Физика визуализации изображения в медицине

Рис. 4. Временная диаграмма показывает положения двух 
РЧ-импульсов и сигнала относительно друг друга.

 

 

 

                   Рис. 5. Схема спин-эхо 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 сигнал. Такая SE последовательность называется мультиэхо, а ряд 180° рефокусирующих импульсов – эхо-трейном. Восстановление  
z -намагниченности в последовательности SE  происходит через время T1 (100-2000 мс) – обычно много меньшее, чем время T2 , т.к. для большинства живых тканей T1 > T2 . В простейшем SE отображении ИП повторяется столько раз, сколько линий в изображении.

Изображения, полученные с помощью  спин эхо, характеризуются меньшими геометрическими искажениями, и, соответственно, более резкими контурами. Единственным недостатком SE является сравнительно большое время сканирования. 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 эхо-сигнала или влияние процесса T2 релаксации).

Сигнальное уравнение  для повторяющейся спин-эхо последовательности, как функции от времени повторения (TR - time repetition) и времени эхо (TE - echo time), определяемое, как время между 90°-импульсом и максимальной амплитудой в эхо, выглядит следующим образом

S = k   (1 - e^-TR/T1) e^-TE/T2      (12)

Локализация спинов при  помощи градиентных магнитных полей

В экспериментах  по созданию изображений нас интересует не столько информация о химических сдвигах, сколько пространственная информация: мы хотим знать, из какой  точки исследуемого объекта исходит  каждый сигнал.

Как ранее  было указано, частота Лармора пропорциональна величине напряжённости магнитного поля. Если создать магнитное поле, напряжённость которого будет линейно изменяться вдоль исследуемого объекта, то резонансные частоты ядер, находящихся в разных точках пространства, также будут линейно изменяться. Это явление называют наложением градиентного магнитного поля. В настоящее время градиентные магнитные поля применяют для пространственного кодирования во всех методах получения МР-изображений.

Внутри магнита  томографа установлен набор градиентных  катушек, создающий градиентные  магнитные поля, однообразно изменяющиеся вдоль каждой из трёх осей (х, у и z). Напряжённость этих градиентных магнитных полей достигает значений до 30 мТл/м в стандартных МР-томографах, хотя при использовании градиентных катушек меньшего размера или в специализированных томографах можно получить и более сильные градиенты. Несмотря на то, что вариации частот прецессии, создаваемых градиентными полями, очень малы по сравнению с самими значениями резонансных частот, это даёт возможность построения MP-изображений с достаточно высоким разрешением. Например, для создания разброса значений резонансных частот в 25 кГц на расстоянии 30 см необходимо градиентное магнитное поле с напряжённостью всего 2 мТл/м.

Возбуждение выбранных  спинов

 

Градиентные магнитные поля позволили кодировать пространственное положение ядер в  образце, но вместе с тем они добавили существенную проблему: такое, на первый взгляд, пустяковое действие, как включение  градиентов после РЧ-импульса, значительно снижает интенсивность MP-сигнала. В идеальных условиях намагниченность должна оставаться смещённой к оси у' и уменьшаться со скоростью, которая определяется Т2-значением. Однако даже малейшее несовершенство однородности магнитного поля вызывает быстрое рассеивание намагниченности. То есть градиентные магнитные поля, которые мы хотели использовать для определения пространственного местонахождения ядер, значительно усиливают процесс расфазировки спинов. Таким образом, если мы измерим сигнал в присутствии стабильного градиента, то обнаружим, что результирующий сигнал окажется или очень слабым, или вообще будет отсутствовать.

Чтобы избежать этой проблемы, нужно повторно сформировать сигнал в присутствии градиентных  магнитных полей. Это можно сделать  при помощи импульсных последовательностей  спин-эхо и градиентное эхо, которые  восстановят начальную амплитуду  сигнала в присутствии градиентов, позволяя и зарегистрировать сигнал, и осуществить пространственное кодирование ядер.

MP-исследование при помощи  спинового эхо

Спиновое  эхо образуется при воздействии 180° импульса через промежуток времени Т после 90° импульса. Сразу после 90° импульса векторы намагниченности спинов в плоскости х'-у' начинают расходиться из-за некоторого различия резонансных частот ядер, что вызвано локальными неоднородностями постоянного магнитного поля (АВ₀). 180° импульс «разворачивает» процесс расфазировки спинов так, что через промежуток времени Т после 180° импульса влияния ДВ₀ взаимно уничтожаются, и образуется эхо-сигнал. Причём максимальная интенсивность нескольких эхо-сигналов снижается исключительно благодаря процессу Т2-релаксации.

Полная рефазировка спинов происходит только в центре спинового эхо, а с увеличением расстояния от центра влияния неоднородностей магнитного поля возрастают. Кроме того, в центре эхо-сигнала также рефокусируются влияния химических сдвигов, поэтому необходимо установить продолжительность воздействия и амплитуду градиентов таким образом, чтобы площади под градиентными импульсами были одинаковыми.

MP-исследование при помощи  градиентного эхо

Для создания эхо-сигнала не обязательно нужен 180° импульс; его также можно  получить при помощи градиентных  магнитных полей. В этом случае образуются так называемые градиентные эхо-сигналы, в настоящее время довольно широко используемые в быстрых импульсных последовательностях.

После воздействия  РЧ-импульса происходит спад интенсивности сигнала, обусловленный совместным действием процесса Т2-релаксации и локальных неоднородностей магнитного поля (характеризуются временем Т2*).

Изменив полярность градиента, мы изменим направление  вращения спинов в плоскости х'-у' (в стационарной системе координат более быстрые спины станут вращаться медленнее, поскольку раньше они находились в более сильном локальном магнитном поле, а после переключения градиента оказались в более слабом, а более медленные спины - наоборот; во вращающейся системе координат это будет выглядеть как вращение назад разбежавшихся спинов). Спины начнут рефазироваться, и через время эхо (ТЕ) появится градиентный эхо-сигнал, однако для этого необходимо, чтобы площади градиентов противоположных полярностей были равны. В градиент-эхо эксперименте (GRE - gradient recalled echo; эхо-сигнал, вызванный градиентами) регистрируют задержанный, но полностью восстановленный сигнал (спад свободной индукции), возникающий благодаря переключению полярности градиентных магнитных полей.

Важно запомнить, что при образовании градиентных  эхо-сигналов (в отличие от спин-эхо) влияния неоднородностей магнитного поля не уничтожаются, и спад сигнала происходит быстрее, поэтому в градиентных импульсных последовательностях используют сравнительно короткие времена эхо (ТЕ).

S = k   (1-exp(-TR/T1)) sin  exp(-TE/T2*) / (1-cos  exp(-TR/T1))      (12)

4. Быстрые методики МРТ

Обычная МРТ - медленный метод получения изображений. При использовании любой классической импульсной последовательности время исследования достаточно велико: например, для получения одного спин-эхо-изображения необходимо 4-12 мин.

Это обусловлено, с одной стороны, длинными временами релаксации тканей, а с другой, - требованиями к величине отношения сигнал/шум и пространственному разрешению изображения.

Практически полное восстановление намагниченности  спинов происходит за время, равное 5Т1 тканей. Для получения оптимального сигнала такое количество времени  нужно пропустить перед воздействием каждого возбуждающего импульса. Поэтому, чтобы получить изображения, в которых влияние неполного  восстановления намагниченности за время TR незначительно, необходимо использовать относительно длинные TR-значения, особенно в сильных магнитных полях, где  Т1 тканей превышает 1 с.

С первых дней существования МРТ были приложены  значительные усилия, чтобы сократить  время сканирования. Например, улучшения  значения отношения сигнал/шум достигали  увеличением напряжённости магнитного поля МРТ-томографов. Оборудование (в частности РЧ-катушки) и программное обеспечение также постоянно улучшали.

Были предложены мульти-эхо последовательности, которые используют длинные интервалы TR для создания большого количества изображений. Но несмотря на это, до начала 1990-х годов получение изображений за секунды, а тем более в реальном времени, казалось невозможным.

Основные  импульсные последовательности (спин-эхо, «инверсия-восстановление», «частичное насыщение»). Для построения изображений  эти последовательности должны быть модифицированы, так как в этом случае появляется необходимость повторно формировать сигнал (спад свободной  индукции) в присутствии градиентных  магнитных полей, чего достигают  при помощи спинового или градиентного эхо. При этом появляется достаточное  количество времени для воздействия  других кодирующих пространственное местонахождение  градиентных полей (срез- и фазо- кодирующие градиенты в двумерном пакетном спиновом исследовании).

Модифицированная  таким образом импульсная последовательность спин-эхо создаёт одно спин-эхо  изображение, причём уровень сигнала  главным образом определяется двумя  параметрами: временем повторения (TR) и  временем эхо (ТЕ). Поскольку в этой последовательности чаще всего используют относительно длинные TR, для повышения  её эффективности за один интервал времени повторения можно получать несколько срезов.

Кроме того, Т1-контраст можно создать при  помощи инвертирующего импульса (180°) и  задержки TI перед воздействием возбуждающего  импульса (90°). Однако в любом случае после этого используют 180° импульс, инвертирующий z-намагниченность и  вызывающий рефокусировку поперечной намагниченности, приводя к образованию спин-эхо сигнала. Количество информации, получаемой с помощью последовательности спин-эхо, можно увеличить, если использовать серию 180° импульсов, создающих множественные эхо-сигналы. Обычно после каждого возбуждения каждый эхо-сигнал заполняет одну строку «сырых» данных в k-пространстве одного изображения. Поэтому при создании n эхо-сигналов можно заполнить по одной строке в n изображениях. Томограммы, полученные при помощи последовательностей мульти-эхо, имеют различный контраст, что обусловлено увеличивающимся временем эхо.

Быстрые последовательности

RARE(режим мульти-эхо)

Последовательность  RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement, ее называли также Fast Spin Echo, FSE - быстрое спин-эхо или Турбо-спин-эхо, TSE) была впервые предложена Юргеном Хенингом в 1986 году. Она основана на регистрации моногократных эхо в спин-эхо-импульсной последовательности.

Вместо того, чтобы применять в том же объеме фазовое кодирование для каждого эха, а каждое эхо использовать как одну линию в изображении, ассоциируемом с конкретным ТЕ, - здесь каждому эхо-сигналу отвечают различные дозы фазового кодирования. Это позволяет использовать их в различных линиях одного изображения.

Последовательность быстрое спин-эхо (Fast Spin Echo, FSE) позволяет получать данные в двух- и трехмерном режимах и состоит из начального 90° возбуждающего РЧ импульса, за которым следует серия из несколько 180° рефокусирующих РЧ импульсов в течение периода TR, создающая ряд эхо-сигналов. Таким образом, если в ИП спин эхо в течение одного периода TR 180° импульс создает один эхосигнал и заполняется только одна строка k-пространства, то в FSE за один период TR подается несколько 180° импульсов и заполняется несколько строк k-пространства. Количество рефокусирующих импульсов задается изменением длины эхо-трейна (Echo Train Length, ETL).

                    Рис. 6. Схема последовательности быстрое спин-эхо

 

Преимущество  этого метода состоит в значительном уменьшении продолжительности 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 сочетанием числа шагов частотного и фазового кодирования. На контрастность FSE изображения влияют параметры TE, TR и ETL.

 

Недостатки метода

Недостатком метода является размывание мелких деталей  изображения, снизить которое можно  выбирая меньшую длину эхо-трейна.

Источниками контраста являются Т1, Т2*, поток.

 

FLASH. Последовательность градиентных эхо-сигналов

Совершенно  иной подход к быстрому томографированию был использован в первых импульсных последовательностях, которые сократили время эксперимента в повседневной клинической практике. Общее название последовательности градиентных эхо-сигналов (gradient echo,GE sequences) или эхо-сигналов, вызванных градиентами (gradient recalled echo, GRE sequences).

Самая первая последовательность из этой группы была представлена Акселем  Хаазе в 1986 году под названием FLASH (Fast Low Angle Shot Imaging).

FLASH последовательность является одной из реализацией метода насыщение-восстановление в коротким временем повторения (TR <200 мс), малым углом отклонения (<90°) и рефокусировкой с помощью градиентного эха.

Рис. 7. Схема FLASH-последовательности, угол отклонения 30°

 

Применение  углов отклонения, отличающихся от 90° и 180° положило конец идеологии  долгого ожидания, основанной на уверенности  в том, что Т1 является фактором, лимитирующим в МРТ время экспозиции.

Принцип применения малых углов отклонения иллюстрируется рис. 6-4. Когда используется 90° импульс, то вся продольная намагниченность (вдоль оси z) преобразуется в поперечную намагниченность (сигнал в плоскости х’-у’), тогда как, например, для 30° импульса поперечная намагниченность убывает вдвое (sin30°), но продольная остается равной 87 % от первоначальной z-намагниченности (cos30°). В течение времени между импульсами продольная намагниченность будет восстанавливаться со скоростью, определяемой Т1. Однако, т.к. во FLASH-последовательности TR невелико, то z-намагниченность, оставшаяся от предшествующего импульса, остается доминирующей, существенно увеличивая тот сигнал, который получится после следующего РЧ-импульса.