой комнаты и внутренним дьюа-
ром.

В качестве криогена чаще используется жидкий гелий (греч. Helios –

солнце), открытый в 1868 когда P.J.C. Janssen и N. Lockyer обнаружили но-
вую линию в солнечном спектре во время солнечного затмения. Гелий при-
надлежит инертным газам, без цвета и запаха, и имеет 2 естественных изо-
топа: гелий-3 и гелий-4. K. Onnes работал много лет, чтобы сжижить гелий,
который оставался газом при самой низкой температуре. Все криогенные
жидкости являются газами при нормальной температуре и давлении и име-

ют два общих свойства: они чрезвычайно холодные, и малое количество
жидкости может расшириться до большого объема газа. Плотность пара ге-
лия в точке кипения очень высока, с быстрым расширением при нагреве до
комнатной температуры.

Некоторые металлы (Nb, Tc, Pb, La, V, Ta) становятся сверхпроводника-

ми при температуре абсолютном нуле. Обычно в МРТ используется провод
из ниобий-титанового сплава длиной в несколько километров, вложенный в
медную матрицу для защиты сверхпроводника от квинча. Квинчем называ-
ется  неожиданная  потеря  сверхпроводимости  в  сверхпроводящем  томогра-
фе,  вызванная  быстрым  повышением  удельного  сопротивления  магнита,
создающего  высокую  температуру,  и  приводящую  к  быстрому  выкипанию
криогена (жидкого гелия). Точки кипения криогенов обычно ниже -150°C (-
238°F). Квинч может вызвать разряжение атмосферы в процедурной комна-
те, создавая отсутствие кислорода, а также полный отказ магнита.

В зависимости от напряженности основного магнитного поля МР-

томографы классифицируются на:

-  сверхнизкие (менее 0,1 Тл);
-  низкопольные (0,1-0,4 Тл);
-  среднепольные (0,5 Тл);
-  высокопольные (1-2 Тл);
-  сверхвысокопольные (свыше 2 Тл).

Низкопольные МРТ обычно имеют резистивные или постоянные магни-

ты. Их преимущество в меньшем количестве противопоказаний для пациен-
тов  и  персонала.  Иногда  низкопольные  системы  имеют  специализорован-
ную область применения, например, только для исследований конечностей
или открытые  томографы.  Недостаток таких систем – низкое соотношение
сигнал/шум  и  большее  время  сканирования,  необходимое  для  получения
изображения хорошего качества.

Оптимальная сила поля для клинического отображения лежит в преде-

лах  от 0,5 до 2,0 Тл,  т.к.  высокие  поля  дают  лучшее  соотношение  сиг-
нал/шум.  В  клинической  практике  верхний  предел  напряженности  магнит-
ного поля составляет 2 Тл.  Свыше этого предела поля предполагаются по-
тенциально опасными и могут допускаться для использования только в ис-
следовательских лабораториях. Вопрос об оптимальной напряженности по-
ля - предмет постоянной дискуссии специалистов.

Более 90% парка МР-томографов составляют модели со сверхпроводя-

щими магнитами. В середине 80-х гг. фирмы-производители делали упор на
выпуск  моделей с  полем 1,5 Тл  и выше, но уже через  несколько  лет  стало
ясно, что в большинстве областей применения они не имеют существенных
преимуществ  перед  моделями  со  средней  силой  поля.  Поэтому  сейчас  ос-
новные  производители  МР-томографов  уделяют  особое  внимание  выпуску
моделей со средним и низким полем, отличающихся компактностью и эко-

номичностью при удовлетворительном качестве изображений и меньшей
стоимости. Высокопольные системы используются преимущественно в на-
учно-исследовательских центрах.

По виду конструкции МР-томографы бывают открытые и закрытые.

Первые  МРТ-сканеры  были  сконструированы  как  длинные  узкие  туннели.
Затем магниты укорачивались и расширялись, а потом появились и откры-
тые  системы.  МРТ  открытой  конструкции  имеют  обычно  горизонтальные
или  вертикальные  противостоящие  магниты  и  дают  больше  пространства
вокруг  пациента.  Кроме  того,  некоторые  системы  предлагают  различные
положения и последовательности движения.

Открытые низкопольные МРТ часто имеют широкий открытый дизайн,

например  открытый C-сканер  формирует  поле  двумя  большими  дискам,
разделенными  большой  опорой.  Продвинутые  открытые  МРТ  объединяют
преимущества  сильного  поля,  новых  технологий  градиента  и  широкой  от-
крытой конструкции. Возможны даже исследования пациентов в вертикаль-
ных  положениях (Upright™). Полуоткрытые  высокопольные  МРТ  сканеры
имеют короткий туннель и расширяющиеся концы.

В 1998 Комитет по продовольствию и лекарствам США произвел марке-

тинговые расчеты для сканеров свыше 4Tл, и в 2002 агентство одобрило не-
которых 3Tл  сканеры  для  мозга  или  всего  тела.  Развитие  высокопольных
МР  систем  дает  новые  возможности  для  совершенствования  качества  изо-
бражения,  времени  сканирования,  разрешения,  проведения  функциональ-
ных исследований.

Сегодня промышленность выпускает свыше 2000 МР-сканеров ежегод-

но, причём около 40% мирового рынка их сбыта и производства приходится
на США. Сейчас МР томографы уже широко используются в маленьких
клиниках и больницах.

2.5. Построение изображения

МР изображение по сути является рассчитанной картой или изображе-

нием РЧ сигналов, испускаемых телом человека. Сигнал представляет собой
одновременное получение компонент намагничивания

M и

M как функ-

ции времени и регистрируется с помощью двух отдельных каналов датчика,
дающих информацию о компонентах сигнала (амплитуде, фазе, частоте). В
этом  фазочувствительном  методе  комплексный  демодулированный  сигнал
разделен  на 2 компонента:  действительный  и  мнимый,  смещенный  на 90°
относительного  первого.  Сигналы  обоих  каналов  объединяются  в  один  на-
бор квадратурных действительных и мнимых спектров и затем обрабатыва-
ются с помощью преобразования Фурье.

Каждая точка матрицы сырых данных (k-пространство) содержит часть

информации  об  изображении  и  не  соответствует  точке  матрицы  изображе-
ния. K-пространство эквивалентно пространству, определенному направле-
ниями  кодирования  фазы  и  частоты,  каждая  линия  данных  которого  соот-
ветствует оцифрованному МР-сигналу с уникальным уровнем кодирования
фазы. Комплексные данные в правой половине k-пространства комплексно
сопряжены  с  данными  левой  половины  k-пространства.  При  этом  внешние
ряды  матрицы  сырых  данных  дают  информацию  о  границах  и  контурах
изображения  или  отдельных  структур,  определяют  разрешение  мелких  де-
талей.

Траектория k-пространства - дорожка, прослеживаемая в пространствен-

но частотной области при сборе данных, и определяемая приложенными
градиентами. K-пространство может заполняться по строкам или по спира-
ли, в зависимости от прикладываемых градиентов и выбранных алгоритмов
сбора данных.

Интенсивность каждого элемента МР изображения (пиксела) пропор-

циональна  интенсивности  сигнала  от  соответствующего  элемента  объема
3D пространства (воксела)  для  данной толщины среза.  Размер пиксела мо-
жет быть меньше фактического пространственного разрешения и определя-
ется  размером  выбранной  области  пространства  и  матрицей  изображения.
Пикселы  часто  используются  для  измерения  разрешения  (или  точности)
изображений.

2.6. Основные импульсные последовательности

Для МР-томографии разработаны различные импульсные последова-

тельности, которые, в зависимости от цели исследования, определяют вклад
того или иного параметра в интенсивность изображения исследуемых
структур для получения оптимального контраста между нормальными и из-
мененными тканями [45].

Импульсной последовательностью (ИП) называют выбранный набор оп-

ределенных РЧ и градиентных импульсов, обычно неоднократно повторяе-
мых  во  время  сканирования,  интервал  между  которыми,  их  амплитуда  и
форма  определяют  характеристики  изображений.  Импульсные  последова-
тельности  это  компьютерные  программы,  контролирующие  все  параметры
аппаратуры  в  процессе  измерений,  основными  параметрами  которых  явля-
ются:

TR - период повторения последовательности;
TE - время появления эхо-сигнала;
TI - время инверсии (интервал между инвертирующим и 90

° импульса-

ми), используется для ряда последовательностей;

ETL - длина эхо-трейна (для ряда последовательностей;);
BW - ширина частотной полосы пропускания;
FA - угол отклонения, используется для ряда последовательностей;
NEX - количество возбуждений выбранного слоя.
Все временные интервалы в последовательностях задаются в мс.
Импульсные последовательности можно классифицировать следующим

образом:

1. спин-эхо последовательности (спин-эхо, быстрое спин-эхо, быстрое

спин-эхо с быстрым восстановлением), основанные на обнаружении спино-
вого эха;

2. градиент-эхо последовательности (градиент-эхо, градиент-эхо с очи-

щением), основанные на обнаружении градиентного эха;

3. последовательности с выборочным подавлением сигналов.

2.6.1. Спин-эхо последовательность

Спин-эхо (SE, spin echo) последовательность это наиболее часто ис-

пользуемая ИП, изобретенная Карром и Парселом на заре МР-томографии и
основанная на обнаружении спинового или эха Хана.

Первым подается 90° РЧ импульс, поворачивающий намагниченность в

плоскость  XY .  Протоны  начинают  синхронно  вращаться,  но  из-за  неодно-
родности  поля  синхронность  будет  теряться  и  поперечная  составляющая
сместится  по  фазе.  Через  некоторое  время  прикладывается 180° импульс,
поворачивающий намагниченность вокруг оси

; протоны окажутся в фа-

зе, создав значительную поперечную намагниченность для получения сиг-
нала спин-эхо.

Рис. 27. Схема спин-эхо (SE) последовательности

После получения пика эхо-сигнала происходит 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 сиг-
нал. Такая SE последовательность называется мультиэхо, а ряд 180° рефо-
кусирующих импульсов называют эхо-трейном.

Существует разновидность ИП с переменным эхо, которая представляет

собой методику получения данных с двумя эхосигналами, при которой вто-
рой эхосигнал будет кратным первому. В такой ИП за один проход можно
получить один, два или четыре эхосигнала, каждый из которых использует-
ся для создания отдельного изображения, характеризующегося определен-
ной контрастностью. Чаще используют ИП с двумя эхо-сигналами, позво-
ляющими получить изображение протонной плотности и

T -изображение.

Восстановление

-намагниченности в SE ИП происходит через время

(100-2000 мс) обычно много меньшее чем время

T , т.к. для большинства

живых тканей

. 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  характеризу-
ются  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 (опреде-

ляет уровень насыщения тканей или влияние процесса T1 релаксации) и
время TE (определяет уровень расфазирования до момента считывания эхо-
сигнала или влияние процесса T2 релаксации).

РЧ

Срез

Фаза

Считы-
вание

АЦП
Сигнал

180

Удалено: <sp>

2.6.2. Последовательность быстрое спин-эхо

Последовательность быстрое спин-эхо (Fast Spin Echo, FSE) позволяет

получать данные в двухмерном и трехмерном режимах и состоит из началь-
ного 90° возбуждающего  РЧ  импульса,  за  которым  следует  серия  из  не-
сколько 180° рефокусирующих  РЧ  импульсов  в  течение  периода TR, соз-
дающая  ряд  эхо-сигналов  (рис. 28). Таким  образом,  если  в  ИП  спин  эхо  в
течение одного периода TR 180° импульс создает один эхосигнал и запол-
няется  только  одна  строка  k-пространства,  то  в  ИП  быстрое  спин  эхо  за
один период TR подается несколько 180° импульсов и заполняется несколь-
ко строк k-пространства. Количество рефокусирующих импульсов задается
изменением длины эхо-трейна (Echo Train Length, ETL)

Рис. 28. Схема последовательности быстрое спин-эхо (FSE) c ETL=3

Например, в последовательности с 4 эхо k-пространство будет разделено

на 4 секции. Первое эхо используется для заполнения центральной части k-
пространства (линии 96-160). Второе эхо используется для линий 64-96 и
160-192. Третье эхо заполняет линии 32-64 и 192-224. Последнее эхо запол-
няет линии 1-32 и 224-256 k-пространства.

Преимущество этого метода состоит в значительном уменьшении про-

должительности  сканирования  (для ETL= 4 время  сокращается  в 4 раза).
Благодаря  использованию 180° РЧ  импульсов  изображения,  полученные  с
помощью  ИП  быстрое  спин  эхо,  менее  чувствительны  к  неоднородностям
магнитного  поля  и  парамагнетикам.  На  практике  последовательность FSE
применяется для исследований с высоким разрешением и различным соче-
танием числа шагов частотного и фазового кодирования. На контрастность
FSE изображения влияют параметры TE, TR и ETL. Недостатком метода яв-
ляется  размывание  мелких  деталей  изображения,  снизить  которое  можно
выбирая меньшую длину эхо-трейна.

РЧ

Срез

Фаза

Считы-
вание
АЦП

Сигнал

180

Удалено: <sp>

2.6.3. Последовательность инверсия-восстановление

Последовательность  инверсия-восстановление (Inversion Recovery, IR)
представляет собой разновидность ИП спин-эхо, в которой первым подается
инвертирующий 180° РЧ  импульс  (рис. 29), поворачивающий  суммарную
намагниченность против внешнего поля. После его отключения поперечная
намагниченность  отсутствует,  а  продольная  испытывает  спин-решеточную
релаксацию  и  возвращается  от  значения

−

в равновесное состояние

вдоль поля. Если через некоторое время TI (время инверсии) подать 90° им-
пульс, то он создаст поперечную намагниченность в плоскости

XY . Прото-

ны начинают терять синхронность прецессии (сдвиг по фазе) и подаваемый
затем 180° импульс создает эхо-сигнал. Временной промежуток между 90°
возбуждающим импульсом и серединой считывающего импульса называют
временем TE, по аналогии с ИП спин эхо.

Рис. 29. Схема последовательности инверсия-восстановление

Преимущество ИП инверсия-восстановление – сильный контраст между

тканями, имеющими разное время

T релаксации на который влияют пара-

метры TI, TR и TE. Время инверсии TI является основным параметром, вы-
бирая который можно подавить сигнал от выбранного компонента:

(26)

где

T это время спин-решеточной релаксации подавляемого компонента.

При выборе оптимального времени

T , рассматривают не только силу

магнитного  поля,  но  и  тип  подавляемых  тканей  и  анатомию.  Существуют
разные  виды IR ИП:  для  удаления  сигнала  от  движущейся  жидкости  ис-
пользуется FLAIR (Fluid Attenuation Inversion Recovery); STIR (Short T1
Inversion Recovery) чувствительна  к  стационарным  (не  движущимся)  жид-
костям.

Недостаток этих последовательностей в том, что дополнительный ин-

вертирующий РЧ импульс увеличивает продолжительность сканирования.

РЧ

Срез

Фаза

Считы-
вание

АЦП
Сигнал

180

2.6.4. Последовательность градиентное эхо

В последовательности градиентное эхо (Gradient Echo, GRE) для форми-

рования эхосигнала используется пара биполярных градиентных импульсов,
вызывающих перефазирование протонов и последующее формирование
эхосигналов (рис. 30). Первым подается возбуждающий РЧ импульс накло-
няет намагниченность на угол

(обычно от 0° до 90°), также называемый

импульсом. Амплитуда формируемой поперечной намагниченности

sin

. Прикладываемый отрицательный градиент считывания вы-

зывает расфазирование прецессирующих спинов. Подаваемый через время
ТЕ/2 положительный градиент считывания синхронизирует протоны и фор-
мирует поперечную намагниченность, создавая сигнал градиентного эха. В
этой последовательности время TE представляет собой интервал между гра-
диентным перефазирующим импульсом и эхосигналом, а время TR –
интервал между последовательными возбуждающими импульсами.

Рис. 30. Схема последовательности градиентное эхо

При малом угле

(flip angle, FA) уменьшается значение поперечной

намагниченности, а продольная увеличивается, быстрее возвращаясь в со-
стояние равновесия. Угол

может медленно расти во время сбора данных.

ИП градиентное эхо позволяет получать изображения в течение более

короткого времени, чем ИП SE и FSE. Основным недостатком ИП является
более высокая чувствительность к неоднородностям магнитного поля и па-
рамагнетикам, что связано с использованием градиентного перефазирующе-
го импульса, не устраняющего в полной мере воздействие T

*-релаксации,

поэтому межсрезовый интервал должен быть минимален.

В ИП градиентное эхо TR и угол отклонения определяют уровень насы-

щения тканей, а TE уровень расфазирования (влияние процесса T

релакса-

ции). Стандартная GRE последовательность это обычная ИП, повторяемая
столько раз, сколько линий в изображении.

РЧ

Срез

Фаза

Считы-
вание
АЦП
Сигнал

Удалено: <sp>

2.6.5. Быстрое градиентное эхо

Последовательность быстрое градиентное эхо (Fast Gradient Echo,

fastGRE) это вид ИП GRE, где TR и TE столь малы, что ткани дают низкий
сигнал и низкий контраст, а получение изображения занимает менее 1 с.
Она состоит из блока подготовки 180° инвертирующим импульсом и перио-
да сбора данных, повторяющегося в зависимости от заданных параметров.

Рис. 31. Схема последовательности сверхбыстрое градиентное эхо

Последовательность аналогична ИП градиентное эхо, за исключением

того, что за один период TR подается несколько дополнительных частичных
РЧ импульсов (

α) для возбуждения протонов, которые затем перефазируют-

ся с помощью градиентных импульсов. Использование частичных РЧ сиг-
налов сокращает длительность возбуждающих импульсов и время считыва-
ния, что уменьшает общее время сканирования.

В отличие от обычной IR ИП, все линии k-пространства или их боль-

шинство получены после единственного инвертирующего импульса, кото-
рый можно рассматривать как блок считывания. В блок считывания может
использоваться переменный угол, или сбор данных может быть разделен на
сегменты.

Последовательность может использоваться в нескольких режимах. В

двумерном последовательном режиме за один период TR выполняется один
шаг  фазового  кодирования  для  одного  среза.  До  перехода  к  следующему
срезу выполняются все шаги фазового кодирования для текущего среза. Бы-
стрый мультипланарный ражим позволяет получать данные для нескольких
срезов  в  течение  одного  периода TR. Трехмерный  режим  характеризуется
увеличением  отношения  сигнал/шум  и  возможностью  получения  смежных
срезов без перекрестных помех при сохранении высокой скорости сканиро-
вания.

РЧ

Срез

Фаза

Считы-
вание
АЦП

Сигнал

180

Удалено: <sp>

2.6.6. Эхо-планарное отображение

Эхо-планарное отображение (Echo Planar Imaging, EPI) это быстрая по-

следовательность для отображения в режиме кино. Метод отображения гра-
диентного или спинового эха, получающего полный набор двумерных дан-
ных в декартовом k-пространстве после единичного возбуждения.

В обычных ИП регистрируется одна линия k-пространства для каждого

шага кодирования фазы. Поскольку один шаг кодирования фазы занимает
время TR, общее время, требуемое для построения изображения, определя-
ется произведением TR и числа шагов кодирования фазы. EPI измеряет все
линии k-пространства за один TR период (рис. 32).

Рис. 32. Схема эхо-планарного отображения

У быстрого отображения есть недостатки. Во-первых, EPI накладывает

требования на аппаратуру, в частности на силу градиентов, время переклю-
чения градиентов и полосу пропускания приемника. Во-вторых, EPI крайне
чувствительна к артефактам и искажениям, поэтому для минимизации хи-
мического сдвига вода/жир (WFS) в направлении фазы используют подав-
ление жира и широкую полосу пропускания частот.

2.5.7. Магнитно-резонансная ангиография

Магнитно-резонансная ангиография (МРА) это отображение текущей в

сосудах  крови,  создающей  контраст  со  стационарными  тканями.  МРА  им-
пульсные  последовательности    позволяют  получить  изображения,  чувстви-
тельные  к  разным  скоростям  и  направлениями  потоков,  турбулентности,
размерам сосудов [39].

Существуют три основных вида МРА: времяпролетная, фазоконтраст-

ная, с контрастным усилением. Все они по-разному усиливают сигнал от
крови в сосудах.

Времяпролетная (Time of Flight, TOF) ангиография чаще реализовывает-

ся используя ИП градиентное эхо с коротким TR, где срезы перпендикуляр-

РЧ

Срез

Фаза

Считы-
вание
АЦП

Сигнал

180

Удалено: <sp>

ны направлению потока. Высокий сигнал текущей крови это результат вте-
кания в срез спинов, неподавленных между РЧ возбуждениями. Подавлен-
ные неподвижные спины подвергнутся неполной

T релаксации между РЧ

возбуждениями давая меньший сигнал Недостатком TOF ангиографии явля-
ется возможность визуализации тканей с коротким

T .

Фазоконтрастная (Phase-contrast, PC) ангиография дает изображения

скорости кровотока, и сигнал содержит как амплитудную, так и фазовую
информацию. При этом чувствительность к потоку определяется силой гра-
диента. Преимущество PC ангиографии – полное подавление стационарных
тканей (нет скорости – нет сигнала). Но ее недостаток состоит в том, что фа-
зовую чувствительность можно получить только вдоль одной оси одновре-
менно. Поэтому PC ангиография в 4 раза медленнее TOF при той же матри-
це изображения.

2.7. Виды изображений

Интерпретация интенсивности сигнала - главная проблема в МР томо-

графии. Интенсивность сигнала является сложной функцией, зависящей от
параметров ткани (протонной плотности,

T и

T релаксации) и параметров

TR и TE используемой ИП. Поэтому в клинической МР томографии были
введены термины

T ,

T и PD взвешенные изображения (ВИ).

Термин

T ВИ используется для описания контраста между тканями, вы-

званного различиями значений

T . Если параметры ИП выбраны так, что

TR<T1 (500 мс) и TE<T2 (30 мс), то уравнение (25) имеет вид:

)

exp(

−

(27)

и т.о. становится независимым от

T . Из-за широкого диапазона значений

T ,

T и плотности тканей тела,

T ВИ для некоторых тканей может быть не

таким как для других.

Ткани с коротким

T дают яркий сигнал на

T ИП. Из-за большей про-

дольной и поперечной намагниченности, жир имеет более сильный сигнал и
будет ярким на

T ВИ. Наоборот, продольная намагниченность воды до РЧ

импульса меньше, поэтому меньшая поперечная намагниченость после им-
пульса даст меньший сигнал (темная на

T ВИ).

Термин

T ВИ используется для описания контраста между тканями,

вызванного различиями

T значений. Если параметры ИП выбраны так, что

> (2000 мс) и TE<T2 (100 мс) и

))

exp(

(

−

для TR/T1 много

больше 1, то уравнение (25) имеет вид:

)

exp(

−

(28)

и зависит от только времени

T релаксации тканей. Поэтому контраст

изображений усиливается TR, сравнимым с временем

T ткани (чтобы

уменьшить вклад

T в контраст) и TE между самыми длинным и коротким

T ткани.

Например, жир имеет более короткое время

T релаксации, чем вода и

затухает быстрее воды. Т.к. поперечная намагниченность жира мала, он дает
слабый сигнал на

T изображении (темный).

T взвешенность сильнее при

более длинном TE. Вода имеет большую

T постоянную и поэтому даёт

сильный

T сигнал (яркая на

T изображениях).

Характеристики контраста изображения в зависимости от выбранных

значений TR и TE:

- короткие TR (менее 1000 мс) и TE (менее 25 мс) дают

T контраст;

- длинные TR (более 1500 мс) и TE (более 60мса) дают

T контраст;

- средние значения TR (1000-1500 мс) и TE (25-60 мс) дают изображе-

ние протонной плотности.

Таблица 3. Значения времени

T и

T релаксации тканей в поле 1,5 Тл

Вещество

Время

T , мс

Время

T , мс

Спино-мозговая жидкость 800-2000

110-2000

Белое вещество 760-1080

61-100

Серое вещество 1090-2150

61-109

Мышцы 950-1820

20-67

жир 200-750

53-94

В общем случае патологию выявляют по специфическому сигналу на

трех основных видах изображений: Т2-изображения, изображения протон-
ной плотности (PD)/FLAIR или T1-изображения (таблица 4).

Таблица 4.

Сигнал от образований на различных видах МР-изображений

Ткань

Т2 изображение (PD)/FLAIR T1-изображение

Solid mass

яркая

темная

Киста

яркая

темная

Подострое кровоиз-
лияние

яркая

Острое и хрониче-
ское кровоизлияние

темная

серая

Жир

темная

яркая

2.8. Показатели качества изображения

Важнейший критерий качества любого изображения - отношение сиг-

нал/шум (SNR), которое используется для описания вклада в регистрируе-
мый сигнал истинного и случайных сигналов ("шум фона"). SNR зависит от
целого ряда параметров:

rec

gap

NEX

SNR

⋅

(29)

где

I - интенсивность сигнала, зависящая от типа ИП; V - объем воксела;

NEX - число усреднений; BW - ширина полосы пропускания;

- коэффи-

циент, зависящий от типа РЧ катушки;

f - коэффициент, зависящий от си-

лы основного поля;

gap

- коэффициент, зависящий от межсрезовых эффек-

тов;

rec

f - алгоритм реконструкции.

Из выражения (29) видно, что на качество изображения влияет целый

ряд параметров, регулируя которые можно увеличивать полезный сигнал
[43]. Для улучшения местного соотношения сигнал/шум также могут ис-
пользоваться поверхностные катушки.

Шумом является нежелательное второстепенное влияние или волнение,

затрагивающее качество изображения. Шум обычно характеризуется стан-
дартным отклонением интенсивности сигнала на изображении однородного
фантом в отсутствии артефактов. Артефакты изображения и РЧ шум могут
вызываться присутствием и/или действием медицинских устройств вблизи
МРТ. В любой электронной системе есть разные источники шума.

Пространственное разрешение - мера качества изображения, характери-

зующая наименьшее расстояние между двумя точками объекта, которые
можно отличить как отдельные детали изображения. Разрешение зависит от
толщины среза, FOV и числа точек данных. Увеличение матрицы изображе-
ния уменьшит размер пиксела, но не всегда улучшит разрешение.

Усреднение сигнала - метод повышения соотношения сигнал/шум, дос-

тигаемого усреднением нескольких измерений сигнала FID, полученных в
одних условиях для подавления эффектов случайных изменений или слу-
чайных артефактов.

Отношение контраст/шум (CNR) - отношение разности интенсивностей

сигналов между двумя областями. Повышение CNR улучшает восприятие
различий между двумя исследуемыми клиническими областями:

)

(

)

(

)

(

SNR

CNR

−

(29)

Низко-контрастное разрешение это способность отображать объекты со

схожим контрастом объектов. Высоко-контрастное разрешение это способ-
ность отображать маленькие объекты, имеющие высокую контрастность и
пространственное разрешение.

Ширина полосы пропускания (BW) - выбранная полоса или диапазон

Современные виды томографии - часть 4