Современные виды томографии - часть 15

 61 

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 

α

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

α

  импульсом.  Амплитуда  формируемой  поперечной  намагниченности 

α

=

sin

0

M

M

xy

. 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 

α

 (flip angle, FA)  уменьшается  значение  поперечной 

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

α

 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

2

*-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

2

 релакса-

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

РЧ 

а 

о

 

Срез 

Фаза 

Считы- 
вание 
АЦП 
Сигнал 

Удалено: <sp>

 

62

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 

α 

о

 

Срез 

Фаза 

Считы- 
вание 
АЦП 

Сигнал 

180 

о

 

Удалено: <sp>

 63 

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 

90 

о

 

Срез 

Фаза 

Считы- 
вание 
АЦП 

Сигнал 

180 

о

 

Удалено: <sp>

 

64

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

1

T   релаксации  между  РЧ 

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

1

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, 

1

T  и 

2

T  релаксации) и параметров 

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

1

T , 

2

T  и PD взвешенные изображения (ВИ). 

Термин 

1

T  ВИ используется для описания контраста между тканями, вы-

званного  различиями  значений 

1

T .  Если  параметры  ИП  выбраны  так,  что 

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

)

/

exp(

1

0

T

TR

M

M

xy

xy

−

=

   

 

 

 

 

 

 

 (27) 

и  т.о.  становится  независимым  от 

2

T .  Из-за  широкого  диапазона  значений 

1

T , 

2

T  и плотности тканей тела, 

1

T  ВИ для некоторых тканей может быть не 

таким как для других.  

Ткани с коротким 

1

T  дают яркий сигнал на 

1

T  ИП. Из-за большей про-

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

1

T  ВИ. Наоборот, продольная намагниченность воды до РЧ 

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

1

T  ВИ).  

Термин 

2

T   ВИ  используется  для  описания  контраста  между  тканями, 

вызванного различиями 

2

T  значений. Если параметры ИП выбраны так, что 

1

T

TR

>  (2000 мс) и TE<T2 (100 мс) и 

1

))

1

/

exp(

1

(

=

−

−

T

TR

 для TR/T1 много 

больше 1, то уравнение (25) имеет вид: 

)

2

/

exp(

0

T

TE

M

M

xy

xy

−

=

  

 

 

 

 

 

 (28) 

и  зависит  от  только  времени 

2

T   релаксации  тканей.  Поэтому  контраст 

2

T  

изображений  усиливается  TR,  сравнимым  с  временем 

1

T   ткани  (чтобы