Основы МРТ

Немного истории
1946г. – Феликс Блох установил, что ядро атома и другие заряженные частицы, например протон, имеют магнитное поле, за что ему была присуждена Нобелевская премия. Открытие было сведено им в уравнение, названное уравнением Блоха.
Начало 1950-х – исследования Блоха подтверждены экспериментально.
1960г. - разработаны спектрометры ядерно-магнитного резонанса для аналитических целей.
1960е – 1970e - ЯМР спектрометры широко использовались в академических и индустриальных исследованиях. Спектрометрия используется для анализа молекулярного строения вещества, основанного на его ЯМР спектре.
Конец 1960х - Раймонд Дамадиан обнаружил, что злокачественная ткань отличается от нормальной ЯМР параметрами. Он предположил, что на основании этих различий можно характеризовать ткани.
1974г. - он получил первое ЯМР изображение опухоли у крысы.

Еще немного истории…
1977г. - Дамадиан и его помощники сконструировали первый сверхпроводящий ЯМР сканер и получили первое изображение тела человека.
Одновременно Пол Лаутербур проводил подобные исследования в этой же области. Вопрос о том, кто же является родоначальником МРТ спорный, хотя, следует признать, что оба ученых внесли свой вклад.
Начало 1980х – широкая разработка и производство МР-сканеров.
На данный момент МРТ все еще находится в стадии бурного развития

Что такое МРТ?
ЯМРТ – Ядерно-магнитно-резонансная томография
Я - Ядро – атомное ядро, на его свойствах и базируется метод.
М – Магнит – внешнее магнитное поле необходимо для проявления нужных свойств атомного ядра.
Р – Резонанс - явление резкого возрастания амплитуды вынужденных колебаний, которое наступает при совпадении частоты собственных колебаний с частотой колебаний вынуждающей силы. При помощи резонанса можно выделить и/или усилить даже весьма слабые периодические колебания.
Т – Томография - получение послойного изображения внутренней структуры объекта.
Название ядерно-магнитный резонанс (ЯМР) было заменено магнитно-резонансной томографией (МРТ), так как полагалось, что слово ядерный не найдет широкого признания в обществе.

Намагниченность. Атом во внешнем поле.

Намагниченность. Гиромагнитное отношение. Ларморова частота.
Гиромагнитное отношение – индивидуальная характеристика ядра, описывающая его свойства. Для МРТ подходит не только водород. Примеры других подходящих элементов – в таблице. Водород используется как самый распространенный, а также как имеющий наибольшее гиромагнитное отношение. Другие элементы используются для спектроскопии

Намагниченность.

Возбуждение. Центральная частота. Резонанс.

Релаксация. T1

Релаксация. Кривая T1-релаксации.

Релаксация. T2

Релаксация. Кривая T2-релаксации.
Аналогично T1, скорость релаксации зависит от силы связи и индивидуальна для каждой ткани.
Постоянная времени T2 определяется как время необходимое для расфазировки до 37% начального количества синфазных протонов.
T2-релаксацию называют спин-спиновой. Она протекает гораздо быстрее, чем T1-релаксация.

Релаксация. Итоги.

Сбор данных
Осуществляется приемной катушкой
Регистрируем FID (Free Induction Decay – спад свободной индукции) – сигнал от T2 релаксации.
спад T2 происходит быстро (за ± 40 миллисекунд) за счет локальной неоднородности
магнитного поля и химического сдвига (T2* эффекты)

Откуда пришел сигнал?
Разделим тело на элементы объема, известные как вокселы.
Закодируем воксел таким образом, что протоны, содержащиеся в нем, будут испускать РЧ волну с известной фазой и частотой.
Амплитуда сигнала зависит от количества протонов в вокселе.
Для кодирования воксела служат градиентные катушки - набор проводов в магните, которые позволяют создавать дополнительные магнитные поля, накладывающиеся на главное магнитное поле B0.

Срез-кодирующий градиент Gss
При включенном Z-градиенте в этом направлении генерируется дополнительное магнитное поле. Обозначение +Gz на вверху показывает, что поле у головы сильнее, чем в изоцентре магнита, что означает более высокую Ларморову частоту. Для ног – обратная картина. (Частоты взяты для примера, реально разница между частотами гораздо меньше).
Если мы применим РЧ импульс с частотой 63.7 МГц, прореагируют ТОЛЬКО протоны в тонком срезе головы, потому что они - единственные, вращающиеся с этой же частотой.
Это называется срезкодированием или срезселекцией. В этом примере Gz – срез-кодирующий градиент.
На данном этапе ответный сигнал получен от единственного среза головы.

Фазо-кодирующий градиент
Для дальнейшего кодирования на короткое время включается градиент Gy. В течение этого времени в anterior-posterior направлении создается дополнительное
магнитное поле.
В этом случае передние протоны будут вращаться немного быстрее, чем задние, поэтому протоны больше не вращаются в фазе. Очевидно, что протон 2 накопил большую фазу чем протон 1.
Когда градиент Gy выключается, протоны в срезе
вращается с одинаковой частотой, но каждый имеет
различную фазу. Это называется кодированием
фазы.
Теперь мы знаем две вещи:
Сигнал поступает из среза головы. (Кодирование среза)
Сигнал содержит ряд РЧ волн, имеющих одинаковую частоту, но разные фазы, т.е. можно отличить, поступает ли сигнал с передней или задней сторон. (Кодирование фазы)
Осталось выполнить еще одно кодирование для определения стороны
поступления сигнала: левая, центральная или правая часть головы.

Частотно-кодирующий градиент
Для кодирования левого-правого направления включается градиент Gx.
Протоны с левой стороны вращаются с более низкой частотой, чем с правой.
Они накапливают дополнительный сдвиг фазы из-за различий в частотах одновременно, но разность фаз, полученная от фазокодирующего градиента на предыдущем шаге, сохраняется.
Теперь возможно определить, поступает ли сигнал с левой, центральной или правой стороны среза.
Т.е., мы можем точно определять непосредственное происхождение сигналов, которые принимаются катушкой.

В итоге
Gz градиент выбрал аксиальный срез.
Gy градиент создал строки с разными фазами.
Gx градиент сформировал столбцы с разными частотами.
Были созданы маленькие объемы (вокселы). Каждый воксел имеет уникальную
комбинацию частоты и фазы. Количество протонов в каждом вокселе определяет силу (амплитуду) РЧ волны.
Итоговый сигнал содержит сложное сочетание частот, фаз и амплитуд из разных вокселей одновременно.
Компьютер получает эту информацию и производит над ней двумерное преобразование Фурье (ДПФ), которое
позволяет компьютеру вычислить точное размещение и интенсивность (яркость) каждого воксела.
ВАЖНО: за один шаг кодирование фазы выполняется только для одной строки, т.е. для сканирования целого среза полный процесс кодирования среза, фазы и частоты должен быть повторен столько раз, сколько определено параметром «матрица кодирования фазы» (MХpe).

Характеристики градиента
Максимальная сила: как можно выше (минимальное поле наблюдения FOV и максимальная матрица).
Время нарастания: как можно короче.
Скорость нарастания: как можно больше (минимальное TR и TE).

Толщина среза
Толщина среза определяется двумя факторами:
Крутизной наклона поля градиента.
Полосой частот 90º РЧ импульса.
На рис. A и B крутизна градиента одинаковая, в то время как полоса частот РЧ импульса разная.
Рис. C и D показывают, что, изменяякрутизну градиента при постоянной полосе частот РЧ импульса, можно также изменять
толщину среза.

К-пространство
К-пространство – это массив «сырых» необработанных собранных МРТ сканером данных до преобразования в изображение
Синонимы к-пространства – временная область (Time Domain) и q-space.
Полученные данные (исходные данные) заносятся в квадрат так, что низкочастотные сигналы поступают в центр, а сигналы с высокими частотами располагаются вокруг центра.
Низкочастотный сигнал содержит
информацию о сигнале и контрасте;
Высокие частоты включают информацию о пространственном разрешении (резкости).

Структура информации в К-пространстве
Если восстановить только центральную часть k-пространства, результирующее изображение контрастно, но очень расплывчато. Это потому, что мы не учли информацию о пространственном разрешении.
Если восстановить внешнюю часть k-пространства - результирующее изображение показывает четкие контуры, но
почти не содержит контрастную информацию.

Заполнение k-пространства

Halfscan
k-пространство почти симметрично в обоих направлениях.
При заполнении k-пространства более чем на 50% можно заполнить недостающие строки уже полученными ранее
Нижняя часть заполняется данными верхней, что позволяет сократить время сканирования
Результирующее изображение теряет качество