Физика магнитно-резонансной томографии

Магнитно-резонансная томография (МРТ) — это метод медицинской визуализации, который в основном используется в радиологии и ядерной медицине для исследования анатомии и физиологии организма, а также для выявления патологий, включая опухоли , воспаления , неврологические состояния, такие как инсульт , заболевания мышц и суставов, а также аномалии в сердце и кровеносных сосудах и т. д. Контрастные вещества могут вводиться внутривенно или в сустав для улучшения изображения и облегчения диагностики. В отличие от КТ и рентгена , МРТ не использует ионизирующее излучение и, следовательно, является безопасной процедурой, подходящей для диагностики у детей и повторных сеансов. Пациенты со специфическими неферромагнитными металлическими имплантатами, кохлеарными имплантатами и кардиостимуляторами в настоящее время также могут проходить МРТ, несмотря на воздействие сильных магнитных полей. Это не относится к старым устройствам, и подробная информация для медицинских работников предоставляется производителем устройства.

Некоторые атомные ядра способны поглощать и излучать радиочастотную энергию при помещении во внешнее магнитное поле . В клинической и исследовательской МРТ атомы водорода чаще всего используются для генерации обнаруживаемого радиочастотного сигнала, который принимается антеннами, расположенными близко к исследуемой анатомии. Атомы водорода естественным образом присутствуют в большом количестве в организме людей и других биологических организмах, особенно в воде и жире . По этой причине большинство сканов МРТ по сути отображают расположение воды и жира в организме. Импульсы радиоволн возбуждают ядерный спиновый энергетический переход, а градиенты магнитного поля локализуют сигнал в пространстве. Изменяя параметры последовательности импульсов , можно создавать различные контрасты между тканями на основе релаксационных свойств атомов водорода в них.

Находясь внутри магнитного поля ( B ₀ ) сканера, магнитные моменты протонов выстраиваются либо параллельно, либо антипараллельно направлению поля. В то время как каждый отдельный протон может иметь только одно из двух выравниваний, совокупность протонов, по-видимому, ведет себя так, как будто они могут иметь любое выравнивание. Большинство протонов выстраиваются параллельно B ₀ , поскольку это состояние с более низкой энергией. Затем применяется радиочастотный импульс, который может возбуждать протоны из параллельного в антипараллельное выравнивание, только последнее имеет отношение к остальной части обсуждения. В ответ на силу, возвращающую их в равновесную ориентацию, протоны совершают вращательное движение ( прецессию ), во многом похожее на вращающееся колесо под действием силы тяжести. Протоны вернутся в состояние с низкой энергией в результате процесса релаксации спиновой решетки . Это выглядит как магнитный поток , который создает изменяющееся напряжение в приемных катушках для подачи сигнала. Частота, на которой резонирует протон или группа протонов в вокселе, зависит от силы локального магнитного поля вокруг протона или группы протонов, более сильное поле соответствует большей разнице энергий и более высокой частоте фотонов. Применяя дополнительные магнитные поля (градиенты), которые линейно изменяются в пространстве, можно выбрать определенные срезы для визуализации, и изображение получается путем выполнения двумерного преобразования Фурье пространственных частот сигнала ( k -пространство ). Из-за магнитной силы Лоренца от B ₀ на ток, протекающий в градиентных катушках, градиентные катушки будут пытаться двигаться, производя громкие стучащие звуки, для которых пациентам требуется защита слуха.

История

Сканер МРТ был разработан с 1975 по 1977 год в Ноттингемском университете профессором Рэймондом Эндрю FRS FRSE на основе его исследований ядерного магнитного резонанса . Полный сканер тела был создан в 1978 году. ^[1]

Ядерный магнетизм

Субатомные частицы обладают квантово-механическим свойством спина . ^[2] Некоторые ядра, такие как ¹H ( протоны ), ² H, ³He , ²³Na или ³¹P , имеют ненулевой спин и, следовательно, магнитный момент . В случае так называемых ядер со спином 1 ⁄ 2 , таких как ¹ H, существуют два состояния спина , иногда называемые вверх и вниз . Такие ядра, как ¹²C, не имеют неспаренных нейтронов или протонов и нет чистого спина; однако изотоп ¹³ C имеет.

Когда эти спины помещаются в сильное внешнее магнитное поле, они прецессируют вокруг оси вдоль направления поля. Протоны выстраиваются в два энергетических собственных состояния ( эффект Зеемана ): одно с низкой энергией и одно с высокой энергией, которые разделены очень малой энергией расщепления.

Резонанс и релаксация

Квантовая механика необходима для точного моделирования поведения отдельного протона. Однако классическая механика может быть использована для адекватного описания поведения ансамбля протонов. Как и в случае с другими спиновыми частицами, всякий раз, когда измеряется спин отдельного протона, он может иметь только один из двух результатов, обычно называемых параллельным и антипараллельным . Когда мы обсуждаем состояние протона или протонов, мы имеем в виду волновую функцию этого протона, которая является линейной комбинацией параллельного и антипараллельного состояний. ^[3] $1/2$

В присутствии магнитного поля B ₀ протоны будут прецессировать с частотой Лармора , определяемой гиромагнитным отношением частицы и силой поля . Статические поля, используемые чаще всего в МРТ, вызывают прецессию, которая соответствует радиочастотному (РЧ) фотону . ^{[ необходима цитата ]}

Чистая продольная намагниченность в термодинамическом равновесии обусловлена крошечным избытком протонов в состоянии с более низкой энергией. Это дает чистую поляризацию, параллельную внешнему полю. Приложение РЧ-импульса может наклонить этот чистый вектор поляризации вбок (т. е. с помощью так называемого 90°-импульса) или даже обратить его (с помощью так называемого 180°-импульса). Протоны войдут в фазу с РЧ-импульсом и, следовательно, друг с другом. ^{[ необходима цитата ]}

Восстановление продольной намагниченности называется продольной или T ₁ релаксацией и происходит экспоненциально с постоянной времени T ₁ . Потеря фазовой когерентности в поперечной плоскости называется поперечной или T ₂ релаксацией. Таким образом, T ₁ связана с энтальпией спиновой системы или числом ядер с параллельным и антипараллельным спином. T ₂ с другой стороны связана с энтропией системы или числом ядер в фазе.

Когда радиочастотный импульс выключен, поперечная векторная компонента создает колеблющееся магнитное поле, которое индуцирует небольшой ток в приемной катушке. Этот сигнал называется затуханием свободной индукции (ССИ). В идеализированном эксперименте по ядерному магнитному резонансу ССИ затухает приблизительно экспоненциально с постоянной времени T ₂ . Однако в практической МРТ существуют небольшие различия в статическом магнитном поле в разных пространственных точках («неоднородности»), которые заставляют частоту Лармора изменяться по всему телу. Это создает деструктивную интерференцию , которая сокращает ССИ. Постоянная времени для наблюдаемого затухания ССИ называется T^*
₂время релаксации и всегда короче T ₂ . В то же время продольная намагниченность начинает восстанавливаться экспоненциально с постоянной времени T _{1 ,} которая намного больше T ₂ (см. ниже).

В МРТ статическое магнитное поле дополняется катушкой градиента поля для изменения в сканируемой области, так что различные пространственные местоположения становятся связанными с различными частотами прецессии. Возбуждение будет испытывать только те области, где поле таково, что частоты прецессии соответствуют частоте РЧ. Обычно эти градиенты поля модулируются для охвата сканируемой области, и именно почти бесконечное разнообразие последовательностей РЧ и градиентных импульсов придает МРТ ее универсальность. Изменение градиента поля распространяет ответный сигнал ССИ в частотной области, но это можно восстановить и измерить с помощью градиента перефокусировки (для создания так называемого «градиентного эха»), или с помощью радиочастотного импульса (для создания так называемого « спинового эха »), или при цифровой постобработке распространенного сигнала. Весь процесс можно повторить, когда произойдет некоторая релаксация T _{1 и}тепловое равновесие спинов будет более или менее восстановлено. Время повторения (TR) — это время между двумя последовательными возбуждениями одного и того же среза. ^[4]

Обычно в мягких тканях T ₁ составляет около одной секунды, тогда как T ₂ и T^*
₂составляют несколько десятков миллисекунд. Однако эти значения могут значительно различаться между различными тканями, а также между различными внешними магнитными полями. Такое поведение является одним из факторов, дающих МРТ его колоссальный контраст мягких тканей.

Контрастные вещества для МРТ , такие как содержащие гадолиний (III), действуют путем изменения (сокращения) параметров релаксации, _{особенно}T1 .

Визуализация

Схемы визуализации

Разработан ряд схем комбинирования градиентов поля и радиочастотного возбуждения для создания изображения:

2D или 3D реконструкция по проекциям , например, в компьютерной томографии .
Построение изображения по точкам или построчно.
Градиенты в радиочастотном поле, а не в статическом поле.

Хотя каждая из этих схем иногда используется в специализированных приложениях, большинство изображений MR сегодня создаются либо методом двумерного преобразования Фурье (2DFT) с выбором среза, либо методом трехмерного преобразования Фурье (3DFT). Другое название 2DFT — спин-варп. Ниже приводится описание метода 2DFT с выбором среза.

Метод 3DFT во многом похож, за исключением того, что здесь нет выбора среза, а фазовое кодирование выполняется в двух отдельных направлениях.

Эхо-планарная визуализация

Другая схема, которая иногда используется, особенно при сканировании мозга или когда изображения нужны очень быстро, называется эхо-планарным изображением (EPI): ^[5] В этом случае каждое возбуждение RF сопровождается серией градиентных эхо с различным пространственным кодированием. Мультиплексный EPI еще быстрее, например, для функциональной МРТ всего мозга (фМРТ) или диффузионной МРТ . ^[6]

Контрастность изображения и усиление контрастности

Контраст изображения создается за счет различий в силе сигнала ЯМР, полученного из разных мест образца. Это зависит от относительной плотности возбужденных ядер (обычно протонов воды ), от различий во времени релаксации ( T ₁ , T ₂ и T^*
₂) этих ядер после импульсной последовательности, а часто и по другим параметрам, обсуждаемым в рамках специализированных МР-сканирований . Контраст в большинстве МР-изображений на самом деле является смесью всех этих эффектов, но тщательная разработка импульсной последовательности визуализации позволяет подчеркнуть один механизм контраста, в то время как другие сводятся к минимуму. Возможность выбора различных механизмов контраста дает МРТ огромную гибкость. В мозге T ₁ -взвешивание заставляет нервные связи белого вещества казаться белыми, а скопления нейронов серого вещества - серыми, в то время как спинномозговая жидкость (СМЖ) выглядит темной. Контраст белого вещества, серого вещества и спинномозговой жидкости меняется на противоположный с помощью T ₂ или T^*
₂визуализация, тогда как протонно-плотностная визуализация обеспечивает небольшой контраст у здоровых субъектов. Кроме того, функциональные параметры, такие как мозговой кровоток (CBF) , мозговой объем крови (CBV) или оксигенация крови могут влиять на T ₁ , T ₂ и T^*
₂и поэтому может быть закодирован с помощью подходящих последовательностей импульсов.

В некоторых ситуациях невозможно создать достаточно контрастного изображения, чтобы адекватно показать анатомию или патологию, представляющую интерес, только регулируя параметры визуализации, в этом случае может быть введен контрастный агент . Это может быть простая вода , принимаемая внутрь, для визуализации желудка и тонкого кишечника. Однако большинство контрастных агентов, используемых в МРТ, выбираются по их определенным магнитным свойствам. Чаще всего назначается парамагнитный контрастный агент (обычно соединение гадолиния ^[7]^{[8] ). Ткани и жидкости, усиленные гадолинием, выглядят чрезвычайно яркими на изображениях, взвешенных по}T ₁ . Это обеспечивает высокую чувствительность для обнаружения сосудистых тканей (например, опухолей) и позволяет оценить перфузию мозга (например, при инсульте). Недавно были высказаны опасения относительно токсичности контрастных агентов на основе гадолиния и их влияния на людей с нарушенной функцией почек. (См. Безопасность / Контрастные агенты ниже.)

Совсем недавно стали доступны суперпарамагнитные контрастные агенты, например, наночастицы оксида железа , ^[9]^{[10] . Эти агенты выглядят очень темными на}T^*
₂-взвешенные изображения и могут использоваться для визуализации печени, поскольку нормальная ткань печени удерживает агент, а аномальные области (например, рубцы, опухоли) - нет. Их также можно принимать внутрь, чтобы улучшить визуализацию желудочно -кишечного тракта и предотвратить затенение других органов (например, поджелудочной железы ) водой в желудочно-кишечном тракте. Диамагнитные агенты, такие как сульфат бария, также изучались для потенциального использования в желудочно-кишечном тракте , но используются реже.

к-космос

В 1983 году Льюнггрен ^[11] и Твиг ^[12] независимо друг от друга ввели формализм k -пространства, метод, который оказался бесценным в объединении различных методов МР-томографии. Они показали, что демодулированный МР-сигнал S ( t ), генерируемый взаимодействием между ансамблем свободно прецессирующих ядерных спинов в присутствии линейного градиента магнитного поля G и приемной катушкой, равен преобразованию Фурье эффективной спиновой плотности, . По сути, сигнал выводится из закона индукции Фарадея : $\rho ({\vec {x}})$

S(t)={\tilde {\rho }}_{\mathrm {eff} }\left({\vec {k}}(t)\right)\equiv \int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {x}}\ \rho ({\vec {x}})\cdot e^{2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}

где:

{\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau

Другими словами, с течением времени сигнал вычерчивает траекторию в k -пространстве с вектором скорости траектории, пропорциональным вектору градиента приложенного магнитного поля. Под термином эффективная спиновая плотность мы подразумеваем истинную спиновую плотность, скорректированную с учетом эффектов подготовки T ₁ , распада T ₂ , дефазировки из-за неоднородности поля, потока, диффузии и т. д. и любых других явлений, которые влияют на величину поперечной намагниченности, доступную для индуцирования сигнала в РЧ-зонде или его фазы относительно электромагнитного поля приемной катушки. $\rho ({\vec {x}})$

Из базовой формулы k -пространства сразу следует, что мы восстанавливаем изображение , выполняя обратное преобразование Фурье выборочных данных, а именно: $I({\vec {x}})$

I\left({\vec {x}}\right)=\int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {k}}\ S\left({\vec {k}}(t)\right)\cdot e^{-2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}

Используя формализм k -пространства, ряд, казалось бы, сложных идей стали простыми. Например, становится очень легко (особенно для физиков ) понять роль фазового кодирования (так называемый метод спин-варпа). В стандартном сканировании спинового эха или градиентного эха, где градиент считывания (или просмотра) постоянен (например, G ), одна линия k -пространства сканируется на каждое возбуждение РЧ. Когда градиент кодирования фазы равен нулю, сканируемая линия является осью k _x . Когда ненулевой импульс кодирования фазы добавляется между возбуждением РЧ и началом градиента считывания, эта линия перемещается вверх или вниз в k -пространстве, т. е. мы сканируем линию k _y = константа.

Формализм k -пространства также позволяет очень легко сравнивать различные методы сканирования. В однокадровом EPI все k -пространство сканируется за один кадр, следуя либо синусоидальной, либо зигзагообразной траектории. Поскольку чередующиеся линии k -пространства сканируются в противоположных направлениях, это необходимо учитывать при реконструкции. Многокадровый EPI и методы быстрого спинового эха получают только часть k -пространства за одно возбуждение. В каждом кадре получается другой чередующийся сегмент, и кадры повторяются до тех пор, пока k -пространство не будет достаточно хорошо покрыто. Поскольку данные в центре k -пространства представляют более низкие пространственные частоты, чем данные на краях k -пространства, значение T _E для центра k -пространства определяет контраст T ₂ изображения .

Важность центра k -пространства в определении контрастности изображения может быть использована в более продвинутых методах визуализации. Одним из таких методов является спиральное получение — применяется вращающийся градиент магнитного поля , заставляющий траекторию в k -пространстве закручиваться по спирали от центра к краю. Благодаря T ₂ и T^*
₂затухания сигнал максимален в начале захвата, поэтому захват центра k -пространства в первую очередь улучшает отношение контрастности к шуму (CNR) по сравнению с обычными зигзагообразными захватами, особенно при наличии быстрого движения.

Поскольку и являются сопряженными переменными (относительно преобразования Фурье), мы можем использовать теорему Найквиста , чтобы показать, что шаг в k -пространстве определяет поле зрения изображения (максимальную частоту, которая правильно дискретизируется), а максимальное значение k-дискретизации определяет разрешение, т. е. ${\vec {x}}$ ${\vec {k}}$

{\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}} \qquad \mathrm {Разрешение} \propto |k_ {\max }|\ .

(Эти отношения применяются к каждой оси независимо.)

Пример импульсной последовательности

На временной диаграмме горизонтальная ось представляет время. Вертикальная ось представляет: (верхний ряд) амплитуду радиочастотных импульсов; (средние ряды) амплитуды трех ортогональных импульсов градиента магнитного поля; и (нижний ряд) аналого-цифровой преобразователь (АЦП) приемника. Радиочастоты передаются на частоте Лармора нуклида, который необходимо визуализировать. Например, для ¹ H в магнитном поле 1 T будет использоваться частота 42,5781 МГц . Три градиента поля обозначены как G _X (обычно соответствует направлению пациента слева направо и окрашен в красный цвет на диаграмме), G _Y (обычно соответствует направлению пациента спереди назад и окрашен в зеленый цвет на диаграмме) и G _Z (обычно соответствует направлению пациента с головы на ноги и окрашен в синий цвет на диаграмме). Там, где показаны отрицательные градиентные импульсы, они представляют собой изменение направления градиента, т. е. справа налево, сзади вперед или от ног к голове. Для сканирования человека используются градиентные силы 1–100 мТл/м: Более высокие градиентные силы обеспечивают лучшее разрешение и более быструю визуализацию. Последовательность импульсов, показанная здесь, создаст поперечное (аксиальное) изображение.

Первая часть последовательности импульсов, SS, достигает "выбора среза". Сформированный импульс (показанный здесь с синусоидальной модуляцией) вызывает 90° нутацию продольной ядерной намагниченности внутри пластины или среза, создавая поперечную намагниченность. Вторая часть последовательности импульсов, PE, придает сдвиг фазы выбранной для среза ядерной намагниченности, изменяющийся в зависимости от ее местоположения в направлении Y. Третья часть последовательности импульсов, другой выбор среза (того же среза), использует другой сформированный импульс, чтобы вызвать поворот на 180° поперечной ядерной намагниченности внутри среза. Эта поперечная намагниченность перефокусируется, чтобы сформировать спиновое эхо в момент времени T _E . Во время спинового эха применяется частотное кодирование (FE) или градиент считывания, заставляя резонансную частоту ядерной намагниченности изменяться в зависимости от ее местоположения в направлении X. Сигнал дискретизируется n _FE раз АЦП в течение этого периода, как показано вертикальными линиями. Обычно берется n _{FE от 128 до 512 образцов.}

Затем продольной намагниченности дают немного восстановиться, и через время T _R вся последовательность повторяется n _PE раз, но с увеличенным градиентом фазового кодирования (обозначенным горизонтальной штриховкой в зеленом градиентном блоке). Обычно выполняется n _{PE от 128 до 512 повторений.}

Отрицательно направленные лепестки в G _X и G _Z накладываются для того, чтобы гарантировать, что в момент времени T _E (максимум спинового эха) фаза кодирует только пространственное положение в направлении Y.

Обычно T _E составляет от 5 мс до 100 мс, а T _R — от 100 мс до 2000 мс.

После получения двумерной матрицы (типичный размер от 128 × 128 до 512 × 512), создающей так называемые данные k -пространства, выполняется двумерное обратное преобразование Фурье для получения знакомого изображения МР. Можно взять либо величину, либо фазу преобразования Фурье, причем первое является гораздо более распространенным.

Обзор основных последовательностей

редактировать
В эту таблицу не включены необычные и экспериментальные последовательности .

МРТ-сканер

Строительство и эксплуатация

Основными компонентами сканера МРТ являются: основной магнит, который поляризует образец, регулировочные катушки для коррекции неоднородностей в основном магнитном поле, градиентная система, которая используется для локализации сигнала МР, и система РЧ, которая возбуждает образец и обнаруживает полученный сигнал ЯМР. Вся система управляется одним или несколькими компьютерами.

Магнит

Магнит является самым большим и дорогим компонентом сканера, и остальная часть сканера построена вокруг него. Сила магнита измеряется в теслах (Т) . Клинические магниты обычно имеют напряженность поля в диапазоне 0,1–3,0 Т, а исследовательские системы доступны до 9,4 Т для использования человеком и 21 Т для систем животных. ^[42] В Соединенных Штатах напряженность поля до 7 Т была одобрена FDA для клинического использования. ^[43]

Точность также важна, как и сила основного магнита. Прямолинейность магнитных линий в центре (или, как это технически называется, изоцентре) магнита должна быть почти идеальной. Это известно как однородность. Флуктуации (неоднородности в напряженности поля) в области сканирования должны быть менее трех частей на миллион (3 ppm). Использовались три типа магнитов:

Постоянный магнит: Обычные магниты, изготовленные из ферромагнитных материалов (например, стальных сплавов, содержащих редкоземельные элементы, такие как неодим ), могут использоваться для обеспечения статического магнитного поля. Постоянный магнит, который достаточно мощный для использования в МРТ, будет чрезвычайно большим и громоздким; он может весить более 100 тонн. МРТ с постоянными магнитами очень недороги в обслуживании; этого нельзя сказать о других типах магнитов МРТ, но есть существенные недостатки использования постоянных магнитов. Они способны достигать только слабой напряженности поля по сравнению с другими магнитами МРТ (обычно менее 0,4 Тл) и имеют ограниченную точность и стабильность. Постоянные магниты также представляют особые проблемы безопасности; поскольку их магнитные поля нельзя «выключить», ферромагнитные предметы практически невозможно удалить из них после того, как они вступят в прямой контакт. Постоянные магниты также требуют особой осторожности при их доставке на место установки.
Резистивный электромагнит: Соленоид , намотанный из медной проволоки, является альтернативой постоянному магниту. Преимуществом является низкая начальная стоимость, но напряженность поля и стабильность ограничены. Электромагнит требует значительной электрической энергии во время работы, что может сделать его эксплуатацию дорогой. Эта конструкция по сути устарела.
Сверхпроводящий электромагнит : Когда сплав ниобия-титана или ниобия-олова охлаждается жидким гелием до 4 К (−269 °C, −452 °F), он становится сверхпроводником , теряя сопротивление потоку электрического тока. Электромагнит, изготовленный из сверхпроводников, может иметь чрезвычайно высокую напряженность поля с очень высокой стабильностью. Строительство таких магнитов чрезвычайно дорого, а криогенный гелий дорог и сложен в обращении. Однако, несмотря на свою стоимость, охлаждаемые гелием сверхпроводящие магниты являются наиболее распространенным типом, встречающимся в современных МРТ-сканнерах.

Большинство сверхпроводящих магнитов имеют катушки из сверхпроводящей проволоки, погруженные в жидкий гелий, внутри сосуда, называемого криостатом . Несмотря на теплоизоляцию, иногда включающую второй криостат, содержащий жидкий азот , окружающее тепло заставляет гелий медленно кипеть. Поэтому такие магниты требуют регулярного долива жидкого гелия. Обычно криоохладитель , также известный как охлаждающая головка, используется для повторной конденсации некоторого количества паров гелия обратно в ванну с жидким гелием. Несколько производителей теперь предлагают «безкриогенные» сканеры, в которых вместо погружения в жидкий гелий магнитная проволока охлаждается непосредственно криоохладителем. ^[44] В качестве альтернативы магнит можно охлаждать, осторожно помещая жидкий гелий в стратегические места, что значительно сокращает количество используемого жидкого гелия, ^[45] или вместо этого можно использовать высокотемпературные сверхпроводники . ^[46]^[47]

Магниты доступны в различных формах. Однако постоянные магниты чаще всего имеют форму С, а сверхпроводящие магниты — цилиндрическую форму. Также использовались сверхпроводящие магниты формы С и постоянные магниты коробчатой формы.

Сила магнитного поля является важным фактором, определяющим качество изображения. Более сильные магнитные поля увеличивают отношение сигнал/шум , позволяя более высокое разрешение или более быстрое сканирование. Однако более сильные поля требуют более дорогих магнитов с более высокими расходами на обслуживание и имеют повышенные проблемы безопасности. Сила поля 1,0–1,5 Тл является хорошим компромиссом между стоимостью и производительностью для общего медицинского использования. Однако для некоторых специальных применений (например, визуализация мозга) желательны более сильные поля, и некоторые больницы теперь используют сканеры 3,0 Тл.

Прокладки

Когда МР-сканер размещается в больнице или клинике, его основное магнитное поле далеко не достаточно однородно, чтобы его можно было использовать для сканирования. Вот почему перед тем, как выполнять тонкую настройку поля с использованием образца, магнитное поле магнита должно быть измерено и отрегулировано .

После помещения образца в сканер основное магнитное поле искажается границами восприимчивости внутри этого образца, что приводит к выпадению сигнала (области, не показывающие сигнала) и пространственным искажениям в полученных изображениях. Для людей или животных эффект особенно выражен на границах воздух-ткань, таких как синусы (из-за парамагнитного кислорода в воздухе), что делает, например, лобные доли мозга трудноотражаемыми. Для восстановления однородности поля в сканер включен набор шиммирующих катушек. Это резистивные катушки, обычно при комнатной температуре, способные производить полевые коррекции, распределенные в виде нескольких порядков сферических гармоник . ^[48]

После помещения образца в сканер поле B 0 «шиммируется» путем регулировки токов в шиммирующих катушках. Однородность поля измеряется путем изучения сигнала FID при отсутствии градиентов поля. FID от плохо шиммированного образца будет показывать сложную огибающую распада, часто со многими горбами. Затем шиммирующие токи регулируются для получения экспоненциально затухающего FID большой амплитуды, что указывает на однородное поле B _0. Процесс обычно автоматизирован. ^[49]

Градиенты

Градиентные катушки используются для пространственного кодирования положений протонов путем линейного изменения магнитного поля по объему изображения. Частота Лармора затем будет изменяться как функция положения по осям x , y и z .

Градиентные катушки обычно представляют собой резистивные электромагниты, работающие от сложных усилителей , которые позволяют быстро и точно регулировать их силу и направление поля. Типичные градиентные системы способны создавать градиенты от 20 до 100 мТл/м (т. е. в магните 1,5 Тл, когда применяется максимальный градиент по оси z , сила поля может составлять 1,45 Тл на одном конце 1-метрового канала и 1,55 Тл на другом ^[50] ). Именно магнитные градиенты определяют плоскость визуализации — поскольку ортогональные градиенты можно свободно комбинировать, для визуализации можно выбрать любую плоскость.

Скорость сканирования зависит от производительности градиентной системы. Более сильные градиенты позволяют быстрее получать изображения или обеспечивать более высокое разрешение; аналогично, градиентные системы, способные к более быстрому переключению, также могут обеспечить более быстрое сканирование. Однако производительность градиента ограничена проблемами безопасности, связанными со стимуляцией нервов.

Некоторые важные характеристики градиентных усилителей и градиентных катушек — скорость нарастания и сила градиента. Как упоминалось ранее, градиентная катушка создаст дополнительное, линейно изменяющееся магнитное поле, которое добавляется или вычитается из основного магнитного поля. Это дополнительное магнитное поле будет иметь компоненты во всех 3 направлениях, а именно x , y и z ; однако для визуализации полезна только компонента вдоль магнитного поля (обычно называемая осью z , отсюда и обозначение G _z ). Вдоль любой заданной оси градиент будет добавляться к магнитному полю с одной стороны от нулевого положения и вычитаться из него с другой стороны. Поскольку дополнительное поле является градиентом, его единицы измерения — гаусс на сантиметр или миллитесла на метр (мТл/м). Высокопроизводительные градиентные катушки, используемые в МРТ, обычно способны создавать градиентное магнитное поле приблизительно 30 мТл/м или выше для МРТ 1,5 Тл. Скорость нарастания градиентной системы — это мера того, насколько быстро градиенты могут быть включены или выключены. Типичные градиенты с более высокой производительностью имеют скорость нарастания до 100–200 Тл·м ⁻¹ ·с ⁻¹ . Скорость нарастания зависит как от градиентной катушки (для нарастания или убывания большой катушки требуется больше времени, чем для маленькой), так и от производительности градиентного усилителя (для преодоления индуктивности катушки требуется больше напряжения) и оказывает существенное влияние на качество изображения.

Радиочастотная система

Система передачи радиочастот (РЧ) состоит из синтезатора РЧ, усилителя мощности и передающей катушки . Эта катушка обычно встроена в корпус сканера. Мощность передатчика варьируется, но высококачественные сканеры всего тела могут иметь пиковую выходную мощность до 35 кВт ^[51] и быть способны поддерживать среднюю мощность 1 кВт. Хотя эти электромагнитные поля находятся в диапазоне РЧ в десятки мегагерц (часто в коротковолновой части электромагнитного спектра ) при мощностях, обычно превышающих самые высокие мощности, используемые любительским радио , существует очень мало помех РЧ, создаваемых аппаратом МРТ. Причина этого в том, что МРТ не является радиопередатчиком. Электромагнитное поле частоты РЧ , создаваемое в «передающей катушке», представляет собой магнитное ближнее поле с очень небольшим связанным изменяющимся компонентом электрического поля (таким, как все обычные радиоволновые передачи). Таким образом, мощное электромагнитное поле, создаваемое в передающей катушке МРТ, не производит большого количества электромагнитного излучения на своей радиочастоте, а мощность ограничивается пространством катушки и не излучается в виде «радиоволн». Таким образом, передающая катушка является хорошим передатчиком электромагнитного поля на радиочастоте, но плохим передатчиком электромагнитного излучения на радиочастоте.

Приемник состоит из катушки, предварительного усилителя и системы обработки сигнала. Электромагнитное излучение RF , создаваемое ядерной релаксацией внутри объекта, является истинным электромагнитным излучением (радиоволнами), и они покидают объект в виде радиочастотного излучения, но они настолько маломощны, что также не вызывают заметных помех RF, которые могут быть уловлены близлежащими радиотюнерами (кроме того, сканеры МРТ обычно располагаются в помещениях, облицованных металлической сеткой, которые действуют как клетки Фарадея ).

Хотя можно сканировать с помощью интегрированной катушки для передачи РЧ и приема МР-сигнала, если визуализируется небольшая область, то лучшее качество изображения (т. е. более высокое отношение сигнал/шум) достигается при использовании близко прилегающей меньшей катушки. Доступны различные катушки, которые плотно прилегают к частям тела, таким как голова, колено, запястье, грудь или внутри, например, прямая кишка.

Недавним достижением в технологии МРТ стала разработка сложных многоэлементных фазированных решетчатых катушек ^[52] , которые способны получать несколько каналов данных параллельно. Эта техника «параллельной визуализации» использует уникальные схемы получения, которые позволяют получать ускоренные изображения, заменяя часть пространственного кодирования, происходящего от магнитных градиентов, пространственной чувствительностью различных элементов катушки. Однако повышенное ускорение также снижает отношение сигнал/шум и может создавать остаточные артефакты при реконструкции изображения. Две часто используемые схемы параллельного получения и реконструкции известны как SENSE ^[53] и GRAPPA. ^[54] Подробный обзор методов параллельной визуализации можно найти здесь: ^[55]

Ссылки

↑ Некролог Р. Эдварда в газете Independent, 20 июля 2001 г.
^ Каллаган П. (1994). Принципы ядерно-магнитной резонансной микроскопии . Oxford University Press . ISBN 978-0-19-853997-1.
^ "Квантовая философия". Вопросы и ответы по МРТ . Получено 1 июня 2019 г.
^ Страница 26 в: Weishaupt D, Koechli VD, Marincek B (2013). Как работает МРТ?: Введение в физику и функцию магнитно-резонансной томографии . Springer Science & Business Media. ISBN 978-3-662-07805-1.
^ Poustchi-Amin M, Mirowitz SA, Brown JJ, McKinstry RC, Li T (2000). «Принципы и применение эхопланарной визуализации: обзор для рентгенологов общего профиля». Радиографика . 21 (3): 767–79. doi :10.1148/radiographics.21.3.g01ma23767. PMID 11353123.
^ Feinberg DA, Moeller S, Smith SM, Auerbach E, Ramanna S, Gunther M, Glasser MF, Miller KL, Ugurbil K, Yacoub E (декабрь 2010 г.). «Мультиплексная эхопланарная визуализация для субсекундной FMRI всего мозга и быстрой диффузионной визуализации». PLOS ONE . 5 (12): e15710. Bibcode :2010PLoSO...515710F. doi : 10.1371/journal.pone.0015710 . PMC 3004955 . PMID 21187930.
^ Weinmann HJ, Brasch RC, Press WR, Wesbey GE (март 1984). «Характеристики комплекса гадолиния-DTPA: потенциального контрастного вещества ЯМР». AJR. American Journal of Roentgenology . 142 (3): 619–24. doi :10.2214/ajr.142.3.619. PMID 6607655.
^ Ланиадо М., Вайнманн Х.Дж., Шёрнер В., Феликс Р., Шпек У. (1984). «Первое использование GdDTPA/димеглюмина у человека». Физиологическая химия и физика и медицинский ЯМР . 16 (2): 157–65. PMID 6505042.
^ Widder DJ, Greif WL, Widder KJ, Edelman RR, Brady TJ (февраль 1987 г.). «Микросферы магнетита и альбумина: новый контрастный материал для МРТ». AJR. American Journal of Roentgenology . 148 (2): 399–404. doi :10.2214/ajr.148.2.399. PMID 3492120.
^ Weissleder R, Elizondo G, Wittenberg J, Rabito CA, Bengele HH, Josephson L (май 1990). «Ультрамалый суперпарамагнитный оксид железа: характеристика нового класса контрастных агентов для МРТ». Radiology . 175 (2): 489–93. doi :10.1148/radiology.175.2.2326474. PMID 2326474.
^ Ljunggren S (1983). "Простое графическое представление методов визуализации на основе Фурье". Журнал магнитного резонанса . 54 (2): 338–343. Bibcode : 1983JMagR..54..338L. doi : 10.1016/0022-2364(83)90060-4.
^ Twieg DB (1983). «Формулировка k-траектории процесса визуализации ЯМР с приложениями в анализе и синтезе методов визуализации». Medical Physics . 10 (5): 610–21. Bibcode :1983MedPh..10..610T. doi :10.1118/1.595331. PMID 6646065.
^ abcd "Magnetic Resonance Imaging". University of Wisconsin . Архивировано из оригинала 10 мая 2017 года . Получено 14 марта 2016 года .
^ abcd Джонсон КА. "Базовая протонная МРТ-визуализация. Характеристики сигнала тканей". Гарвардская медицинская школа . Архивировано из оригинала 5 марта 2016 г. Получено 14 марта 2016 г.
^ "Вопросы по МРТ, быстрое спин-эхо". MRIQuestions.com . Получено 18 мая 2021 г. .
^ Грэм Д., Клок П., Воспер М. (31 мая 2011 г.). Электронная книга «Принципы и применение радиологической физики» (6-е изд.). Elsevier Health Sciences. стр. 292. ISBN 978-0-7020-4614-8.}
^ du Plessis V, Jones J. "MRI sequences (overview)". Radiopaedia . Получено 13 января 2017 г. .
^ Lefevre N, Naouri JF, Herman S, Gerometta A, Klouche S, Bohu Y (2016). «Текущий обзор визуализации мениска: предложение полезного инструмента для его радиологического анализа». Radiology Research and Practice . 2016 : 8329296. doi : 10.1155/2016/8329296 . PMC 4766355. PMID 27057352 .
^ ab Luijkx T, Weerakkody Y. «МРТ со свободной прецессией в стационарном состоянии». Радиопедия . Проверено 13 октября 2017 г.
^ ab Chavhan GB, Babyn PS, Thomas B, Shroff MM, Haacke EM (2009). «Принципы, методы и применение магнитно-резонансной томографии на основе T2* и ее специальные приложения». Радиографика . 29 (5): 1433–49. doi :10.1148/rg.295095034. PMC 2799958. PMID 19755604 .
^ ab Di Muzio B, Gaillard F. "Susceptibility weighted imaging" . Получено 15 октября 2017 г. .
^ Шарма Р., Таги Никнежад М. "Восстановление инверсии короткого тау". Radiopaedia . Получено 13 октября 2017 г. .
^ Berger F, de Jonge M, Smithuis R, Maas M. "Stress fractures". Radiology Assistant . Radiology Society of the Netherlands . Получено 13 октября 2017 г.
^ Hacking C, Taghi Niknejad M, et al. "Fluid attenuation inversion recoveryg". radiopaedia.org . Получено 3 декабря 2015 г. .
^ ab Di Muzio B, Abd Rabou A. "Последовательность восстановления двойной инверсии". Radiopaedia . Получено 13 октября 2017 г. .
^ Ли М., Башир У. «Диффузионно-взвешенная визуализация». Радиопедия . Проверено 13 октября 2017 г.
^ Вираккоди Ю., Гайяр Ф. «Ишемический инсульт». Радиопедия . Проверено 15 октября 2017 г.
^ Хаммер М. "Физика МРТ: диффузионно-взвешенная визуализация". XRayPhysics . Получено 15 октября 2017 г.
^ An H, Ford AL, Vo K, Powers WJ, Lee JM, Lin W (май 2011 г.). «Эволюция сигнала и риск инфаркта при кажущихся поражениях коэффициента диффузии при остром ишемическом инсульте зависят как от времени, так и от перфузии». Stroke . 42 (5): 1276–81. doi :10.1161/STROKEAHA.110.610501. PMC 3384724 . PMID 21454821.
^ аб Смит Д., Башир У. «Тензорная визуализация диффузии». Радиопедия . Проверено 13 октября 2017 г.
^ Chua TC, Wen W, Slavin MJ, Sachdev PS (февраль 2008 г.). «Диффузионная тензорная визуализация при умеренных когнитивных нарушениях и болезни Альцгеймера: обзор». Current Opinion in Neurology . 21 (1): 83–92. doi :10.1097/WCO.0b013e3282f4594b. PMID 18180656. S2CID 24731783.
^ Gaillard F. "Dynamic susceptibility contrast (DSC) MR perfusion". Radiopaedia . Получено 14 октября 2017 г.
^ Chen F, Ni YC (март 2012 г.). «Несоответствие диффузии-перфузии магнитного резонанса при остром ишемическом инсульте: обновление». World Journal of Radiology . 4 (3): 63–74. doi : 10.4329/wjr.v4.i3.63 . PMC 3314930 . PMID 22468186.
^ "Arterial spin labeling". Мичиганский университет . Получено 27 октября 2017 г.
^ Gaillard F. "Arterial spin labelling (ASL) MR perfusion". Radiopaedia . Получено 15 октября 2017 г.
^ Gaillard F. "Dynamic contrast enhancement (DCE) MR perfusion". Radiopaedia . Получено 15 октября 2017 г.
^ Turnbull LW (январь 2009 г.). «Динамическая контрастная МРТ в диагностике и лечении рака молочной железы». NMR in Biomedicine . 22 (1): 28–39. doi :10.1002/nbm.1273. PMID 18654999. S2CID 5305422.
^ Chou Ih. "Milestone 19: (1990) Functional MRI". Nature . Получено 9 августа 2013 г. .
^ Луийккс Т., Гайяр Ф. «Функциональная МРТ». Радиопедия . Проверено 16 октября 2017 г.
^ ab "Магнитно-резонансная ангиография (МРА)". Больница Джонса Хопкинса . Получено 15 октября 2017 г.
^ Кешавамурти Дж., Баллинджер Р. и др. «Фазово-контрастная визуализация». Радиопедия . Проверено 15 октября 2017 г.
^ Щепкин, Виктор Д.; Грант, Сэмюэл К.; Кросс, Тимоти А. "In vivo MR Imaging at 21.1 T" (PDF) . Архивировано из оригинала (PDF) 24 апреля 2008 г.
^ "FDA одобрило первый 7T магнитно-резонансный томограф" (пресс-релиз). Управление по контролю за продуктами и лекарствами США. 12 октября 2017 г. Получено 7 декабря 2023 г.
^ Обасих КМ, Мрузек (1996). «Тепловая конструкция и анализ сверхпроводящего магнита без криогена для интервенционной МРТ-терапии». В Тиммерхаус КД (ред.). Труды конференции по криогенной инженерии 1995 года . Нью-Йорк: Plenum Press. С. 305–312. ISBN 978-0-306-45300-7.
^ «Система МРТ без гелия Philips сочетает производительность с высококачественной визуализацией | Medgadget». 12 сентября 2018 г.
^ Ван, Брайан (8 января 2017 г.). «Япония делает успехи в реализации магнитов МРТ с использованием высокотемпературных сверхпроводящих проволочных материалов | NextBigFuture.com». Следующее большое будущее .
^ «Высокотемпературные сверхпроводящие катушки испытаны для будущего ЯМР-магнита - MagLab».
^ Chen CN, Hoult DH (1989). Биомедицинская магнитно-резонансная технология . Медицинские науки. Taylor & Francis . ISBN 978-0-85274-118-4.
^ Грюттер Р. (июнь 1993 г.). «Автоматическая локализованная in vivo регулировка всех регулировочных катушек первого и второго порядка» (PDF) . Магнитный резонанс в медицине . 29 (6): 804–11. doi :10.1002/mrm.1910290613. PMID 8350724. S2CID 41112243.
^ Это нереалистично предполагает, что градиент линеен до конца отверстия магнита. Хотя это предположение хорошо для педагогических целей, в большинстве коммерческих систем МРТ градиент значительно падает после гораздо меньшего расстояния; действительно, уменьшение поля градиента является основным ограничителем полезного поля зрения современной коммерческой системы МРТ.
^ Оппельт А. (2006). Системы визуализации для медицинской диагностики: основы, технические решения и приложения для систем, применяющих ионизирующее излучение, ядерный магнитный резонанс и ультразвук . Wiley-VCH . стр. 566. ISBN 978-3-89578-226-8.
^ Roemer PB , Edelstein WA, Hayes CE, Souza SP, Mueller OM (ноябрь 1990 г.). «Фазовая решетка ЯМР». Магнитный резонанс в медицине . 16 (2): 192–225. doi :10.1002/mrm.1910160203. PMID 2266841. S2CID 9482029.
^ Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB, Boesiger P (ноябрь 1999 г.). "SENSE: кодирование чувствительности для быстрой МРТ". Магнитный резонанс в медицине . 42 (5): 952–62. CiteSeerX 10.1.1.139.3032 . doi :10.1002/(SICI)1522-2594(199911)42:5<952::AID-MRM16>3.0.CO;2-S. PMID 10542355. S2CID 16046989.
^ Griswold MA, Jakob PM, Heidemann RM, Nittka M, Jellus V, Wang J, Kiefer B, Haase A (июнь 2002 г.). «Обобщенная автокалибровка частично параллельных приобретений (GRAPPA)». Магнитный резонанс в медицине . 47 (6): 1202–10. CiteSeerX 10.1.1.462.3159 . doi :10.1002/mrm.10171. PMID 12111967. S2CID 14724155.
^ Blaimer M, Breuer F, Mueller M, Heidemann RM, Griswold MA, Jakob PM (2004). «SMASH, SENSE, PILS, GRAPPA: как выбрать оптимальный метод» (PDF) . Темы магнитно-резонансной томографии . 15 (4): 223–236. doi :10.1097/01.rmr.0000136558.09801.dd. PMID 15548953. S2CID 110429.

Дальнейшее чтение

Pykett IL (1 мая 1982 г.). "ЯМР-визуализация в медицине" (PDF) . Scientific American . 246 (5): 78–88. Bibcode :1982SciAm.246e..78P. doi :10.1038/scientificamerican0582-78. PMID 7079720. Архивировано из оригинала (PDF) 10 марта 2016 г.
Sprawls P (2000). Магнитно-резонансная томография: принципы, методы и приемы. Medical Physics Publishing. ISBN 978-0-944838-97-6.
Хааке Э.М., Браун Р.Ф., Томпсон М., Венкатесан Р. (1999). Магнитно-резонансная томография: Физические принципы и последовательность проектирования . Нью-Йорк: J. Wiley & Sons. ISBN 978-0-471-35128-3.
Мэнсфилд П. (1982). ЯМР-томография в биомедицине: Приложение 2. Достижения в области магнитного резонанса . Elsevier. ISBN 978-0-323-15406-2.
Фукусима Э. (1989). ЯМР в биомедицине: Физическая основа . Springer Science & Business Media. ISBN 978-0-88318-609-1.
Blümich B, Kuhn W (1992). Магнитно-резонансная микроскопия: методы и применение в материаловедении, сельском хозяйстве и биомедицине . Wiley. ISBN 978-3-527-28403-0.
Blümer P (1998). Blümler P, Blümich B, Botto RE, Fukushima E (ред.). Пространственно разрешенный магнитный резонанс: методы, материалы, медицина, биология, реология, геология, экология, оборудование . Wiley-VCH. ISBN 978-3-527-29637-8.
Liang ZP, Lauterbur PC (1999). Принципы магнитно-резонансной томографии: перспектива обработки сигнала . Wiley. ISBN 978-0-7803-4723-6.
Schmitt F, Stehling MK, Turner R (1998). Эхо-планарная визуализация: теория, техника и применение. Springer Berlin Heidelberg. ISBN 978-3-540-63194-1.
Куперман В. (2000). Магнитно-резонансная томография: физические принципы и применение . Academic Press. ISBN 978-0-08-053570-8.
Blümich B (2000). ЯМР-визуализация материалов . Clarendon Press. ISBN 978-0-19-850683-6.
Jin J (1998). Электромагнитный анализ и проектирование в магнитно-резонансной томографии . CRC Press. ISBN 978-0-8493-9693-9.