Физика визуализации изображения в медицине

Для данного  времени повторения можно вычислить  тот угол отклонения, который даст максимальный сигнал. Он известен как угол Эрнста.

Угол Эрнста = arccos[exp(-TR/Tl)].                (13)

 

 

 

Рис.8 Сравнение быстрого томографирования FLASH со стандартной спин-эхо томографией.

В SE последовательности эхо создается 180°-импульсом. Это требует сравнительно больших задержек времени и больших РЧ-нагрузок на исследуемый образец. Из-за зависимости TR от Tl, TR должно быть относительно длинным.

В последовательности FLASH вместо первого 90° импульса можно использовать любой угол. Эхо создается переключением градиента. Это можно делать быстрее и с меньшими нагрузками на образец (т.е. в принципе, с меньшей опасностью для пациента). Поэтому TR и ТЕ могут быть гораздо короче.

 

 

 

 

 

 

Для быстрой последовательности интенсивность  сигнала можно рассчитать из следующего уравнения, если TR короче Т1, но больше Т2.

SI = q * sin(a) * [l-exp(-TR/Tl)] • exp(-TE/T2)/[l-cos(a)*a exp(-TR/Tl)],  (14)

Недостатки метода

Как и во всех градиентных эхо-последовательностях и в отличие от обычных спин-эхо последовательностей, здесь не компенсируются неоднородности магнитного поля, поэтому необходимо использовать короткие эхо-времена, если нужно получить высококачественные изображения. Это исключает возможность увеличения эхо-времени для получения Т2-контраста. Другим путем уменьшения эффектов неоднородности магнитного поля является использование вокселов малых размеров, т.к. это уменьшает расфазировку, происходящую внутри воксела. Чтобы уменьшить эхо-времена, необходимо относительно быстро переключать градиенты и поддерживать их стабильность после включения.

Из-за более коротких TR последовательности FLASH уменьшают не только время сканирования, но также и число срезов, которые  могут быть получены. Приходится искать оптимум TR, учитывая требуемое число  срезов и такие факторы, как дыхание  при исследовании брюшной полости  или сердечный ритм при исследовании сердца.

При уменьшении времени сканирования, артефакты движения имеют тенденцию  к ослаблению, тогда как артефакты  кровотока будут нарастать из-за того, что различие интенсивностей сигналов крови и стационарных тканей становится более заметным при коротких временах повторения.

Эти особенности могут быть применены  в основанной на FLASH кино-МР- томографии, когда от 8 до 32 строк одного и того же среза получают за один сердечный цикл, затем последовательность повторяют, чтобы для каждого шага фазового кодирования получить от 8 до 32 изображений, каждое из которых отображает различную стадию сердечного цикла. Эти изображения монтируют в виде замкнутой петли киноленты, которая демонстрирует функцию и динамику сердца.

Источниками контраста являются Т1, Т2*, поток

Сверхбыстрые последовательности градиентных эхо-сигналов. Snapshot FLASH

Последним нововведением является использование очень быстрых FLASH последовательностей (с временами TR от 4 до 10 мс) для создания изображений за секунды и даже быстрее, чем за одну секунду. Эти последовательности применяют, например, при МРТ брюшной полости, обычно в односрезовом варианте. Они позволяют задержать дыхание пациента на время экспозиции и тем самым устраняют теневые артефакты и нечеткость изображения из-за дыхательных движений.

В основной последовательности мгновенный FLASH (Snapshot FLASH) не используют никаких  очищающих или рефокусирующих градиентов и применяют очень малый угол отклонения, соответствующий углу Эрнста для столь коротких TR.

При этом почти не создается поперечная намагниченность, и результирующие изображения являются в существенной мере отражением распределения протонной плотности. Чтобы улучшить этот контраст, можно применить препаративный импульс. Его роль заключается в создании z-намагниченности до начала сканирования.

В клинических томографах время  сканирования для матриц 128 • 128 меняется в пределах от 0.5 до 1 секунды.

Главными применениями мгновенного FLASH являются кардиологические исследования и функциональные (динамические) томограммы с использованием контрастирующих агентов. Для динамического томографирования необходимое временное разрешение (1-3 сек) означает, что если требуется достаточное пространственное разрешение (1282), то без мгновенного FLASH не обойтись.

 

Эхо-планарная томография

Эхо-планарная томография (EPI,Echo Planar Imaging) - самый быстрый из известных в настоящее время методов.

EPI предложена Мэнсфилдом в 1977 году и основана на принципе однократного возбуждения спинов, за которым следует быстрое включение сильного градиента, создающего серию градиентных эхо- сигналов, каждому из которых задан разный уровень фазового кодирования; эта серия может быть превращена в изображение. Фазовый градиент может быть либо постоянным во времени, как это было первоначально предложено, либо осуществлен в виде серии коротких „вспышек", каждая из которых соответствует одному шагу фазового кодирования.

Одной из главных проблем в оригинальной эхо-планарной последовательности оказалось Т2* расфазировка сигнала за время сканирования. Мы можем ослабить этот эффект, формируя цуг EPI-эхо-сигналов вокруг спинового эха, но и при этом сохраняется существенная Т2* расфазировка между началом и концом EPI-последовательности. Чтобы минимизировать этот эффект приходится добиваться очень коротких времен сканирования.

Однако, по мере укорочения времени регистрации сигнала мы также уменьшаем и отношение сигнал/шум и увеличиваем амплитуду считывающего градиента, необходимого для получения заданного разрешения. По этим причинам однокадровая эхо-планарная томография имеет тенденцию к ограничению кадра максимумом 64 • 128 пикселов.

 

Последовательность  эхо-планарной томографии

 Временная диаграмма последовательности эхо-планарной томографии выглядит следующим образом:

 

 

 

 градиент  выбора среза

 инициирующий  фазо-кодирующий импульс

                                                                 

 инициирующий частотно-кодирующий импульс

 

        Рис. 9. Временная диаграмма последовательности

 

 в нее входит 90  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-импульс. Так как эхо-планарная последовательность обычно является последовательностью для одного среза, то 180-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 (Рис. 10).

 

Рис. 10. Временная диаграмма

 

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. 

Рис. 11. Карта траектории в k-пространстве

 

 

 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.

Фазовый градиент может иметь либо постоянное значение, что и использовали в первоначальных эхо-планарных исследованиях ,либо состоять из серии небольших «вспышек», каждая из которых соответствует одному шагу фазового кодирования. Для изображения с матрицей 64×128 необходимо 64 таких периода, причём за каждый из них нужно получить сигнал от 128 точек.

Определение среза

B аналитических ЯМР-экспериментах, когда значение напряжённости РЧ-поля (В,) всегда постоянно и соответствует максимальному значению, прямоугольного импульса вполне достаточно для обеспечения необходимого угла отклонения вектора намагниченности. В более сложных исследованиях появляется необходимость изменять амплитуду РЧ-поля во времени (придать импульсу форму) так, чтобы импу                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                              льс содержал строго определённый диапазон частот. Эти частоты как раз должны соответствовать резонансным частотам ядер, входящих в исследуемый срез. Форму импульсов в МР-исследованиях подбирают так, чтобы придать срезу приблизительно прямоугольное очертание (Гауссиана и sinc-импульсы). Она сильно влияет на контраст изображений в МРТ.

На этом этапе  также определяют фазу РЧ-импульса. Большинство томографов позволяет выбрать фазу только 0°, 90°, 180° или 270°. Длительность возбуждающих импульсов, используемых в МРТ, составляет 10 мс для неселективных прямоугольных импульсов и обычно приблизительно несколько миллисекунд - для селективных по частоте оформленных импульсов при величинах пиковых амплитуд до нескольких сотен Вольт.

Выбор среза

Напряжённость градиентного магнитного поля можно  выразить либо в мТл/м, либо в Гц/м. Так как импульс имеет фиксированную полосу частот (поскольку длительность импульса поддерживают постоянной), увеличение напряжённости градиентного поля увеличивает количество Гц/м, в результате чего толщина среза уменьшается.

При использовании sinс-импульса с полосой частот 2 кГц увеличение напряжённости градиентного поля с 4 мТл/м (1,7 кГц/см) до 8 мТл/м (3,4 кГц/см) уменьшает толщину среза от 11,8 мм до 5,9 мм.

Длительность  РЧ-импульса, а потому и полоса частот, - второй фактор, влияющий на толщину среза. Чем больше длительность импульса, тем тоньше в результате будет срез. Отрицательное последствие использования более тонких срезов - удлинение времени эхо (ТЕ). Поскольку ТЕ измеряют от центра импульса, то более длинные импульсы для обеспечения получения более тонких срезов приводят к необходимости использования более длинных ТЕ, что, в свою очередь, влияет на время получения изображений, артефакты и контраст.

5.  Динамическая томография

 

Получение серии изображений анатомических  структур в течение некоторого времени  до и после введения контраста  стало новой методикой МРТ, называемой перфузионной томографией.

Перфузия характеризует распределение  крови по тканям, движение крови на капиллярном уровне.  Перфузионную томографию можно разделить на два типа: методы, исследующие изменение интенсивности сигнала ткани-мишени после введения внешнего контрастного вещества, и методы, основанные на внутренних факторах, влияющих на контраст изображений, например возрастающий приток крови к органу или кровоток в капиллярах. В первом случае речь идёт о динамической томографии, во втором — о функциональной МРТ.

Однако в некоторых случаях  первичные изображения из серии динамических томограмм не могут передать всю содержащуюся в них информацию. Поэтому в динамической МРТ всегда необходима дополнительная математическая обработка изображений

Традиционно для анализа динамических томограмм после контрастного усиления используют следующие методики.

• Визуальная оценка кривых зависимости интенсивности сигнала от времени.
• Визуальная оценка серии динамических томограмм, запущенных в виде кино-петли.
• Анализ субстракционных изображений.