Ринк_МРТ в медицине

Магнитный Резонансв Медицине

Основной учебник ЕвропейскогоФорумапо магнитному резонансу

Под редакцией проф. П.А.Ринка

BLACKWELL SCIENTIFIC PUBLICATIONS

Магнитный Резонанс в МедицинеОсновной учебник Европейского Форумапо магнитному резонансу

Под редакцией проф. П.А.РинкаАвторский коллектив: Ричард А. Джонс, Ион Квернесс,Петер А. Ринк, Тимоти Е. СатонВ сотрудничестве с Патрицией Де Франциско,Робертом Н. Муллером

Magnetic Resonance in MedicineThe Basic Textbook of theEuropean Magnetic Resonance Forum

Edited by Peter A. Rinckwith contributions by Richard A. Jones, Jorn Kvaerness,Peter A. Rinck, Timothy E. Southonin collaboration with Patricia de Francisco, Robert N. Muller

Издание третье, переработанное

Русский перевод проф. Э.И.Фединапод редакцией д-ра У. Айххоффа и к.м.н.В.Е.Синицынас любезного разрешения издательства Blackwell Scientific Publications

спонсор русского перевода и издания: Брукер Медицинтехник ГмбХBruker Medizintechnik GmbH

Oxford

Blackwell Scientific PublicationsLondon Edinburgh BostonMelbourne Paris Berlin Vienna

Содержание

предисловие V

перечень содержания VII

1. Прелюдия: Как это все началосчь 1

2. Явление Магнитного Резонанса 4Основы явления 4Магнитные свойства атомных ядер 4Распределение Больцмана и явление магнитного резонанса 7Уранение Лармора 7Намагниченность 9Вращающаяся система координат 10Сигнал магнитного резонанса 11Частотный анализ: преобразование Фурье 13Амплитуда, частота, фаза 14Отношение сигнал/шум и усреднение данных 14

2. Аппаратура 17Основное оборудование 17Магнит 18

постоянные магниты 19электромагниты или резистивные магниты 19сверхпроводящие магниты 20гибридные магниты 21

Корректирующие магнитные поля 21Градиенты 22Экранирование 23Передатчик 23Приемник 23Катушки 24Система сбора данных и компьютер 25

Интерлюдия I: Битва магнитных полей 26

3. Релаксация 29Т1, спин-решеточная релаксация 29Т1-релаксация в сложных системах 32Т1-процесс на макроскопическм уровне 34

Последовательность восстановление с частичным илиполным насыщением 34Последовательность инверсия-восстановление 35

Т2,снин-спиновое время релаксации 38Импульсная последовательность снин-эхо 40

Кросс-релаксация 43

X Содержание

Практические измерения Т1 и Т2 43Определения in vitro 43Определения in vivo 43Т2- и Т1-изображения in vivo 43Т1(Т2)-изображения и взвешенные по Т1(Т2) изображения 44Релаксационные измерения в медицинской диагностике 45Литература 46

Интерлюдия II: Блюз Времена релаксации 48

4. МР спектроскопия 51Химический сдвиг 51Фосфорная спектроскопия 52Спектроскопия по другим ядрам 56

Протонная спектроскопия 56Углеродная спектроскопия 57Фторная спектроскопия 59Натриевая и калиевая спектроскопия 59

Локальная спектроскопия in vivo 60Спектроскопия стимулированного эха 61in vivo спектроскопия выбранной точки томограммы ISIS 61томографирование по химическим сдвигам 61

Литература 64

Интерлюдия III : Вялая жизнь клинической спектроскопии 65

5. Построение изображения 68Характеристики изображения 68Локализация спинов с помощью градиентов магнитного поля 70Возбуждение избранных спинов 73

Метод спин-эхо томографии 74Томография по сигналам градиентного эха 75

Пространственное кодирование 77Частотное кодирование 77Фазовое кодирование 78

Определение и выделение среза 79Многослойная томография 81

Полный томографический эксперимент 83Частотное кодирование 83Метод двумерного преобразования Фурье 84

Представление К-пространства 86Фурье-изображение по неполному набору данных 87Трехмерная Фурье-томография 87Литература 88

6. Быстрая томография 90Введение 90RARE 92Последовательности градиентных эхо-сигналов 94

Поперечная когерентность 96Сверхбыстрые последовательности градиентных эхо-сигналов 97Эхо-планарная томография 98Литература 99

Содержание XI

7. Контраст: основные положения 101Введение 101Определение контраста 101Контраст и сигнал/шум 102Контраст и объемные эффекты 105подбор окна 106Основсные факторы, влияющие на контраст 107Общепринятые радиочастотные последовательности 108

Восстановление с частичным или полным насыщением 108Инверсия-восстановление 110Спиновое эхо 113

Быстрые последовательности 120RARE 121Последовательности градиентных эхо-сигналов 122

Температура 127Возраст 127Статическое поле 128Литература 131

8. Контраст новые концепции 133Подавление сигнала жировой ткани 133Перенос намагниченности 135Контраст по коэффициенту диффузии 137Литература 140

Интерлюдия IV: Что есть норма ? 141

9. Контрастирующие агенты 144Общие замечания 144Позитивные контрастирующие агенты 147Негативные контрастирующие агенты 156Оральные контрастирующие агенты 159Орган-специфические контрастирующие агенты 160Новые разработки 160Литература 161

10. От объемного потока кМР-ангиографии 163Некоторые основные положения 163

Обычные импульсные последовательности 163Последовательности градиентных эхо-сигналов 167

Ангиография 170Время-пролетная ангиография 170Фазо-контрастная ангиография 171

Проекция максимальной интенсивности 175Литература 175

11. Обычные артефакты в МРТ 176Введение 176Возмущения магнитного поля 177

артефакты локальной неоднородности 177артефакты восприимчивости 180

XII Содержание

Артефакты радиочастотные и артефакты градиентов 181Артефакты профиля среза 181Артефакты в последовательностях многократного спинового эха . . . 182Линейные артефакты 182

Артефакты движения 183Артефакты дыхательного движения и сердцебиения 183Поток 185

Артефакты обработки сигнала и построения изображений 187Артефакты химического сдвига 187Артефакты усечения 188Наложение изображений 189Артефакт черной границы 189Квадратурный артефакт 192


12. Бесопасность пациентов и персонала 193Предварительные замечания 193Острые опасности 194Подострые опасности 199

Статические магнитные поля 200Изменяющиеся магнитные поля 202Радиочастотные поля 202


13. Глоссарий терминов магнитного резонанса 206раздел I: Акронимы, используемые в томографии

градиентных эхо-сигналов и других импульсныхполседовательностях 206

раздел II: Греческие буквенные символы, обычноиспользуемые в магнитном резонансе 208

раздел III: Глоссарий терминов магнитного резонанса 208

Явление Магнитного Резонанса

Глава I


Основы явления

Вещество состоит из атомов (например, 1Н, 12С, 160, 31Р и др.). Атом одногоэлемента отличается от атома другого элемента внутренней структурой.Различия в составе ядра и число окружающих ядро электронов будут отраж-аться в различии физических свойств вещества. В отличие от цвета илитекстуры объекта, некоторые физические свойства объекта неочевидны. Однимиз неочевидных свойств, представляющих интерес в контексте данной книги,являются магнитные свойства некоторых ядер. Хотя эти свойства нелегко визу-ализировать, они хорошо изучены и подчиняются четким правилам. Этопозволяет проводить аналогии с более известными явлениями, чтобы облегчитьпонимание. С помощью радиоволн низкой частоты, эти магнитные свойствапозволяют получать изображения поперечного, продольного и иных сеченийтела человека, которые содержат информацию о морфологии и функции чело-веческого организма. Этот метод открывает возможность изучения физиологииживого организма (in vivo) и, вероятно, в будущем позволит получать новыеданные о биомедицинских и фармакологических процессах.

Используемое излучение очень отличается от рентгеновского и гамма-излуч-ения (рис. 1-1). Находясь в диапазоне радиоволн, оно имеет частоты на девять-десять порядков меньше, чем рентгеновские или Х-лучи и считается биологич-ески безопасным (см. Гл. XII).

Лучи Рентгена уже столетие применяются для просвечивания человеческоготела. В то время как рентгеновское изображение порождается взаимодействиемпроникающего излучения (этих лучей) с электронными облаками атомов, ЯМР-сигналы порождаются взаимодействием радиоволн с магнитными моментамиатомных ядер. По этой причине контраст в МРТ принципиальным образомотличается по своей природе от контраста в других методах медицинской томо-графии.

Магнитные свойства атомных ядер

Наиболее интересными для ЯМР-томографии являются ядра *Н, 13С, 23Na, 31P.Все они присутствуют в теле человека. Они обладают магнитными свойствами,

Radiofrequency Microwave Infrared Visible/UV

3-107

1 101

3-1010102 ю-4

3-Ю14ю-5

X-Ray

Roentgen

ю-6

3-1016

Рис. 1-1. Спектр электромагнитного излучения А. — длина волны в см; v — частота в Гц).

Магнитные свойства атомных ядер

Рис. 1-2.Ядра способны поглощатьэнергию в диапазоне радио-волн как в сильных, так и вслабых магнитных полях.Однако, это поглощениепроисходит на частоте,которая зависит от напряж-енности поля: чем сильнееполе, тем выше частота.

0.5 Т

1.5 Т

что отличает их от немагнитных изотопов. Хотя мы в этой книге не предпола-гаем описывать детально свойства атомных ядер, необходимо упомянуть, чтотакие ядра как 12С и 160, имеющие четное число протонов и нейтронов, несоздают сигнала ЯМР из-за отсутствия магнитного момента. Остальные ядраможно разделить на две категории в зависимости от значения спинового кван-тового числа. Спиновое квантовое число оказывается целым для ядер счетными массовыми числами и полуцелыми для ядер с нечетными массовымичислами. Ядра последней категории (гН, 13С, 19F и 31Р) особенно важны дляЯМР, и большинство наших примеров будут относится к этим ядрам. Когдамагнитные атомные ядра помещаются в магнитное поле, они могут поглощатьрадиоволны соответствующих частот, зависящих от типа ядер, величинымагнитного поля, физического и химического окружения ядер (рисунок 1-2).

Поглощение и испускание энергии в диапазоне таких радиоволн являетсяосновным явлением, на котором построены получение ЯМР-изображения,ЯМР-спектроскопия и все их применения.

Чтобы понять явление магнитного резонанса, можно воспользоваться двумяпростыми макроскопическими моделями. Во-первых, рассмотрим малую

Рис. 1-3.Устойчивое равновесие(слева) и неустойчивое,богатое энергией, положениемагнитной стрелки (справа).

N


Рис. 1-4.Струна (ядро) не можетвибрировать, не подвергаясьнатяжению (внешнемумагнитному полю). Верхняяструна этого инструмента ненапряжена вообще, средняяимеет слабое натяжение, анижняя — сильное натяж-ение. Чем сильнее натяж-ение, тем выше будетчастота вибраций.

намагниченную иглу, помещенную в магнитное поле подковообразного магнита(рисунок 1-3). Если в отсутствие магнитного поля магнитная стрелка способнасвободно вращаться, то в магнитном поле она будет строго ориентирована,причем эта ориентация является для нее состоянием устойчивого равновесия. Вотсутствие внешних воздействий это равновесие может поддерживаться неопре-деленно долго. Если стрелку компаса пальцем повернуть на 180 градусов вокругоси (рисунок 1-3, справа), то энергия системы увеличится, но состояние системыбудет нестабильным, и лишь мы отпустим палец, — система перейдет в равно-весное состояние, соответствующее изображению на рисунке 1-3, слева.

Другой пример иллюстрирует влияние внешнего воздействия на частоту,поглощаемую или испускаемую системой:

Рассмотрим три гитарные струны с различным натяжением. Если возбудитьструны, прикоснувшись к ним, то частота звучания струны будет зависеть от еенатяжения (рисунок 1-4).

В обоих примерах, приведенных выше, макроскопическая система сравнива-лась с микроскопической ядерной системой. В первом примере проведено срав-нение между атомным ядром и магнитной стрелкой, а во втором — состояниесистемы ядерных спинов с натяжением гитарной струны.

Такие примеры наглядны, но имеют и определенный недостаток, связанныйс тем, что явления на молекулярном уровне имеют квантовую природу.

f>f» в в

upper energy level

АЕ

tower energy level

Рис. 1-5.В присутствии магнитногополя ядра населяют дваразличных уровня энергии.Расстояние между этимиуровнями линейно возра-стает с ростом напряжен-ности магнитного поля, тоже происходит и с разностьюнаселенностей.

Уравнение Лармора

Например, если для магнитной стрелки возможны все различные ориентации,то для магнитного ядра со спином 1/2 разрешены только два состояния, —стабильное и нестабильное, а квантовая механика предсказывает переходытолько между этими двумя состояниями (Рис. 1-5). При равновесии мы имеемна нижнем уровне чуть большую населенность, что приводит к некотороймакроскопической намагниченности. Для наблюдения этой разности населен-ностей мы должны воздействовать на систему квантами энергии, равными АЕ(разности энергии между верхними и нижними уровнями).

Распределение Больцмана и явление магнитногорезонанса

Когда система имеет два дискретных уровня энергии, то легко вычислитьвероятность обнаружения частицы на верхнем или нижнем уровне. Если обоз-начить число ядер на верхнем уровне Nu , а число ядер на нижнем уровне N1, тораспределение ядер между уровнями определяется по формуле:

Nl/Nu = exp(AETkT)

где ДЕ - разность энергии этих двух уровней, k - постоянная Больцмана, Т -абсолютная температура.

Из формулы видно, что чем больше разность энергий АЕ, тем большеразличие в населенности уровней.

Разность энергий между этими уровнями в эксперименте по магнитномурезонансу пропорциональна напряженности поляризующего магнитного поля.Если мы увеличиваем это поле, то растет не только разность энергий, но иразность населенностей. Поскольку интенсивность сигнала ЯМР прямо зависитот разности населенностей, то с ростом поля растет и интенсивность сигналаЯМР. Этим объясняется рост отношения сигнал/шум с ростом магнитного поля(см. Главы 3 и 7).

Радиоволны можно рассматривать как пакеты энергии. Если энергия этогопакета равна АЕ, то он заставит спин перепрыгнуть на верхний уровень.Следовательно, радиочастотный импульс нарушает тепловое равновесие вспиновой системе. Чтобы система вернулась к равновесию, избыток спинов сверхнего уровня должен вернуться на нижний. В этом процессе каждый возвра-щающийся спин излучит энергию АЕ, что и воспринимается как сигнал ЯМР.Это возвращение к равновесию происходит не мгновенно, оно длится в течениенекоторого периода времени после радиочастотного импульса.

Уравнение Лармора

Механическим аналогом магнитной природы ядра является вращающаясямасса с малым положительным зарядом. При вращении положительногозаряда создается малое магнитное поле. Оно обозначается вектором М. Вприсутствии внешнего магнитного поля поведение ядра можно сравнивать свращающимся волчком. Под действием земного притяжения вращающийсяволчок совершает сложное движение: он вращается вокруг своей оси и прецес-сирует вокруг вертикального направления к поверхности земли. В этомпоследнем движении ось волчка отклонена от вертикального направления. Приотсутствии гравитации прецессии волчка не было бы. Атомные ядра при


Рис. 1-6.Вращающаяся масса с сово-купным положительнымзарядом создает малыймагнитный момент v (егоназывают также „спин"). Вприсутствии внешнегомагнитного поля В0 этотмомент будет прецессиро-вать вокруг направлениявнешнего магнитного поля.

наличии у них магнитных свойств прецессируют вокруг внешнего магнитногополя, если оно есть.

В действительности, для протонов существует два движения прецессии иликонуса процессии: один - для ядер в состоянии с низкой энергией (представленна рисунке 1-5), и другой - в противоположном направлении - для ядер всостоянии высокой энергии.Частота прецессионного движения определяется из следующего уравнения,называемого уравнением Лармора:

го = у В0

где со - частота Лармора (единица измерения - Мгц, у- гиромагнитное отно-шение (единица измерения - МГц/тесла), которое в соответствии с названиемявляется отношением механического и магнитного момента ядра и зависит оттипа ядра, В0 — напряженность магнитного поля в единицах измерения тесла(Тл): 1.0Тл = 10к Гс = 10000 Гс (Гаусс).

В таблице 1-1 даны значения этих величин для некоторых обычно использу-емых ядер. Заметим, что два ядра с различными гиромагнитными отноше-ниями будут прецессировать в одинаковом по величине магнитном поле сразной частотой Лармора. Следовательно, их резонансные частоты будутразной величины.В таблице 1-2 приведены напряженности магнитного поля и соответствующиеим частоты ЯМР для ядер водорода и фосфора.

Напомним известную механическую аналогию. Мост может колебаться идаже сломаться, если ритм шагов взвода солдат совпадает с собственнойчастотой моста. Такое совпадение частот обеспечивает передачу энергии отвнешнего мира (солдатских ног) физической системе (мосту) и такое явлениеназывается резонансом. Похожее явление будет иметь место, когда электромаг-нитная волна соответствующей частоты (равной частоте Лармора) достигнетядра; тогда ядро, находящееся в состоянии с низкой энергией, перейдет в

Намагниченность

Таблица 1-1.Магнитные свойства элементов

Ядра

1Н13С

23NaSip

39K

Относительнаяраспространенность

изотопа, (%)

99.981.111001001001.99

Гиромагнитноеотношение(МГц/Тл)

42.5810.7140.0511.2617.1293.1

Чувствительностьядер*

1000.01683.09.36.7

0.046

: чувствительность ядер в постоянном магнитном поле с учетом их относительнойраспространенности

Таблица 1-2.Зависимость частоты ЯМР от магнитного поля

Ядра

'Н'Н'НХН'н'н31р

31р

31р

31р

Внешнее воздействие(тесла)

0.150.350.51.01.52.0

1.01.52.03.0

Частота(МГц)

6.414.921.342.663.985.2

17.225.934.551.7

состояние с высокой энергией (для протонов: против направления магнитногополя).

Намагниченность

До сих пор рассматривалось поведение микроскопического объекта - ядра. Нореальный образец содержит большое число ядер — капля воды состоит из 10 встепени 21 ядер. Таким образом при исследовании образца мы наблюдаемсуммарный эффект от всех микроскопических событий. В присутствии внеш-него магнитного поля ядра, наделенные магнитными свойствами подобноядрам водорода, могут находится на одном из двух энергетических уровней:стабильном (нижнем) или в возбужденном (верхнем) состоянии, энергия кото-рого несколько больше. Разность энергий этих двух состояний настолько мала,что число ядер на каждом из этих уровней почти идентично.

W Явление Магнитного Резонанса

Число ядер на нижнем уровне энергии больше, чем на верхнем только намиллионную часть. Поэтому сигнал ядерного магнитного резонанса, зависящийименно от различия населенностей этих двух уровней, имеет очень малуювеличину. Рис. 1-7 показывает, что эта сумма ядер, прецессирующих вокругнаправления внешнего поля, эквивалентна единственному магнитномумоменту, называемому макроскопической намагниченностью. Он отображаетполную намагниченность, обусловленную разностью населенностей, т.е.избытком ядер на нижнем энергетическом уровне при равновесии.

Чтобы обнаружить эту макроскопическую намагниченность, необходимоотклонить ее вектор от оси постоянного магнитного поля. Это осуществляетсярадиочастотным импульсом (на частоте резонанса).

Вращающаяся система координат

Очень трудно объяснить эффект воздействия радиочастотного (РЧ) импульсана спины ядер, используя точку зрения макроскопического наблюдателя. Такойнаблюдатель неподвижен, тогда как спины прецессируют вокруг оси магнит-ного поля с частотой Лармора, а это обычно миллионы герц. Однако, положениеупрощается, если наблюдать спиновую систему из системы координат, враща-ющейся с частотой, равной или близкой к частоте Лармора.

Это может показаться неочевидным, но мы повседневно так поступаем: еслинас обгоняет некий пешеход, то очень легко оценить, насколько быстрее нас онидет. Однако, если бы мы наблюдали за таким событием из космоса и должныбыли принимать во внимание вращение Земли, то проблема показалась быгораздо более сложной. Находясь на Земле, мы по существу используем враща-ющуюся систему координат, поскольку вращаемся с той же скоростью, что иобгоняющий нас. В ЯМР мы можем достигнуть этого, используя систему коор-динат, вращающуюся с резонансной (Ларморовой) частотой.

Резонансные спины (т.е. имеющие частоту Лармора) окажутся в этой системекоординат неподвижными, тогда как спины вне резонанса будут вращаться счастотой, равной разности между их частотой и частотой резонанса.

Чтобы указать на применение вращающейся системы координат мы обозна-чаем х- и у-оси как х' и у'. То же самое можно сделать и для z, но z и z' иден-тичны.

в„Рис. 1-7.Ориентация индивидуаль-ных магнитных моментоввнешним полем. Населен-ность энергетическогосостояния с ориентациейвверх - чуть больше. Суммавсех индивидуальныхсоставляющих есть макрос-копическая намагничен-ность М0. В соответствии сраспределением Больцмана,число спинов с ориентациейпо полю будет тем больше,чем сильнее поле.

Сигнал магнитного резонанса 11

Сигнал магнитного резонанса

Чтобы возбудить спиновую систему, можно непрерывно воздействовать наспины электромагнитным полем подходящей частоты. Однако, обычно длявозбуждения атомных ядер, находящихся в постоянном магнитном поле,воздействуют радиочастотным магнитным полем, интенсивность которого вкоротком промежутке времени очень велика (импульсный магнитный резо-нанс). Частота этого поля должна быть равна или близка к частоте Лармора.При этом во вращающейся системе координат (рис. 1-8 вверху) направлениенамагниченности отклоняется от направления внешнего магнитного поля(рисунок 1-8 внизу).

Чтобы понять это, мы должны вспомнить, что резонансные спины непод-вижны в ВСК, что отвечает нулевому значению эффективного внешнего поля.Поэтому единственным полем, влияющим на эти спины, будет поле Въ создава-емое РЧ импульсом. Эти спины вращаются вокруг В1; точно так же, как онивращаются вокруг В0 в стационарной системе координат. Другими словами,перед РЧ импульсом эти спины вращаются вокруг В0, направленного вдоль осиz. При этом нет никакой макроскопической намагниченности в плоскости х'-у'.Радиочастотный импульс затем отклоняет макроскопическую намагничен-ность от оси z к осям х' и у' ВСК.

После импульса спины по-прежнему прецессируют вокруг В0, но ихпрецессия не является теперь беспорядочной, т.е. в плоскости х'-у' возникаетмакроскопическая намагниченность.

Рис. 1-8.Вверху: ядра, помещенныево внешнее магнитное поле,прецессируют по двумпротивоположным конусам.При равновесии чутьбольшее число спиновпрецессирует вокругнаправления поля В„вверху слева). Это эквива-

лентно наличию одногостационарного магнитногомомента М0, направленноговдоль В0 (вверху справа)Внизу: после облучениярадиочастотным (РЧ)импульсом с соответству-ющей частотой заполнения,?та намагниченность (М„): уклоняется от ее равно-весной ориентации. Внизу;лева, такой импульсгклонил М0 на 90°, его так

:-: называют 90° импульсом.Если импульс длится вдвоедольше, то получается 180°жмпульс, который инверти-рует намагниченностьвнизу справа).

12 Явление Магнитного Резонанса

SI

Рис. 1-9.Спад свободной индукции(free induction decay - FID);SI - интенсивность сигнала,т - время.

В стандартной стационарной системе координат мы теперь имеем компо-ненту намагниченности, вращающуюся с Ларморовой частотой в плоскости х'-у'. Эта компонента может создать напряжение в приемной катушке, окружа-ющей наш образец.Эта намагниченность направлена вдоль у'-оси, если 90°-импульс приложитьвдоль оси х'. При данной интенсивности РЧ, угол отклонения пропорционалендлительности РЧ-импульса. Длительность 180°-импульса вдвое превышаетдлительность 90°-импульса.

Когда возбуждающий импульс прекращается, спины начинают возвращ-аться к их равновесному состоянию и излучают сигнал. Такой сигнал от гомо-генного образца в однородном магнитном поле выглядит так, как показано наРис. 1-9. Его называют спадом индуцированного сигнала (Free Induction Decay- FID) изучаемой системы. Сигнал имеет вид затухающего колебания.

Физическое явление FID можно сравнивать со звоном колокола. Звучаниеколокола возбуждается коротким ударом по нему. Возникший звон первонач-ально имеет высокую интенсивность звука, но со временем звучание затухает(рисунок 1-10).

Рис. 1-10.Эквивалентный пример:звон колокола (см. Рис. 1-9).

Частотный анализ: преобразование Фурье 13

Рис. 1.11.FID образца, излучающегоРЧ-волны различныхчастот. t

SI

Если образец поместить в неоднородное магнитное поде, то различные частиобразца будут испытывать различную напряженность, а, следовательно, будутиметь разные частоты Лармора. Это различие частот проявляется на FID(рисунок 1-11).

Частотный анализ: преобразование Фурье

Идея разделения электромагнитного излучения на частотные компонентызнакома нам по использованию призмы, расщепляющей белый свет на состав-ляющие его цвета, каждый из которых имеет различную частоту.

Не так просто разделить компоненты звука или, в нашем случае, сигналмагнитного резонанса. Чтобы стало возможным разделение принятого осцилли-рующего сигнала на его компоненты, сигнал необходимо отквантовать, прео-бразовать в цифровой код и записать в память компьютера. С помощью матема-тического аппарата, разработанного Joseph Fourier (1768-1830) и названногопреобразованием Фурье (Fourier Transformation - FT), можно разделить этотсигнал на его частотные компоненты таким образом, что оказываются измерен-ными положение (частота) и интенсивность каждой из них. Если использоватьалгоритм быстрого преобразования Фурье (FFT, или БФП), то потребуютсямиллисекунды. На рисунке 1-12 показаны результаты такого анализа для звукаколокола.

Можно выделить индивидуальные частоты одновременно звучащего набораколоколов, измеряя частоту каждого колокола, и шаг за шагом просматриваявесь набор частот. Это - аналогия свип-метода наблюдения магнитного резо-нанса (с разверткой частоты или поля В0). Однако, если возбудить весь наборколоколов и измерить все частоты одновременно, то эффективность экспери-мента значительно увеличится.

В импульсном магнитном резонансе все частоты возбуждаются импульсом, ас помощью преобразования Фурье вычисляется интенсивность сигнала длякаждой частоты. Таким образом, необходимая информация о всех частотах иинтенсивностях получается при проведении только одного эксперимента.


SI SI

FT

FT

FT

Рис. 1-12. Фурье-преобразование (FT) сигнала от двух разных колоколов дает намспектры, показывающие частотные составляющие звука. Тот же самый математическийанализ можно использовать для FID(t - время, v - частота).

Амплитуда, частота и фаза

Сигналы магнитного резонанса состоят из синусоид и косинусоид, которыеописываются тремя параметрами: амплитудой, частотой и фазой.Амплитуду называют также интенсивностью сигнала. Она отражает яркостьэлемента изображения на МР томографе. Частота и фаза определяют форму ипространственные детали изображения.

Амплитуда - разность между вершиной кривой и нулевой линией (рис. 1-13).Обычно ее измеряют в милливольтах (мВ).

Частота - число полных циклов в секунду. Она измеряется в герцах (Гц; 1 Гц= 1 цикл в секунду). В МР томографии мы обычно имеем дело с килогерцами(1к Гц = 1000 Гц) или мегагерцами (1 МГц = 1000000 Гц).

Фаза - определяет начальную амплитуду волны. Фазы можно сравниватьлишь для волн одинаковой частоты. Разность фаз измеряется в градусах. Одинполный цикл равен 360° (рис. 1-14).

Отношение сигнал/шум и усреднение данных

Из-за малой величины сигнала магнитного резонанса на него зачастуюсерьезно воздействует неустранимый шум, вполне подобный тому, которыймешает радиосигналам от далеко расположенного радиопередатчика. Надеж-

Отношение сигнал/шум и усреднение данных 15

Рис. 1-13. Амплитуда и частота. Рис. 1-14. Фаза.

Рис. 1-15. Усреднение данных: (а) 2; (Ь) 32; (с) 32; (d) 128. Шум, „загрязняющий" спектр,исчезает медленно с ростом числа накоплений.


ный метод улучшения отношения сигнал/шум (S/N) - усреднение сигнала.Если повторять эксперимент и каждый раз записывать сигналы магнитногорезонанса, то результирующий сигнал создается сложением повторяющихсясигналов. Связанные с шумом положительные и отрицательные сигналы такжебудут складываться, но из-за статистической природы шума результирующаяамплитуда шумового сигнала будет расти медленнее, чем амплитуда сигнала.

Часто для получения МР-изображений с хорошим отношением сигнал/шумдостаточно (2-4)-кратного усреднения данных. При N усреднениях достига-емое увеличение S/N будет равно корню квадратному из N. Таким образом, дляувеличения S/N в два раза необходимо усреднение результатов 4 измерений.

На рисунке 1-15 показаны примеры увеличения S/N при усреднении данных.

Основное оборудорание 17

Глава 2

Аппаратура

Основное оборудорание

Оборудование, необходимое для магнитного резонанса, включает (рисунок 2-1):- магнит,- передатчик,- приемник,- система обработки данных, включая компьютер,— источник питания и охлаждающая система.

Для ЯМР-томографа необходимы также градиентные катушки, о которых мыпоговорим ниже, и фарадеевский экран, защищающий прибор от нежелатель-ной интерференции с радиоволнами радиостанций, работающих на частотеЯМР или вблизи нее. Фарадеевский экран обычно выглядит как клетка из

Рис. 2-1. Спектрометр магнитного резонанса для анализа химических образцов. Управ-ление экспериментом осуществляется с консоли. Команды посылаются в компьютер,который в свою очередь, управляет передатчиком (transmitter, Т). Исследуемый образецпомещен в магнит. Катушка передатчика, окружающая этот образец, передает РЧ-импульсы на частоте резонанса, которые возбуждают образец. Эта же катушка затемиспользуется для детектирования результирующего сигнала, который усиливаетсяприемником (R, receiver), а затем передается на аналого-цифровой преобразователь'АЦП, analog-to-digital converter, ADC). После этого сигнал обрабатывается компьютером.Результаты могут быть отображены на дисплее консоли и записаны на магнитную ленту,либо быть отображены на жесткий диск.N - северный магнитный полюс, S - южный магнитный полюс.

18 Аппаратура

OD]PA

Рис. 2-2. Магниторезонансный томограф со сверхпроводящим магнитом в трейлере.Магнит окружен клеткой Фарадея (серые линии), PC - стол пациента (patient couch), С -камера мониторинга пациента, О - консоль оператора, D - диагностическая консоль, G -источники питания градиентных катушек, НС - главный (host) компьютер, МС -мультиформатная камера, OD — оптический (или магнитный) диск для запоминанияданных, РА — усилитель мощности (power amplifier) РЧ-импульсов, Р — источник питаниямагнита. Все необходимые блоки и подсистемы МР-томографа удачно вписываются вограниченный объем.

медной сетки. Типичный внешний вид МР-томографической системы показанна рис. 2-2; в данном случае нарисована мобильная МР-система.

Этот прибор состоит из сверхпроводящего магнита, который вместе с подви-жным столом для пациента размещен в клетке Фарадея, консоли оператора,второй диагностической консоли, мультиформатной камеры, станциимагнитных или оптических дисков для хранения информации, источникапитания для установки и коррекции поля магнита, источников питания х-, у- иz-градиентов, РЧ усилителя мощности, РЧ-приемника сигнала и системы егообработки, главного компьютера, теплообменника, компрессоров и трансформа-торов. Могут быть добавлены рабочая станция и другие вспомогательныеустройства.

Магнит

Для создания магнитного резонанса необходимо постоянное, стабильное и одно-родное магнитное поле. МР томографы обычно классифицируются в соответс-твии с величиной напряженности магнитного поля. Такая классификацияпоказана на рисунке 2-3.

Магнит 19

Рис. 2-3.Определение градациймагнитного поля: МР-томо-графы называют приборамис ультраслабым полем ниже0.02 Тл, со слабым полем -между 0.1 и -0.5 Тл, сосредним полем - между 0.5И 1.0 Тл, с сильным полем -до 2.0 Тл и со сверхсильнымполем - выше 2.0 Тл.

Магнитное поле существует не только внутри магнита, но замыкается внеего. Это внешнее поле называют полем рассеяния. Проблемы, создаваемыеполем рассеяния, обсуждаются в Гл. 12.

Магнитное поле для МР может создаваться различными способами.

Постоянные магниты

Известны сплавы с ферромагнитными свойствами. Магниты, выполненные изтаких материалов, обладают тем преимуществом, что не требуют энергии дляподдержания магнитного поля. Не потребляя энергии, они не требуют охлаж-дения.

Такие системы имеют в сравнении с другими системами небольшое полерассеяния. Капитальные и эксплуатационные затраты на постоянные магниты- невелики.

К недостаткам надо отнести вес производимых сейчас систем для МР-томо-графов на все тело, хотя новые сплавы, появившиеся в последние годы, пони-зили вес постоянных магнитов с 100 тонн до менее чем 20 тонн. Другой недо-статок - ограничение магнитного поля, эта граница для МР-томографов внастоящее время находится около 0.3 Тл. Большинство таких томографов рабо-тают с полем около 0.2 Т.

Многие постоянные магниты имеют вертикальное магнитное поле, что отли-чает их от некоторых резистивных и большинства сверхпроводящих систем сгоризонтальными полями (Рис. 2-4). Направление поля влияет на использо-вание некоторых типов передающих и приемных катушек.

Электромагниты или резистивные магниты

Резистивные магниты создаются на основе одной или нескольких специальныхкатушек, через которые проходит большой ток. При точном соблюдении необхо-димой геометрии катушек создается гомогенное магнитное поле. Такиемагниты потребляют большую мощность и, следовательно, для них нужнамощная охлаждающая система. Верхний предел напряженности магнитногополя для катушек с большой апертурой около 0.7 Тл, но в обычных коммерч-еских магнитах - около 0.3 Тл. Для таких магнитов характерны наличиерассеянного поля и вес около 5 тонн. Поле рассеяния можно почти полностьюубрать с помощью железного экрана, однако лишь за счет дополнительногоувеличения веса.


N \

<jj

\ \

-, \

\

j

\

\\ \ \ \ \

d '̂H'1

* ''

11

\\

\1

III,**\ I I T3> p|r

1 / ' / TT>--frr/

f i i T f

Coil and <ШТ/Electric Current ///

, 1 1 1 i Patient Couch

\\_vo?-\ \ \ \ \

Coil andElectric Current

Рис-2-4.Направление главногомагнитного поля зависит оториентации сооветствующихкатушек в томографе. Этополе может быть либо верти-кальным (ai. либо горизон-тальным (Ъ|. В сверхпровод-ящих магнитах поле обычногоризонтально и поэтомупараллельно пациенту,находящемуся в магните.

Резистивные магниты имеют то преимущество, что их можно выключать,когда системы не работает или в случае опасности. Это не может быть сделанос постоянным магнитом и затруднено для сверхпроводящего.

Сверхпроводящие магниты

Некоторые сплавы, когда они охлаждаются до температуры, близкой к абсол-ютному нулю, полностью теряют сопротивление электрическому току: онистановятся сверхпроводящими. Таким образом, когда сверхпроводящие сплавыпомещают в жидкий гелий (-269 °С или 4 К), через них можно пропускатьбольшие токи, создающие высокостабильные магнитные поля большой напряж-енности.

Конструкция сверхпроводящего магнита включает двойную охлаждающуюсистему: в первом термосе криогенной жидкостью является жидкий азот, вовтором (эти термосы называют криостатами или дьюарами) - жидкий гелий.Недавно появились системы без внешнего (азотного) дьюара.

Сверхпроводящий магнит не потребляет электрической энергии, но расхо-дует охлаждающую жидкость. Напряженность магнитного поля сверхпровод-

Корректирующие Магнитные Поля 21

ящих магнитов может быть очень большой. Для получения изображений (наживотных) уже применены системы до 9.4 Тл, для ЯМР-спектроскопии широкоприменяют поля 14.1 Тл и появились спектрометры с полем 17.6 Тл. Впоследние годы созданы новые сверхпроводящие материалы, становящиесясверхпроводящими при больших температурах (до 100 К). Однако,большинство созданных материалов оказываются ломкими и неподходящимидля изготовления катушек для магнитов, к тому же теряют свойство сверхпро-водимости в сильных магнитных полях. По этой причине создание магнитовдля МР-систем на их основе пока не ожидается.

Сверхпроводящие магниты имеют большие поля рассеяния, их обычно экра-нируют, чтобы защитить от этих полей окружающее пространство. Лишь сверх-проводящие магниты позволяют реализовать локальную ин-виво-ЯМР-спек-троскопию человека в силу их способности создавать очень сильные магнитныеполя в больших объемах.

Магнитное поле сверхпроводящего магнита исчезает, если его катушкавнезапно теряет свои сверхпроводящие свойства. Это приводит к мгновенномуповышению температуры, охлаждающие жидкости вскипают, и гелий выбра-сывается из криостата. Такой инцидент называют квенч.

Изготовители медицинских МР-томографов предприняли ряд предосторож-ностей против таких инцидентов: система предохранительных клапанов, пред-назначенных для выведения инертных газов из помещения МРТ-лаборатории,гарантирует безопасность пациента и персонала в тех редких случаях, когдапроисходит квенч. Обычно никакого разрушения магнита не происходит, егонадо вновь заполнить гелием, охладить до сверхпроводимости и восстановить спомощью блока питания рабочий ток; на это требуется несколько дней.

Гибридные магниты

Некоторые компании создали магниты, промежуточные между постоянными ирезистивными. Напряженность поля в таких магнитах значительно выше, чему постоянных, но они обычно не применяются, уступая по своим качествамисверхпроводящим.

Таблица 2-1 суммирует преимущества и недостатки магнитов разных типов.

Корректирующие магнитные поля

Ни один из выше рассмотренных магнитов не создает совершенно однородногополя; тщательным изготовлением можно обеспечить неоднородность поля около100 м.д. (ррт) в области интереса, что недостаточно для МР-томографии и спек-троскопии. Для улучшения характеристик магнитного поля в большинствемагнитов используют шиммирующие катушки. При пропускании через этикатушки электрического тока происходит коррекция магнитного поля, чтоможет компенсировать изначальную неоднородность поля магнита.

Однородность лучше 0.01 м.д. достигается в малых объемах (меньше 1 куб.см) в специализированных магнитах для спектроскопии и 1-20 м.д. в большихобъемах, пригодных для МР-томографии. Катушки для шиммирования могутбыть без охлаждения или размещаться в жидком гелии, как и основной свер-хпроводящий магнит.

Подобного эффекта можно добиться, размещая маленькие куски ферромагне-тиков внутри или вне апертуры магнитного полы. Каждый из них будет воздей-


Таблица 2-1. преимущества и недостатки разных типов магнита

тип магнита преимущества недостатки

постоянный не требует электропитанияудобство для пациентаограниченное поле рассеянияне требует криогенныхжидкостейдостаточное качествоизображениядля многих рутинныхисследований

более низкая, но неконкуррентно-способная стоимость посравнению ссредне- и высокопольнымисистемамичувствительность кколебаниямтемпературымагнитное поле нельзявыключатьограниченная напряженностьполя ипоэтому низкое отношениесигнал/шум

резистивный удобство для пациентане требует крио! енныхжидкостейлегкость размещения втрудных местахреализация многих болеесложных методов полученияизображенияполе может быть выключено

более низкая, но неконкуррентноспособнаястоимость по сравнению ссистемами с постоянными исверхпроводяшимимагнитамиограниченная напрженностьполя ипоэтому низкое отношениесигнал/шум

сверхпроводящий высокое отношение сигнал/шумвысокая однородность поляболее легкая реализациясложных методов полученияизображенияединственная системапригодная для спектроскопии

высокие стоимость иэксплуатационные расходытрудность размещенияклаустрофобия встречаетсячаще, чем в других системах

ствовать на магнитное поле, и если при этом сохраняется симметрия магнит-ного поля, то можно добиться очень высокой однородности (пассивное шимми-рование).

Градиенты

Необходимость градиентных катушек осталась пока без объяснения. В деталяхэто будет сделано в Гл. 5. Главное заключается в том, что без градиентов невозникает изображение, т.е. все МР-томографы оборудованы градиентнымикатушками.

Три набора градиентных катушек необходимы для создания слабого магнит-ного поля в любом направлении. Для систем со средними и слабыми полями,напряженность поля, создаваемого градиентными катушками, примерно в 100раз меньше основного поля.

Приемник 23

Экранирование

Экранирование поможет ослабить рассеяние магнита, компенсировать неодно-родность основного поля, а также несколько увеличить его напряженность.

Активное экранирование реализуется с помощью дополнительных сверхпро-водящих катушек. В то время как внутренний набор катушек создает основноемагнитное поде, — внешний взаимодействует с окружающим магнит полемрассеяния, ослабляя его. Обычно оба набора связаны между собой электрическииз соображений безопасной эксплуатации.

Передатчик

Как выше упоминалось, для возбуждения магнитных ядер используюткороткий РЧ-импульс, заполненный частотой, близкой к частоте Лармора.Импульсы и РЧ-колебания генерируются передатчиком. Требуемая частотаРЧ-колебаний формируется синтезатором частоты. Сигнал с синтезатора затеммодулируется некоторой „огибающей" для создания необходимой для РЧ-возбу-ждения формы импульса.

Различают прямоугольные импульсы и импульсы сложной формы (Рис. 2-5).Прямоугольный импульс имеет довольно широкий спектр, что часто полезно ваналитических применениях. Однако, если нас интересует узкий спектраль-ный интервал или, что то же, - тонкий томографический срез, то импульсдолжен возбуждать лишь сигналы ядер, относящихся к этому интервалу. Дляэтого в томографических экспериментах с помощью специальной формыимпульса создают почти прямоугольный профиль слоя. Форма импульса сильновлияет на контраст изображения в МР-томографии.

На этой же стадии формирования выбирается фаза импульса для созданияповорота вектора намагничивания на 0, 90,180 или 270 градусов. Создаваемыеимпульсы могут иметь длительность короче 10 микросекунд и амплитуду досотен вольт при „жестком" импульсе или типичную длительность в несколькомиллисекунд при частично-селективном импульсе для МР-изображений.

Приемник

В качестве приемника используют высокочувствительный малошумящийусилитель сигналов, работающий в области высоких или сверхвысоких частот.Снимаемый с катушки сигнал магнитного резонанса имеет амплитуду в

Рис. 2-5.Прямоугольный импульс(слева) и сформированныйимпульс (справа). При изме-нении во времени ампли-туды огибающей импульсачастотный спектр послед-него улучшается в томсмысле, что становитсяболее четко концентриро-ванным.


несколько микровольт. В приемнике сигнал усиливается от 500 до 1000 раз.Затем сигнал преобразуется по частоте из области высоких частот (МГц) внизкочастотный сигнал (кГц).

Катушки

Исследуемые образцы от 1 куб. мм до размеров человека размещаются внутриантенны, или катушки, резонансная частота которой близка к частотеЛармора.

Это означает, что катушка имеет малое сопротивление для радиочастоты,генерируемой передатчиком. Катушка состоит из одного или несколькихвитков проволоки с малым сопротивлением (обычно медь). Геометрия катушкикритична для должного возбуждения и последующей эффективной реги-страции сигнала. Наиболее популярными геометриями катушек являются соле-ноидальная, седловидная и поверхностная. Рис. 2-6 иллюстрирует форму неко-торых обычно используемых катушек для МРТ.

Переменное магнитное поле Bj необходимо ориентировать перпендикулярноосновному магнитному полю В0. В большинстве магнитов основное магнитноеполе направлено вдоль отверстия магнита, т.е. катушка должна формироватьпеременное поле, перпендикулярное отверстию магнита. Соленоидальнаякатушка создает переменное магнитное поле вдоль своей оси, так что этакатушка должна быть направлена перпендикулярно основному магнитномуполю, т.е. ее можно применять, лишь если поле В0 перпендикулярно столупациента.

Все более распространенной в составе стандартного набора катушек стано-вится квадратурная катушка, в которой используется два РЧ-поля с 90-

сгd

-?

в в

Рис. 2-6. Три различных типа катушек: слева - соленоидальная, в центре - седловидная(Гельмгольца) катушка, справа - „птичья клетка" (birdcage). Осциллирующее магнитноеполе B! этих катушек должно быть перпендикулярным главному магнитному полю Во.

Система сбора данных и компьютер 25

Рис. 2-7.Поверхностная катушка.Поскольку интенсивность еерадиочастотного поляменяется с глубиной, то уголотклонения для конкретногоимпульса будет также пере-менным на разныхглубинах, если только неиспользуются специальные(„адиабатические")импульсы. Сходнымобразом, эффективностьдетектирования по мерероста глубины будет умен-ьшаться.

градусным фазовым сдвигом между ними, что улучшает эффективностьконструкции и отношение сигнал/шум (см. ниже) в результирующем сигнале.Все катушки, кроме поверхностной, формируют однородное РЧ-поле, возбу-ждая все части образца в одинаковой степени.

Поверхностная катушка используется для получения сигнала магнитногорезонанса от малой области под катушкой, когда она размещается, например,возле глазной орбиты или позвоночника пациента. Обычно одна и та жекатушка используется для возбуждения образца и для приема создаваемого отвозбуждения сигнала. Так как сигнал, используемый для возбуждения, нанесколько порядков больше, чем ответный сигнал магнитного резонанса, испус-каемый человеческим телом, то приемник МР-томографа был бы поврежденпри попадании в него всего возбуждающего радиочастотного импульса или егочасти. Для преодоления этой опасности используют быстрое переключениекатушки с передатчика на приемник с помощью специального устройства.

Система сбора данных и компьютер

Теперь сигнал должен быть преобразован в цифровой код, удобный для записии обработки на компьютере. Оцифровка сигнала производится с помощьюаналого-цифрового преобразователя (АЦП). Выход АЦП - цифровая версияFID. После завершения регистрации, оцифрованный FID запоминается намагнитном диске или в ином устройстве памяти. Для ускорения преобразо-вания Фурье используют матричные процессоры или специальные устройства.

26 Интерлюдия I: Битва магнитных полей

Интерлюдия I

Битва магнитных полей

Как почти все в нашем мире, МР-томографы появляются самых разныхразмеров: особо-малые, малые, средние, большие и особо-большие. В силутехнической природы МРТ их называют приборами с ультраслабым, слабым,средним, сильным и сверхсильным магнитными полями. Эти эпитетыотносятся к напряженности постоянного магнитного поля соответствующегоприбора. Эта напряженность измеряется в тесла (Тл), в единицах, несколько летназад заменивших прежнюю единицу Гаусс (Гс), хотя Гаусс по-прежнемуиногда используют (10000 Гс=1 Тл). Приборы со сверхслабым полем работаютпри напряженности менее 0.1 Тл, со слабым - от 0.1 до 0.5 Тл, средним - от 0.5до 1 Тл, сильным - от 1 до 2 Тл, а со сверхсильным - более 2 Тл.

В клинической обстановке служба радиологической безопасности запрещаетприменение МР-томографов с полем более 2.5 Тл. Свыше этого предела поляпредполагаются потенциально опасными и могут допускаться для исследова-тельских лабораторий,

При описании МР-аппаратуры, ученые-естественники предпочитают гово-рить не о полях, а о частотах. Это обусловлено тем, что различные ядра в перио-дической системе имеет разные МР-частоты. В поле 1 Тл, например, протонырезонируют на 42.58 МГц. Для клинической медицинской МР-томографии этиразличия пока несущественны, т.к. используется только протонный МР.

Прогуливаясь по величайшей в мире коммерческой выставке радиологичес-кого оборудования на ежегодном митинге Радиологического обществаСеверной Америки, можно найти малые МРТ-приборы, работающие на 0.06 Тли гигантские томографы, работающие на 2 Тл. Магниты, конечно, у нихразные: ниже примерно 0.3 Тл либо постоянные магниты, либо резистивныеэлектромагниты (с железным сердечником или без него), а выше - магнитдолжен быть сверхпроводящим. Каждый из указанных типов магнитов имеетсвои достоинства и недостатки.

Почему встречаются малые МР-томографы со сверхслабыми полями нарядус приборами, работающими с магнитным полем в 100 раз сильнее? Почему невыживают томографы только со слабым или только с сильным полем?

Эта проблема величины магнитного поля с начала 1980-х годов раскололаМРТ-сообщество. В то время МР-томографы работали в слабых полях, многиепрототипы имели поле около 0.15 Тл. Исследователи не верили, что возможнатомография в более сильных полях: казалось, что более высокие радиочастотыне будут равномерно пронизывать человеческое тело. Подобно многим другимпредсказаниям в МРТ, это предсказание было ошибочным.

МР-томограммы тогда были очень грубыми, неотчетливыми и, вообщеговоря, хуже рентгеновских, полученных на вычислительных томографах.Разработчиков МР-томографов на фирмах-изготовителях все время допраши-вали: „как можно улучшить качество МР-томографов?" Ответ был прост:„Усилить магнитное поле".

Из аналитических приложений МР было известно, что отношение сигнал/шум возрастает с ростом поля. Чем больше это отношение, тем лучше будетизображение. Но более сильное поле требует больших градиентов, чтобыснизить влияние артефактов, обусловленных химическими сдвигами, расту-

Интерлюдия I: Битва магнитных полей 27

щими вместе с полем. Сильные градиенты увеличивают пространственноеразрешение. Эти простые соображения заставили некоторых изготовителей подавлением своих разработчиков и специалистов по маркетингу сделать реши-тельный выбор в пользу сверхпроводящих магнитных систем. Такие системы —огромные динозавроподобные изделия. Они были дорогими, сложными в изго-товлении, дорогими в эксплуатации, но с их помощью было реализовано выда-ющееся качество изображения.

Другим аргументом в поддержку разработки томографов с сильными магнит-ными полями было то обстоятельство, что только они позволяли совместить МР-томографию с локальной МР-спектроскопией по ядрам углерода, фосфора ипротонам. А в то время одной из целей разработки МР-интроскопии для меди-цины было объединение томографии и спектроскопии для одновременногополучения морфологической информации и сведений о метаболизме в соответс-твующей точке человеческого организма. Спектроскопическая информациябудет тем более детальной, чем сильнее магнитное поле.

Однако, in vivo-спектроскопия не получила распространения в клиниках,тогда как популярность МРТ росла взрывоподобно. Правилом становилисьспециализированные на томографии МР-приборы, а комбинированныеприборы и медицинская спектроскопия оставались исключениями.

Затем необходимость сильных магнитных полей в томографии стали подвер-гать сомнению. Техническое развитие привело к тому, что качество изображ-ения и пространственное разрешение томографа со слабыми и среднимиполями стало не хуже, а иногда и лучше, чем в сильных полях, хотя тогда иотсутствовало научное обоснование этих достижений. Дополнительные иссле-дования показали, что наиболее важный для медицинской томографии фактор,а именно, контраст тканей, по крайней мере для ряда диагностических проблемв связи с центральной нервной системой, в средних магнитных полях оказыва-ется наилучшим, слегка убывая затем при увеличении магнитного поля [1,2].

Строгий научный подход к этой проблеме и тогда еще не был разработан. Наконференции 1983 года в Сан-Франциско дебаты на эту тему перенеслись иззала в коридор и чуть не дошли до драки между сторонниками идеологиисильных полей, чья компания сосредоточила все свои усилия на томографах сполем 1.5 Тл, и сторонником слабых полей, чья компания пропагандировалатомограф с полем 0.35 Тл.

Линия фронта в этой войне была непроходимой, окопы - глубокими. Выдолжны были принадлежать либо к одному лагерю, либо к другому. Всебольшие компании переметнулись к сторонникам сильных полей и рекламиро-вали эти поля со всей мощью своих отделов маркетинга. В некоторых странахсубсидии на разработку систем с сильными полями обошлись налогоплательщ-икам в миллионы долларов.

Однако, в одно прекрасное утро покупатели МРТ проснулись и увидели ровзаполненным. Одна компания решила выйти на рынок приборов со среднимиполями, другая - последовала за ней, а третья - пошла на компромисс, решивсоздать МР-томограф, работающий с полем, промежуточным между прин-ятыми до того „стандартами".

Причины этих действий никогда публично не обсуждались, но медики убеди-лись в том, что тот выигрыш в чувствительности, который рост магнитногополя дает в МР-спектроскопии, не производит аналогичного эффекта в меди-цинской МР-томографии, если речь идет о всем теле человека.

Дело в том, что тело человека с ростом магнитного поля порождает дополни-тельный шум, ограничивающий суммарный рост чувствительности. Крометого, никто не мог предвидеть, что в сильных полях возникнут такие новые

28 Интерлюдия I: Битва магнитных полей

проблемы, как артефакты, обусловленные непроизвольными движениямипациента. Вполне очевидны были опасности, связанные с ростом поля, а такженеизбежное удорожание техники. А между тем томографы со слабыми и сред-ними полями становились все меньше при неуклонном улучшении обеспечива-емых ими диагностических результатов.

Разумеется, томографы с сильными полями оставались хорошим диагностич-еским средством и сохраняли свой рынок. Определенные преимущества заними сохранялись: сверхбыстрые экспозиции, например, все-таки легче обеспе-чить в сильных полях за счет роста аппаратурной чувствительности.

Но, скорее всего, в будущем большинство МР-томографов будут работать вслабых и средних полях. Соотношение будет зависеть от конкретного рынка.Основная доля МР-томографов со слабыми и сильными полем будет установ-лена в Японии, за ней будет следовать Европа, в меньшей степени — США.Новое поколение пользователей МРТ, небольшие больницы и частные врачи,будут предпочитать более дешевые МР-томографы, которые обеспечиваютвозможность проведения подавляющего большинства наиболее часто встреча-ющихся диагностических обследований. Большие госпитали, в особенности теиз них, которые интересуются локальной спектроскопией и исследованиями вобласти функциональной томографии, сохранят интерес к сильным магнитнымполям, но и они будут покупать томографы со слабыми и средними полями вкачестве вторых и третьих установок для массовых обследований ( и разгрузкиот них большого томографа).

Если бы все это было известно и принято во внимание 8-10 лет назад, тогораздо больше пациентов могли бы получить доступ к МР-томографии, и меди-цинское МР-оборудование могло быть не столь дорогим, как сегодня.

Литература1. RA.Rinck, H.WFischer, L.Van der Elst, Y.Van Haverbeke, R.N.Muller. Field-Cycling Rela-

xometry. Medical AppUcation. Radiology, 168 (1988) 843-8492. D.I.Hoult, C.N.Chen, VJ.Sank. The Field Dependence of MRI. II. Arguments Concerning

Optimal Field Strength. Magn. Res. Med., 3, (1986) 730-746

Релаксация 29

Глава 3

Релаксация

Т1, спин-решеточная релаксация

Возбуждение равновесной системы всегда переводит ее в нестабильноесостояние с большей энергией. Время, в течение которого система будет нахо-дится в возбужденном состоянии, зависит от особенностей системы, как пока-зано на рисунке 3-1.

Для спинов ядер в магнитном поле подобное нестабильное состояние созда-ется с помощью возбуждающего РЧ-импульса - система „накачивается" энер-гией РЧ-импульса. Возвращение ядер в равновесное состояние зависит отлокальных электрических и магнитных полей, на молекулярном уровне воздей-ствующих на возбужденные ядра.

Точно так же, как необходимо создать подходящие условия для передачирезонансной энергии от внешнего окружения к спинам ядер, возбужденныеспины теперь должны подвергаться воздействию электромагнитного поля счастотой, равной или близкой к резонансной частоте, чтобы система спиновсмогла релаксировать. Эта релаксация соответствует возвращению избыткаядер, заброшенных на верхний уровень, обратно на нижний уровень. Изолиро-ванный возбужденный протон в вакууме при отсутствии любых электромаг-

Рис. 3-1.Мяч застрял на вершиненебольшого холма (метаста-бильное энергетическоесостояние), а два мальчикапытаются сбросить его вниз,кидая в него камнями. Сточки зрения статистики,двое мальчиков сбросят егобыстрее, чем один.

30 Релаксация

нитных полей, может находится в таком состоянии несколько лет, прежде чемвернется в равновесное состояние с низкой энергией. Однако, если протон нахо-дится в окружении воды, то соседние протоны могут „стимулировать" его так,что релаксация произойдет на несколько секунд.

Этот процесс перехода из возбужденного состояния в равновесное называетсяспин-решеточным релаксационным процессом или продольной релаксацией.Он характеризуется временем релаксации Т1. Время релаксации Т1 - время,необходимое для перевода 63% ядер в состояние равновесия после их возбуж-дения 90-градусным импульсом.

Т1 зависит от нескольких параметров:- тип ядра,- резонансная частота (напряженность магнитного поля),— температура,— подвижность (микровязкость),- наличие больших молекул,- наличие парамагнитных ионов или молекул.

Два последних фактора представляют особый интерес. В чистой воде движение(трансляционное перемещение, вращение и др.) каждой малой молекулыпроисходит очень быстро. Каждая молекула имеет собственное магнитное поле,и в чистой воде ориентация каждой молекулы быстро меняется, что создаетфлуктуирующие магнитные поля на ядрах соседних молекул. Чтобы вызватьрелаксацию, частота этих реориентаций должна быть равна резонанснойчастоте чистой воды или близка к ней. В чистой воде частота этих реориен-таций гораздо выше Ларморовой частоты, поэтому релаксация не очень эффек-тивна.

Однако, если добавить в воду мало подвижные большие молекулы, подобныебелкам, водные молекулы будут взаимодействовать с белками. Такое взаимо-действие заключается в кратковременном присоединении молекулы воды кмолекуле белка и последующем ее освобождении от этого соседства.

Эти кратковременные взаимодействия радикально уменьшают времяреориентаций молекул воды, ускоряя таким образом релаксацию (Рис. 3-2 и 3-3). Вследствие этого, время релаксации Т1 воды в живых тканях всегда короче,чем Т1 в чистой воде. Чтобы охарактеризовать это движение молекул исполь-

О Н20 molecule

Protein or othermacromolecule

Рис. 3-2.Молекулярное движение вчистой воде, т.е. воде вобъемной фазе, гораздобыстрее, чем в воде околомакромолекул или мембран.Чем медленнее молекул-ярное движение, тем корочевремя релаксации Т1 (и Т2);на рисунке это показаноизменениями яркости.

Релаксация 31

Рис. 3-3.МР-томограмма мозга послеудаления опухоли, контрастсоздан влиянием Т1.Области, заполненныежидкостью, — темные(длинное Т1), тогда как зоныотека яркие. Причинатакого поведения сигналаобъяснена на Рис. 3-2:объемная вода движетсябыстрее, связанная спротеинами вода в зонеотека движется медленнее(короткое Т1).

зуют время корреляции (т), которое является мерой минимального времени,необходимого молекуле на реориентацию (на угол порядка 1 радиана).

В табл. 3-1 перечислены типичные значения Т1 нормальных тканей. Вдополнение к этой таблице, в Гл. VII приведены данные о Т1 тканей мозга вразных магнитных полях.

Т1 зависит от магнитного поля. Это влияет на контраст в МР-изображении ине позволяет прямо сопоставлять количественные Т1 данные, полученные вразных магнитных полях. Поэтому всегда необходимо указывать, в каком полеизмерены Т1, на которые вы ссылаетесь.

Таблица 3-1. Значения Т1 некоторых тканей человеческого организма, измеренныепри 0.15 Т.

Ткань/орган

Жировая тканьПеченьПоджелудочная железаСелезенка

Т1 (мс)

246377463646

Ткань/орган

мозговое веществокорковое веществоКостный мозгМышцы

Т1 (мс)

696590502514


Рис. 3-4.Присутствие на вершинехолма третьего мальчика,который отфутболивает мячвниз, значительной сокра-тило бы время пребыванияэтого мяча в метастабиль-ном состоянии. Парамаг-нитные вещества действуютна возбужденные спиныаналогичным образом, т.е.сокращают Т1.

Достаточно сложно объяснить, каким образом присутствие парамагнитныхионов или молекул изменяет скорость релаксации воды. Электроны создаютгораздо более сильное магнитное поле, чем ядра: но при спаривании электроновостается лишь слабое суммарное поле. В парамагнитных ионах мы имеемнеспаренные электроны, реориентация которых создает очень сильные флук-туирующие магнитные поля, а это приводит к существенному уменьшениювремени релаксации (Рис. 3-4). Типичные парамагнитные вещества включаютMg2"1", Cu2+, Fe2+, Fe3+, Gd3+, свободные радикалы, молекулы кислорода.

При некоторых обстоятельствах эта способность парамагнитных веществизменять скорость релаксации можно применять для изменения контраста МР-изображений - именно поэтому они используются как магниторезонансныеконтрастирующие вещества (см. главу 9).

Т1 релаксация в сложных системах

Живые системы содержат большое число химических компонент, которыевлияют на наблюдаемый сигнал протонного магнитного резонанса. Эти компо-ненты имеют разное время релаксации. Поэтому важен анализ наблюдаемогосигнала в терминах параметров различных подсистем, дающих в него вклад(их концентраций и времен релаксации), хотя это и не просто.

Чтобы упростить рассмотрение, будем считать, что система состоит из двухкомпонент. Рассмотрение проводится для Т1 и Т2 аналогичным способом.

Например, Т1 протонов мускульной ткани при 0.1 Тл равно 300-400 мс, ноболее трех четвертей этого сигнала обусловлено протонами воды, которые вчистой жидкости имеют Т1 порядка нескольких секунд. Или пример из клинич-еской практики: спиномозговая жидкость (СМЖ, CSF) имеет время релаксациипримерно такое же, как и вода. Зона отека мозга, в который содержание водыпатологически велико, тем не менее имеет Т1, которое ближе к значению Т1 дляопухолей мозга , чем для СМЖ.

В чем причина этого несоответствия?Это легче объяснить, применяя понятие скорости релаксации "R^ R: равна

1/Т1. Разные компоненты R: можно складывать, получая новое значение RI.Необходимо подчеркнуть, что любой биологический образец является

сложной смесью различных химических соединений. В таком образце Т1 - это

Т1 релаксация в сложных системах 33

Рис. 3-5.Этот пример с сосудамиобъясняет использованиескоростей релаксациивместо времен релаксациипри рассмотрении сложныхсистем.

параметр, отражающий физические и химические свойства локального окруж-ения исследуемых ядер. Если образец не гомогенный, то эффективное Т1 будетотражать не только средние свойства образца. В большинстве тканей всуммарной скорости релаксации доминирует одна компонента, обычно вода.Иногда две компоненты с существенно разными Т1 присутствуют в сравнимыхколичествах, что создает сложную ситуацию, количественный анализ которойзатруднен.

Рассмотрим две системы, содержащие две различные группы протонов. Однаиз них - быстро, а другая - медленно движущаяся. Каждая имеет поэтому своезначение Т1, а следовательно и Rb

Мы можем сравнить их с примером, приведенным на Рис. 3-5, на которомизображены два сосуда, А и В, наполненных водой. В обоих имеется сливноеотверстие, в В оно больше, чем в А. Скорость, R, с которой вода покидает А и В,можно выразить в миллилитрах в секунду, а время, через которое сосудыопустеют, будет V/R, где V - объем воды (давление воды будем считать посто-янным). Тогда, если вообразить сосуд с двумя сливными трубами, одна — как всосуде А , другая - как в В, то объем V истечет из такого контейнера соскоростью, равной сумме скоростей, обеспечиваемых каждым сливом.

Этот пример поясняет происхождение времени релаксации ткани, составкоторой представлен на рис. 3-2. Хотя мы имеем две различные компоненты, ноизмеряем лишь одно общее время релаксации данной ткани.

Если скорость обмена между обеими группами протонов очень мала илиравна нулю, то возможно различить оба вклада в релаксационное поведение.Физической причиной такого поведения может оказаться, например, наличие вобразцах жира и мышечной ткани. Жир не может обмениваться протонами смышечной тканью. В подобном случае медленного протонного обмена системадемонстрирует двухэкспонентную релаксацию. Другие же биологическиесистемы могут иметь моноэкспонентную релаксацию, как если бы все ядра вних имели одно и то же время релаксации.

Если в эксперименте собрано достаточно независимых отсчетов, то можнопровести количественный анализ релаксационных данных. Однако, частонедооценивают, насколько высокой при этом должна быть точность измерений.


Т1-процесс на макроскопическом уровне

Чтобы наблюдать и измерять величину Т1, можно использовать некоторыеимпульсные последовательности:

Последовательность „восстановление с частичным или полнымнасыщением ( Partial Saturation,Saturation Recovery Sequence) "

Если в начальный момент времени облучить спины 90-градусным импульсом,то намагниченность М0 повернется в плоскость х'-у'. После промежуткавремени TR на спиновую систему воздействует второй 90-градусный импульс(Рис. 3-6). Если TR много больше Т1, то в плоскости х'-у' эта намагниченностьбудет опять равна М0. Но, если TR сравнимо с Т1, то произойдет неполнаярелаксация, а наблюдаемая намагниченность будет меньше М0 (рисунок 3-7).

Временную зависимость Mz (т.е. z-намагниченности, которая равна интен-сивности сигнала) от TR, Mz(TR), можно исследовать, задавая соответству-ющий ряд значений периоду повторения TR (рисунок 3-8).

В простейшем случае возвращение к равновесному состоянию описываетсяэкспоненциальной функцией

Mz(TR) = Mz(0)(l-exp[-TR/Tl]) (2-2)

Таким образом, понятно, что если спиновая система возбуждается с периодомповторения импульса TR меньшим, чем 5Т1, то измеряемая величина намаг-ниченности меньше максимальной величины М0. Насколько меньше, - зависитот отношения TR/T1.

Этот эффект можно с большим успехом использовать, если в данном образцеимеются различные вещества с отличающимся Т1. Появляется возможностьослабить часть сигнала, возникающего в образце. Точно также и различныеобразцы по разному реагируют на последовательность 90-градусных импульсов(Рис. 3-9).

Signal

Рис. 3-6.Последовательность насыщ-ение-восстановление, состо-ящая из 90°-импульсов.Интервал времени междуэтими импульсами назы-вают временем повторения,TR. Когда TR не слишкомпревышает время, необхо-димое, чтобы спиныполностью вернулись кравновесию (т.е. TR <5Т1),то соответствующая интен-сивность FID меньше, чеммаксимальная возможнаяинтенсивность сигнала (см.также Рис. 3-7 и 3-8).

Т1-процесс на макроскопическом уровне 35

90° Pulse

Signal90° Pulse

Рис. 3-7. Последовательность насыщение-восстановление. Намагниченность М„ отклон-яется на 90°. В течение времени повторения TR спиновая система будет релаксировать инамагниченность начнет возвращение к равновесному состоянию. Чтобы измерить вели-чину этой изменившейся намагниченности, мы приложим второй 90°-импульс, которыйвновь поворачивает интересующую нас намагниченность в плоскость х'-у', где ее можномониторировать.

Такова основа контраста, обусловленного вариациями времени TR, в МР-томографии.

Описанная здесь импульсная последовательность с медицинской томографиииспользуется лишь в модифицированной форме, а именно совместно с методомградиентного эха. Это - так называемая FLASH-последовательность, котораябудет описана ниже.

Последовательность „инверсия-восстановление"

Если на находящиеся в равновесии спины воздействовать 180-градуснымимпульсом, то макроскопическая намагниченность М0 инвертируется относи-тельно направления внешнего магнитного поля. Затем намагниченность начи-нает возвращаться назад к равновесному состоянию со скоростью, определ-яемой Т1. Если после промежутка времени TI, времени инверсии, воздейство-вать на спины 90-градусным импульсом, то соответствующая этому моментучасть намагниченности Mz(TI) может наблюдаться в плоскости х'-у'. Используянекоторый ряд значений времени задержки, можно изучить временную


20

500 1000 1500 2000 2500 3000

Рис. 3-8. Величина интенсивности сигнала, измеряемая в эксперименте насыщение-восстановление. TR — время между двумя 90°-импульсами. Показаны две различныеткани с временами релаксации Т1, равными 500 и 1500 мс, соответственно. В течениевремени Т1 сигнал восстанавливается на 63%.

зависимость Mz(TI). Заметим, что спустя время 5Т1, намагниченность возвра-щается к равновесию.

Такую последовательность импульсов 180-90 градусов называют последова-тельностью инверсия-восстановление (рисунок 3-10, 3-11).

В простейшем случае возвращение в равновесию математически может бытьвыражено одноэкспоненциальной функцией (рисунок 3-12):

Mz(TI) = Mz(0)(l-2exp[-TI/Tl]).

Signal Signal

1 A

III2 TR = 2000 ms TR = 1000 ms

TR = 500 ms TR = 100 ms

Рис. 3-9.Три различных образца: (1)- кровь, (2) - мышечнаяткань, (3) - жировая ткань,содержащие, по предполож-ению, одинаковые коли-чества протонов, но разныевремена релаксации, убыва-ющие в порядке номеров, -подвергнуты воздействиюцугов импульсов с разнымивременами повторения TR.Заметьте, что кровь показы-вает наиболее четко выраж-енное насыщение, посколькуона имеет самое длинноевремя Т1.

Т1-процесс на макроскопическом уровне 37

Рис. 3-10.Последовательностьинверсия-восстановление.Намагниченность инверти-руется 180° импульсом. Втечение инверсионнойзадержки (TI) эта намагнич-енность восстанавливаетсясо скоростью, определяемойвременем Т1 данногообразца. В некоторыймомент, в течение этоговосстановления, приклады-вается 90°-импульс, измер-яющий соответствующуювеличину намагниченности.

Signal

180° Pulse

Signal90° Pulse

Рис. 3-11. Последовательность инверсия-восстановлеие. Намагниченность инертиро-вана 180° импульсом. В течение времени инверсии TI спиновая система будет релакси-ровать, т.е. намагниченность начнет свой возврат к равновесному состоянию. Чтобымониторировать величину намагниченности в какой-либо момент, на систему накла-дывают 90°-импу лье .который отклоняет текущую намагниченность в плоскость х'-у' ипреобразует эту намагниченность в сигнал.


100

SI

50

-50

-100

+М„

Tl(ms)

ОI I Т I I I i

1000 2000I I I

3000 4000 5000

Рис. 3-12. Метод инверсия-восстановление: интенсивность сигнала (SI) в зависимостиот TI, времени между 180° импульсом и 90° импульсом. Заметьте, что Mz = 0 при TI =0.69Т1. Приведен пример двух тканей, у одной из которых Т1 = 900 мс, g = 72%, а удругой Т1 = 1500 мс, е = 100%; ТЕ = 2000 мс.

Т2, спин-спиновое время релаксации

После возбуждения спинов РЧ-импульсом, они сначала ведут себя как коге-рентная система, т.е. все микроскопические составляющие намагниченностипрецессируют в одной фазе (все вместе) вокруг направления внешнего магнит-ного поля.

Однако, с течением времени наблюдаемый сигнал магнитного резонансауменьшается, т.к. спины постепенно расфокусируются (рисунок 3-13). Этот спадсигнала в плоскости х'-у' происходит быстрее, чем спад намагниченности вдоль

х1

Рис. 3-13.Явления поперечной релак-сации индуцируют увеличе-ние расфазировки отдель-ных спинов, что вызываетпрогрессирующее убываниенаблюдаемой макроскопич-еской намагниченности.

Т2, спин-спиновое время релаксации 39

оси z. Это ускорение спада в плоскости х'-у' вызвано потерей фазовой когерент-ности микроскопических компонент из-за малых различий ларморовых частот,индуцированных разбросом статических магнитных полей в разных точкахобразца.

Такой процесс характеризуют временем Т2 спин-спиновой релаксации.

Т2 зависит от нескольких параметров:- частоты (менее критично чем Т1),- температуры,— подвижности спинов (микровязкости),- присутствия больших молекул или парамагнитных ионов или молекул.

В жидкостях Т2 близко к Т1, а в твердых телах или системах с медленнымивнутренними движениями (т.е. в системах с большой вязкостью) статическиеполя от соседних ядер становятся заметными и укорачивают время Т2 по срав-нению с Т1. В твердых телах Т2 столь коротко, что сигнал магнитного резонансаполностью пропадает в течение миллисекунды, в то время как в жидкостях онможет длиться секунды.

По этой причине сигнал магнитного резонанса костей и сухожилий имеетмалую величину или отсутствует. Если рассмотреть Т1 и Т2 как функциюмикроскопической подвижности спиновой системы, то для Т1 получим кривую,проходящую через минимум на частоте Лармора, и спадающую - для Т2(рисунок 3-14).

Для чистой воды Т2 равно около 3 секунд и Т1/Т2 равно 1. Т1 для тканейобычно около 1 секунды. Отношение Т1/Т2 достигает больших значений. Длямышечной ткани эта величина около 2 для 4 МГц. Малая величина Т2 показы-вает наличие быстрой расфазировки микроскопической намагниченности, чтосоответствует более широкой резонансной кривой. Другими словами, короткаядлительность FID связана с широкой полосой поглощения в частотной области.Система с большой величиной Т2 имеет узкий пик в частотной области(рисунок 3-15).

На практике наблюдается, что одинаковые образцы могут иметь два разли-чных значения Т2 в магнитном поле одинаковой напряженности. Это связано слокальной негомогенностью, обусловленной двумя явлениями:

Рис. 3-14.Времена релаксации в зави-симости от времени коррел-яции тс. Зона 1: высокаямобильность с быстрыммолекулярным движением;обычно это малые моле-кулы, „свободная" вода.Зона 2: малая мобильность смедленным молекулярнымдвижением; обычно этобольшие молекулы и„связанная" вода.

Т2

Zone 1


Рис. 3-15.FID и соответствующий емучастотный спектр для двухпротонсодержащихоборазцов, с одинаковойрезонансной частотой иконцентрацией протонов, нос двумя разными значе-ниями Т2. Левый образецимеет длинное Т2, длинныйFID и узкий пик в спектрепосле Фурье-преобразо-вания. Правый образецимеет короткое Т2, поэтомуи короткий FID, что вчастотном измерении даетширокий пик.

- статическими и переменными полями от соседних магнитных моментов(ядер и неспаренных электронов),

— неоднородностю основного магнитного поля В0.

Это приводит к спаду наблюдаемого сигнала, еще более быстрому чем Т2. Егоназывают Т2*.

Мы можем вычислить Т1 сложных систем, суммируя скорости релаксации RJ(см. пример с сосудами, рис. 3-5). Подобным образом мы можем вычислить Т2*,суммируя скорости релаксации R2. Наблюдаемая скорость спада R2* при этомсвязывается с истинной скоростью релаксации R2 и со скоростью, вызваннойнеоднородностями поля R2 inh:

R2* = R2 + К2ш,.

Устранить влияние негомогенности позволяет „спиновое эхо", амплитуда кото-рого зависит от времени ТЕ, отсчитываемого от возбуждающего импульса.

Это сделано в одной из самых часто применяемых в МР-томографии импул-ьсных последовательностей - спин-эхо последовательности, стандартной дляМРТ.

Импульсная последовательность Спин-эхо

После того, как система была возбуждена 90°-имульсом , спины дефазируются,т.е. отделяются друг от друга и разбегаются, некоторые двигаясь быстрее, неко-торые двигаясь медленнее в плоскости х'-у'.

Если, после задержки времени, эту систему подвергнуть действию 180°-имульса, то начнется рефокусировка. Ведь теперь быстрые спины оказываютсяпозади медленных, догоняя их, что вызовет эхо в момент времени ТЕ = 2 • т(Рис. 3-16 и 3-17). Создание эха объясняет аналогия, приведенная на рис. 3-18.

180°-импульс поворачивает фазу каждого спина на 180 ° т.е. меняет ее напротивоположную. Положение спинов не изменяется, они продолжают вращ-ение в том же направлении. Однако, этот 180°-импульс заставляет спинывозвратиться в исходное состояние, вместо того, чтобы продолжать все большеудаляться от него. Такая последовательность 90°-180° называется спин-эхопоследовательностью. Если вместо одного 180°-импульса прикладывается

Импульсная последовательность Спин-эхо 41

Рис. 3-16.Импульсная спин-эхо после-дователность. Спиноваясистема возбуждается 90°-импульсом. После времени(т) следует 180°- импульс.Это ведет к образованиюэха. Время между 90°-импульсом и пиком эханазывают эхо-временем ТЕ(echo time). После первого180°-импульса могут следо-вать дополнительные 180°-импульсы, которые создаютдополнительные эхо-сигналы.

несколько 180°-импульсов, то возникает несколько сигналов эха с последова-тельно уменьшающимися амплитудами. Такую последовательность называютпоследовательностью множественных эхо (мульти-эхо).

Огибающая пиков этих сигналов отображает Т2 (рис. 3-19). В центре сигналаэха взаимно уничтожаются все эффекты неоднородностей. Посколькумаксимум амплитуды эхо-сигналов не зависит от неоднородностей и статич-еских градиентов, то эти амплитуды правильно передают спин-спиновуюрелаксацию в образце.

Потоки или диффузия необратимо переносят спины из одной точки образца вДРУГУЮ, приводя таким образом к ослаблению эхо-сигналов. Слева и справа отцентра эхо-сигнала, инициированного 90°-импульсом, спад определяет нестолько Т2, сколько Т2*. Поэтому по сторонам от центра эхо-сигнала сигналспадает быстрее (рис. 3-19).

Рис. 3-17. После возбуж-дения системы 90°-импуль-сом (а) спины начинаютрасфазироваться (в: движ-ение маленьких черныхстрелок по часовой стрелке).Если на эту систему нало-жить 180°-импульс, то разбе-жавшиеся по фазе спинырефокусируются (с: криваялиния показывает такуюрефокусировку одногоспина; рефокусированныеспины — малые серыестрелки). Более быстрыеспины теперь оказываютсяпозади более медленныхспинов, догоняют их (с) исоздают эхо в моментвремени ТЕ (d).


90°

Dephasing

180

Rephasing

Echo

Рис. 3-18. Образование эха в импульсной последовательности спин-эхо можно сравнитьс соревнованиями по бегу. В момент 90°-импульса все бегуны выравнены на стартовойлинии. После 90°-импульса более быстрые бегуны отделяются от более медленных(расфазировка). В некоторый момент времени в ходе соревнования бегунов меняютместами (это момент , когда прикладывается 180°-импульс). Теперь самые быстрыебегуны оказываются позади всех, но они бегут быстрее и поэтому догоняют остальных.Все вместе достигают финиша (создают эхо в момент 2т = ТЕ - эхо-время).

90°

-

180° 180° 180°

Т2 decay curve

(ТЕ - second echo of a multi-echo sequence)

Рис. 3-19. Из FID можно получить только время Т2*, тогда как из спада амплитуд эхо-сигналов можно рассчитать Т2. Несколько 180°-импульсов создают такой цуг эхо-сигналов с уменьшающимися амплитудами (последовательность мульти-эхо).

Практические измерения Т1 и Т2 43

Кросс-релаксация

Твердые вещества, такие как белки и мембраны, имеют широкий диапазонрезонансных частот, что порождает обмен энергией между разными частямиобразца. Такой энергетический обмен называют спиновой диффузией. Приэтом, если некая часть твердого образца релаксирует быстрее, чем остальнойобразец, то для образца в целом релаксация ускоряется. Подобный процессможет происходит между твердыми телами и связанной с ними водой, поэтомуналичие твердых участков (белков и мембран) в тканях способствует умень-шению наблюдаемого времени релаксации воды.

Это помогает усилить контраст изображения (см. Главу 8).

Практические измерения Т1 и Т2

Спин-решеточное и спин-спиновое время релаксации Т1 и Т2 можно измеритьразличными способами и с различной точностью:- определение Т1 и Т2 in vitro,- определение Т1 и Т2 in vivo: локальное измерение,- Т1 и Т2 изображение in vivo.

Определение in vitro

МР-спектрометры высокого разрешение измеряют Т1 в пределах более 3 декад.Измерение in vitro проводятся на малом образце 0.1 мл или большего объема впредельно однородном магнитном поле. Такие измерения проводятся вмагнитных полях большей напряженности, чем обычно используется для МР-томографирования.

Т2 можно измерить с помощью мульти-эхо последовательности. С ростомчисла эхо-сигналов будет расти точность измерения. В клинических измере-ниях обычно используют четыре или восемь эхо-сигналов.

Определение in vivo

В магнитах с большими отверстиями возможно исследовать живые объекты,животных или людей, что является более физиологичным по сравнению с иссле-дованиями удаленных органов и тканей. Одной из проблем измерения временирелаксации in vivo является локализация исследуемого объекта. Подробнееметоды такой локализации рассмотрены в Главе 4. Точность измерения in vivoзависит от числа выделяемых точек и качества локализации.

Т2 и Т1-изображения in vivo

Общераспространенный метод получения Т1 изображения, т.е. изображения,элементы разложения которого определяются только величинами Т1, основанна математической обработке нескольких независимых изображений с разли-чным влиянием Т1. Обычно используют от 2 до 4 изображений. Имея в виду,что релаксация in vivo может быть многоэкспоненциальной, считается, чтопроводить такой анализ по столь малому числу точек на экспоненциальнойкривой — недостаточно правомерно. Т2-изображения рассчитывают по данным,накопленным при томографировании методом мульти-эхо.


Рис. 3-20. (а) — расчетные (чисто) Т1- и (б) расчетные (чисто) Т2-томограммы пациентовс сирингомиелией и сирингобульбией. Поражение в спинном мозге выглядит темным наТ1-изображении и ярким на Т2-изображении, так как жидкости, такие как вода и СМЖимеют длинные значения Т1 и Т2. Длинные Т1 приводят к темным сигналам, длинныеТ2 - к ярким сигналам. Вычисленные (чисто) Т1- и Т2-изображения содержат меньшеинформации, чем Т1- или Т2-взвешенные томограммы, поэтому первые в повседневнойклинической практике не используются.Примечание: Из-за отсутствия стандартизации интенсивностей сигналов на расчетныхТ1- и Т2-изображениях, представления наивысших интенсивностей могут меняться,тогда длинные Т1 могли быть показаны яркими сигналами.

Все методы, связанные с построением изображений срезов изучаемогообъекта, имеют дополнительные источники ошибок из-за неточного построенияграницы среза. Единственный метод, свободный от проблемы построения слоя- реальная трехмерная (3D) объемная интроскопия (см. Гл.5). В последнеевремя достигнут прогресс в применении быстрых томографических последова-тельностей для измерения Т1; этот метод может быть полезным для оценкиконцентраций парамагнитных контрастирующих веществ в рассматриваемоморгане.

Для постановки диагноза „чистые" Т1- или Т2-изображения представляютмалый интерес, так как информация о Т1 или Т2 не предоставляет большойпомощи в дифференциальной диагностике или в характеристике патологии.Более целесообразны многопараметрические изображения.

На рисунке 3-20 даны примеры чистых Т1- и Т2-изображений.

Т1(Т2)-изображения и взвешенные по Т1(Т2) изображения

В клинической практике часто говорят о Т1- и Т2-изображениях или изображе-ниях протонной плотности. Правильнее использовать термины „Т1- (Т2)-взве-

Релаксационные измерения в медицинской диагностике 45

шенное изображение" или „изображение, взвешенное по протонной плотности"(или еще лучше: „средневзвешенные" изображения), потому что эти томо-граммы обычно зависят от всех трех факторов в различных пропорциях, неявляясь „чистыми" изображениями, построенными по вычисленным значе-ниям времен релаксации или протонной плотности. Более подробноеобъяснение дается в Главе VII.

Релаксационные измерения в медицинскойдиагностике

В самом начале медицинских применений магнитного резонанса думали, чтовремена релаксации помогут различить раковые ткани, поскольку значения Т1(и сходным образом Т2) патологической ткани могут существенно отличатьсяот таковых для нормальной ткани той же природы [3]. Но способность разли-чать тип или даже стадию опухолей с помощью времен релаксации так и оста-лась мечтой, несмотря на попытки применения измерений с повышеннойточностью, развиваемые на протяжении ряда лет.

В таблице 3-2 показаны различия во временах Т1 для нормальных и патоло-гических тканей. Хотя величины Т2 определяются более точно по сравнению сТ1 из-за большого числа точек, используемых в вычислениях, нет значитель-ных различий между величинами Т2, например, инфаркта, опухоли илидемиелинизации.

Такое сближение величин обусловлено неоднородностью любого поражения,связанной с наличием васкуляризации, некроза и с состоянием клеток. Приподобных поражениях возможна многоэкспоненциальная скорость релаксациинапример, опухоль мозга и бляшки рассеянного склероза). В этом нет неожи-

данностей из-за гетерогенной природы опухолей. Кроме того, размеры матрици толщина слоя являются ограничивающими факторами в измерении временрелаксации in vivo, так как внутри элемента объема находится много биологич-еских структур. Стандартные отклонения при обработке данных, артефакты иразница в выборе элементов объема разными операторами, - все это дополни-тельные источники ошибок (Рис. 3-21). Изменения системы во времениувеличивают неопределенность.

Поэтому динамические наблюдения за лечением с помощю времен релаксацииоказались трудными и в большинстве случаев мало надежными (рис. 3-22).

Достаточно сложно производить сравнения времен релаксации в измеренияхin vivo и in vitro, так как Т1 меняет свою величину после извлечения ткани.

Таблица 3-2.Значения Т2 нормальных и патологических тканей человека

Нормальная ткань

Белое веществоСерое веществомостмозолистое телоСпиномозговая жидкостьЖировая ткань

Т2 (мс)

96101110120510158

Патологическая ткань

АстроцитомаГлиобластомаОлигодендроглиомаНеспецифич. опухолиИнфарктРассеянный склероз

Т2 (мс)

180170200261170190

Стандартный разброс значений составляет примерно 20% для нормальных тканей и 30%- для патологических (7)


120

72(msec)

100

80approx. time (days)

8

Рис. 3-21.Измерение времен релак-

. сации in vivo можно осущ-ествить от пиксела кпикселу и в областяхинтереса (OH.FOV) различ-ного размера (слева - малыеОИ, центрированные наотеке, опухоли, некрозе ит.п., справа — большая ОИ,вмещающая всю опухоль).Эффекты усредненияобъемов и другие факторывлияют на измерения.

Рис. 3-22.Измерения времени релак-сации идентичных образцовв идентичных условияхмогут проявлять большиестандартные отклонения,как показано на данномпримере. Оценка резул-ьтатов лечения по резул-ьтатам in vivo измерений -сомнительна. Лишь в неко-торых случаях выраженныеизменения позволяют выно-сить обоснование заключ-ения.

Только ткани мозга обнаруживают относительную стабильность времени релак-сации при их извлечении из организма [4]. Подобно Т1-измерениям, измеренияТ2 или методы построения Т2-контрастных изображений различных частейтела - не способствует повышению надежности диагноза.

Литература1. P.A.Bottomley, T.H.Foster, R.E.Argersinger, L.M.Pfeifer. A review of normal tissue

hydrogen NMR relaxation times and relaxation mechanisms from 1-100 MHz. Dependenceon tissue type, NMR frequency, temperature, species, excision, and age. Med. Phys. 11(1984) 425-448

2. P.A.Bottomley, C.J.Hardy, R.E.Argersinger, G.Allen-Moore. A review of !H nuclearmagnetic resonance relaxation in pathology: Are Tl and T2 diagnostic? Med. Phys. 14 (1987)1-37

3. R.Damadian. Tumor detection by nuclear magnetic resonance. Science 171 (1971) 1151-11534. H.W.Fischer, Y.van Haverbeke, PA.Rinck, I.Schmitz-Feuerhake, R.N.Muller. The Effect of

Aging and Storage Conduction on Excised Tissues as Monitored by Longitudinal RelaxationDispersion Profiles. Magn. Reson. Med. 9 (1989) 315-324


5. ЕA.Rinck, В.Appel, E.Moens. Relaxationzeitmessung der weissen und grauen Substanz beiPatienten mit multipler Sklerose. Fortschritte Rontgenstr 147 (1987) 661-663

6. P.A.Rinck, H.W.Fischer, L.Vander Elst, Y.van Haverbeke, R.N.Muller. Field-Cycling Rela-xometry. Medical Applications. Radiology 168 (1988) 843-849

7. P.A.Rinck, S.Meindl, H.P.Higer, E.U.Bieler, P.Pfannenstiel. Brain Honors: Detection andTyping by Use of CPMG Sequences and in vivo T2 Measurements. Radiology 157 (1985)103-106

8. M.Skalej, H.EHiger, M.Meves, A.Bruckner, G.Bielke, S.Meindl, RRinck, PPfannenstiel.T2-Analyse normaler und pathologister Strukturen des Kopfes. Digit Bilddiagn 5 (1985)112-119

9. F.W.Wehrli, R.J.Herfkens, J.R.MacFall, D.Shutts. Contrast and Contrast-to-Noise inMagnetic Resonance Imaging, in: S.B.Petersen, R.N.Muller, RA.Rinck. An Introduction toBiomedical Nuclear Magnetic Resonance. Thieme: Stuttgart, New York 1985. 59-67

48 Интерлюдия II: Блюз „Времена релаксации"

Интерлюдия II

Блюз „Времена релаксации"

Выдающийся контраст мягких тканей - одна из основных характеристик МРТ,которая обусловила столь быстрое развитие этой техники. Этот контраст восновном задан релаксационными явлениями Т1 и Т2.

После радиочастотного импульса процесс возвращения к состоянию равно-весия из возбужденного состояния называют продольной или спин-решеточнойрелаксацией. Она характеризуется временем Т1, которое обычно равно нескол-ьким сотням миллисекунд. Время релаксации Т2 характеризует расфазировкуспинов (т.е. разбегание соседних спинов), поэтому его называют спин-спиновойили поперечной релаксацией. Для тканей Т2 много короче, чем Т1. Например,в магнитном поле 0.5 Тл ткани почек человека имеют Т1 примерно 500 мс, а Т2лишь около 80 мс.

Хотя на создание контраста в МР-томографии влияют и другие факторы, ноглавными являются три: времена Т1 и Т2 и протонная плотность, отражающаясодержание воды в тканях.

П.Мэнсфилд из Ноттингамского университета в 1980 г. заявил:„ЯМР-интроскопия анатомических деталей основана лишь на измерении

содержания воды" [1].Он, однако, отметил, что на изображение, помимо концентрации воды, могут

влиять и времена релаксации.Для разных тканей протонная плотность изменяется не слишком заметно.

Например, для белого и серого вещества головного мозга она отличаетсяпроцентов на 10, а различия между патологическими изменениями мозга иокружающими их нормальными тканями могут быть и меньше. Поэтомупостроение изображений по измерениям протонной плотности (т.е. содержанияводы) в тканях человеческого тела не очень информативны с практическойточки зрения.

В наши дни магнитнорезонансные изображения, на которых значится „взве-шенные по протонной плотности", в действительности отражают и содержаниеводы и значения обоих времен релаксации; никто не пытается вести меди-цинскую диагностику по изображениям, отражающим лишь содержание воды.Обычно в МРТ применяют Т1- и Т2-взвешенные изображения, поскольку этиосновные релаксационные процессы создают контраст в медицинской МРТ.

Опухоли и другие заболевания мозга (такие как рассеянный склероз) плохоразличимы на МР-томограммах, взвешенных по концентрации воды. Это былопродемонстрировано на заре МРТ, когда во многих случаях новым методом неудалось увидеть уже точно установленные заболевания мозга. Введение Т2-взве-шенных импульсных последователностей спин-эхо, изменило это положение.

На Т2-взвешенных томограммах хорошо видны многие патологии. В 1983 г.важность Т2-взвешенныхиузображений была продемонстрирована на конфе-ренции по медицинским применениям магнитного резонанса в Сан-Франциско[2]. После нее все коммерческие компании начали использовать этот метод всвоих томографах: теперь ни одно МРТ-обследование не обходится без него.

Идея использования времен релаксации для медицинской диагностикивпервые была предложена, испытана и запатентована в 1974 году Реймондом

Интерлюдия II: Блюз „Времена релаксации" 49

Дамадианом и его сотрудниками [3]. В то время Дамадиан работал врачом вБруклинском университете штата Нью-Йорк.

Первоначально он предложил использовать времена релаксации для анализатканей, а не для медицинской томографии. Патент США был выдан ему наметод скрининга раковых новообразований. Эта идея быстро овладела умамиисследователей: для медицинской диагностики всегда представляласьпредельно заманчивой возможность неинвазивного анализа тканей, т.е. иден-тификация извне, без прикосновения к телу, злокачественных клеток внутриэтого тела. Заявление Дамадиана о том, что изменения времен релаксациивысвечивает раковые клетки, казалось поворотным моментом в прогрессемедицины. В те дни о релаксации говорили как о священном Граале магнит-ного резонанса.

Дамадиан — колоритная и противоречивая рисунок в кругах специалистов помагнитному резонансу. Он подвергался критике со стороны многих оппонентовне только из-за своего кипучего характера и нестандартного поведения наконференциях, но и по поводу конкретных научных публикаций. Сразу жепосле первой его статьи было указано, что его наблюдения основаны на отдель-ных случаях и не относятся к какому-либо конкретному заболеванию. Это,однако, не остановило его: он продолжал широко рекламировать свою гипотезу.

Несмотря на эту критику, никто не может оспорить, что дамадиановскоеописание изменений времен релаксации в раковой ткани было одним изглавных побудительных мотивов для внедрения магнитного резонанса в меди-цину. Его утверждение о том, что этот метод может обнаруживать рак, в ходедальнейших исследований оказалось частично верным, но на иной основе: МР-томография с ее срезами, основанными на временах релаксации, превратиласьв один из главных медицинских методов, применяемых в диагностике рака инаблюдении за результатами лечения.

Однако, исходная идея ликвидации в больницах отделений паталогоана-гомии и замены их МР-томографами - не осуществилась. Измерения временрелаксации in vivo, основанные на анализе МРТ-изображений, проводились втечение многих лет большим числом исследователей: они пытались использо-вать значения времен релаксации для характеризации тканей мозга, тела,мышц и костей. Усилия оказались бесплодными: все попытки однозначнохарактеризовать или хотя бы дать вероятную классификацию тканей по этомупараметру ни к чему не привели.

Причины этого многочисленны и включают в себя систематические ошибки••гзмерений, неточность метода построения релаксационных кривых по двум~:чкам, неустранимая вариабельность состава ткани, эффекты усреднения-•гзмеряемых объемов, несопоставимость данных разных наблюдателей. Иссле-z: ватели осознали, что бесполезно проводить измерения в какой-либо точке или:*:ласти внутри опухоли: в выделяемом объеме неизбежно оказываетсястишком много разных компонент, включая раковые и некротические клетки,малые сосуды, кальцификаты и другие структуры. Кроме того, значения Т1 иТ2 перекрываются с таковыми для других патологий, а иногда и для нормал-ьных тканей: Т1 и Т2 нормальных тканей меняются с возрастом и с гормонал-ьными циклами, хорошим примером чего являются ткани молочных желез.

В 1985 году было показано, что даже тщательные in vivo измерения Т2 немогут быть диагностическим методом обнаружения рака, его характеристикикли качественного описания [4]. После безуспешных попыток использованияабсолютных значений Т1 или Т2, были предложены различные комбинации Т1т Т2, гистограммная техника, а также более сложные трехмерные отображенияфакторных представлений. Однако, гетерогенность как нормальных тканей,

50 Интерлюдия II: Блюз „Времена релаксации"

так и патологических (доброкачественных и злокачественных), - не позволилиметодам магнитного резонанса заменить анализ тканей, выполняаемый спомощью микроскопа.

Дамадиан утверждал также, что Т1 для раковых тканей всегда больше, чемТ1 в норме. Когда это утверждение было опровергнуто, - рухнула его мечта отом, что МР станет идеальным методом скрининга раковых тканей внутричеловеческого тела. Т1 зависит от магнитного поля, увеличиваясь вместе с ним.В некоторых раковых опухолях и при некоторых полях значения Т1 могутоказаться меньше таковых в здоровой ткани, что мешает их надежному разгра-ничению.

Ежегодно публикуются новые попытки превратить блюз времен релаксации внечто менее печальное. Имеются отдельные описания успешного примененияin vivo изменений времен релаксации. Например, релаксационные данные прилейкемии костного мозга, вероятно, могут обеспечить дифференциальнуюдиагностику этого заболевания [5]. Сходные результаты продемонстрированыдля некоторых других тканей человеческого организма.

Другим очень интересным релаксационным исследованием является изуч-ение непораженного белого вещества мозга у пациентов с рассеянным скле-розом. Бляшки рассеянного склероза в мозгу имеют большее Т2, чем окружа-ющая ткань, что позволяет визуализировать их на Т2-взвешенных спин-эхотомограммах. Однако, выглядящее нормалным белое вещество в другихотделах мозга также затрагивается этой болезнью, и Т2 для него оказываетсядлиннее, чем в норме. Этого недостаточно для диагностики рассеянного скле-роза, но может оказаться полезным для мониторинга терапии или дифференци-альной диагностики.

Литература1. P.Mansfield et al.: Whole Body Imaging and Detection of Breast Tamers by NMR. Philoso-

phical Transactions of the Royal Society of London B289 (1980) 5032. P.A.Rinck et al. Modified Spin-Echo Sequence in Tumor Diagnosis. Magn. Reson Med. 1

(1984) 2373. R.Damadian: Tumor Detection by Nuclear Magnetic Resonance. Science 171, 1151-1153

(1971); and R.Damadian et al. Human Tumors by NMR. Physiol. Chem. and Physics 5 (1973)381-402

4. EA.Rinck et al.: MRI of Brain Tumors: Discrimination and Attempt of Typing by CMPGSequences and In Vivo T2 Measurements. Radiology 157 (1985) 103-106

5. K.E.Jensen et al.: Magnetic Resonance Imaging of the Bone Marrow in Patients with AcuteLeukemia During and After Chemotherapy. Acta Radiologica 31 (1990) 445-448

Химический сдвиг 51

Глава 4

МР спектроскопия

Химический сдвиг

До этого момента мы полагали, что все однотипные ядра резонируют в данноммагнитном поле на одной и той же частоте. Однако, сигналы МР *Н не всепоявляются на одной и той же частоте; например, сигнал жира, вообще говоря,сдвинут относительно „правильного" значения частоты.

Почему протоны воды имеют иную частоту МР, чем протоны жира? Те идругие находятся в очень сильном однородном внешнем магнитном поле, ноиспытывают слабые различия локального магнитного поля из-за различий в иххимическом окружении. Каждое ядро *Н окружено другими ядрами и электро-нами, создающими слабое магнитное поле вокруг себя. Оказалось, что именноэлектроны химических связей в наибольшей степени влияют на локальноеполе, в котором находится данное ядро. Так, в Н20 на ядро 1Н главным образомвлияют электроны связей Н-0 а ядро *Н в жире находится под влиянием элек-тронов С-Н связей.

Такие различия резонансных частот, обусловленные тем, что ядра испыты-вают магнитное влияние разных химических связей, называют химическимсдвигом (Рис. 4-1).

Химический сдвиг попросту равен разности частот, выраженной в Герцах.Эта разность частот изменяется пропорционально магнитному полю, так чтопоказанный на Рис. 4-1 химический сдвиг между водой и жиром в поле 2.35 Тлбудет уже 350 Гц, а в поле 4.7 Тл - 700 Гц.

Рис. 4-1. Химическийсдвиг: протонный СН спектртканей часто выявляет двачетко разделенных пика.Один отнесен к тканевойводе, а другой - к протонамлигандов (в данном случае -триглицерида). Данныеприведены для поляВо = 1 Тл.

v 42,576,100 42,575,955

52 МР спектроскопия

Поскольку это изменение частоты прямо пропорционально изменению внеш-него магнитного поля, то разделив сдвиг в Гц на основную резонансную частотуданного ядра в Гц, получим безразмерное значение химического сдвига,которое не зависит от напряженности внешнего магнитного поля.

Химические сдвиги имеют обычно диапазоны десятков или сотен Гц, тогдакак резонансные частоты обычно находятся в диапазоне от десятка до сотенМГц. Поэтому, величина безразмерного химического сдвига очень мала, еевсегда умножают на один миллион и выражают в миллионных долях (м.д.,р рт)

Фосфорная спектроскопия

Хотя очень легко разглядеть в спектре ткани воду и жир - это не очень интер-есно с медицинской точки зрения. Кроме того эти сигналы настолько велики,что было бы очень трудно на их фоне заметить интересующие нас метаболиты.

Не удивительно поэтому, что МР-спектральные исследования в медицинеимеют тенденцию концентрироваться на других ядрах, среди которых наиболеепопулярно ядро 31Р. Рис. 4-2 показывает, что в данном магнитном поле частота

а 1Н

•1.0 0.8 0.6

К

0.0V relative to 1H

РВг„

(С2Н50)3РPF3 H3P04 PCI5 РН3 [8 ррпл]

300 200 100 О -100 -200 -300 -400 -500 -600

Phosphonates РМЕ РОЕ у- ос- Р-АТР

[5 ррт]

30 20 10 О -10 -20 -30

Рис. 4-2. (а) Общий вид шкалы частот ЯМР некоторых ядер по отношению к частотеМР1!!. (Ь) Шкала химических сдвигов ядер фосфора, (с) Часть шкалы химических сдвигов31Р, в которой дают сигналы фосфорсодержащие молекулы, интересные для биологии.


31Р равна 0.405 от частоты :H, так что в поле 2.35 Тл протоны имеют частоту 100МГц, а ядра 31Р имеют частоту 40.5 Мгц. Очевидно поэтому, что передатчик иприемная катушка для 31Р должны быть настроены на совсем другую частотучем передатчик и катушки для 1Н, т.е. при наблюдении МР 1Н не виднысигналы ядер 31Р, и наоборот.

Тот же рисунок показывает, что 31Р имеет широкий диапазон химическихсдвигов благодаря большому разнообразию типов химических связей, образу-емых атомом фосфора. Однако, те химические сдвиги, которые имеют биологи-ческое значение, попадают в гораздо более узкий интервал (около 25 м.д.).Метаболиты, которые надежно различаются in vivo MP 31Р-спектроскопией, этофосфокреатин (РСг - важный в энергетическом метаболизме), неорганическийфосфат (Pi), фосфомоноэфиры (РМЕ, включающие сахарфосфаты типа глюко-6-фосфатов), фосфодиэфиры (РВЕ, которые могут включать предшественниковлипидов типа фосфорилхолина и фосфорил-этаноламина, а также самилипиды) и аденозинтрифосфат (АТФ, который играет центральную роль в энер-гетическом метаболизме) (см. также Табл. 4-1).

За исключением АТФ, все эти метаболиты имеют только один атом фосфорана молекулу, так что каждая молекула создает лишь один пик в спектре. Этоделает спектры сравнительно простыми для интерпретации, хотя неисключены некоторые затруднения, если клетки содержат заметное числосходных по строению фосфорсодержащих молекул. Так, очень трудно отличитьглюкозу-6-фосфат от фруктозы-6-фосфата и от других гексоз-6-фосфатов,поскольку их пики почти совпадают. Это- общая проблема спектроскопии:способность различения пиков называют разрешением; если два сигнала имеютразность химических сдвигов, достаточную чтобы их пики выглядели раздел-ьными, то такие сигналы называют разрешенными.

В отличие от упомянутых молекул, АТФ содержит три атома фосфора вкаждой молекуле. В а-фосфате с одной стороны присоединен аденозин, а сдругой - фосфат; в (3-фосфате с обеих сторон присоединены фосфатные группы;у-фосфат имеет лишь одну фосфатную группу. Поэтому все три этих атомафосфора химически различны, и мы видим три линии в МР 31Р-спектре АТФ.

Рис. 4-3 показывает 31Р-спектры мышцы ноги человека и человеческогомозга. Спектры очень сильно различаются, хотя в них много „общих" сигналов.Одно из различий заключается в том, что в спектре мышцы более узкие, а вспектре мозга они заметно шире. Это вызвано тем, что в мышечной ткани и вмозге фосфорсодержащие молекулы оказываются в различном физическомокружении.

Однако, обнаруживаемая в МР-спектрах концентрация метаболитов пропор-циональна не амплитуде сигнала, а его площади, так что узкий высокийпик не обязательно указывает на более высокую концентрацию, чем низкий, ноширокий пик.

Таблица 4-1.Перечень сокращений,часто используемых в МР31Р-спектроскопии

ADP (АДФ) - аденозидифосфатАТР (АТФ) - аденозинтрифосфатСг - креатинPi - неорганический фосфатРСг - фосфокреатинPDE - фосфодиэфирРМЕ - фосфомонэфирppin — миллионная доля


PDEPCr

РМЕ

15 10 О -5 -10 -15 -20

Рис. 4-3. (а) 31Р спектр мышечной ткани ноги человека.(Ь) 31Р спектр мозга человека.Различные концентрации фосфорных метаболитов в этих двух типах тканей влияют насоотношение площадей пиков, а различие физического окружения этих метаболитов вданных тканях влияет на ширины пиков.

Другое различие заключается в том, что спектры указывают на заметныеизменения относительных концентраций фосфорных метаболитов. В спектремышцы доминируют пики РСг и АТФ, тогда как в спектре мозга доминируеточень широкий пик PDE, хотя сигналы РСг и АТФ также достаточно сильны.

Хорошую подборку статей о 31Р-спектроскопии можно найти в обзоре Матсонаи Вейнера [6].

Спектры на рис. 4-3 - как бы „мгновенные снимки" метаболическогосостояния тканей, но МР-спектроскопия позволяет также отслеживать изме-нения метаболизма либо за краткий период порядка нескольких минут, либо завесьма долгое время, измеряемое неделями и месяцами.

Рис. 4-4 содержит ряд 31Р спектров ткани икроножной мышцы человека,снятых через каждые 90 секунд. В течение первых трех минут мышца находи-лась в покое, затем в течение 7.5 минут сбор данных производился во времяфизической нагрузки, после чего в течение 12 минут спектры регистрировалисьв процессе восстановления исходного состояния. Эти спектры выстроены такимобразом, чтобы отобразить изменения концентраций РСг и Pi, они отличнодемонстрируют, как РСг используется в мышце под нагрузкой для поддерж-ания постоянного уровня АТФ: в работающей мышце пики РСг отчетливоубывают, тогда как пики АТФ остаются неизменными. В этих спектрах хорошозаметно также возрастание уровня Pi вследствие гидролиза РСг на Сг и Pi в


РСг

Recovery

Rest

[8 ppm] 7.5 2.5 О -2.5 -5

Рис. 4-4. Ряд спектров 31Р, снятых с интервалом 90 секунд между каждым. Спектрыдемонстрируют изменение относительного содержания фосфорных метаболитов принагрузке и отдыхе икроножной мышцы человека.

процессе работы мышцы. Столь хорошее разрешение во времени позволяетизмерять скорость изменения концентраций метаболитов, а также объем этихизменений.

Можно применить спектроскопию также для наблюдения за изменениями,происходящими в течение дней и недель, например, при мониторинге эффек-тивности терапии рака [13].

Преимущества МР 31Р-спектроскопии заключаются в том, что фосфорсодер-жащие метаболиты играют важную роль в энергетическом метаболизме,появляясь в значительных количествах не только в мышцах, но, например, вмозге и в печени. Одним из недостатков in vivo-MP 31Р-спектроскопии являетсясравнительно плохое различие многочисленных метаболитов с почти одинако-выми химическими сдвигами. В in vivo спектре пик РМЕ может содержатьпримерно десяток различных компонент, которые такой спектр не может разре-шить. Другая проблема 31Р-спектров - то, что за пределами видимости остаютсялибо слишком широкие сигналы (например, фосфолипиды), либо - слишкомслабые (например, фосфорилированные интермедиаты гликолиза), либо,очевидно, те метаболиты, которые вообще не содержат фосфора, например,интермедиаты цикла Кребса, аминокислоты, липиды, сахара и т.п. Это озна-чает, что для изучения таких метаболитов, не содержащих фосфора, необхо-димо привлекать спектроскопию по другим ядрам.


Спектроскопия по другим ядрам

Наше рассмотрение спектроскопии было до сих пор сконцентрировано на ядре31Р, т.к. оно дает хорошую возможность для описания основных черт in vivo MPи поскольку 31Р исторически было ядром, наиболее часто изучаемым этимметодом. Однако, интерес к МР ^-спектроскопии нарастает столь быстро, чтотеперь, возможно, протонная спектроскопия применяется уже чаще, чем МР31Р; кроме того, спектроскопия по другим ядрам, таким как 13С и 19F, становитсяболее доступной с помощью стандартного оборудования. Табл. 4-2 показываетнекоторые важные свойства тех ядер, которые представляют интерес в биологи-ческих исследованиях.

Спиновое квантовое число, п, - фундаментальное свойство атомного ядра.Известно в частности, что ядерные спины могут занимать 2п+1 уровнейэнергии, т.е. ядра со спином 1/2 имеют два возможных энергетическихсостояния, тогда как ядра со спином 3/2 имеют четыре уровня.

Ядра со спином, большим 1/2, называют квадрупольными. Важной практич-еской особенностью квадрупольных ядер является чувствительность их релак-сации к флуктуирующим электрическим полям (помимо флуктуирующихмагнитных полей), поэтому их Т1 и Т2 гораздо короче, чем для ядер со спином1/2.

Поскольку мы заинтересованы в максимальной интенсивности сигналов МР,важны обе характеристики ядра - и относительная чувствительность, и естест-венная распространенность данного ядра. Относительные чувствительности 31Ри 13С отличаются лишь вчетверо, но 31Р имеет 100 %-ную распространенность, а13С - лишь 1,1% (т.е. почти 98.9% ядер атомов углерода являются немагнит-ными), а в результате абсолютная чувствительность различается уже в 400 раз.

С другой стороны, ядра 39К примерно в 31 раз менее чувствительны, чем ядра13С, но т.к. естественная распространенность 39К равна 93%, а 13С - 1.1%, тообразец, содержащий калий, создает более сильный сигнал, чем образец с угле-родом в той же концентрации.

Протонная спектроскопия

Популярность исследований методом МР JH быстро возросла по мере преодо-ления технических трудностей и в связи с переключением внимания на такие

Таблица 4-2. Существенные для ЯМР свойства ядер, представляющих интерес для invivo ЯМР-спектроскопии

Ядро

'Н13Q

31р

19F

23Na39Ка

Спиновоеквантовое

число

1/21/21/21/23/23/2

Естественноесодержание

99.981.1110010010093.1

Относительнаячувстви-

тельность

1001.66.6839.3

0.0508

Абсолютнаячувстви-

тельность

1000.018

6.6839.3

0.047

Спектроскопия по другим ядрам 57

метаболические стадии, в которых отсутствуют фосфорилированные метабо-литы. Из всех магнитных ядер JH дает наибольший сигнал МР, а атомы водо-рода входят в состав всех биологических препаратов, интермедиатов ипродуктов. Поэтому протоны — удачный зонд для мониторинга метаболизма[2,6,7].

Имеются, однако, серьезные технические проблемы. Вероятно, главной изних является высокое содержание воды в тканях, дающей огромный сигнал МР1Н. Если в качестве весьма умеренной оценки концентрации воды в тканях мывыберем 65%, то молярная концентрация воды будет близка к 36 М. Посколькув каждой молекуле воды содержится по два ядра 1Н, то концентрация *Нпревысит 70 М. Метаболиты, которые мы хотим наблюдать, имеют максималь-ную концентрацию порядка 10 мМ или менее, т.е. их сигнал по крайней мере в7000 раз слабее сигнала воды. Поэтому необходимы специальные методы,уменьшающие сигнал воды до уровня, сравнимого с сигналами метаболитов.Простейший метод заключается в применении длинного, селективного почастоте, насыщающего импульса, но этот метод, очень эффективный in vitro,может привести к неприемлемому нагреву тканей in vivo.

Многоимпульсные последовательности, например — биномиальные, такжепозволяют ослабить сигнал воды. Если ядра ХН в воде не были возбуждены, тоони, конечно, не смогут дать вклада в наблюдаемый сигнал. Другой методослабления сигнала воды основан на особенностях кривой времени релаксацииТ1. Ядерную намагниченность воды инвертируют селективным 180°-импуль-сом. Сразу после такого импульса намагниченность велика и отрицательна, нототчас начинается релаксация к исходному состоянию. Через 0.69 Т1 послеимпульса намагниченность воды пересекает нулевую линию; это так называ-емая нулевая точка, или время пересечения нуля. В этот момент времени 90°возбуждающий импульс создаст относительно сильный сигнал метаболитов иочень слабый сигнал от протонов воды. При использовании спин-эхо последова-тельности в том или ином методе выделения измеряемого объема, мы можемнастроить процедуру таким образом, чтобы эхо-сигнал возникал именно в тотмомент времени после селективного инвертирующего сигнала, когда сигналводы минимален.

Другой проблемой в МР ХН спектроскопии является малый интервал химич-еских сдвигов. Пики *Н лежат в совсем узком частотном интервале, чтоприводит к перекрыванию сигналов. Эта проблема может быть разрешена спомощью более сильных магнитных полей, но хотя уже существуют биомеди-цинские МР-томографы-спектрометры на все тело с полем 4 Тесла,большинство спектроскопических исследований проводят в полях 1.5-2 Тесла,т.е. на приборах, преимущественно ориентированных на томографию, а не наспектроскопию.

Рис. 4-5 показывает пример протонного спектра нормального мозга человека.

Углеродная спектроскопия

В отличие от ХН и 31Р, магнитный изотоп углерода 13С не является самымраспространенным изотопом этого ядра. 13С присутствует во всех биологич-еских препаратах и соответствующие сигналы имеют широкий интервал хими-ческих сдвигов, т.е. частоты химически неэквивалентных ядер настолькораздвинуты, что вероятность их наложения невелика. Наибольшие затруд-нения в 13С-спектроскопии связаны с предельной слабостью сигналов и осложне-ниями из-за 13С-1Н спин-спиновых взаимодействий.


[5 ppm]

as 3 25

Рис. 4-5. Протонный спектр нормального мозга человека (Сг — фосфокреатин, РСНО —фосфохолин, NAA - N-ацетиласпартат).

Эти взаимодействия приводят к тому, что большинство пиков 13С-спектрабудет разделено на два (или более) соответственно ослабленных сигнала, чтоусложняет спектр и уменьшает отношение сигнал/шум. Этот эффект можноустранить с помощью метода спиновой развязки. Простейшим вариантомявляется прямое облучение на частоте :Н, хотя в эксперименте in vivo этоможет вызвать нагрев тканей.

Разработаны многоимпульсные методы, которые столь же эффективны, как инепрерывное облучение, но используют гораздо меньшую среднюю мощность.Необходимость в развязке означает, что в МР13С-спектрометре должна бытьпредусмотрена возможность одновременной работы на двух частотах; это усло-жняет прибор, увеличивая его стоимость.

Одним из преимуществ МР 13С-спектроскопии является возможность прове-дения исследований с мечеными веществами. Давая животному или пациентувещества с 13С-метками, мы может следить за большими и четко различимымисигналами этих меченных веществ и пытаться выяснить, как они метаболизи-руют в организме. Поскольку каждому положению атома углерода в молекулеотвечает вполне характеристичный сигнал, эксперимент с метками можноиспользовать не просто для доказательства того, какие молекулы взаимодей-ствуют с меткой, но и для достоверного указания точной внутримолекулярнойпозиции такого взаимодействия. Такая информация предельно полезна приизучении биохимических путей, используемых организмом для превращенияодних молекул в другие.

Подобные метки невозможны при применении *Н и 31Р спектроскопии,поскольку эти ядра уже имеют 100% населенность. МР 13С-спектроскопияможет обнаруживать сигналы от Сахаров, липидов и гликогена в печени и вмышцах. Можно получить информацию об углеродном балансе энергетичес-кого метаболизма, которая дополняет информацию, приносимую об этом мета-болизме с помощью МР 31Р-спектроскопии [6,12].

Спектроскопия по другим ядрам 59

Многообещающей областью применения 13С-спектроскопии является анализтаких физиологических жидкостей как кровь и моча. Эта процедура можетосуществляться вполне рутинным образом с помощью аналитических МР-спек-трометров с очень сильными магнитными полями. Для анализа таких образцовможно также использовать и протонную спектроскопию.

Фторная спектроскопия19F дает сильный сигнал МР и имеет 100% распространенность. Методом МР19F были выполнены исследования метаболизма лекарств, содержащих фтор;поскольку в норме организм не дает никаких сигналов 19F, то все наблюдаемыесигналы обусловлены либо самим лекарством, либо его метаболитами.

Несмотря на то, что МР 19F имеет сильный сигнал, нам все-таки в такихэкспериментах необходима концентрация лекарств в тканях порядка 1-10 мМ;во многих случаях такая концентрация недопустимо высока, что и ограничи-вает применения 19Р-спектроскопии.

Резонансная частота 19F очень близка к частоте :Н в том же магнитном поле,поэтому часто вполне возможно проводить исследования методом 19F, испол-ьзуя протонный канал МР-спектрометра без существенных его модификаций[6,9].

Натриевая и калиевая спектроскопия23Na и 39К отличаются от ранее упомянутых ядер тем, что их спин не равен 1/2.Они оба имеют спин 3/2, являясь поэтому квадрупольными ядрами. Обаявляются изотопами с высоким естественным содержанием (100% у 23Na и93.1% у 39К).

2*>х т Я9тт"Na имеет очень высокую внеклеточную концентрацию, а К - очень

высокую внутриклеточную концентрацию; оба играют важную роль в ионномбалансе. Существенным отличием между этими ядрами является то, что 23Naимеет достаточно сильный сигнал, сравнимый с сигналом 31Р, тогда как сигнал39К весьма слаб.

Фактически абсолютная чувствительность 39К втрое выше, чем у 13С, носигнал 39К гораздо шире из-за очень короткого времени Т2. Это обусловленоквадрупольной релаксацией, которая снижает эффективное отношение сигнал/шум сигналов 39К.

39К имеет также очень низкую резонансную частоту, что увеличивает технич-ескую сложность соответствующего эксперимента. Исследования на животныхбыли выполнены в поле 4.7 тесла; насколько нам известно, в поле 1.5 Тл этоядро пока наблюдать не удалось.

Хотя сигнал 23Na столь же широк из-за квадрупольных эффектов, но егогораздо большая интенсивность позволяет получать информативные спектры.К сожалению, 23Na и 39К практически не имеют химических сдвигов. Другимисловами, все сигналы из образца in vivo имеют одну и ту же частоту. Сущест-вуют методы различения внутриклеточного 23Na и 39К от внеклеточного 23Na и39К с помощью сдвиговых реагентов (напоминающих релаксационные контра-стирующие вещества, используемые в томографии), но их применение покаограничено исследованиями на животных и на клеточных препаратах [5,6,10].


Ядро Преимущества Недостатки

13Q

31р

3Na

Сильный сигналприсутствует во всех

биомолекулахХорошо разрешенные

пики, присутствует во всехбиомолекулах

Сильный сигнал,центральная роль в энер-гетическом метаболизме

Сильный сигнал,отсутствие сигналов в

нормеСильный сигнал,

важная роль в ионномбалансе

Важная роль в ионномбалансе. Высокая внутри-клеточная концентрация

Большой сигнал Н2О,наложение пиков

Слабые сигналы,необходима спин-развязка

с1!!Низкие концентрации,плохая дискриминация

in vivoТребуется высокая

концентрация лекарств

Отсутствие заметныххимических сдвигов

Отсутствие заметныххимических сдвигов

Слабый сигнал

Локальная спектроскопия in vivo

При традиционном применении МР-спектроскопии в химических исследова-ниях образец размещают внутри катушки, и регистрируют сигнал всегообразца. Это имеет смысл лишь постольку, поскольку образец гомогенен. Ноесли мы хотим получить сигналы от живых животных или людей, то результи-рующий сигнал порождается смесью различных тканей, расположенныхвнутри зоны чувствительности катушки. Поэтому, чтобы получить in vivoспектр конкретной ткани, необходимо ограничить или локализовать объем, изкоторого мы реально снимаем сигнал.

Простейшая локализация достигается использованием поверхностнойкатушки. Размер объема создающего сигнал, определяется размером и конфи-гурацией катушки. Хотя такая техника проста и дает хорошее отношениесигнал/шум, к ее недостаткам относятся вклад в сигнал от поверхностныхтканей и уменьшение сигнала от глубоко расположенных тканей, а такжебольшие вариации угла отклонения в пределах возбуждаемого объема.Последняя проблема частично снимается использованием стандартной возбуж-дающей РЧ-катушки для возбуждения всего объема, а поверхностная катушкапринимает сигнал от локализуемого объема, или если применяются специ-альные (адиабатические) РЧ-импульсы.

Другие методы, обсуждаемые здесь, позволяют определить локализуемыйобъем по предварительно полученным позиционирующим томограммам, чтоуменьшает проблему наложения сигнала от посторонних тканей. Качествомагнитного поля внутри исследуемого объема оптимизируется в помощьюлокального шиммирования. Чем меньше объем, тем лучше удается шиммиро-вание, но т.к. сигнал пропорционален объему, то практически слишком малыеобъемы в ХН спектроскопии использовать не удается.

Для реализации локальной спектроскопии по другим ядрам мы должныиметь возможность получить локальный МР ХН сигнал из того же объема: этонеобходимо, чтобы осуществить локальное шиммирование (ибо чувствитель-

Локальная спектроскопия in vivo 61

ность по другим ядрам для этого недостаточна). Предложено много схем лока-лизации. Здесь будут обсуждены три наиболее часто встречающиеся.

Более подробное обсуждение спектроскопических методов можно найти встатье Sauter и др. [11].

Спектроскопия стимулированного эха

Стимулированное эхо есть один из пяти эхо-сигналов, генерируемых последо-вательностью из трех 90°-импульсов.

Если эти три РЧ-импулъса сделаны селективными в трех ортогональныхплоскостях, то стимулированное эхо создается в объеме, возникающем в резул-ьтате пересечения этих трех плоскостей.

Сигнал, возникающий между вторым и третьим импульсами затухает современем Т1, а сигналы возникающие в двух других интервалах - со временемТ2. Результирующее затухание со временем Т2 делает этот метод более подход-ящим для протонов, чем для спектроскопии фосфора, из-за короткого времениТ2 последнего.

Этот метод известен под названием STEAM [3], STEV [4] и VOSY. Методможно осуществить с помощью спинового эхо-сигнала от каждого из трех РЧ-импульсов последовательности. Это создает лучшее S/N, но возникают труд-ности с связи с необходимостью ликвидации нежелательных эхо-сигналов.Подобный метод основан на использовании последователности двойного спино-вого эхо (90°-t-180°-T-180°-FID)

In vivo спектроскопия выбранной точки томограммы ISIS (ImageSelected in vivo Spectroscopy)

ISIS-последовательность [8] (рисунок 4-6) состоит из восьми этапов. На каждомэтапе применяется последовательность, селективных инвертирующих импул-ьсов, за которой следует неселективный возбуждающий импульс. Конкретнаякомбинация из инвертирующих импульсов и регистрирующих фаз - своя длякаждого этапа. Сигнал из области интереса будет накапливаться, а из другихобластей - взаимно уничтожаться, если подходящим образом суммироватьрезультирующие восемь сигналов. Так как наблюдаются сигналы FID, а не эхо,и отсутствует затухание по времени Т2, этот метод хорошо подходит для спек-троскопии фосфора.

Для протонной спектроскопии эту последовательность модифицируют, чтобыподавить очень сильный сигнал от водных структур вне области интереса, т.е.от всего остального образца; это устраняет проблемы динамического диапазона.Такую последовательность назвали OSIRIS. Состоя из восьми этапов, оначувствительна к артефактам движения, приводящим к неполному подавлениюсигнала от воды вне области интереса.

Для эффективной работы ISIS необходимо, чтобы намагниченностьполностью восстанавливалась перед следующим импульсом. Поэтому величинаTR должна быть довольно большой.

Томографирование по химическим сдвигамChemical Shift Imaging (CSI)

Томографирование по химическим сдвигам [3] использует градиенты покаждой из трех осей для присвоения пространственных кодов каждому сигналус применением метода фазового кодирования, более детально описанного в


10 5 0 - 5 -10 -15 -20 -25 (ррт)

15 10 5 0 -5 -10 -15 -20 -25 (ррт)

Рис. 4-6. Фосфорный спектр здоровой мозговой ткани человека (вверху) в сравнении соспектром опухоли мозга (внизу).

Главе 5. Регистрация этого сигнала ведется в отсутствие каких-либоградиентов. Поэтому от каждого векселя (см.главу 5) будет получен обычныйлокальный спектр, привязанный к координатам центра своего вокселя. Этодает возможность сравнить амплитуды одноименных пиков спектра, т.е. иконцентрации соответствующих веществ в разных векселях.

В CSI весь исследуемый объем делится на доволно большие вокселы. Еслиобъем поделить на 512 элементов (8 • 8 • 8), то каждый фазокодирующийградиент будет проходить через восемь значений. Так как проходы незави-симы, то потребуется 512 шагов. После этого трехмерное преобразование Фурьедаст спектры каждого воксела. Главный недостаток подобной техники связан сбольшим количеством данных и чувствительностью к артефактам движения.Чтобы уменьшить эти проблемы в CSI, можно упростить технику локализациии фазовое кодирование применять лишь по одной или двум осям. Главнымпреимуществом химсдвиговой томографии (CSI) является то, что во времяизмерения с каждым шагом фазового кодирования одновременно накапли-ваются сигналы от всех вокселов, что делает этот метод очень эффективным сточки зрения быстрого роста отношения сигнал/шум, позволяя сократить времясбора данных.

Локальная спектроскопия in vivo 63

-13.67[Hz] (Real)

-385

Рис. 4-7. МР-томография по протонным спектрам (МРСТ) пациента, страдающего отглиомы в последней стадии. Вверху слева — обычная Т1-взвешенная спин-эхо МР-томо-грамма. Вверху справа - метаболитные карты (в порядке от верхней левой к нижнейправой карте): N-ацетиласпартата, холина, креатина и лактата. Внизу - избранныепротонные спектры этой опухоли, точки, из которых получены спектры, указывают соот-ветствующие номера.Концентрация N-ацетиласпартата убывает в опухоли и в желудочках, тогда как уровеньхолина в ней возрастает. Места с повышенным уровнем холина не пересекаются сместами повышенной концентрации лактата, который индицирует положение активныхчастей опухоли.Материал предоставлен Универститетским Госпиталем Кельна.


CSI - многообещающий метод, поскольку она выявляет на томограммахконцентрации метаболитов в соответствии с анатомическими структурами,хотя и с существенно пониженным пространственным разрешением. Обычно вМР-спектральной томографии размер объемного элемента по крайней мере в1000 раз больше, чем в МРТ (Рис. 4-7). Однако, в сравнении с обычной спек-троскопией, эффективность спектральной томографии существенно повыша-ется тем, что одновременно собираются данные от большого числа объемныхэлементов, т.е. точки наблюдения не должны быть указаны до эксперимента.

До настоящего времени не вполне ясно, станет ли эта in vivo спектроскопияпризнанным клиническим методом или останется чисто исследовательскимвспомогательным средством.

Литература1. J.Frahm, H.Bruhn, M.L.Gyngell, K.D.Merboldt, W.Hanicke and R.Sauter. Localized High

Resolution Proton NMR Spectroscopy Using Stimulated Echoes. Initial Application toHuman Brain in vivo. Magn. Reson Med. 9 (1988) 79-93

2. D.G.Gadian. Proton NMR Studies of Brain Metabolism. Phil. Trans. R. Soc. bond. A 333(1990) 561-570

3. J.W.Hugg, G.B.Matson, D.B.Twieg, A.A.Maudsley, D.Sappey-Marinier and M.WWeiner.Phosphorus-31 MR Spectroscopic Imaging (MRSI) of Normal and Pathological HumanBrains. Magn Reson Imag. 10 (1992) 227-243

4. R.Kimmich and D.Hoepfel. Volume Selective Multipulse Spin Echo Spectroscopy. J. MagnReson. 72 (1987) 379-387

5. S.J.Kohler, S.B.Perry, L.C.Stewart, D.E.Atkinson, K.Clarke and J.S.Ingwall. Analysis ofMNa NMR Spectra from Isolated Perfused Hearts. Magn Reson Med. 18 (1991) 15-27

6. G.B.Matson and M.WWeiner. Charter 15; Spectroscopy; in: D.D.Stark and W.G.Bradley(eds.): Magnetic Resonance Imaging. 2nd edition. Vol.1 St. Louis (USA): Mosby Book Inc.192. 438-478

7. B.L.Miller. A Review of Chemical Issues in 'H NMR Spectroscopy. N-acetyl-L-aspartate,creatine and choline. NMR Biomed 4 (1991) 47-52

8. R.J.Ordidge, A.Connelly and J.A.B.Lohman. Image Selected in vivo Spectroscopy (ISIS).A New Technique for Spatially Selective NMR Spectroscopy. J. Magn. Reson. 66 (1986)283-294

9. R.Pouremad and A.M.Wurwicz. Cerebral Metabolism of Fluorodesoxyglicose Measuredwith I9F NMR Spectroscopy. NMR Biomed. 4 (1991) 161-166

10. S.A.Rashid, WR.Adam, D.J.Craik and R.M.Wellard. Factors Affecting 39K NMR Detecta-bility in Rat Tissue. Magn Reson Med. 17 (1991) 213-224

11. R.Sauter, M.Schneider, K.Wicklow and H.Kolem. Current Status of Clinically RelevantTechniques in Magnetic Resonance Spectroscopy. Electromedica 60 (1992) 32-54

12. G.I.Shulman, D.L.Rothman and R.G.Shulman. ИС NMR Studies of Glucose Disposal inNormal and Non-Insulin-Dependent Diabetic Humans. Phil Trans R Soc Lond A 333 (1990)525-529

13. T.E.Southon, I.S.Gribbestad, G.Nilsen, K.Nordlid, A.J.Svarliaunet, G.Unsgaard andP.A.Rinck. 31P Magnetic Resonance Spectroscopy in the Follow-up of Patients with Astro-cytomas. Radiol. Diagn. 34 (1993) 11-18

Интерлюдия III: Вялая жизнь клинической спектроскопии 65

Интерлюдия III

Вялая жизнь клиническойспектроскопииРазвитие МР-томографии напоминает взлет ракеты; она стала популярнымдиагностическим методом уже во второй половине 1980-х, всего через 10 летпосле первых наивных экспериментов. На этом фоне удивительно, что меди-цинская МР-спектроскопия, имея гораздо более длительную предысторию, досих пор не вышла за пределы исследовательских лабораторий. Укажем двеглавных причины такой медлительности: клинических применений МР-спек-троскопии было мало, а в большинстве стран никто не хотел финансироватьтакие исследования. Поэтому метод оставался непривлекательным для врачей,больниц и, в особенности, для частной практики.

Одной из первых статей о медицинских применениях МР-спектроскопиибыла публикация Росса и др. в „Новоанглийском медицинском журнале" в 1981году. Они описали изменения в спектрах фосфора при синдроме Мак Ардла [1].

Этот синдром не относится к числу болезней глобальной важности, ни одно издругих мышечных заболеваний не показало значительных измененийфосфорных или протонных спектров, регистрируемых с помощью медицинскойМР-спектроскопии. Вполне объяснимо поэтому, что ни медицинские пользова-тели, ни фирмы-производители МР-спектрометров не проявили интереса кспектрометрам на все тело человека. В 1990 году представитель одной изглавных фирм, выпускающих медицинское МР-оборудование, заявил, что нетникаких клинически эффективных применений МР-спектроскопии. Поэтомуего компания, а также другие производители приборов с сильными магнит-ными полями, ограничили свои инвестиции в разработку этой техники.

Это, однако, никак не повлияло на исследовательскую активность: меди-цинская МР-спектроскопия процветает. В 1982 году на первом конгрессеобщества „Магнитный резонанс в медицине" в Бостоне'были представленылишь две статьи по МР-спектроскопии. Девять лет спустя, в Нью-Йорке наежегодном конгрессе этого общества, ориентированного на исследования, уже190 статей были посвящены результатам МР-спектроскопических исследо-ваний.

Цитируемое ниже заявление типично для многих статей, посвященных МР-спектроскопии и ее применениям:

„Можно надеяться, что новая информация, обеспечиваемая (в данномслучае) с помощью многомерной спектроскопической томографии метаболитовin vivo, в будущем расширит клиническое и научное значение этого метода" [2].

Преобладающее большинство публикаций по поводу МРС либо посвящалисьанекдотическим клиническим случаям, в которых какие-либо изменения вспектрах были (или не были) замечены, либо обсуждали улучшения МРСметодик. Всегда „выражалась надежда", что в один прекрасный день МРСоткроет перед медициной новые горизонты.

Иногда МР-спектроскописты заявляют, что локальная МР-спектроскопиявсего тела не воспринимается клиницистами только потому, что последние неумеют читать и интерпретировать спектры.

„Высокомерие невежд тормозит развитие спектроскопии" - заявляют они.Возможно, это отчасти справедливо, ибо радиологи не имеют биохимическойподготовки и не научены читать и обрабатывать спектры.

66 Интерлюдия III: Вялая жизнь клинической спектроскопии

Врачи, однако, немедленно возвращают мяч на поле спектроскопистов. Ониподчеркивают, что спектроскописты со своими познаниями в химии и физикене имеют никаких идей по поводу возможных медицинских применений спек-тров, интересуясь лишь своими научными играми. Врачи указывают также,что спектроскописты создали море ненадежных данных, в которых утонулавозможная полезная информация.

Другой важный аргумент - малая чувствительность МРС. Фосфорную спек-троскопию иногда называют „двухпиковым резонансом", хотя в действитель-ности в in vivo фосфорных спектров имеется три главных пика. Методфосфорной спектроскопии страдает из-за огромного объема (50—100 см3), изкоторого необходимо собрать сигнал для построения спектра за время, покапациент может сохранить неподвижность в магните. Однако, объемы тканейпорядка 100 см3 не имеют никакого значения для клинического диагноза. Приисследовании опухолей мозга, объем исследуемой МР-спектроскопией обычновключает и опухоли, и некротический центр, и отек и, возможно, геморрагич-еские ткани, а также нормальную, не затронутую заболеванием ткань. Такойобъем слишком гетерогенен, чтобы надежно выявить тип или даже стадиюопухелового процесса. Повторные обследования могут помочь в анализереакции рака на терапию, но даже и это вызывает сомнения.

Протонная спектроскопия более чувствительна и обладает большим объемомметаболической информации, чем фосфорная спектроскопия. Она сберегает отполовины до двух третей времени, необходимого для получения сравнимогофосфорного спектра в поле 1.5 тесла.

Спектроскопические данные обычно требуют специальной обработки, чтобыиз них получить концентрации метаболитов, их отношения и рН тканей. Этисведения дают моментальный снимок макроскопического локального метабо-лизма и распределения метаболитов. В настоящее время как временное, так ипространственное разрешение являются факторами ограничивающими приме-нение МРС, и поэтому пока МРС не может составить прямой конкуренцииоднофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPET) или пози-тронной эмиссионной компьютерной томографии (PET). Однако, МРТ начи-нает конкурировать с этими радиоизотопными методами.

Недавно стало возможным преобразовать спектроскопический результат вметаболические карты. Это позволит создать изображения, которые отражаютконцентрации некоторых метаболитов на анатомическом сечении организма.

Карты фосфатов или других метаболитов могут сообщить спектроскопич-ескую информацию в виде картин, которые более понятны радиологам.Протонные спектры могли бы стать удачным решением при создании такихкарт, поскольку они могут дать сведения о многих метаболитах, таких каккреатин, холин, лактат.

Чтобы интерпретировать такие карты, требуются все-таки существенныепознания в диагностической биохимии. Поскольку сегодняшние радиологи неимеют подготовки в этой области (и слабо подготовлены в МРТ), это являетсяхлебом для знающих спектроскопистов. Во всем мире имеется немного ученыхс такими познаниями, а их подготовка ограничена финансовыми затрудне-ниями.

Остается под вопросом, каким образом клиницисты могли бы воспользоватьсяметодами МРС, применяя МР-аппаратуру на все тело человека.

Во-первых, предстоит найти достаточные клинические и диагностическиеприменения.Эти применения должны быть лучше, чем конкурирующиеметоды, и, если возможно, МРС исследования должны стать быстрее и дешевле,чем сравнимые диагностические методы. Кроме того, для их внедрения в

Интерлюдия III: Вялая жизнь клинической спектроскопии 67

клиническую повседневность, должна существовать терапия для тех болезней,которые найдены у пациента. МРС должна быть способна исключить неко-торые дифференциальные диагнозы лучше, чем иные диагностическиеметоды, и/или МРС должна превосходить их при мониторинге лечения.

Во-вторых, МРС должна быть проста в применении и признана радиологами,в противном случае она останется лишь областью исследований.

С другой стороны, нет никаких сомнений в том, что МРС уже принесла оченьмного для прогресса медицинских знаний и для понимания некоторых аспектовфизиологии человека в норме и патологии. МРС исследования мышечногометаболизма, раковых заболеваний, разрушения тканей при ишемии иинфаркте, а также отторжения трансплантатов во многом способствовали пони-манию этих заболеваний.

Пока, однако, такие исследования не стали полезными в повседневной меди-цинской практике. Кроме того, большим препятствием для медицинской спек-троскопии является то, что в последние годы стали возможными функциональ-ные динамические МР-изображения. Функциональные томограммы позволяютотобразить некоторые рабочие механизмы в теле, такие как отклик зрительныхзон коры мозга на действие света, что дает почти непосредственный доступ кневрологической функции.

Другие области мозга также уже были обрисованы с помощью такой техники,которая может стать мощным конкурентом МРС и вытеснить ее задолго до того,как она достигнет стадии рутинного клинического применения.

Литература1. B.D.Ross et al. Examination of a Case of Suspected McArdle's Syndrome by P-31 Nuclear

Magnetic Resosnance. NEJM 304 (1981) 1338-13422. P.A.Bottomley et al. Human in Vivo Phosphate Metabolite Imaging with P-31 NMR. Magn.

Reson Med. 7 (1988) 319-336

68 Построение изображения

Глава 5

Построение изображения

Характеристики изображения

В компьютерной визуализации (интроскопии), будь то радионуклидные иссле-дования, рентгеновская компьютерная томография (РКТ) или ангиография,магнитно-резонансная томография - изображения образуются из элементов,называемых пикселами (pixels-picture elements), которые, в свою очередь, отра-жают содержание объемных элементов - вокселов (voxels - volume elements).Это показано на рис. 5—1.

В принципе, вокселы могут иметь сколь угодно малые размеры, вплоть доразмеров клетки. В реальности, однако, размер воксела зависит от большогочисла ограничивающих факторов, главными из которых являются объемпамяти компьютера и величина сигнала, получаемого от индивидуальноговоксела. Обычно поэтому ограничиваются созданием 256 • 256 • 1 вокселов наодин срез объекта, которые преобразуют в пикселы. Эти 256 • 256 элементовизображения называют матрицей изображения. Эта матрица образует полезрения (ПЗ или FOV - field-of-view). Если ПЗ охватывает всю голову с размеромот края до края 25.6 см, то при матрице 256 • 256 каждый пиксел представляет1 мм2. Если ПЗ меньше, например, 12.8 см, то при той же матрице пространст-венное разрешение будет 0.5 мм (рис. 5-2).

Методы обработки данных и реконструкции из них изображения определяютразличные формы вокселов.

Изотропные реконструкции используют кубы, в анизотропных методах однаиз сторон длиннее всех остальных. Хотя в плоскости изображения они могутвыглядеть одинаково, их содержание, т.е. вычисленное количество уровней всером отображении пиксела может оказаться различным (рис. 5—3).

и

Object Object invoxels

Object inpixels

Рис. 5-1. Мы хотим изобра-зить фигуру человека,которая для этого математи-чески разбита на объемныеэлементы. В каждом вокселесоответствующие интенсив-ности сигналов усредняются,превращаясь в число,которое отвечает некото-рому уровню серой шкалы.Эти числа используют длясоздания картины, состо-ящей из пикселов.

Характеристики изображения 69

Рис. 5-2. Матрица изображ-ения и поле зрения. Вданном случае мы имеемматрицу изображения 12-12,т.е. сетку из 12 строк и 12столбцов с полным числомпикселов 144. При томогра-фировании туловищаобычно поле зрения выби-рают большим, чем притомографировании головы.Поэтому при даннойматрице изображенияразмеры воксела и пикселав МР-изображениях туло-вища будут больше чем вМР-изображениях головы.

Large field-of-view Small field-of-view

12-12 matrix

Изображения, состоящие из пикселов, могут быть построены от точки к точке,из линий, из слоев или из слоев, вычисленных по данным, собранным от объемав целом(см.рис.5-4).

Почти все методы МРТ, находящиеся ныне в употреблении, используют либопостроение по слоям (планарные методы), либо объемные методы.В первомслучае МРТ эксперимент сосредоточен в выбранном срезе объекта и его частоназывают двумерным (2М) экспериментом, ибо приходится кодировать толькодва пространственных измерения.

Рис. 5-3. Изотропный ианизотропный объемныеэлементы. Хотя оба вокселаимеют одинаковые квад-ратные основания, нижнийиз них вдвое больше пообъему, чем верхний. Онсодержит больше тканей (ипо количеству и по составу),поэтому дает более сильныйсигнал.


Рис. 5-4. Возбужденныеобъемы: точка, линия, слой,весь объем.

я

Локализация спинов с помощью градиентов магнитного поля 71

Рис. 5-5. Влияниеградиентов поля: частотныйдиапазон сигналов расшир-яется.

G

Фурье-преобразования сигнала, отражают химические сдвиги внутри образца,которые можно использовать для создания аналитических спектров.

В экспериментах по визуализации мы имеем дело не с информацией о хими-ческих сдвигах, вместо этого нам необходима информация о месторасполож-ении спинов.

Ранее указывалось, что частота Лармора пропорциональна напряженностимагнитного поля. Если повлиять на частоту сигнала, линейно изменяя напря-женность магнитного поля поперек образца, то частота будет линейно зависетьот соответствующей пространственной координаты. Этот метод называют нало-жением градиентного поля. Сегодня все МР-системы используют такиеградиентные поля (рис. 5-5) для пространственного кодирования.

На рис. 5-6 мы рассматриваем три малых образца с водой, находящихся вразных положениях вдоль оси х. В отсутствие градиента магнитного поля, нало-женный на эти образцы РЧ-импульс создает сигнал, состоящий из однойединственной частоты; после Фурье-преобразования такой сигнал создаетспектр, состоящий из единственного пика. В присутствии градиента магнит-ного поля при измерении сигнала мы получили отклик, состоящий из трехразличных частот, соответствующих всем трем различным позициам.

Фурье-преобразование такого сигнала создаст спектр из трех пиков, соответс-твующих трем различным позициям образцов. Разности частот между этимипиками будут зависеть как от реального расстояния между образцами, так и отвеличины градиента магнитного поля.

В центре магнита резонансная частота остается неизменной, поскольку вэтом месте градиент не создает никакого эффекта. По обе стороны от центрарезонансная частота будет либо больше, либо меньше, в зависимости отполярности градиента (рис. 5-7).

Рис. 5-8 показывает, как обычно изображают градиент магнитного поля надиаграммах импульсных последовательностей.

Эти градиенты магнитного поля создаются набором катушек, размещенныхвнутри магнита. Они могут создавать поля, которые постоянно нарастают вдолькаждой из трех главных осей (х, у, z). Такие линейные градиенты в стан-дартных клинических приборах имеют величину до 10 миллитесла на метр


No gradient+х

SignalsWith gradient

timeFT

Spectrafrequency

Рис. 5-6. Сигналы испектры трех водныхобразцов в различных поло-жениях на х-оси без налож-ения градиента поля и вприсутствии градиентавдоль оси х. В присутствииградиента сигналы от всехтрех образцов разрешены,причем спектральныеинтервалы между нимизависят от пространст-венных интервалов, раздел-яющих их на оси х, и отвеличины приложенногоградиента поля.

Рис. 5-7. Градиентныемагнитные поля сумми-руются со статическиммагнитным полем. Разли-чные части образца оказы-ваются в полях различнойнапряженности. Только вцентре образца не проис-ходит никакого изменениястатического магнитногополя, а значит и резо-нансной частоты v0.

Ramp timeGradientstrength

Gradientswitched on switched off

time

Рис. 5-8. Схематическоепредставление градиентаполя, используемое надиаграммах импульсныхпоследовательностей. Леваястрелка-время включенияградиента. Верхние горизон-талные стрелки отмечаютвремя нарастанияградиента. Средная верти-кальная стрелка-моментвыключения градиента.Крайняя правая стрелка-амплитуда градиента.

Возбуждение избранных спинов 73

(мТл • м *), но применение малых градиентных катушек позволяет создатьболее сильные градиенты.

Хотя изменения частоты, создаваемые такими градиентами, очень малы всравнении с резонансной частотой, диапазон этих изменений вполне доста-точен для МР-томографии с высоким пространственным разрешением. Такнапример, чтобы на расстоянии 30 см создать частотное распределение в 25кГц, достаточен градиент всего лишь 2 мТл • м"1.

Возбуждение избранных спинов

Применение градиентов позволяет нам локализовать спины внутри нашегообразца, но при этом мы добавляем новое осложнение в эксперимент. Если мывключаем градиент после РЧ-импульса, то это немедленно существенно умень-шает величину того сигнала магнитного резонанса, который дает образец(рис. 5-9).

В идеале, вслед за РЧ-импульсом намагниченность, порождающая этотсигнал, должна остаться направленной вдоль у'-оси и спадать со временем Т2.Однако, даже самые малые неоднородности магнитного поля (АВ0) вызываютразбрасывание (расфазировку) векторов намагниченности в поперечной плос-кости (х'-у'). Эта расфазировка усиливается теми самыми градиентами,которые нам нужны, чтобы локализовать эти спины.

Рис. 5-9. Расфазировка,вызванная наложениемградиента, (а) Намагничен-ность первоначально ориен-тирована вдоль оси у' испадает со скоростью, опре-деляемой Т2. (Ь) Если мывключим градиент магнит-ного поля, то увидим уско-ренное разбегание спинов.Совокупный сигнал естьсумма проекций всех инди-видуальных векторов на осьу', т.е. он уменьшается, (с)Увеличение задержкивремени увеличивает убыльсигнала. Сплошные стрелкисправа изображают соответс-твующий совокупныйсигнал, штрихованныестрелки на рис. (Ь) и (с) -сигналы, которые были быизмерены в отсутствиеградиентов.

net signal


Поэтому, в течение времени, пока мы имеем стабильный градиент и собира-емся измерить сигнал в присутствии именно этого градиента, сигнал будет либоочень слабым, либо его вообще не будет.

Чтобы избежать этой трудности, мы должны восстановить сигнал в присутс-твии градиента магнитного поля. Это можно сделать, применяя или спин-эхоили последовательность градиентного эха.

Метод спин-эхо-томографии

Спин-эхо формируется наложением 180°-импульса в момент времени т после90°-импульса. Вслед за 90°-импульсом векторы намагниченности разбегаютсявследствие вариаций резонансной частоты, вызванных неоднородностямимагнитного поля ДВ0. Наложение 180°-импульса вызывает фазовый сдвиг,который реверсирует расфазировку таким образом, что спустя время 2т после180° импульса эти эффекты АВ0 взаимно погашаются, и возникает сигнал эха.Интервал времени 2т между 90°-импульсом и центром этого эхо-сигнала назы-вают временем эха ТЕ. Один лишь Т2-спад (если ТЕ > Т2) уменьшает интен-сивность эхо-сигнала.

Полная рефокусировка выполняется только в центре спин-эха. По мере ростарасстояния от этого центра нарастает влияние эффектов неоднородности поля.Последовательность спин-эхо рефокусирует также эффекты химическихсдвигов в центре эхо-сигнала. Поэтому в этот момент сигналы воды и жира(разделенные на 3.5 м.д.) окажутся в фазе.

В стандартном (не предназначенном для построения изображения) спин-эхо-эксперименте эффекты расфазировки в обеих половинах эксперимента (до и

180°

RF pulses

Signal

Sampling period

Frequency encoding (read) gradient

Рис. 5-10. Спин-эхо эксперимент с градиентами сбалансированными (затемненныеобласти) в течение последовательности. Тот градиентный импульс, который расположенмежду 90°- и 180°- импульсами, по площади равен заштрихованной части того гради-нета, который включается после 180°- импульса. Поскольку 180°-импульс индуцируетобращение фаз, то эффекты затемненных градиентов взаимно уничтожаются в центреэхо-сигнала. Поэтому градиенты не мешают образованию этого сигнала.


после 180° импульса) вполне идентичны, т.к. вариации локальных полейпостоянны. В томографическом эксперименте мы можем контролировать какдлительности, так и амплитуду визуализирующих градиентов поля, т.е. легкоможем уравнять площади градиентных импульсов в обеих половинах экспери-мента. Рис. 5-10 изображает диаграмму спин-эхо импульсной последователь-ности, в которой переключение градиентов обеспечивает взаимную компен-сацию эффектов расфазировки и фазировки спинов.

Томография по сигналам градиентного эха

Чтобы создать эхо, нам не обязательно требуется 180° импульс; мы можем дляэтого использовать градиенты поля и добиться того же эффекта. Возникаютградиентные эхо-сигналы, которые сейчас широко используются, в особенностив так называемых быстрых последовательностях МРТ.

После РЧ-импульса наш сигнал спадает из-за совместного влияния Т2-спадаи локальных неоднородностей поля. Этот комбинированный эффект описыва-ется временем Т2*.

Изменяя полярность градиента, мы изменяем направление индуцированнойпрецессии, спины начинают рефокусироваться, и через время ТЕ вырастаетсигнал градиентного эха (рис. 5-11 и 5-12). Чтобы создать такое эхо, мы должныуравнять площади градиентных импульсов разной полярности [2].

В этом эксперименте (GRE) измеряется задержанный, но полностью восста-новленный сигнал FID (ССИ). Задержка необходима из-за переключенияградиентов. Рис. 5-13 изображает диаграмму импульсной последовательностиградиентного эха.

Важно помнить, что в этих экспериментах с градиентным эхом, в отличие отспин-эха, эффекты неоднородности поля не уничтожаются. Такой сигнал спадаетбыстрее, поэтому GRE-эксперименты требуют относительно короткого времени.

Используя либо спин-эхо, либо градиентное эхо для восстановления исход-ного сигнала, мы добиваемся его детектирования в условиях пространственногокодирования градиентами.

Рис. 5-11. Образованиеградиентного эхо-сигнала вотсутствие локальных неод-нородностей поля, (а) Сразупосле РЧ-импульса попере-чная намагниченностьвелика, т.к. все спинысинфазны. (Ь) Эти спиныначинают разбегаться пофазе; наложение градиентаполя ускоряет этот процесс.(с) У градиента меняютзнак, спины рефокуси-руются, т.е. „бегут" вобратную сторону до тех порпока (d) - образуетсяградиентное эхо.


RF pulse

Dephasing

Echo

Рис. 5-12. Образование градиентного эха: аналогия с бегунами. В момент РЧ-импульсавсе бегуны находятся на одной стартовой линии. После старта они начинают растяги-ваться вдоль дорожки, градиентное поле ускоряет это разделение. Перемена знакаградиента означает команду „повернуть назад": они бегут к линии старта, от которойболее быстрые убежали дальше. В отличие от спин-эхо эксперимента каждый бегунвозвращается по своей дорожке, чтобы все вместе собрались на линии старта(градиентное эхо). Дополнительные неоднородности поля могли бы распределить бегуновтаким образом, что они не вернутся на линию старта одновременно.

RF pulse

Т2*

Gradient echo

-G +G

Frequency encoding(read) gradient

Рис. 5-13.Образование градиентногоэха. Вместо 180° импульсаиспользуется градиентныйимпульс (-G), за которымследует другой градинетныйимпульс с противополо-жным знаком (+G), он ивызывает градиентное эхо.Сигналы спин-эха спадаютв соответствии с Т2, т.к. дляних все эффекты локальныхнеоднородностей магнитногополя взаимно уничтож-аются. В случаеградиентных эхо-сигналовэто не так: здесь спадсигнала определяетсявременем Т2*, котороевсегда короче Т2.


Пространственное кодированиеДо этого момента наше внимание было целиком сосредоточено на методахвозбуждения сигнала от интересующего нас региона организма.Чтобы полу-чить изображение этого места, определив в нем пространственное распреде-ление структур и другие характеристики, нам необходимо обсудить различныеспособы пространственного кодирования. Эти способы можно разделить на двегруппы: частотное кодирование и фазовое кодирование.

Частотное кодированиеКонцептуально, частотное кодирование - простейший из обоих методов кодиро-вания. Если образец находится в однородном поле, то сигнал магнитного резо-нанса не содержит никакой информации относительно пространственногораспределения, поскольку все части образца имеют одну и ту же частотуЛармора.

Однако когда на образец наложен градиент, то сигнал магнитного резонансасодержит информацию о пространственном расположении резонирующихспинов. Если мы последовательно направим градиент вдоль всех трехпространственных осей, мы можем визуализировать как различные объекты,так и содержание различных тканей в организме с указанием точных кооро-динат этих объектов в трехмерном пространстве.

Рассмотрим те же три водных образца, что приведены на рис. 5-6. Пустьтеперь они будут смещены не только вдоль х-, но и вдоль у-оси.

Когда мы наложили на образец только градиент вдоль х-направления, мы неполучили достаточной информации, чтобы определить положение этих

Рис. 5-14. Используя в двух разныхэкспериментах градиенты поля вдоль х- иу-осей можно установить положения всехтрех образцов с водой, которые смещеныот начала координат вдоль обеих осей.

Рис. 5-15. Метод обратного проециро-вания: те же положения трех объектовнаходят из трех проекций. Дополнител-ьные проекции позволяют, кроме полож-ений, уточнить и форму объектов.


образцов в пространстве. Если, однако, мы повторим опыт дважды, направивградиенты, соответственно, и вдоль х-, и вдоль у-направления, то мы получимдостаточно информации, чтобы установить положения образцов (рис. 5-14).

Проекции, полученные при использовании градиентов, можно рассматри-вать как теневые изображения при освещении лучом света, перпендикул-ярным направлению градиента. Каждая проекция показывает, следовательно,положение объекта вдоль выделенной оси.

Чтобы иметь возможность вычислить форму и положение одного или несколь-ких объектов, необходимо измерить набор проекций для углов от 0° до 180°, сшагами через 1 или 2 между проекциями. Нет необходимости покрыть все 360°,т.к. это можно осуществить простым удвоением проекций, полученных впределах 180°. Все проекции, полученные таким образом, затем подвергаютсяматематической обработке, чтобы создать изображение объекта. Такой подходконцептуально не отличается от используемого в рентгеновской компьютернойтомографии, и именно с его помощью были осуществлены первые демон-страции МРТ [6].

Этот метод имеет общее название реконструкция по проекциям vuiw. обратнаяпроекция (рис. 5-15).

Реконструкция по проекциям в настоящее время мало используется в клини-ческой МРТ, главным образом потому, что она очень чувствительна кэффектам неоднородности основного магнитного поля. Однако, недавние улуч-шения технологии изготовления магнитов настолько уменьшили уровень этихнеоднородностей, что вновь возник интерес к этому простому методу. Одним изего главых потенциальных применений может оказаться визуализацияпотоков, где ошибки, обусловленные движением, серьезно искажают изображ-ения, полученные другими способами их реконструкции [4].

Фазовое кодирование

При частотном кодировании изучаемая система возбуждается в отсутствиекаких-либо градиентов; затем сигнал регистрируют в присутствии градиента.Фазовое кодирование сигнала осуществляют до того, как сигнал записывается,но опять-таки в присутствии градиента.

Немедленно после возбуждения все спины когерентны, никаких фазовыхсдвигов еще не возникло; если мы подождем, то естественный Т2-процесс (атакже неоднородности поля) начнут влиять на наш образец, т.е. начнетсяпроцесс расфазировки (со временем Т2). Однако, если внезапно включитьградиент, то спины начнут быстро разбегаться по фазе. Скорость этой расфази-ровки будет зависеть от положения индивидуального спина и от величиныградиента. Эти фазы соответствующих спинов содержат пространственнуюинформацию. Фазовое кодирование сравнивает эти фазы с фазой опорногосигнала ЯМР на той же частоте. Информация может быть восстановлена спомощью преобразования Фурье.

Описанный эффект наложения различных градиентов на образцы в разныхположениях показан на Рис. 5-16.

Чтобы разрешить п пикселов вдоль у-оси, мы должны повторить экспериментп раз. Кодирующий фазу градиент при каждом повторении изменяется (инкре-ментируется) с постоянным шагом. Эти изменения фазирующего градиентаможно создать, изменяя либо длительности, либо амплитуду градиентногоимпульса. Первый метод был первым и предложен [5], но он имеет тот недо-статок, что на разных фазовых шагах дает разное Т2-взвешивание изображ-

Определение и выделение среза 79

Рис. 5-16.Значение фазового угла,индуцированногоградиентом, зависит как отамплитуды, так и отдлительности этогоградиента. При использо-вании градиентов постоя-нной длительности мыможем задавать фазовыйугол, меняя амплитуду (от Адо D) и полярностьградиента(+Аи-А).

no gradient

+А

-А

ения. Поэтому более предпочтителен метод изменения амплитуды фазиру-ющего градиента [1].

В действительности, частотное и фазовое кодирование очень тесно связанымежду собой. Главным различием между этими методами является то, чтофазовое кодирование завершается до того, как мы начинаем измерять сигнал,тогда как частотное кодирование осуществляется в процессе измерения. Причастотном кодировании мы можем использовать всю эволюцию сигнала вовремени, чтобы собрать нужное число точек измерения; при фазовом кодиро-вании мы такой возможности не имеем и должны повторить эксперимент.

Определение и выделение среза

В томографическом эксперименте определение и выделение среза имеетважнейшее значение. Они определяются характеристиками возбуждающегоимпульса.

Определение среза. Простейший жесткий импульс, который мы использовалипри обсуждении РЧ-импульсов, не имеет четкой ширины полосы и поэтому не


iFourier

Transformation

Рис. 5-17.Гауссов и sine-импульс. В товремя как Фурье-преобразо-вание гауссова импульсадает спектр гауссовойформы, после ФП точногоsine-импульса возник быидеально прямоугольныйспектр. Практическиудается реализовать спектр,близкий к прямоугольному.

позволяет достаточно хорошо определить срез. Чтобы улучшить четкость опре-деления ширины полосы частот РЧ-импульса, мы должны придать импульсуопределенную форму, т.е. менять его имплитуду во времени (рис. 5-17). Широкоиспользуются гауссовы и sine-импульсы, из которых второй дает наилучшийпрофиль среза. Этот импульс имеет математическое определение sinc(x)=sinx/х.

В то время как Фурье-образ гауссианы является также гауссианой, Фурье-образ sine-импульса близок к идеальному прямоугольному профилю. Однако,sine-импульс не оптимален для многих импульсных последовательностей:поэтому за последние годы разработано много альтернативных профилейимпульсов.

Подбор среза. Мы можем выразить величину градиента либо в мТл/м, либо вГц/м. Поскольку импульс имеет фиксированную ширину полосы (в предполож-ении, что длительность импульса поддерживается постоянной), то уменьшениевеличины градиента уменьшает число Гц/м, а это ведет к увеличениютолщины среза (рис. 5-18).

Например, для sine-импульса с шириной полосы 2 кГц увеличение среза-ющего градиента с 4 мТл • м-1 (1.7 кГц/см) до 8 мТл/м (3.4 кГц/см) уменьшиттолщину среза с 11.8 мм до 5.9 мм.

Slice thickness

Рис. 5-18. Толщина слоя(среза). Наклон графиковградиентов в направлениистрелок, т.е. уменьшениевеличины градиента —увеличивает толщину среза.

Определение и выделение среза 81

Рис. 5-19.Толщина слоя (среза).Длинные импульсы ведут ктонким слоям, а короткие -увеличивают толщинусреза.

Наложение РЧ-импульса в отсутствие каких-либо градиентов поля приведетк возбуждению всего образца. Если градиент поля включен одновременно с РЧ-импульсом, то магнитное поле, а с ним и резонансная частота, будут менятьсяв зависимости от положения точки измерения внутри образца. РЧ-импульс начастоте резонанса создает возбуждение в центре магнита, где градиент несоздает никакого эффекта (рис. 5-7). Ядра, находящиеся вне центра, не могутбыть возбуждены РЧ-импульсом на частоте Лармора.

То расстояние (или, что то же, толщина среза), внутри которого выполняютсяусловия резонанса для центра магнита, определяется интервалом частот(шириной полосы), содержащихся в возбуждающем импульсе и величинойградиента магнитного поля. Если РЧ-импульс содержит только точно опреде-ленную полосу частот, то возбуждение произойдет лишь для точно определен-ного интервала положений, что соответствует точному подбору места срезавнутри образца.

Длительность РЧ-импульса и связанная с нею ширина его полосы - второйфактор, влияющий на толщину среза. Чем длительнее импульс, тем тоньшебудет срез (рис. 5-19). Практически для уменьшения толщины среза удлиняютвремя появления эха (ТЕ). Поскольку ТЕ измеряется от центра импульса, тоболее длительные импульсы для получения более тонких срезов ведут к необхо-димости удлинения начального ТЕ, а это, в свою очередь, влияет на экспо-зицию, артефакты изображения и на контраст.

Изменение частоты РЧ-импульсов соответствует смещению положения резо-нирующих ядер от центра образца. Таким образом мы можем предвигать срез влюбое нужное нам положение вдоль выбранной оси (рис. 5-20). Для поперечногосреза градиент, образующий этот срез, прикладывают вдоль оси z, для коронал-ьного среза соответствующий градиент прикладывают вдоль у-оси, градиентвдоль х-оси создаст сагиттальный срез.

Многослойная томография (Multiple Slices)

Во многих импульсных последовательностях образуется весьма длительнаязадержка между каждым возбуждением (время повторения - TR) конкретногосреза: это время необходимо для восстановлени намагниченности. Посколькувремя Т1 продольной релаксации тканей достаточно велико, то указанная заде-ржка между повторными возбуждениями может достигать трех секунд. Чтобыболее эффективно использовать это время, мы можем возбуждать несколькопараллельных срезов за каждый такой интервал.


RF pulse

-50 -25 0 +25 +50

X х / t \ЧkHz

Resonance frequency 42.57 MHz

Рис. 5-20. Перемещениеположения среза. В поле 1.0тесла резонансная частота вцентре образца будет 42.58МГц. Изменяя частотузаполнения нашего РЧ-импульса на несколькокилогерц, мы сдвигаем срезот центра.

Это достигается изменением частоты РЧ-импульса. Такую процедуру можноповторить и получить серию срезов (рис. 5-21 и 5-22). Достижимое такимобразом число срезов можно вычислить, разделив время повторения ТЕ навремя ТЕ, необходимое на каждый срез, например, TR=400 мс, ТЕ=50 мс:тогда теоретически возможное число срезов равно восьми (на практике - семи,т.к. на каждый срез требуется чуть больше времени, чем ТЕ).

TR

Рис. 5-21. Возбуждение нескольких слоев за один цикл TR (спин-эхо импульсная после-довательность). Каждому слою отвечает несколько измененная частота заполнения соот-ветствующих импульсов, поэтому возбуждаются лишь выбранные ядра, т.е. срезы. Вкаждом слое можно организовать несколько эхо-сигналов, это будет многослойнаямульти-эхо последовательность.

Полный томографический эксперимент 83

Рис. 5-22. Восемь параллельных сагиттальных срезов через головной мозг с контрасти-рованием опухоли парамагнитным агентом.

Если время повторения достаточно велико, то можно создать не тольконесколько срезов, но и несколько изображений с возрастающими ТЕ на срез.

Такой метод называют мульти-эхо-мульти-срез-последовательностью.Обычно при исследованиях головного мозга получают 15 или 16 параллельныхсрезов в поперечной плоскости с различным Т2-взвешиванием. Время повто-рения TR при этом берут около 2000 мс, времена этих эхо (ТЕ) 20 и 80 мс.

Некоторые возможные конфигурации срезов изображены на рис. 5-23. Еслисчитать, что нет никакого перекрывания между срезами, то каждый срез совер-шенно независим от всех других. Если же перекрывание происходит, то РЧ-импульсы, возбуждающие различные срезы, интерферируют друг с другом,срывая, к примеру, Т1-восстановление в соседних срезах, что уменьшает отно-шение сигнал/шум и искажает интенсивности сигналов.

Полный томографический эксперимент

В двумерной МРТ срез возбуждается, например, наложением селективного РЧ-импульса в присутствии z-градиента. Для получения пространственной инфор-мации в плоскости (х,у) существует два различных метода: простое частотноекодирование и метод двумерного Фурье-преобразования.

Частотное кодированиеОба оставшихся градиента (х и у) комбинируют, создавая результирующийградиент определенной величины и направления. В присутствии такогоградиента регистрируют FID. Затем градиент поворачивают на заданный угол,и этот процесс продолжают вплоть до завершения сбора достаточного объемаинформации.

На основе частотных спектров реконструируют изображение, используяметод обратной проекции, как это показано на рис. 5-15.


• ill

Рис. 5-23. Единичный и множественные срезы, (а) — единичный срез; (Ь) — множест-венные срезы с широкими промежутками; (с) — множественные срезы без промежутков;(d) - налагающиеся друг на дцруга.

Метод двумерного преобразования Фурье

Этот метод комбинирует фазовое и частотное детектирование. Он является внаши дни стандартным методом МР-томографии.

Один из градиентов, скажем у-градиент, включается, позволяя спинамрасфазироваться в соответствии с величиной этого градиента. Через некотороевремя у-градиент выключается, и регистрируется FID, либо спин-эхо, вприсутствии х-градиента.

Таким образом, у-градиент служит в качестве фазокодирующего градиента(его часто называют препаративным градиентом), а х-градиент кодируетчастотную информацию (его называют считывающим - read-out-градиентом).Система возбуждается повторно, но с изменением либо длительности, либо,чаще, величины у-градиента. Это повторяется п раз, чтобы получить в у-направлении п пикселов, для возбуждения каждого из которых прикладываетсясвой фазокодирующий градиент. Поскольку эффект неоднородности поляодинаков для каждого из повторений, он никак не влияет на качество изображ-ения; он слегка отражается на нулевой линии. Эта особенность - одно изглавных преимуществ метода двумерного Фурье-преобразования.

^Рис. 5-24. Полный эксперимент по двухмерной 2D Фурье (FT) — спин-эхо томографии.(a) - вверху - Данная процедура состоит из подобранных пар 90°- и 180°-импульсов,поперечных срезов через мозг (z-направление), фазового кодирования (у-направления) ичастотного кодирования (х-направление).(b) - слева - Упомянутые фазокодирующие градиенты меняют фазу от строки к строкепоперечного среза; частотнокодирующие градиенты приписывают конкретную частотукаждому столбцу. Объединение частотной и фазовой информации позволяет создатьсетку, в которой каждый пиксел обладает однозначной комбинацией частотного и фазо-вого кодов. Для этого процедуру обычно повторяют 256 раз, каждый раз меняя значениефазокодирующего градиента, что и создает томограмму с размерностью 256 • 256.

Полный томографический эксперимент 85

а И90 180°

RF pulses

slice selection

phase encoding

frequency encoding

phase information

frequency information


1

Phase

i

^ Frequency ^

t

Л ~

Рис. 5-25.К-пространство. Матрица первичныхданных состоит из площади, которая должнабыть заполнена информацией, необходимойдля создания МР-томограммы. Элемент К-пространства - это точка пересечениястроки фазового кода со столбцом частотногокода. В к-матрице пространственно кодиро-ванные МР-сигналы собираются в течениевремени действия частотнокодирующегоградиента.

Полученная в результате двумерная матрица экспериментальных данныхподвергается обработке по алгоритму двумерного Фурье-преобразования, что исоздает томограмму.

Такое комбинирование частотно- и амплитудно-инкрементируемого фазо-вого кодирования называют также двумерной спин-подтягивающей томогра-фией (spin-warp).

Рис. 5-24 и 5-25 суммируют весь двумерный эксперимент Фурье-томографиина конкретном примере спин-эхо последовательности.

Представление К-пространства

Для тех, кто не имеет соответствующей математической подготовки, не легкополностью, шаг за шагом, представить себе те вычислительные процедуры,которые обеспечивают создание томограмм. Чтобы пояснить, каким образомсобирают и обрабатывают данные о частотных и фазовых кодах, полезно озна-комиться со способом простроения матрицы экспериментальных данных (рис.5-25).

Эта матрица первичных данных отличается от матрицы изображения. Онаявляется вспомогательным математическим средством, называемым К-пространством. К-пространство, т.е. таблицу первичных данных, предстоитзаполнить информацией, предназаначенной для последующей математич-еской обработки ( в данном случае - Фурье-преобразования) с целью формиро-вания изображения. Рис. 5-26 показывает, каким образом этот объем заполн-яется информацией.

Те точки, которые находятся в центре этой матрицы первичных данных,соответствуют низким пространственным частотам. Удаление от центра соот-ветствует росту пространственной частоты [8]. В последующем изображениинизкие пространственные частоты определяют число уровней сигнала (т.е.контраст), а высокие пространственные частоты определяют границыэлементов изображения (резкость).

Выявление малых объектов является неотъемлемым признаком контраста итребует высоких пространственных частот; поэтому такие частоты при повы-шении пространственного разрешения также дают вклад в контраст. Макси-мальный вклад в интенсивность сигнала создают данные, записанные вблизицентра К-матрицы, поскольку на них действовали малые считывающие ифазовые градиенты, т.е. для них характерна малая расфазировка.

ехмерная Фурье-томография 87

1stTR 2ndTR 3rdTR 256th TR

Рис. 5-26. В обычных импульсных последовательностях, таких как спин-эхо, за одинцикл времени повторения заполняется одна строка К-пространства (в каждом томогра-фировании обычно повторяют 256 циклов TR).

Фурье-изображение по неполному набору данных

Чтобы уменьшить время сканирования, оказывается возможным пропуститьчасть фазокодирующих шагов, оценив их значения на основе уже собранныхданных, используя свойство сопряженной симметрии данных [7].

Затем изображение строится обычным образом. В идеале, понадобилось бысобрать лишь половину полного набора данных, но дефекты магнитного поля ивлияние потоков создает фазовые ошибки. Для компенсации таких ошибокнеобходимо собрать чуть больше половины полного набора данных и использо-вать этот избыток для коррекции фазы. Если собрано более 70% первичныхданных, то фазовая коррекция не нужна.

При использовании спин-эхо последовательности требуется лишь 55 % шагов,кодирующих фазу, чтобы точно воссоздать изображение. При использованииградиентного эха требуется несколько большая доля данных, поскольку этометод создает большие фазовые ошибки из-за дополнительных неоднородно-стей поля, влияющих на сигнал градиентного эха.

В обоих случаях полученное изображение будет иметь ухудшенное отно-шение сигнал/шум в сравнении с изображением с использованием всех шагов,кодирующих фазу: при использовании свойств симметрии мы заполняем поло-вину К-матрицы данными, шумы которых коррелировали с шумами из изме-ренной половины.

Трехмерная Фурье-томография

Двухмерную спин-подтягивающую последовательность можно преобразовать втрехмерную последовательность, возбудив весь образец дополнительным РЧ-импульсом в отуствие градиента, задающего срез.

Чтобы получить пространственную информацию, которую раньше кодировалz-градиент, мы должны применить второй фазокодирующий градиент. Чтобыобеспечить полное пространственное кодирование в избранном объеме, необхо-димо шаг за шагом перекрыть этим вторым фазокодирующим градиентом всюобласть значений, которая перекрывалась каждым шагом первого фазокодиру-ющего градиента.


3

\

M

111

Рис. 5-27.Сверху: двухмерные (2D)множественные срезы,в центре: трехмерный (3D)пакет, который можноиспользовать для созданиядвухмерных срезов,внизу: полный трехмерныйобъем, который можноиспользовать для вычис-ления срезов в любомнаправлении внутриобъема.

Главным недостатком трехмерной томографии является слишком большоевремя сканирования, если только не применять очень короткого времени повто-рения. Главным преимуществом трехмерного метода является большое отно-шение сигнал/шум в сравнении с двухмерным методом ( при постоянномразмере воксела отношение сигнал/шум растет как квадратный корень изчисла срезов).

Другими преимуществами являются: пространственная согласованностьсрезов (чего нет в методах многослойной томографии), возможность построениялюбой желаемой ориентации среза по одному и тому же набору первичныхданных, возможность получения очень тонких срезов, а также то, что профильсреза в трехмерном наборе - строго прямоуголен.

Дополнительными осложнениями, связанными с ЗВ-томографией, являютсярезкий рост требований к системе обработки данных. Рассмотрение трехмер-ного набора данных с 64-128 изображениями полученными за одно сканиро-вание, требует отдельной рабочей станции. Кроме того для каждого наборатрехмерных данных мы имеем лишь один тип контраста.

Компромиссом между трехмерной и двухмерной томографией являетсявозбуждение толстого среза (slab), который затем подвергается внутреннемусубкодированию на срезы с использованием трехмерной последовательности [3](рис. 5-27). Это позволяет точно выделить область трехмерного анализа, но еслипри этом используют лишь малое число шагов фазового кодирования в третьемизмерении, то могут возникнуть существенные артефакты типа „звона".Используемые слябы должны иметь хороший профиль среза; в противномслучае некоторые из срезов можно применить для кодирования границ слябов,чтобы избежать „звона" [3].

Литература1. WA.Edelstein, J.M.S.Hutchison, G.Johnson and T.W.Redpath. Spin Warp NMR Imaging.

Phys Med Biol 25 (1980) 751-7562. J.M.S.Hutchison, W.A.Edelstein and G.Johnson. A Whole Body NMR Imaging Machine.J.

Phys. E. Sci. Instrum. 13 (1980) 947-955


3. G.Johnson, J.M.S.Hutchison, T.WRedpath and L.M.Eastwood. Improvements in Perfor-mance Time for Simultaneous Three-dimensional NMR Imaging. J Magn Reson 54 (1983)374-384

4. K.J.Jung and Z.H.Cho. Reduction of Flow Artifacts in NMR Diffusion Imaging Using View-angle Tilted Line Projection Reconstruction. Magn Reson Med 19 (1991) 349-360

5. A.Kumar, D.Welti and R.R.Ernst. NMR Fourier Zeugmatography. J Magn Reson 18 (1975)69-83

6. PC.Lauterbur. Image Formation by Induced Local Interactions: Examples EmployingNMR. Nature. 242 (1973) 190-191

7. J.R.MacFall, N.J.Pelc and R.M.Vaurek. Correction of Spatially Dependent Phase Shifts forPartial Fourier Imaging. Magn Reson Imag 6 (1988) 143-155

3. D.B.Twieg. The k-Trajectory Formulation of the NMR Imaging Process with Applications inAnalysis and Synthesis of Imaging Methods. Med Phys 10(1983) 610-621

90 Быстрая томография

Глава 6

Быстрая томография

Введение

Обычная МРТ - медленный томографический метод. Все классические томо-графические последовательности имеют большие времена сканирования,например, получение одной спин-эхо-томограммы занимает от четырех додвадцати минут.

Главными факторами, определяющими время получения изображения,являются, с одной стороны, большие времена релаксации, а, с другой стороны, -желаемое значение отношения сигнал/шум и пространственного разрешения.

Спины в тканях почти полностью восстанавливаются через время 5Т1. Чтобыполучить оптимальный сигнал, надо ждать именно столько времени. Поэтому,чтобы получить изображение, не испорченное неполным завершением Т1-процесса за время TR, необходимо использовать относительно длинные TR,особенно в сильных магнитных полях, где Т1 тканей превышает 1 секунду.

Время t сбора данных для одной томограммы можно вычислить по формуле

t = ТЕ • NOL • NEX

где ТЕ - время повторения; NOL - число линий в изображении (т.е. числошагов фазового кодирования, обычно оно равно 256 (или 128) в рутинной томо-графии); NEX - число возбуждений (т.е. число усреднений данных).

Если ТЕ=2 с, NOL=256, a NEX=2, то время сбора данных будет 1024секунды (т.е. 17 минут и 4 секунды).

Обычно столько и требуется для получения Т2-взвешенной томограммы. Какпоказано на рис. 6-1, на время сканированиа влияет много факторов, причемизменение одного из них вызывает взаимозависимое изменение других.

С самых первых дней существования МРТ прилагались усилия, чтобы сокра-тить время томографирования. Например, лучшее отношение сигнал/шум

Signal-to-noise

Matrix size

TR \V (256 times)11 • • •

Рис. 6-1.Время томографированиязависит от множествафакторов, среди которых -отношение сигнал/шум ипространственное разре-шение. Лучшее пространст-венное разрешение приодном и том же отношениисигнал/шум может потребо-вать большего числа нако-плений (усреднений, numberof averages - NEX).

Введение 91


множественные эхо-сигналы. Обычно, каждое спин-эхо при каждом возбуж-дении заполняет одну сторону промежуточных данных одного изображения.Поэтому п эхо-сигналов приводят к п изображениям с контрастом, изменяющ-имся по мере роста времени (номера) эхо-сигнала. Различные конкретныеформы спин-эхо последовательностей и поведение соответствующего имконтраста будут обсуждены подробно в следующей главе.

RARE

Последовательность RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement, ееназывали также Fast Spin Echo, FSE - быстрое спин-эхо или Турбо-спин-эхо,TSE) была впервые предложена Юргеном Хенингом в 1986 году [9]. Она осно-вана на регистрации моногократных эхо в спин-эхо-импульсной последователь-ности. Кажется очень вероятным, что эта импульсная последовательностьчастично заменит обычную мульти-эхо последовательность, которая наиболеечасто применяется в наши дни. Однако, полная замена в обозримом будущемне предвидется из-за некоторой нечеткости тонких деталей изображения приэтой сложной последовательности.

Вместо того, чтобы применять в том же объеме фазовое кодирование длякаждого эха, а каждое эхо использовать как одну линию в изображении, ассоци-ируемом с конкретным ТЕ, - здесь каждому эхо-сигналу отвечают различныедозы фазового кодирования. Это позволяет использовать их в различныхлиниях одного изображения (рис. 6-2 и 6-3).

Например, мульти-эхо последовательность с 8 эхо-сигналами, использо-ванная в режиме RARE, может дать 8 эхо для одного изображения или по 4 эходля двух изображений. Это приводит, соответственно, к 8- или 4-кратному

180°...

(followed by additonal 180° pulses)

1 st echo

(followed by additonal echoes)

Г

phaseencoding

frequencyencoding

Рис. 6-2. Импульснаяпоследовательность RARE.Эта последовательностьявляется модифициро-ванной последовательностьюмножественных эхо-сигналов. Создается цуг эхо-сигналов, причем каждоеэхо имеет свой фазовый код.Обычно используют восемьили шестнадцать эхо-сигналов. Надписи вскобках напоминают, что запервым 180° импульсомследуют дополнительные180° импульсы, вызыва-ющие дополнительные эхо-сигналы (см.рис.6-3).

RARE 93

1 st echo1 st image/

2nd echo2nd image /

3rd echo3rd image/

4th echo4th image

180°

1 st echo1st line

2nd echo2nd line

3rd echo3rd line

4th echo4th line

Z.

Рис. 6-3. Сравнение последовательностей множественных эхо-сигналов (а) и RARE (b).Каждое эхо в SE последовательности используются для создания отдельного изображ-ения (одно эхо - одна линия в изображении), тогда как в RARE отдельные эхо приводятк отдельным линиям матрицы первичных данных в К-пространстве.

сокращению числа возбуждений, необходимых для сбора первичных данных вполном объеме, при сохранении клинически полезного контраста, характерногодля спин-эхо последовательности.

В последовательности RARE, использующей 8 эхо-сигналов для создания 8строк в матрице 128 • 128, каждая линия (строка) имеет различное время эха и,следовательно, различное Т2-взвешивание.

Это - нежелательное ограничение последовательности RARE, которое можнопреодолеть изменением отнесения конкретных эхо-сигналов к конкретнымстрокам в К-пространстве.

Наиболее эффективным для клинических применений вариантом последова-тельности RARE, является использование первой половины цуга эхо-сигналовдля построения изображения, контрастированного по протонной плотности, авторой половины - для изображения с Т2-контрастом. Таким образом удаетсясохранить клинически полезную последовательность двойных эхо-сигналов приуменьшении времени сканирования от двух до восьми раз, в зависимости оттого, сколько эхо-сигналов было использовано [12].


Последовательности градиентных эхо-сигналов

Совершенно иной подход к быстрому томографированию был использован впервых импульсных последовательностях, которые сократили время экспери-мента в повседневной клинической практике. Общее название последователь-ности градиентных эхо-сигналов (gradient echo,GE sequences) или эхо-сигналов,вызванных градиентами (gradient recalled echo, GRE sequences); они появилисьв изобилии под самыми разными акронимами. Перечень различных быстрыхимпульсных последовательностей, их названий и акронимов можно найти вГлоссарии.

Самая первая последовательность из этой группы была представленаАкселем Хаазе в 1986 году под названием FLASH (Fast Low Angle ShotImaging) [6] .

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

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

Принцип применения малых углов отклонения иллюстрируется рис. 6-4.Когда используется 90° импульс, то вся продольная намагниченность (вдоль осиz) преобразуется в поперечную намагниченность (сигнал в плоскости х'-у'),

х'-у' plane

Рис. 6-4. Принцип стан-дартной импульсной после-довательности (а) в срав-нении с быстрым томогра-фированием типа FLASH(b). В обоих случаях сово-купная намагниченностьпри равновесии возвращенак z-оси. В стандартнойпоследовательности 90°-импульс отклоняет этунамагниченность в плос-кость х'-у'. Не остаетсяникакой продольной намаг-ниченности. В последова-тельности типа FLASH уголч

отклонения меньше 90°(а = 90°),т.е. он делит намаг-ниченность на продольную ипоперечную компоненты.(с) В нашем примереа=30°.Такой импульссохраняет 87 % продольнойнамагниченности, создаваяпоперечную намагничен-ность, равную 50 % от макси-мально достигаемогозначения.

Последовательности градиентных эхо-сигналов 95

тогда как, например, для 30° импульса поперечная намагниченность убываетвдвое (sin30°), но продольная остается равной 87% от первоначальной z-намаг-ниченности (cos 30°). В течение времени между импульсами продольная намаг-ниченность будет восстанавливаться со скоростью, определяемой Т1. Однако,т.к. во FLASH-последовательности TR невелико, то z-намагниченность, остав-шаяся от предшествующего импульса, остается доминирующей, существенноувеличивая тот сигнал, который получится после следующего РЧ-импульса.

Для данного времени повторения можно вычислить тот угол отклонения,который даст максимальный сигнал. Он известен как угол Эрнста [3].

Угол Эрнста = arccos[exp(-TR/Tl)].

Рис. 6-5 суммирует главные различия между спин-эхо и FLASH-последовательностями.

Как и во всех градиентных эхо-последовательностях и в отличие от обычныхспин-эхо последовательностей, здесь не компенсируются неоднородностимагнитного поля, поэтому необходимо использовать короткие эхо-времена, еслинужно получить высококачественные изображения. Это исключает возмож-ность увеличения эхо-времени для получения Т2-контраста. Другим путемуменьшения эффектов неоднородности магнитного поля является использо-вание вокселов малых размеров, т.к. это уменьшает расфазировку, происход-ящую внутри воксела.

Чтобы уменьшить эхо-времена, необходимо относительно быстро перек-лючать градиенты и поддерживать их стабильность после включения. Невозмо-жность выполнить эти условия была главной причиной невозможности получ-

TR1 TR2

Iа = 0°-90°

gradientecho I

TR1

1а = 0°-90°TR

gradientecho II

refocusing gradients

TR2

Рис. 6-5. Стандартная спин-эхо последовательность (а) в сравнении с быстрым томогра-фированием типа FLASH (b).(а) В SE последовательности эхо создается 180°-импульсом. Это требует сравнительнобольших задержек времени и больших РЧ-нагрузок на исследуемый образец. Из-за зави-симости TR от Tl, TR должно быть относительно длинным.(б) В последовательности FLASH вместо первого 90° импульса можно использоватьлюбой угол. Эхо создается переключением градиента. Это можно делать быстрее и сменьшими нагрузками на образец (т.е. в принципе, с меньшей опасностью дляпациента). Поэтому TR и ТЕ могут быть гораздо короче.


ения высококачественных изображений методом FLASH на большинстве томо-графов первого поколения и на многих МР-томографах второго поколения.

Переключение градиентов требует меньше энергии на создание эхо-сигнала,чем 180° импульс. Это уменьшает нагрузку на организм пациента, чтоявляется главным преимуществом этих последовательностей. Имеется, однако,большое число недостатков , которые пока не преодолены (и, скорее всего,никогда не будут преодолены) в такой мере, чтобы FLASH мог заменить стан-дартные спин-эхо последовательности.

Из-за более коротких TR последовательности FLASH уменьшают не тольковремя сканирования, но также и число срезов, которые могут быть получены.Приходится искать оптимум TR, учитывая требуемое число срезов и такиефакторы, как дыхание при исследовании брюшной полости или сердечныйритм при исследовании сердца.

При уменьшении времени сканирования, артефакты движения имеюттенденцию к ослаблению, тогда как артефакты кровотока будут нарастать из-затого, что различие интенсивностей сигналов крови и стационарных тканейстановится 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 одинсердечный цикл, затем последовательность повторяют, чтобы для каждого шагафазового кодирования получить от 8 до 32 изображений, каждое из которыхотображает различную стадию сердечного цикла. Эти изображения монтируютв виде замкнутой петли киноленты, которая демонстрирует функцию и дина-мику сердца.

Поперечная когерентностьКогда во FLASH-последовательности время повторения убывает настолько,что TR становится меньше Т2, то происходит изменение релаксационного пове-дения. Это обусловлено наличием поперечных когерентностей [9]. Их использо-вание или подавление образует основу нескольких схем быстрого томографиро-вания, построенных по принципу FLASH.

Чтобы понять, почему возникают поперечные когерентности, нам придетсямодифицировать простую идею спин-эха. После 90°-импульса спины начинаютрасфазироваться. Когда через время т после 90°-импульса прикладывают 180°-импульс, то вращение, индуцированное этим вторым импульсом, заставляетнамагниченность начать рефокусировку, что и приводит к образованию эхачерез время после 180°-импульса. Эта модель очень полезна, т.к. она даетотчетливую визуальную картину образования спин-эха. Однако, совсем не таклегко визуализировать действие импульсов, у которых угол отклонения спинов<180°. Импульсы с углами отклонения <180° также образуют эхо-сигнал.Когда угол отклонения не равен 180°, то амплитуда соответствующего эхауменьшается в сравнении с той, что вызвана 180° рефокусирующим импуль-сом. В дополнение к эволюции z-намагниченности при этом возникает такжеэволюция поперечной намагниченности. Суммарный наблюдаемый сигналсостоит из вкладов, отражающих новую поперечную намагниченность и эхо-вклада, который является суммой всех возможных эхо-сигналов, вызванныхкомбинациями спин-эхо сигналов, созданных импульсами с углами отклонения< 180°.

Манипулируя этими параметрами, можно создать три типа быстрых FLASH-методик:

Последовательности градиентных эхо-сигналов 97

РефокусированныйТЪАВК (известный также как FFE, FISP, FAST, GRASS,ROAST). Эти последовательности измеряют тот сигнал после РЧ-импульса,который соответствует комбинации новой поперечной намагниченности и эхо-вклада [4,16]. Они имеют хорошее отношение сигнал/шум, но, вообще говоря,довольно слабый контраст. Очень сильный сигнал получается от текущейкрови, т.к. спины, притекающие в срез, будут иметь равновесную намагничен-ность (М„) вместо той, которая в ходе эксперимента устанавливается в стацио-нарной ткани (обычно 10% от М0).

FLASH с усиленным контрастом (contrast enhanced, СЕ), известный такжекак CE-FEE, PSIF, SSFP. Эти последовательности измеряют только эхо-вклад[8], чтобы избежать смешивания с новой намагниченностью, присутствующей вформе градиентного эха: CE-FLASH последовательности обеспечиваютхороший Т2-контраст, но у них сравнительно невелико отношение сигнал/шум.Укорочение TR улучшает это отношение, но соответственно портит контраст.Потоковые артефакты, вообще говоря, при CE-FLASH сканировании отсутст-вуют, т.к. кровь покидает срез за время TR и поэтому не может быть рефокуси-рована, чтобы дать вклад в эхо.

Очищенный (spoiled) FLASH. Этот тип быстрой импульсной последователь-ности регистрирует только вновь созданную поперечную намагниченность.Эхо-вклад удаляется (вычищается) использованием или специальных очища-ющих градиентов или методами фазового очищения. При использованиибольших углов отклонения очищенный FLASH может дать хороший Т1-контраст.

Два других варианта последовательностей FLASH - последовательностиFADE [15] и FISP [13]. Последовательность FADE объединяет рефокусиро-ванный и CE-FLASH в одну последовательность, в которой оба результиру-ющих сигнала регистрируются в разные периоды времени, но в течение одногоинтервала между импульсами. Поэтому минимальное время повторения TR вданном случае удлиняется, но последовательность более эффективна, т.к. мыполучаем два изображения с разной природой контраста.

Последовательность FISP придумана, чтобы совместить оба сигнала,наблюдаемых раздельно в FADE, с целью достигнуть великолепного отношениясигнал/шум. К сожалению, эта последовательность практически неудобна:возникают артефакты при малейшем несовмещении двух изображений.

Нелишне напомнить, что акроним FISP применяют для обозначения двухразных последовательностей (т.е. только что упомянутой, а также рефокусиро-ванного FLASH).

Сверхбыстрые последовательности градиентных эхо-сигналов.

Последним нововведением является использование очень быстрых FLASHпоследовательностей (с временами TR от 4 до 10 мс) для создания изображенийза секунды и даже быстрее, чем за одну секунду. Эти последовательностиприменяют, например, при МРТ брюшной полости, обычно в односрезовомварианте. Они позволяют задержать дыхание пациента на время экспозиции итем самым устраняют теневые артефакты и нечеткость изображения из-задыхательных движений.

В основной последовательности мгновенный FLASH (Snapshot FLASH) неиспользуют никаких очищающих или рефокусирующих градиентов иприменяют очень малый угол отклонения, соответствующий углу Эрнста длястоль коротких TR.

Быстрая томография

При этом почти не создается поперечная намагниченность, и результиру-ющие изображения являются в существенной мере отражением распределенияпротонной плотности. Чтобы улучшить этот контраст, можно применить препа-ративный импульс. Его роль заключается в создании z-намагниченности доначала сканирования [7].

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

Главными применениями мгновенного FLASH являются абдоминальныетомограммы, кардиологические исследования и функциональные (динамич-еские) томограммы с использованием контрастирующих агентов. В первыхдвух случаях другим методам даже при использовании стробирования мешаютартефакты движения: время сканирования оказывается слишком большим.Для динамического томографирования необходимое временное разрешение(1-3 сек) означает, что если требуется достаточное пространственное разре-шение (1282), то без мгновенного FLASH не обойтись. При исследованияхголовы предпочтительнее стандартные двумерные спин-эхо и RARE последо-вательности, поскольку в этом случае артефакты движения не приводятобычно к серьезным осложнениям.

Лишь при использовании методов, предельно чувствительных к движениям(таких как диффузионные последовательности) приходится обращаться ксверхбыстрому томографированию.

Следующая третья группа методов быстрого томографирования полностьюотличается от тех, что были обсуждены выше. Она пока не является общеприн-ятой, но некоторые фирмы уже разработали МР-томографы, на которых этиметоды можно использовать.

Эхо-планарная томография

Эхо-планарная томография (EPI,Echo Planar Imaging) - самый быстрый изизвестных в настоящее время методов. В отличие от других последовательно-стей, обсужденных в данное главе, EPI не использует метода спин-подтягивания.

Однако концептуально современные варианты EPI очень близки к спин-подтягивающим методам. EPI предложена Мэнсфилдом в 1977 году [11] и осно-вана на принципе однократного возбуждения спинов, за которым следуетбыстрое 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 можетбыть либо постоянным во времени, как это было первоначально предложено,либо осуществлен в виде серии коротких „вспышек", каждая из которых соот-ветствует одному шагу фазового кодирования (рис. 6-16) [10].

Одной из главных проблем в оригинальной эхо-планарной последовател-ьности оказалось Т2* расфазировка сигнала за время сканирования. Мы можемослабить этот эффект, формируя цуг EPI-эхо-сигналов вокруг спинового эха, нои при этом сохраняется существенная Т2* расфазировка между началом иконцом EPI-последовательности. Чтобы минимизировать этот эффект прихо-дится добиваться очень коротких времен сканирования [2,14].

Однако, по мере укорочения времени регистрации сигнала мы также умень-маем и отношение сигнал/шум и увеличиваем амплитуду считывающегоградиента, необходимого для получения заданного разрешения. По этимпричинам однокадровая эхо-планарная томография имеет тенденцию к огра-ничению кадра максимумом 64 • 128 пикселов.


Рис. 6-6. Импульснаяпоследовательность EPI(последовательность MBESTна основе FID). Данныйпример состоит ииз 9 пери-одов регистрации сигнала.Для матрицы 64 • 128 такихпериодов должно быть 64. Вкаждый период регистриру-ется 128 точек матрицыпервичных данных. На трехнизних строчкахдиаграммы-градиентысоздавающие срез, задающиефазу и считывающие.

1RF (90°)

signal

slice

phase П Г1 ЕЙ БЯ ЕЗ

read

Высокое быстродействие эхо-планарного метода очень привлекательно. К сожа-лению, сопутствующие ему технические трудности делают невозможным егоприменение на стандартных томографах. Необходимость очень быстрого перек-лючения больших градиентов (свыше 40 мТл/м в некоторых вариантах) создаетогромные технические проблемы, особенно при исследованиях всего тела. EPIподвержен также влиянию химсдвиговых артефактов, поскольку ширина полосына пиксел при фазовом кодировании оказывается меньше, чем химический сдвигмежду водой и жиром. EPI имеет те же области применения, что указаны длямгновенного FLASH.

Необходимо также упомянуть, что остается некоторая неопределенность относи-тельно безопасности EPI, поскольку очень быстрое переключение сильныхградиентов генерирует в теле электрические токи, которые могут стимулироватьпериферические или сердечные нервные центры [1]. Никакой реальной опасностипока не обнаружено, но дальнейшие исследования этой проблемы продолжаются.

Литература

1. T.EBudinger, H.Fischer, D.Hentschel, H.E.Reinfelder and F.Schmitt. Neural Simulation dB/dt Thresholds for Frequency and Number of Oscillations Using Sinusoidal Magnetic GradientFields. Book of Abstracts. Ninth Annual Meeting of the Society of Magnetic Resonance inMedicine. New York (1990) 276

2. M.S.Conen and R.M.Weisskoff. Ultrafast Imaging. Magn. Reson. Imag. 9 (1991) 1-373. R.R.Ernst and W A. Anderson. Applications of FT Spectroscopy to Magnetic Resonance. Rev

Sci Instrum 37 (1966) 93-984. J.Frahm, WHanicke and K.Merboldt. Transverse Coherence in Rapid FLASH NMR Imaging.

J. Magn Reson 72 (1987) 3075. R.Freeman and H.D.WHill. Signal and Intensity Anomalies in FT NMR. J. Magn Reson 4,

(1971) 366-383


6. A.Haase, J.Frahm and K.D.Matthaei. FLASH Imaging: Rapid NMR Imaging Using LowFlip Angles. J Magn Reson 67 (1986) 258-266

7. A.Haase. Snapshot FLASH MRI - Applications to Tl, T2 and Chemical Shift Imaging.Magn Reson Med 13 (1990) 77-89

8. R.C.Hawkes and S.Patz. Rapid Fourier Imaging Using SSFP Magn Reson Med 4 (1987)9-23

9. J.Henning, A.Nauerth and H.Friedburg. RARE Imaging - A Fast Imaging Method forClinical MR. Magn Reson Med 3 (1986) 823-833

10. G.Johnson, J.M.S.Hutchison, T.WRedpath and L.M.Eastwood. Improvements in Perfor-mance Time for Simultaneous Three-dimensional NMR Imaging. J Magn Reson 54 (1983)374-384

11. R Mansfield. Mulpi-planar Image Formation Using NMR Spin Echoes. J Phys С Solid StatePhys 10 (1977) 155-158

12. P.S.Melki, R.VMulkern, L.PPanych and F.A.Jolez. Comparing the FAISE Method withConventional Dual Echo Sequences. J Magn Reson Imag 1 (1991) 319-326

13. A.0ppelt, R.Graumann, H.Barfuss, H.Fischer, W.Hartl and W.Schajor. A New Fast MRISequence. Electromedica 54 (1986) 15-18

14. I.L.Pykett and R.R.Rzedzian. Instant Images of the Body by Magnetic Resonance. MagnReson Med 5 (1987) 563-571

15. T.WRedpath and R.A.Jones. FADE: A NEW Fast Imaging Sequence. Magn Reson Med 6(1988) 224-234

16. K.Sekihara. Steady State Magnetization in Rapid NMR Imaging Using Small Flip Anglesand Short Repetition Times. IEEE Trans Med Imaging MI 6, 2 (1987) 157-164

17. Y.Zur, S.Stokar and PBendel. An Analysis of Fast Imaging Sequences with Steady StateTransverse Magnetization Refocusing. Magn Reson Med 6 (1988) 175-193

Определение контраста 101

Глава 7

Контраст: основные положения

Введение

Все, кто занимаются медицинскойк интроскопией, мечтают об одном: им хоте-лось бы видеть все структуры исследуемого объекта столь отчетливо иправильно, чтобы любые сомнения были полностью исключены. Нормальнаяанатомия и патологические изменения должны легко и достоверно различ-аться. А это означает, что хороший метод медицинского просвечивания долженбыть высококонтрастным.

Магниторезонансная томография (МРТ) привлекла внимание многих иссле-дователей именно поэтому: их пленило многообразие возможностей повлиятьна контраст. Предполагалось, что окажется доступным такое высокое качествоконтраста, которое навсегда устранит все проблемы не только выявления нару-шений и отклонений от нормы, но и полной характеристики заболевания.

Этот первоначальный энтузиазм быстро рассеялся, сменившись частичнымразочарованием. Было при этом неясно, то ли действительно этот метод неспособен обнаружить все те заболевания, для которых он предназначался, то липлохое понимание теоретических основ МРТ приводило к ее неправильномуприменению.

Теперь уже поддаются объяснению многие ранние ошибки и недоразумения.В этой главе мы рассмотрим главные факторы и параметры, влияющие накачество МР-томограммы. Будут даны также рекомендации, как наилучшимобразом применять этот метод.

Определение контраста

Термин „контраст" в медицинской томографии является достаточно спорным.Он характеризует относительную разность интенсивностей соседних областейисследуемого объекта на серой или цветной шкале. В последние годы предло-жено несколько определений контрастности.

Достаточно трудно дать точное определение контраста изображения наобычной рентгенограмме: это возможно лишь на качественном уровне заисключением случаев, когда используется специальная измерительнаятехника.

Оцифровка изображений в ядерной медицине и рентгеновской компьютернойтомографии открыла путь к более прямому определению контраста. Появиласьвозможность выделения элементов объема, вокселов, и элементов плоскогоизображения, пикселов. Их интенсивность в серой шкале отображаетсячисленно. Разность интенсивностей двух элементов соответствует контраст-ности между ними. Если эта разность у соседних пикселов равна нулю, они необладают контрастностью и, таким образом, не могут быть различены. Чембольше разность интенсивностей двух пикселов, тем лучше будет контраст(рисунок 7-1).

102 Контраст: основные положения

Volume elements Picture elements

Контраст определяется по формуле:

С = (1.-1ь)/(1.+1ь)

Рис. 7-1.Два примера двух соседнихобъемных элементов, интен-сивности сигналов которыхпропорциональны высотестолбиков. В первом случаеоба воксела имеют одина-ковые интенсивностисигналов (SI) и на результи-рующем изображении онине могут быть различеныдруг от друга. Во второмслучае они имеют разли-чные интенсивностисигналов (более слабый соот-ветствует более темномууровню серой шкалы); наизображении они могутбыть различимы.

(5-1)

где С - констраст,1а и Ib - интенсивность сигналов двух соседних пикселов или вокселов [1].

Важно знать и понимать, что интенсивность изображения в магнитнорезо-нансной томографии не стандартизована. МРТ не имеет никаких корреляций схаунсфилдовыми единицами в рентгеновской вычислительной томографиии.Интенсивность сигнала на МР-томограммах может быть смесью величин Tl, T2и , скоростей потоков, диффузии, перфузии и других факторов, влияющих насигнал, обусловленный структурами внутри элемента объема.

Поэтому сравнение интенсивностей сигналов на двух различных МР-томо-граммах бессмысленно и не может быть использовано для клиническогодиагноза. Лишь нормализация томограмм, например, с помощью ампул сводой, помещенных вне тела пациента позволяет приблизительно оценитьотносительные интенсивности сигналов, которые после этого можно сравниватьмежду собой. Эти величины, однако, имеют лишь полуколичественныйхарактер. Они отличаются для разных систем МР-томографов и не имеютникакой диагностической ценности.

Контраст и сигнал/шум

Интенсивность сигнала пиксела зависит от ряда факторов. Среди наиболееважных из них - способ, с помощью которого система спинов возбуждается. Чембольше сигнал, тем лучше будет качество изображения. Однако, сигналы могутискажаться шумами.

Целью медицинского томографирования является совмещение наилучшеговозможного отношения сигнал/шум с наилучшим доступным контрастом.Усреднение сигнала является одним из шагов в этом направлении. Однако,усреднение требует увеличения времени сканирования и удлиняет пребываниепациента внутри томографа.

Контраст и сигнал/шум 103

Хорошо известно из МР-спектроскопии, что сигнал/шум увеличивается снапряженностью магнитного поля. В этом случае при использовании малыхобразцов и отсутствии градиентных полей отношение сигнал/шуми увеличива-ется линейно (или быстрее) с увеличением напряженности поля. В МР-томо-графах для пространственного кодирования используются градиентные поля.Эти градиенты должны быть достаточно большими, чтобы компенсироватьнеондородность магнита и химический сдвиг между жиром и водой.

При увеличении напряженности поля увеличивается неоднородностть ихимический сдвиг. Поэтому при увеличении поля необходимо увеличиватьградиенты для подавления артефактов химического сдвига.

Если величина градиента удваивается, то удваивается и полоса частот,приходящаяся на пиксел. Это увеличивает шум с коэффициентом, равнымкорню квадратному из 2. При этом выигрыш в отношении сигнал/шум, обеспе-чиваемый удвоением величины поля, получается не двукратным, а близким ккорню квадратному из 2. Это означает, что кривая зависимости отношениясигнал/шум от напряженности поля становится более пологой с увеличениемполя, т.е. с ростом поля выигрыш убывает (рис. 7-2).

Интенсивность шумов зависит как от электрического сопротивлениякатушки, так и от проводимости тела человека [6,18], но последняя доминируетна частотах выше 10 МГц.

Решающим критерием для сравнения контраста различных изображений иразличных МР-устройств является отношение контраст/шум. Рис. 7-3объясняет соотношение контраст/шум. Даже если между двумя тканямиимеется достаточный контраст, шум может затенить этот контраст так, чтоникакое различение не окажется возможным. Рис. 7-4 показывает примертомограммы мозга с различными уровнями шума.

С увеличением напряженности магнитного поля увеличиваются временарелаксации Т1. Это другой фактор, негативно влияющий на сигнал/шум,поэтому для получения такой же величины отношения сигнал/шум необходимоувеличивать период повторения ТЕ. Только при достаточно большой величинеTR спиновая система вернется в равновесие, а интенсивность сигнала будетдостаточной. Если мы прикладываем следующий импульс через время,меньшее, чем 5*Т1, наш образец подвергнется насыщению, т.е. интенсивность

Рис. 7-2.Отношение сигнал/шум (S/N) в зависимости от силыполя в МР-томографе. Т1-взвешенная последовател-ьность. Fatty tissue -жировая ткань, White matter— белое вещество головногомозга, muscle — мышечнаяткань.

100

S/N

80

60

40

20

О

Fatty ti

White matter

Muscle

0.5 1.0 1.5 2.0 Т


signals withoutnoise

image

signals with lownoise level

image

signals with high

noise level

image

Рис. 7-3.Отношение контраст/шум.(а) Без шума два соседнихткани с разными интенсив-ностями сигналов могутбыть различены. (Ь) — шуммал, поэтому отношениесигнал/шум остается доста-точным для уверенногоразличения этих тканей. Вслучае (с) шум велик, отно-шение сигнал/шум плохое;поэтому различить этиткани или трудно, иливообще невозможно.

Рис.7-4. Три поперечных среза нормального мозга. Центральный срез получен за одинцикл сбора первичных данных и поэтому очень зашумлен. И сигнал/шум и контраст/шум, - оба отношения на этой томограмме плохи в сравнении с изображением справа,которое получено с восемью накоплениями. Математическая обработка позволяет ещенесколько уменьшить шум и увеличить отношение сигнал/шум и контраст/шум (левоеизображение) [5].

Контраст и объемные эффекты 106

Рис. 7-5.Чем длиннее время повто-рения TR, т.е. чем лучшевосстановлена спин-система,тем сильнее будет сигнал. ВМР-томографии это улуч-шает качество изображения.Из-за возрастания Т1 сростом напряженностимагнитного поля TR прихо-дится удлинять в болеесильных полях.

1000 2000 3000 4000 5000 6000

сигнала понизится. Таким образом, для получения сильного сигнала ТЕ должнобыть достаточно большим. Однако, в общем, рост сигнала за счет повышениямагнитного поля компенсирует потерю сигнала, обусловленную Т1.

Необходимо отметить, что при любом определенном значении пространствен-ного разрешения и контрастности величина S/N должна лишь достигнутьуровня, достаточного для уверенного обнаружения патологии. Дальнейшееувеличение отношения сигнал/шум делает изображение более приятным, но неболее эффективным: прекрасные изображения не гарантируют правильностидиагноза.

Контраст и объемные эффекты

Как и в других цифровых методах, размеры пикселов и вокселов влияют напространственное разрешение и контрастность изображения. Внутри одноговоксела все анатомические структуры складываются, создавая в окончатель-ном изображении усредненную интенсивность сигнала в данном элементе.Если размер воксела большой, он может содержать много различных структур итканей. Если размер воксела мал, то в нем будет меньше структур, апространственное разрешение и контраст будут лучше.

Неотчетливость изображений связана с усреднением различных структур,его называют парциальным объемным эффектом. Чем меньше размер пиксела,тем лучше происходит подавление объемных эффектов.

Однако, чем больше размер воксела, тем лучше будет сигнал (т.е. отношениесигнал/шум). Вообще, сигнал/шум — определяющий фактор в окончательномвыборе размеров воксела и пиксела. Увеличивая размерность матрицы со128 • 128 до 256 • 256 при одном и том же поле зрения, постоянных толщинесреза и типе томографии, мы уменьшим отношение сигнал/шум вчетверо.Следовательно, это отношение должно быть достаточно большим, чтобы допу-стить увеличение пространственного разрешения.


1000

Numerical SI Image SI

О

Numerical SI Image SI

Numerical signalintensity

Image SI Numerical signalintensity

Image SI

Рис. 7-6. Выбор „окна", при котором наивысшей интенсивности сигнала сопоставляетсябелый цвет, а соответствующей минимальной интенсивности - черный. Центр этого окнаможно передвигать вверх и вниз (а) по интервалу интенсивностей сигналов наконкретном изображении, а высоту окна (Ь) можно увеличивать и уменьшать. Шкалаинтенсивностей сигнала на данном изображении зависит как от положения центра окна,так и от высоты окна. На указанных примерах исходная численная шкала интенсив-ности сигнала не отражает финального распределения интенсивностей в серой шкалеполученного изображения.

Подбор окна (WINDOWING)

На экране можно простроить серую шкалу для данной томограммы. Эта проце-дура хорошо известна из рентгеновской КТ и называется подбором окна.Подбор окна влияет на контраст изображения с помощью присвоения опреде-ленных уровней серой шкалы определенным интенсивностям сигнала.

Основные факторы, влияющие на контраст 107

Рис. 7-6 иллюстрирует, каким образом подбор окна определяет интенсивностьсигнала пиксела. Серая шкала изображения зависит как от положения центраокна, так и от высоты окна.

Подлежащие сравнению томограммы всегда должны иметь идентичныеположения центра и высоты окна. Если это не так, то сравнение структур сразличными уровнями сигнала может оказаться ошибочным.

Основные факторы, влияющие на контраст

Контраст в рентгенографии и компьютерной томографии основан на малыхразличиях плотности и может изменяться при введении в организмконтрастных средств, таких как барий и соединения йода, изменяющих элек-тронную плотность внутри определенного органа.

МРТ обладает гораздо большим количеством факторов, влияющих наконтраст, чем другие томографические методы. В МР сигналах закодированогораздо больше информации. Можно сравнить рентгеновскую вычислительнуютомографию с радиопередачей, а МРТ - с цветным телевидением: первая опре-деляется одном фактором, звуком, а второе - звуком и движущимся цветнымизображением.

Это делает поведение контраста в МРТ более сложным, чем в любом другомметоде медицинской визуализации.

Многочисленные факторы, влияющие на контраст, можно разделить на двегруппы: внутренние и внешние параметры. Табл. 7-1 дает перечисление этихпараметров.

Многи из внешних параметров непосредственно влияют на внутренние пара-метры. Для клинических применения МР-изображения необходимо иметьсведения обо всех этих влияниях и взаимодействиях, чтобы быстро и эффек-тивно решить конкретную диагностическую задачу. Относительное многоо-бразие факторов создает изобилие данных, которые вместо облегчения в прове-дении исследования, может затруднить диагностику, особенно при слабыхзнаниях о том, как использовать информацию.

Одно из основных преимуществ МРТ заключается в возможности изменятьконтраст с помощью выбора специальных импульсных последовательностей иих параметров. Выбирая один или несколько факторов, можно менять пове-дение контраста определенных морфологических областей или патологическихструктур.

Однако, сравнивая два изображения одного пациента, полученные на двухразличных томографах с использованием одинаковых параметров, частоможно обнаружить различные узоры контраста.

Всегда необходимо помнить, что даже изменение второстепенных факторовможет приводить к сильным изменениям контрастности. Как было показаноранее, одна только толщина слоя возбуждения может повлиять на контраст.Имеется много других аппаратных и программных факторов, влияющих наМР-изображение и, таким образом, на его контраст. Например, изменениепрофиля слоя может привести к изменению кривой затухания сигнала и, такимобразом, к изменению контраста.

В следующих параграфах будут рассмотрены основные импульсные последо-вательности, а также параметры, влияющие на них, и тем самым на создава-емый ими контраст.


Таблица 7-1. Главные параметры, определяющие контраст в ЯМР-томографии

Внутренние Внешние

1. Протонная плотность2. T! релаксация3. TJ-Q релаксация4. Т2 релаксация5. Кросс-релаксация6. Диамагнитные и

ферромагнитныевозмущения

7. Химический сдвиг8. Температура9. Диффузия

10. Перфузия11. Физиологические

движения12. Объемные потоки13. Вязкость14. Изменения состава

тканей (например,возраст)

1. Напряженностьмагнитного поля

* статическое поле* градиентное поле

2. Однородностьмагнитного поля

3. Параметрыаппаратуры ипрограммирования

* тип катушки* число срезов* толщина среза и зазор

между срезами* положение среза* ориентировка среза* число усреднений* форма импульса и соот.

ширина полосы* размеры пиксела* размер матрицы* поле зрения* режим обработки (2D/

3D)* подавление артефактов

* синхронизация(стробирование)

* ориентация фазыотносит, градиентов,кодирующих частоту

4. РЧ-последовательности* насыщение-

восстановлениечастичное насыщение

* инверсия-восстановление

* спин-эхо* быстрые

последовательности5. Параметры

импульсныхпоследовательностей

* время повторения* время появления эха* время инверсии* угол отклонения

6. Агенты, влияющие наконтраст

Общепринятые радиочастотныепоследовательности

Восстановление с частичным или полным насыщением

Вначале для получения МР-изображений использовали наиболее простуюпоследовательность РЧ-импульсов: насыщение-восстановление (SR), иличастичное насыщение-восстановление (PS). Она состоит из последовательности90°-градусных импульсов. Эта последовательность подробно рассмотрена вглаве III. Интенсивность сигнала в ней определяется из уравнения:

SI = К[1 - exp(-TR/Tl)] о (5-3)

где К — константа, учитывающая поток, диффузию, перфузию и другие пара-метры- Q плотность протонов, TR - время между 90-градусными импульсами,Т1 - время спин-решеточной релаксации.

Ядра, возбужденные РЧ-импульсом, создают затухающий сигнал свободнойиндукции с определенной начальной амплитудой. Если период повторения TRменее 5-Т1, намагниченность не восстанавливается полностью, а амплитудасигнала свободной индукции FID будет ниже первоначальной амплитуды.Такой цуг 90-градусных импульсов насыщает исследуемую спиновую системуна определенное время. Если в это время воздействует еще один РЧ-импульс,то в результате возникает сигнал меньшей амплитуды. Поэтому равновесныйсигнал будет другим. Это приводит к различной интенсивности сигналов и

Общепринятые радиочастотные последовательности 109

создает контраст изображения. Томограммы, полученные методом насыщение-восстановление лишь слегка зависят от Т2, спин-спиновой релаксации, носильно зависят от Т1, спин-решеточной релаксации, до тех пор пока интервалмежду импульсами превышает 2Т1. При 2Т1 восстанавливается 90% намагни-ченности. При более коротких интервалах контраст определяется протоннойплотностью (рис. 7-7 и 7-8).

Конечно, диффузию, перфузию, поток необходимо учитывать, но расчет иизмерение их влияния крайне затруднительны, и поэтому они объединены вкоэффициенте К: обычно полагают К=1. В общем, яркие области в SR-изорбра-жениях принадлежат объектам с коротким Т1 и/или низкой протонной плот-ностью.

Сегодня в клинической практике вряд ли кто-то использует SR-последовательность с большим временем TR из-за того, что параметры такихизображений сильно зависят от Q и частично - от Т1. Однако, протонная плот-ность плохо характеризует патологию. Морфология очень хорошо описываетсяSR-изображением, но для обнаружения патологии его диапазон контрастанеудовлетворителен.

Насыщение-восстановление превращается в последовательность гради-ентных эхо-сигналов, если добавить градиент поля. Большинствопоследовательностей, называемых в наши дни „насыщение-восстановление", вдействительности являются градиентными эхо-последовательностями.

100

SI

80

60-

40

20

White matter

TR(s)

Рис. 7-7. Поведение интенсивности сигнала в зависимости от времени повторения TRпоследовательности насыщаемое восстановление. Этот график изображает зависимостидля белого вещества головного мозга, серого вещества головного мозга и спинномозговойжидкости (Cerebro Spinal Fluid - CSF) в поле 1.0 тесла. Если выбрано достаточно длинныеTR, то интенсивности зависят лишь от протонной плотности (WM:72%; GM:82%;CSF: 100%).


Рис. 7-8.Томограмма головного мозга, полученная методомнасыщение-восстановление. TR = 10 секунд. Контрастмежду различными структурами обусловлен однойлишь протонной плотностью (по [17]).

Инверсия-восстановление

После осознания того, что с помощью SR-последовательностей не удается обна-ружить все патологии, некоторые исследовательские группы обратились кпоследовательности инверсия-восстановление (IR) для томографированиямозга, а затем и всего тела. Группа госпиталя Hammersmith из Лондона первойпреуспела в исследовании мозга с настолько прекрасным пространственным иконтрастным разрешением, что они могли сравнивать свои изображения сосрезами, которые до этого можно было видеть только в некропсии, т.е. послевскрытия трупов [2].

В IR-последовательности первоначальная намагниченность поворачиваетсяна 180 градусов. Таким образом, восстановление начинается с отрицательнойвеличины. После промежутка времени 0.69-Т1 намагниченность достигаетнуля, затем становится положительной и достигает равновесия примерно через5-Т1 (рисунок 7-9). В течение этого времени подается 90-градусный импульс,который переводит частично восстановленную продольную намагниченность впоперечную.

Подробное описание этой импульсной последовательности приведено вГлаве 3.

В действительности, первоначальный отрицательный знак намагниченностиутрачивается при расчете изображения (по реальной и мнимой составляющим),что представляет собой обычную процедуру для большинства МР-систем.Поэтому по обе стороны от нуля сигнал имеет положительную величину.Контраст изображения в IR-последовательности отражает это поведение(рисунок 7-9 в).

Чтобы сохранить знак информации, необходимо опорное изображение длясравнения фазы в каждом пикселе. Одним из путей достижения этого являетсякомбинирование IR- и SR-последовательностей.

Изображения с большим временем инверсии Т1 имеют слабый контрастмежду соседними тканями, кроме случаев различия в протонной плотности, вто время как изображения с малыми Т1 показывают высокий контраст.


Рис. 7-9.Поведение интен-сивности сигнала взависимости отвремени инверсииТ1впоследователь-ности инверсия-восстановлениепри времениповторения TR =2000 мс. (а)Заметьте, что доточки TI = 0.69Т1сигнал остаетсяотрицательным (Во= 1 тесла). (Ь) - Нанижнем графике -реальное пове-дение сигналапоследователь-ности инверсия-восстановление намагнитудной томо-грамме. Положи-тельный сигналуменьшается донуля, а затем нара-стает вновь, покане достигнетравновесногозначеня.

100

-100120 300 480 660 840 1020 1200

120 240 360 480 600 720 840 960

Подобно SR-последовательности, в последовательности IR подчеркиваетсяспин-решеточная релаксация Т1. Интенсивность сигнала может рассчиты-ваться из следующего уравнения:

SI = Ко М0 (l-2exp{-TI/Tl) +exp{-TR/Tl}),

где SI - интенсивность сигнала, К - константа, учитывающая поток, диффузия,перфузию и другие параметры, о протонная плотность, М0 - намагниченность вначальный момент времени, TI — инверсионное время, TR — период повторенияРЧ-импульсов, Т1 - время спин-решеточной релаксаци.

Интенсивность сигнала для данного Т1 сильно зависит от времен инверсии иповторения.

Последовательности инверсия-восстановление, имеющиеся в клиническихтомографах, добавляют второй 180° импульс после 90° импульса, чтобы устра-нить Т2 влияния. Некоторое влияние Т2 на томограммы, полученные этимметодом, имеется; однако Т2 не является первичным источником контраста вIR-томограммах, и мы в данном контексте этим влиянием пренебрежем.

Если TR выбрано короче Т1 одной из компонент образца, может случиться,что при определенном TI относительная интенсивность сигнала этой компо-


-500

120 240 360 480 600 720 840 960

Рис. 7-10.Контраст между серым ибелым веществом в после-довательности инверсия-

V j^ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^H восстановление (TR =

if *: )f •'' ^̂ И^̂ ^̂ ^̂ ^̂ Н 200° мс' Во = 1-° тесла)-* т • \ * ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^̂ ^Н Вверху — графическоеизображение в зависи-мости от времени инвер-сии TI. Справа IR томо-граммы, полученные приTI = 50, 100, 200, 400,600, 800, 1000 и 1200 мс.При малых временахинверсии серо-белыйконтраст плох. Затемконтраст возрастает идостигает пикового знач-ения при 400 мс. Немед-ленно после этого проис-ходит острый спад, серо-белый контраст полностьюисчезает. После этого онстановится положитель-ным и быстро достигаетнового пикового значения.При длинных временахинверсии контраст исче-зает вновь. Заметьтеотсутствие какого-либоконтраста при временахменее 100 мс, точно при420 мс, а затем — привременах инверсии более

1000 мс. Пики оптимального контраста, однако, очень близки к точке нулевогоконтраста, находясь перед ней ( 400 мс) и после нее ( 440 мс). При поисках патологии этоозначает, что нарушения легко прозевать из-за неверного выбора времени повторения.


Рис. 7-11.Пациент с рассеянным скле-розом, (а) - Томограмма,полученная методоминверсия-восстановление:видны несколько темныхбляшек, они, однако плохоотличимы от задних роговжелудочков. На (Ь) - Тот жепациент, та же плоскость,последовательность спин-эхо(справа): бляшки имеютбольшую интенсивностьсигнала, которая высвечи-вает их и делчает их легкозаметными.

ненты образца будет выше, чем у соседних компонентов с более короткими Т1.Такое сложное поведение лучше всего поясняет рисунок 7-10.

Эти томограммы показывают, что временные интервалы между исчезнове-нием контраста и превосходным контрастом очень малы. Если в исследуемомобразце отсутствуют непредсказуемые патологические изменения, то контраств нем может быть предсказан. Проблемы появляются, когда необходимо обнару-жить неизвестное поражение.

Чтобы исключить неправильную интерпретацию МР-изображений, жела-тельно иметь несколько изображений с различными TI. Однако, это увеличи-вает время обследования. Последовательность изображений с различными TIможно получать с помощью специальной IR-последовательности в одном циклеисследования, однако, отношение сигнал/шум уменьшается, т.к. для такоговозбуждения используются углы отклонения менее 90 градусов [14,37].

На рисунке 7-11 показан другой пример поведения контраста в Ш-последова-тельности. Многие поражения видны в виде темных пятен. Они не могут бытьс уверенностью отделены от спинимозговой жидкости в желудочках или другихликворсодержащих полостей мозга.

Обычно IR-томограммы получают как многослойные изображения. Это озна-чает, что одновременно получают не один, а несколько параллельных слоев.Это - элегантный путь уменьшения времени сканирования, существенно улуч-шающий эффективность IR обследований.

Спиновое эхоТретьей широко используемой последовательностью является последователь-ность спинового эха (SE). Эта последовательность обладает рядом преимуществпо сравнению с ранее упоминавшимися.

Любая SE-последовательность включает 90-градусный импульс, за которымпосле интервала времени т следует 180-градусный импульс порождающийспин-эхо в момент времени ТЕ.

В начале использования МР-томографии в клинической практике некоторыеуже известные поражения не выявлялись на МР-изображениях, так как имелислабый контраст. В частности, SE-изображения с ТЕ <60 миллисекунд иногдане обнаруживали бляшки рассеянного склероза, астроцитомы, менингиомы,инфаркты и другие поражения. Рисунок 7-12 иллюстрирует такой случай.Причина этого может быть объяснена поведением кривой сигнала затухания в


Рис. 7-12. Пациент с поражениями белого вещества головного мозга. Слева — на Т1-взве-шенном изображении не видно никаких изменений. Справа — на Т2-взвешенном изображ-ении хорошо видны очаговые поражения, имеющие высокую интенсивность сигнала.

80

SI

60

40

20

CSF

ТЕ

50 100 150 200

Рис. 7-13. Интенсивность сигнала, SI, в зависимости от эхо-времени ТЕ. Приведеныкривые спада для белого и серого вещества головного мозга и спинномозговой жидкостипри большой напряженности магнитного поля. Для всех этих веществ интенсивностьсигнала уменьшается при учете ТЕ. Наиболее интересной особенностью этих кривыхявляется, однако, наличие области их пересечения, отмеченной стрелками. В этойобласти отсутствует контраст между всеми тремя веществами, они неразличимы притаких ТЕ. Многие патологии обладают такими же интенсивностями сигнала, как и тканинормального мозга. Поэтому они невидимы при коротких ТЕ, т.е. на Т1-взвешенныхтомограммах.


Рис. 7-14.Кривые спада сигналовтканей мозга и спинномоз-говой жидкости. Прикоротких ТЕ сигнал ликвора(CSF) меньше сигнала окру-жающих тканей, тогда CSFдает темное изображение; вточке пересечения контрастотсутствует; наконец, придлинных ТЕ сигнал CSFсильнее сигнала окружа-ющих тканей, она даетяркое изображение.

80SI

60

40

20

Brain tissue (gray or white matter)

CSF

50 100

последовательности спинового эха. На рисунке 7-13 показано поведениесигнала для трех структур мозга в норме: серого вещества, белого вещества испиномозговой жидкости при 1.0 Тл. Это поведение поясняет рисунок 7-14 и этовидно на срезах головного мозга здорового добровольца (рис. 7-15).

Спад сигнала зависит от времен релаксации и Q соответствующей ткани. Этикривые достигают нуля быстрее или медленнее, в зависимости от состава этойткани.

Рис. 7-15.Эти четыре томограммынормального человеческогомозга при 1.5 Тесла подчер-кивают то поведение интен-сивности сигнала, котороебыло оценено нами пографикам Рис. 7-13 и 7-14.При ТЕ = 20 мс (вверхуслева) CSF темна, белое исерое вещество - светлее, ноплохо отличимы друг отдруга. При удлинении ТЕконтраст между белым исерым веществом стано-вится лучше, но контрастмежду этими двумя типамитканей и CSF почти исче-зает примерно при ТЕ = 40мс (вверху справа), а затемконтраст становится нега-тивным при эхо-временах60 и 80 мс (внизу слева исправа).


Сигнал спинового эха связан как со спин-решеточной, так и со спин-спиновойрелаксациями. Интенсивность сигнала спинового эхо может быть вычислена изследующего соотношения:

SI = Ko[l-exp(TR-TE)/Tl)exp(-TE/T2)] (5-5)

где SI - интенсивность элемента разложения, К - учитывает влияние потока,перфузии и диффузии, Q - протонная плотность, TR - период повторения, ТЕ -время эхо, Т1 и Т2 - времена релаксации.

Из этого уравнения видно, что в SE-изображениях с увеличением числа эхо-сигналов возрастает взвешенность изображений по Т2.

Взвешенность интенсивности сигнала по Т1 зависит от TR и ТЕ. Применьших (TR-TE) создается изображение, более взвешенное по Т1. В одно-

0 750 1500 О 100 150 200

Рис. 7-16. Начальные интенсивности сигналов, т.е. контраст, в последовательностяхспин-эхо зависят также от времени повторения TR. (а) - короткое время повторенияподчеркивает Т1-взвешенность, (Ь) — длинные времена повторения приводят к резковы-раженному Т2-взвешиванию. В случае томографирования головного мозга точки пересе-чения графиков, в которых исчезает контраст, при росте TR отодвигаются к короткимТЕ.


эховой последовательности взвешенное по Т1 изображение создается прималых значениях TR и ТЕ. В многоэховой последовательности эту разность(TR-TE) можно уменьшать, увеличив ТЕ последнего эхо-сигнала. Такимобразом, более ранние эхо в последовательности SE взвешены по протоннойплотности и Т1, а более поздние - все больше и больше взвешиваются по Т2 [8].

Рис. 7-16 на двух примерах поясняет влияние времени повторения TR наинтенсивность сигнала и на контраст. Если выбрано короткое TR, то начальнаяинтенсивность сигнала будет малой, и спин-эхо томограммы с короткими эхо-временами будут в основном Т1-взвешенными. При удлинении времени повто-рения, интенсивности сигналов возрастут. Отношение этих интенсивностейдруг к другу меняется к зависимости от TR, а поэтому их контраст сильнозависит от TR. Рис. 7-17 дает пример изменения поведения контраста на томо-граммах мозга нормального добровольца, полученных при разных TR и ТЕ.

Как показано в Главе 3, следует четко различать Т1- и Т2-изображения(„чистые" Т1- и Т2-изображения), с одной стороны, и взвешенными по Tl, T2 ипротонной плотности изображения, с другой. Тогда как первые из них строятсяпо вычисленным временам релаксации, последние изображения показываютинтенсивности сигналов с высоким влиянием Т1 ( в случае Т1-взвешенных

Рис. 7-17. Зависимость контраста от TR и ТЕ. Верхний ряд: TR = 400 мс; центр - TR =800 мс, нижний ряд TR = 2000 мс. Первая колонка: ТЕ = 25 мс, вторая - ТЕ = 50 мс;третья - ТЕ = 75 мс, четвертая - ТЕ = 100 мс. Заметьте, как контраст серого и белоговещества изменяется с изменениями TR, и как точка исчезновения контраста перемеща-ется к более коротким ТЕ при увеличении TR.


Таблица 7-2. Взвешивание изображения: взвешенные по протонной плотности (Q)изображения правильнее называть средне-взвешенными, так как максимальная интен-сивность сигнала может не соответствовать максимальному содержанию воды. TR и ТЕзависят от напряженности магнитного поля. При высоких полях Т1 и TR для Т1- и Т2-взвешенных изображений становятся короче, чем при низких и средных полях.

g-взвешенные илисредневзвешенные

изображения

Т1 -взвешенныеизображения

Т2-взвешенныеизображения

долгое времяповторения,

например TR = 2000 мсек

короткое время эхо,например ТЕ =

15-30 мсек

короткое времяповторения,

например TR =200-500 мсек

короткое время эхо,например ТЕ =

15-30 мсек

долгое время повторения,например TR =2000-3000 мсек

долгое время эхо,например ТЕ =

100-200 мсек

изображений), но также и с некоторым вкладом Т2 и протонной плотности.Табл. 7-2 поясняет различные типы взвешивания в SE последовательностях.Короткие ТЕ и TR усиливают Т1-влияние, а длинные - повышают вес Т2-влияния. Комбинируя длинные TR и короткие ТЕ, можно устранить часть Т1-и Т2-эффектов, повысив вес о-влияния. Рисунок 7-18 показывает поведениеинтенсивности сигнала в „чистом", то есть вычисленном, изображении и вовзвешенном изображении.

SE-последовательности не ограничиваются созданием одного 180-градусногоимпульса и одного эхо-сигнала. Они дают возможность создавать множествоэхо-сигналов путем формирования серии 180-градусных импульсов. Такимобразом можно получить большое число изображений с увеличивающимисязначениями ТЕ. Наиболее известна многоэховая последовательность MSE,называемая последовательностью Carr-Purcell-Meiboom-Gill. Такая многоэховаяпоследовательность гораздо более эффективна, чем одноэховая или IR, как всмысле времени исследования, так и получаемого контраста [14].

Иногда кривые пересекаются, что приводит к уменьшению контрастноститканей. Наилучший контраст достигается, когда между значениями кривыхсуществует большая разность. Если параметры (Tl, T2,, TR и ТЕ) известны, тоформы кривых могут быть с достаточной точностью рассчитаны предвари-тельно.

Если Tl, T2, о неизвестны и используются некорректные параметры импульс-ной последовательности, искомую патологию можно не заметить. Мы показалипример такого явления на Т1-взвешенной томограмме рис. 7-12.

Применение MSE-последовательностей помогает избежать диагностическихошибок, которые возникали ранее при использовании только коротких эховремен. Насколько последовательности MSE полезна и необходима при поискенеизвестных патологий, становится очевидным на рис. 7-12 по поводу мозга ина рис. 7-19 по поводу брюшной полости.

Обычно в MSE последовательности создаются два эха, первое из которыхвзвешивается смешанным образом, а второе - взвешивается по Т2. В Т1 взве-шенной MSE регистрируют лишь одно эхо с коротким TR и ТЕ.

Оба типа последовательностей, SE и MSE, используют в режимах одиночногослоя, набора слоев или трехмерном (3D). Многослойный режим ограничивается


протоннаяплотность(^)

Т1 Т2

Чем выше протоннаяплотность (соответс-вующая примерносодержанию воды

ткани) тем светлеесигнал в изображ-

ении

Чем длиннее времяспин-решеточнойрелаксации, темтемнее сигнал в

изображении

Чем длиннее времяспин-спиновой релак-

сации, тем светлеесигнал в изображ-

ении

о -взвешенноеизображение

Т1 -взвешенноеизображение

Т2-взвешенноеизбражение

серое и белоевещество

жир

спинномозговаяжидкость

кортикальная костьтекущая кровь

жиркостной мозг






жир


Рис. 7-18. Поведение интенсивности сигнала в вычисленных томограммах с чистымо-,Т1- или Т2-контрастом (вверху) и во взвешенных томограммах (внизу). В повсед-невной клинической практике применяют только взвешенные спин-эхо томограммы.Заметьте, что одноименные интенсивности сигналов изменяются на взвешенных томо-граммах в соответствии с выбранными ТЕ и TR, а также при изменении поля Ц,.Простейший способ различить Т1- и Т2-взвешенные томограммы - посмотреть насигналы водоподобных жидкостей: на Т1-взвешенных изображениях они темные, на Т2-взвешенных они яркие.


Рис. 7-19.Сопоставление Т1- иТ2-взвешенныхтомограмм брюшнойполости. В левойколонке - Tl-взве-шенные томо-граммы, в правой -Т2-взвешенные. НаТ2-взвешенныхтомограммах видныочаговые измененияв печени. На Т1-взвешенных томо-граммах эти пораж-ения видны плохо,их можно заметитьлишь на верхнемизображении.

временами ТЕ и TR. На контраст таких изображений оказывает влияниепромежуток между слоями и кровоток.

В ЗВ-изображении весь объем возбуждается одновременно, а слои создаютсяпри введении добавочного фазокодирующего градиента. Однако, трехмернаятомография со спин-эхо-последовательностью отнимает очень много времени,оказываясь недопустимо длительной при клинических исследованиях.

Быстрые последовательности

При некоторых клинических применениях быстрые последовательностисущественно сокращают время получения изображения, уменьшая артефактыдвижения и, следовательно, улучшая качество изображения. Время полученияизображения может снижаться от нескольких минут для стандартного SE-изображения до секунд или даже миллисекунд.

Число различныхй быстрых импульсных последовательностей за последниегоды неуклонно возрастает.

В быстрых последовательностях необходимо уменьшить или число усред-нений, или размер матрицы, или период повторения. В этом случае S/N ипространственное разрешение ухудшаются, но, как указывалось ранее, дляпостановки надежного диагноза важно иметь изображение достаточного, а непрекрасного качества.

Главные параметры, влияющие на контраст в обычных и быстрых последова-тельностях, суммированы в табл. 7-3. Реальная полезность этих последователь-ностей зависит от многих факторов и не обязательно реализуется на всех МР-томографах.

Быстрые последовательности 121

Таблица 7-3. Импульсные последовательности и факторы, влияющие на их контраст.Все импульсные последовательности отражают спиновую плотность и подверженывлиянию объемных потоков. Т2* зависимая SR/PS-последовательность эквивалентнапоследовательности GRE. Т2 не является первичным источником контраста в IR.

SR/PS

QТ1

(Т2*)[поток]

IR

9Т1

[Т2][поток]

SE

QТ1Т2

[поток]

RARE

Q[Т1]Т2*

[поток]

GRE

QТ1Т2*

[поток]

Перечисление многочисленных акронимов и сокращений, используемых дляобозначения быстрых томографических последовательностей, включено всловарь в конце этой книги.

RARE

Какого сорта контраст мы получаем в RARE, вовсе не столь очевидно, как вобычных томографических методах. Прямое вычисление интенсивностисигнала, аналогичное проведенному для обычных последовательностей, дляRARE невозможно.

В основном, этот контраст зависит от порядка, в котором мы производимфазовое кодирование. Чтобы понять, почему это так, надо вернуться вновь кГлаве 6 и к [12]. Манипуляция контрастом достигается тем порядком, в которомсобираются первичные данные для МР-томографии; ранее об этом уже быларечь в рассказе о К-пространстве.

Не изменяются ни TR, ни ТЕ, а лишь отнесение различных эхо-сигналов кразличным строкам К-матрицы. Изображения могут контролироваться попротонной плотности или по Т2. Контрастировать эти изображения по Т1трудно: этого можно добиться с помощью IR или PS при использовании болеекоротких TR. Однако, для большинства клинических исследований о-контра-стированные томограммы вполне заменяют Т1-взвешенные изображения.

В разделе „Представление К-пространства" (Гл.5) было объяснено, что перви-чные данные образуют матрицу пространственных частот и что основныечерты изображения определяются низкими пространственными частотами,которые находятся в центре матрицы данных, тогда как более высокиепространственные частоты определяют резкость изображения. Если первыеэхо-сигналы отнесены к низким пространственным частотам, то результиру-ющее изображение будет Q-взвешенным, если более поздние эхо выбраны дляэтого, то изображения получит Т2-контраст.

В целом, поведение контраста изображения в RARE-последовательностяхочень похоже на спин-эхо изображения. Это делает RARE самым предпочти-тельным быстрым методом для многих пользователей МР-томографов.

Однако, имеются некоторые, хотя и тонкие, различия в контрасте. Главное,что отличает RARE-контраст от обычного SE-контраста - это интенсивностьсигнала жировых тканей.

Как видно из рис. 7-18 липиды имеют высокую интенсивность сигнала на Т1-взвешенных SE-томограммах, тогда как на промежуточных или Т2-взве-шенных SE-изображениях интенсивность липидного сигнала мала.


Рис. 7-20.SE и RARE томограммыпациента с инфарктомлобной доли левого полу-шария головного мозга. SE(слева): TR = 2300 мс, ТЕ =90 мс, время иэкспозиции 8минут; RARE: TR = 2000мс, ТЕ = 120 мс, времяэкспозиции 1 минута. Обаизображения Т2-взве-шенные с высокой интен-сивностью сигнала CSF.Подкожный жир имеетмалую интенсивностьсигнала на SE-томограммеи высокую на RARE.

Рис. 7-21.SE и RARE-томограммыбольной с раком матки. SE(слева): TR = 2650 мс,экспозиция 2.8 минуты.Снова жировые тканиимеют относительно невы-сокую интенсивность на SE-изображении и выглядяточень яркими на RARE.

На RARE-томограммах, однако, липидный сигнал силен всегда. Полагают,что это вызвано спин-спиновым взаимодействием между глицеридными прото-нами.

Рис. 7-20 и 7-21 показывают примеры, когда можно сравнить SE и RAREтомограммы. Имеются также различия в интенсивностях сигналов различныхтканей при сравнении мультисрезовых изображений, полученных этими двумяметодами. Геморрагические и кальцинированные повреждения лучше виднына SE-томограммах.


Хотя популярность RARE быстро увеличивается, в настоящий момент GRE-последовательности являются наиболее популярными быстрыми последо-вательностями. Их преимущество обусловлено особенностями насыщенияспиновой системы при сокращении TR. Интенсивность сигнала после90°-импульса убывает до тех пор, пока не наступает равновесие, т.е. полноенасыщение, если TR <g T1. При этих условиях более эффективны импульсы смалыми углами отклонения, которые ведут к частичному насыщению.

Никто не ожидал, что сокращение TR ниже 100 мс, даже ниже 10 мс,сохранит возможность получения изображений с отношением сигнал/шум,достаточным для клинической диагностики.


Градиентные эхо-последовательности такого рода со столь короткими TRшироко сейчас применяются, имея сокращенное прозвище FLASH-последрва-тельности [7]. Они коммерчески доступны под несколькими различными торго-выми наименованиями (см. перечень акронимов в Глоссарии).

Для быстрой последовательности интенсивность сигнала можно рассчитатьиз следующего уравнения, если ТЕ короче Т1, но больше Т2.

SI = Q • sina • [l-exp(-TR/Tl)] • exp(-TE/T2)/[l-cosa exp(-TR/Tl)],

где a - угол отклонения, TR - период повторения, Т1 и Т2 - времена релак-сации.

В последовательности FLASH к параметрам TR и ТЕ добавляется третий -угол отклонения. Как и в случае общепринятой SE-последовательности, вбыстрой последовательности возможны изображения, взвешенные по Tl, T2или протонной плотности, в зависимости от выбранных TR, ТЕ и а. ПодобноSE-последовательностям, GRE-последовательности могут давать разныйконтраст, в зависимости от времени повторения и появления эха, точного видапоследовательности и угла отклонения. Имеется, однако, одно большоеразличие: в то время как SE и RARE последовательности отражают реальныеТ2 на своих Т2-контрастированных томограммах, GRE последовательностиотражают только Т2*-контраст.

Рис. 7-22 показывает типичное влияние угла отклонения на интенсивностьсигнала в последовательности GRE, в данном случае - последовательностиочищенный FLASH. Интенсивности сигнала максимальны между 30° и 60°.Как мы уже видели на примере соотношений контраст/интенсивность в SE-последовательностях, наилучший контраст не обязательно получается в точкенаивысшей чувствительности. Это имеет также место и в GRE-последователь-ностях. Рис. 7-23 показывает контраст тех мозговых тканей, поведение которыхизображено на рис. 7-22. В точке наивысшей интенсивности сигнала контрастлибо плохой, либо его вообще нет. Оказалось, что томограммы, полученные сиспользованием импульсов, отвечающих условию Эрнста, имеют тенденцию кскверному контрасту. Чтобы улучшить контраст, приходится применятьбольшие углы отклонения. Следствием этого является уменьшение сигнала,оставшегося вдоль оси z после РЧ-импульса.

Рис. 7-22.Поведение интенсивностисигнала в поледователь-ности очищенный FLASH.При больших углах откло-нения доминирует Т1, а прималых — протонная плот-ность.

18 36 54 72 90°


18

Рис. 7-23.Поведение контраста впоследовательности очищ-енный FLASH. Наилучшийконтраст получается междубелым веществом (WM) иCSF. Белое вещество отно-сительно серого (GM) и белоевещество (WM) относи-тельно бляшек рассеянногпосклероза (MS) имеет сравни-тельно плохой контраст.

Поэтому уровень этого сигнала зависит от скорости, с которой он восстанав-ливается в течение TR, т.е. сильно зависит от Т1. Рис. 7-24 показывает, какизменяется контраст с ростом угла отклонения. Последовательности GREобеспечивают резкий контраст между спинномозговой жидкостью, спинныммозгом и позвоночником. Рис. 7-25 сравнивает два сагиттальных изображения

Рис. 7-24. Последовательность градиентных эхо-сигналов - серия томограмм мозгаздорового добровольца. TR = 300 мс; ТЕ = 19 мс; а = 10°, 20°, 30°, 40°, 50°, 60°, 70°, 80°, (отслева сверху до внизу справа). С ростом угла отклоненеия томограммы становится всеболее Т1-взвешенными. Сравните кривые контраста белого вещества относительно CSFи белого вещества относительно серого вещества на Рис. 7-23.


шейной области позвоночника, одно с промежуточным, а другое — с Т2*-контра-стированием. Миелограммный эффект Т2*-взвешенных томограмм позволяетвыполнять быстрый скрининг протрузий дисков и является одним из примеровклинических применений GRE.

Однако, SE последовательности обычно обеспечивают более высокое разре-шение пространственных деталей, а иногда и контраст GRE-последовательно-стей оказывается хуже, чем в SE. Контраст, однако, можно улучшить спомощью контрастирующих веществ; применяя большие углы отклонения,можно подчеркнуть Т1 эффект парамагнитных контрастирующих веществ.

GRE-последовательности исключительно чувствительны к магнитнойвосприимчивости, т.е. пригодны для выявления геморрагических тканей,продуктов дегенерации крови, а также для изучения явлений кровотока (ангио-графии).

Как мы уже видели в случае SE-последовательностей, можно не заметитьпатологических изменений при неверном выборе импульсной последователь-ности. Это относится и к быстрым последовательностям. Если мы выберем Т1-контрастируюпгую последовательность, мы не сможем обнаружить поражения,имеющие те же Т1, что и окружающие ткани. Если мы выберем Т2*-взве-шенные последовательности, мы не увидим поражений, у которых Т2 близки кТ2 их окружения. Интенсивность сигнала бляшек рассеянного склероза на рис.7-22 - хороший пример этой проблемы. При использованных параметрах после-довательности, эти бляшки при любом значении угла отклонения не видны нафоне серого вещества.

Создание Т2*-контраста затрудняется неоднородностями поля, которые нерефокусируются градиентным эхо. Такие неоднородности вынуждают к

Рис. 7-25. GRE-сагиттальные томограммы нормального мозга. Слева — промежуточноевзвешивание, в данном случае с сильной Т1-зависимостью. Справа - Т2*-взвешивание.Отметьте изменение интенсивности сигнала CSF и миелограммный эффект на Т2*-взве-шенном изображении. В противоположеность Т1-взвешенным SE-изображениям,межпозвоночные диски на р/Т1-взвешенной GRE-томограмме дает высокую интенсив-ность сигнала. Сходная с сирингомиелией полоса на левом изображении — артефакт.


коротким ТЕ, тогда как для Т2*-взвешивания необходимы именно длинныеэхо-времена.

Уменьшение TR до значений, меньших Т2, ведет к генерации поперечныхкогерентностей, которые могут быть либо отброшены, либо рефокусированы,как мы это видели в Гл.6. Очищенная (spoiled) FLASH-последовательностьустраняет влияние поперечных когерентностей обычно с помощью очищающихградиентов, которые восстанавливают естественный контраст, обеспечива-емый частичным насыщением.

Рефокусирующие FLASH-последовательности включают поперечные коге-рентности в наблюдаемый сигнала, что существенно повышает отношениесигнал/шум, но вообще говоря, приводит к довольно скверному контрасту(который зависит от отношения Т2/Т1). Версия CE-FLASH (contrast enhanced,контраст усиливающая) обеспечивает усиление Т2-контраста, уровень которогоопределяется соотношением TR и Т2. Т2-взвешивание лучше всего удается приболее длинных Т2 (от 30 до 60 мс), но отношение сигнал/шум при этом хуже,чем при коротких TR.

Табл. 7-4 суммирует особенности стандартной FLASH-последовательности всильном поле.

В методах мгновенных (Snapshot) эхо-последовательностей сигнал развива-ется во время сканирования. Поэтому, манипулируя его начальной величиной,можно изменить форму эволюции и тем самым - контраст изображения.Наиболее часто в качестве препаративного применяется 180° инвертирующийимпульс, за которым следует восстановление и лишь затем — сканирование.

Другие быстрые томографические последовательности. В Гл.6 было описаномного вновь разработанных быстрых томографических последовательностей,как например, EPI, которые в будущем могут оказать существенное влияние наМР-томографию. В наши дни они еще не нашли широкого применения и неимеют никакой клинической оценки, поэтому мы не будем подробно обсуждатьих особенности с точки зрения контраста.

В Табл. 7-1 мы перечислили большое число параметров, влияющих наконтраст. Как мы уже видели при обсуждении основных импульсных последо-вательностей, одними из главных контрастирующих параметров являютсявремена релаксации Т1 и Т2. Если они изменяются, меняется и контраст. Вследующих параграфах мы обсудим, как могут повлиять на значения временрелаксации, например, изменения температуры тканей, их возраст, или такойфактор, как напряженность магнитного поля.

Таблица 7-4. Характеристики контраста для стандартной GRE-последовательности всильном поле (ориентировочные данные)

Параметрыпоследователь

ности

TR (мс)ТЕ (мс)

Q

Т1(взвешенная)

200-40012-1545-90

Т2*(слабо

взвешенная)

20-5012-1530-60

Т2*(сильно

взвешенная)

200-40030-605-20

(промежуточноевзвешивание)

200-40012-155-20

Возраст 127

Температура

Влияние температуры на времена релаксации хорошо известно в аналитич-еской МР-спектроскопии. Возникает вопрос, могут ли изменения температурычеловеческого тела повлиять на времена релаксации одного и того жепациента, полученные при повышенной и при нормальной температуре тела входе повторных наблюдений.

Релаксационные измерения подтвердили, что любые изменения под влия-нием температуры не выходит за пределы систематических ошибок и не оказы-вают влияния на контраст в МРТ [16].

Возраст

Состав тканей человеческого организма с возрастом изменяется. Это имеетособую важность для мозга, где содержание воды убывает, а содержаниемиелина возрастает весьма разительно в первые годы детства, что приводит ксильному уменьшению времен релаксации Т1 и Т2 головного мозга.

При рождении мозг младенца состоит на 93-95% из воды и имеет оченьдлинные времена релаксации Т1 и Т2 (рис. 7-26). В течение первых двух лет

Рис. 7-26.Времена релаксации Т1 (а)и Т2 (Ь) серого и белоговещества в зависимости отвозраста (построены поданным [9]). Отметьте, чтоот момента рождения допримерно полугода и Т1, иТ2 серого вещества короче,чем Т1 и Т2 белоговещества. Рис. 7-27 показы-вает клинический примерэтого общего поведения (invivo измерения в слабомполе; стандартное откло-нение около 25%.).

1750(ms)

250

Gray matter

White matter

0 0.5 1 1.5 2 3 6-7 8-1011-14years

100(ms)

40

Gray matter

White matter

0 0.5 1 1.5 2 3 6-7 8-1011-14years


Рис. 7-27. Изображения мозга младенца и взрослого человека (справа). Использованыодни и те же параметры (SE ТЕ = 2000 мс, ТЕ = 90 мс). Выбор окна несколько различ-ался. Контраст изображения, однако, очевидным образом разный, в особенности, -между белым и серым веществом, т.к. у младенца Т1 и Т2 белого вещества больше, чемсерого.

жизни происходит быстрый спад содержания воды до 82-84%, сопровожда-емый физиологической миелинизацией.

Поэтому необходимо соответствующим образом менять настройкувременных интервалов в импульсных последовательностях. Например, прииспользовании последовательностей инверсия-восстановление в низких исредних полях для неонатального периода понадобятся TR=3000 мс и Т1=100мс, чтобы получить полезный контраст мягких тканей. Для двухлетнегоребенка TR и TI следует уменьшить вдвое: к этому времени содержание воды вмозгу достигает того же уровня, что у взрослых [13].

При использовании SE последовательностей экстремально большие временарелаксации мозга младенцев должны быть учтены; TR следует увеличить соот-ветствующим образом, чтобы получить Т2-контраст. Использование одина-ковых импульсных параметров для детей и взрослых создает томограммы, неимеющие диагностической ценности (рис. 7-27).

Такие же параметры, как при исследовании взрослых, можно применять длядетей, начиная с трех лет (иногда с шести).

Статическое поле

К сожалению, все, что мы уже видели до сих пор, изменяется, если мы пере-ходим от одной напряженности магнитного поля к другой. Т1 сильно зависит отнапряженности поля, в то время как при нынешних пределах его изменений в

Статическое поле 129

Рис. 7-28.Время релаксации Т1 белогои серого вещества головногомозга в зависимости отнапряженности магнитногополя. Заметьте рост Т1 сростом поля.

Г200(ms)

Gray matter

White matter

0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 1.2 1.4 1.6 1.8 Т

MPT величина Т2 зависит от этих изменений лишь в минимальной степени.Экстраполировать величины Т1 для определенной ткани и в определенномполе на другие величины поля предельно трудно, так как Т1 определяетсяразличными факторами, которые меняются в различных полях [4]. Наилу-чшим методом для исследования этих особенностей является релаксометрия.Релаксометрия изучает Т1 и Т2 и их поведение в зависимости от внешних и/или внутренних параметров. Среди них — молекулярные и надмолекулярныеструктуры, температура, вязкость, рН, напряженность магнитного поля ивлияние парамагнитных и ферромагнитных веществ. Релаксометрия прово-дится на специальном МР-устройстве - релаксометре.

Рис. 7-29.Контраст (С) между белымвеществом и CSF при 0.15 и1.5 тесла. TR = 2000 мс. Сростом напряженности поля( и Т1) точки персечения, вкоторых контраст исчезает,перемещаются к болеекоротким эхо-временам.При 0.15 Тл, центральноеизображение без контрастаполучено с ТЕ = 40 мс, апри 1.5 Тл - с ТЕ = 34 мс.Заметьте: эти величиныподвержены также влияниюмногих других факторов(форма импульсов и пр.) имогут меняться от томо-графа к томографу.

15С

-20

1.5 Т

0.15Т

ТЕ

15 30 45 60


0.4 0.6 0.8 1.0 1.2 1.4 1.6 1.8 Т

Рис. 7-30.Изменение чистого Т1контраста в зависимости отполя Во. Контраст относи-тельно плох в слабых поляхи в зависимости от типамозговых тканей достигаетпика между 0.2 и 0.6 Тл,уменьшаясь затем ксильным полям. Важноотметить, что чистый Т1контраст не применяется вклинической томографии.Тем не менее, томограммы ссильным Т1-взвешиваниемподвержены влиянию этойзакономерности.

Релаксометрия изучает поведение релаксации и ее изменения в зависимостиот напряженности магнитного поля [1,15].

На рисунке 7-28 показана зависимость Т1 белого и серого вещества в зависи-мости от напряженности магнитного поля. Они оба возрастают с ростом поля, носкорости этого роста различны. Такое возрастание объясняет, почему томо-граммы, снятые в разных полях с одинаковыми импульсными параметрами,имеют различный контраст. Поэтому их нельзя сравнивать (рис. 7-29). Можнорассчитать чистый Т1-контраст, а затем, добавив другие компоненты (Т2 и Q) ,суммарный контраст для любой импульсной последовательности. Сравниваяповедение различных веществ в рамках изобразительных возможностей МРТ вразных магнитных полях, можно показать, что чистый Т1 контраст в низких исверхнизких полях весьма невелик. Он возрастает и достигает пика присредних полях, ухудшаясь затем к сильным полям (рис. 7-30). Значение этогорезультата для клинических исследований не слишком велико, потому чточистое Т1 контрастирование не применяется. Обычно, томограммы сосмешанным контрастом, т.е. Tl, T2 или с промежуточным взвешиванием,имеют достаточный контраст даже в самых сильных полях. Эта особенность,однако, становится важной для томограмм с сильным Т1-взвешиванием при

65

SI

15

Multiple sclerosis

White matter

Gray matter

0.01 0.1 1.0 Т

Рис. 7-31.Бляшки рассеянного скле-роза, а также многие другиесходные заболевания тканей( в данном случае - белоговещества), при исследо-вании в средних и сильныхполях если использоватьобычную спин-эхо последо-вательность с Т1-взвешива-нием. Контраст существуетлишь в слабых и сверх-слабых полях.


употреблении любой импульсной последовательности, т.к. означает, что внекоторых чистое Т1-взвешивание не позволяет обнаружить заболевания.

Это давно уже было известно из опыта томографирования, но явные приз-наки этого явления видны лишь в МР-релаксометрии. В некоторых случаяхконтраст отсутствует в средних полях, становится возможным полное обращ-ение контраста от позитивного к негативному при переходе от более слабых кболее сильным полям. При обследованиях пациентов на разных МР-томо-графах это может вызвать путаницу.

Рис. 7-31 показывает, что бляшки рассеянного склероза не видны при приме-нении обычной Т1-взвешенной SE-последовательности в средних и сильныхполях. Поэтому для диагностики рассеянного склероза методом МРТ в среднихи сильных полях необходимы Т2-контрастирующие последовательности, какуже упоминалось на рис. 7-12 и 7-22.

Литература1. According to the definition of the American College of Radiology (cf. Glossary).2. G.M.Bydder, R.E.Steiner, I.R.Young, A.S.Hall, D.J.Thomas, J.Marshall, C.A.PalHs,

N.J.Legg. Clinical NMR Imaging of the Brain. 140 Cases. Amer. J Roentgenol 139 (1982)215-236

3. C-N.Chen, VJ.Sank, S.M.Cohen, D.I.Hoult. The Field Dependence of NMR Imaging. I:Laboratory Assessment of Signal-to-Noise Ratio and Power Deposition. Magn Reson Med3 (1986) 722-729

4. H.W.Fischer, P.A.Rinck, Y. van Haverbeke and R.N.Muller. Nuclear Relaxation of HumanBrain Gray and White Matter. Analysis of Field Dependence and Implication for MRI.Magn Res Med 16 (1990) 317-334

5. F.Godtliebsen. Noise Reduction Using Markov Random Fields. J Magn Res 92 (1991)102-114

6. R.Graumann, H.Barfus, H.Fischer, D.Hentschel, A.Oppelt. TOMROP: a sequence fordetermining the longitudinal relaxation time Tl in magnetic resonance tomography. Elec-tromedica 55, 2 (1987) 67-72

7. A.Haase, J.Frahm, D.Matthaei, WHanicke, K-D.Merboldt. FLASH Imaging. Rapid NMRImaging Using Low Flip-Angle Pulses. J Mag Res 67 (1986) 258-266

8. S.E.Harms, T.S.Morgan, WS.Yamanashi, T.S.Harle, H.D.Dodd. Principles of NuclearMagnetic Resonance Imaging. Radio Graphics 4 (1984) 27-47

9. B.A.Holland, D.K.Haas, D.Norman, M.Brant-Zawadzki, T.H.Newton. MRI of NormalBrain Maturation. AJNR 7 (1986) 201-208

10. D.I.Hoult, C-N.Chen, VJ.Sank. The Field Dependence of NMR Imaging. II: ArgumentsConcerning Optimal Field Strength Magn. Reson. Med 3 (1986) 730-746

11. S.H.Koenig, R.D.Brown III/ Relaxometry of Tissue, in R.K.Gupta (ed). NMR Spectros-copy of Cells and Organisms. Boca Raton, FL: CRC Press 1988

12. J.Listerud, S.Einstein, E.Outwater, H.Y.Kressel. First Principles of Fast Spin Echo.Magnetic Resonance Quarterly 4 (1992) 199-244

13. J.M.Pennock. MRI of Infants'Brain. in: P.A.Rinck. Magnetic Resonance: MRI of InfantsBrain. Hospimedica 10 (1992) 16-18

14. P.A.Rinck, G.Bielke, M.Meves. Modified Spin Echo Sequence in Tumor Diagnosis, in:Society of Magnetic Resonance in Medicine. Proceedings of the Second Annual Meeting.San Francisco (1983) 302-303. and in: Magn Reson Med 1 (1984) 237

15. RA.Rinck, H.W.Fischer, L.van der Elst, Y.van Haverbeke, R.N.Muller. Field-CyclingRelaxometry. Medical Application. Radiology 168 (1988) 843-849

16. P.A.Rinck, R.N.Muller, H.Fischer. Feld- und Temperaturabhangigkeit des Kontrastes inder Magnetresonanzbildgebung. Fortschr Rontgenstr 147 (1987) 200-206

17. F.W.Werhli, R.J.Herfkens, J.R.MacFall, D.Shutts. Contrast and Contrast-to-Noise inMagnetic Resonance Imaging, in: S.B.Petersen, R.N.Muller, RA.Rinck (eds.): An Intro-


duction to Biomedical Nuclear Magnetic Resonance. Thieme: Stuttgart, New York (1985)59-67

18. I.R.Young, A.S.Hall, G.M.Bydder. Desing of a Multiple Inversion Recovery Sequence forTI Measurement. Magn Reson Med 5 (1987) 99-108

Подавление сигнала жировой ткани 133

Глава 8

Контраст: новые концепции

В течение последних лет были развиты новые идеи и концепции по поводуулучшения контраста. Мы расскажем о них в последующих параграфах,которые по большей части не связаны друг с другом.

Подавление сигнала жировой ткани

Жировые ткани создают трудности при оценке контраста и во многих клини-ческих случаях. Они дают сильный сигнал на Т1-взвешиванных SE томо-граммах, который может затемнить другие ткани или патологии, дающиесигнал, сравнимый по интенсивности с сигналом жира.

Рис. 8-1 дает клинический пример. После усиления Т1-контрастирующимвеществом опухоль правой глазницы был бы невидим, если сигнал жировойткани сохранил бы ту же интенсивность, что и на неконтрастированной томо-грамме. Жировой сигнал был, однако, подавлен в томограмме после контраст-ного усиления.

Диагностические проблемы подобного рода возникают также при исследова-ниях жировой инфильтрации печени, сердца, а также при дифференциациизаболеваний костей и костного мозга.

Рис. 8-1.Пример подавления сигналаот жировой ткани. Все том%граммы — Т1-взвешенныеSE. Левое изображение —срез через мозг, показыва-ющий опухоль в правойорбите. Томограмма справасверху — увеличенноеизображение этой опухолиперед применением Т1-контрастирующшего агентаGd-DPTA. Внизу - усилениеконтраста этой опухолипосле применения Gd-DPTA.Сигнал жировой тканитеперь подавлен, обе орбитытеперь затемнены; опухольстала яркой и четко выдел-яется на фоне другихдеталей изображения.

134 Контраст: новые концепции

В Гл. 6 мы уже ввели понятие химического сдвига. Молекулярные различиямежду водой и жиром заставляют магнитные моменты ядер прецессировать наслегка различающихся частотах. Если МРТ осуществляется в сильных полях,то химический сдвиг может привести к двум различным изображениям одной итой же анатомической структуры, что известно как артефакт химическогосдвига. Рис. 8-2 объясняет происхождение этого артефакта.

Эта особенность может иметь и полезное значение: ее можно использоватьдля устранения нежелательного сигнала жировых тканей.

Чтобы подавить жировой сигнал с помощью SE последовательности, необхо-димо модифицировать и последовательность, и томограф.

Легче устранить жировой сигнал с помощью GRE-последовательности. Какмы уже видели в Гл.5, в последовательностях градиентных эхо-сигналовэффекты химических сдвигов не рефокусируются и будут зависеть от выборавремени появления эхо-сигнала, как это конкретизировано ниже.

Вода и жир имеют химический сдвиг 145 Гц в поле 1 Тл и 220 Гц при 1.5 Тл.В последнем случае сигнал, сдвинутый от резонанса, будет совершать полныйповорот на 360° за каждые 4.4 мс. Поэтому, при эхо-временах (интервалах),являющихся целыми кратными 4.4 мс, сигналы жира и воды будут в фазе, а дляэхо-интервалов, нечетно кратных 2.2 мс, эти сигналы будут в противофазе (рис.8—3). Неоднородности поля В0 вызывают локальные вариации точной фазыкаждой компоненты, но разность этих фаз сохраняется. Выбирая соответству-ющий эхо-интервал, мы можем увеличить или ослабить вклад жировогосигнала, а суммируя два усреднения, в одном из которых использованысигналы в фазе, а в другом — сигнал в противофазе, можно устранить сигналжировых тканей. Такой вариант подавляющей жир последовательности похожна химсдвиговое томографирование или на фазовый контраст [2,11].

Другим методом устранения сигнала жировых тканей является использо-вание различий Т1. Это уже не химсдвиговое томографирование. Обычно дляэтого используют модифицированную последовательность инверсия-восстанов-ление, которую назвали STIR (Short TI Inversion Recovery). Выбирая подход-ящее время инверсии, жировой сигнал можно захватывать в точке пересечениянуля и таким образом устранять из томограммы (сравните рис. 7-9 и

Frequencygradient

Phasegradient

Waterimage

Fatimage

Fattytissue

Рис. 8-2. Из-за наличияхимического сдвига междусигналами воды и жираяркое изображение жира понаправлению частотногокодировния сдвинуто поотношению к соответству-ющему темному водномуизображению. Другимисловами, одна и та же тканьдает два несовпадающихизображения. В МР-томо-графии это — нежелательноеявление, известное как арте-факт химического сдвига.При подавлении сигналовжировой ткани этот арте-факт может принестипользу.

Перенос намагниченности 135

0°О

180°2.2

360°4.4

540°6.6

720°8.8

900°11.0ms

phaseТЕ

Рис. 8-3. Расфазировка сигнала жировой ткани. Выбрав подходящее эхо-время в после-довательности GRE, мы можем поймать этот жировой сигнал либо в фазе, либо в противо-фазе с сигналом воды. Данный пример изображает поведение такого фазового контрастав поле 1.5 тесла, когда разность частот между водой и жиром составляет 225 Гц. При этомжировой сигнал поворачивается на 360° за каждые 4.4 мс (1/225 с). Это означает, чтонаши водный и жировой сигналы совпадают по фазе при 0.0; 4.4; 8.8;... мс (стрелка вверх)и находятся в противофазе в моменты времени 2.2; 6.6; 11.00; ... мс (стрелка вниз).

рис. 7-10). Поскольку Т1 жира совсем короткое, то время инверсии, котороеустраняет этот сигнал, оказывается довольно коротким.

Недостатком этого метода является возможность потери какого-либо сигналаот других тканей.

Перенос намагниченности

Эта идея - получить контраст за счет переноса намагниченности (MagnetizationTransfer Contrast - МТС) - была первоначально предложена для МР-томо-графии Вольфом и Балабаном [11]. МТС основан на том, что в большинствебиологических тканей существует кросс-релаксация между пулом свободных(free) протонов (Hf), представляющим протоны подвижной воды, и пуломсвязанных (restricted) протонов (Нг), представляющим протоны макромолекулили иммобилизованной воды [3,5,10].

Связанный пул Нг имеет гораздо более короткое Т2, чем мобильный Hf пул,а следовательно он невидим при обычных методах МРТ. Поэтому в стан-дартных импульсных последовательностях влияние этого пула на контрастизображения использовать нельзя.

Кросс-релаксация и/или химический обмен между этими двумя пулами озна-чает, что насыщение резонанса одного из этих пулов, повлияет также и надругой (рис. 8-4 и 8-5).

Насыщение пула Нг ведет к снижению сигнала пула Hf. Такая кросс-релак-сация - короткодействующий процесс, поэтому прямое его влияние ограниченоточками соприкосновения двух пулов, хотя диффузия переносит эффект к


н.в, н.

Cross RelaxationChemical Exchange

Рис. 8-4. Полный сигнал при обычном МР-обследовании состоит из узкого пика мобиль-ных протонов (свободные протоны, Hf) и широкого пика иммобильных протонов(связанные протоны, Нг). Оба пула взаимодействуют и обмениваются информацией. Пулсвязаных протонов можно насытить внерезонансным насыщением, которое уменьшаетего намагниченность до нуля. Упомянутый обмен между двумя пулами приводит затемк уменьшению сигнала свободной воды.

Toff ТЕ

Рис. 8-5. Внерезонансное насыщение образца (в течение времени Toff) разделяет тканис неодинаковым содержанием протеинов, усиливая таким образом контраст между нимив последующей спин-эхо последовательности. Серая кривая спада и серая стрелка: тканьс большим содержанием воды или с мобильными лигандами; черная кривая спада ичерная стрелка: ткань с высоким содержанием протеинов. МТС - magnetization transfercontrast — контрастирование переносом намагниченности.

Контраст по коэффициенту диффузии 137

объему свободной воды. Известно, что Нг пул имеет очень короткое Т2; поэтомуповедение намагниченности в течение РЧ-импульса определяется релаксацией.

Большинство последовательностей, придуманных до настоящего временидля МТС-томографии [1,7,13], используют относительно длинные, маломощныевнерезонансные насыщающие импульсы для селективного насыщения Нг.Должный подбор расстройки, интенсивности и длительности импульсапозволяет насытить пул Нг при минимальном воздействии этого импульса напул Hf. Этот импульс, насыщающий Нг, должен быть относительно коротким.Однако, т.к. Нг представляет только около 10% всего протонного пула мыше-чной ткани, то требуется либо непрерывное, либо повторяющееся насыщение,чтобы создать значительный контраст за счет переноса намагниченности в Hfпул. Недавно для оптимизации МТС были предложены новые импульсныепоследовательности [8].

До настоящего времени клинические приложения МТС были ограничены;однако, уже было показано, что перенос намагниченности можно применить вдополнение к обычным Q-, Т1- или Т2-взвешивающим последовательностям дляулучшения контраста между опухолевыми и нормальными тканями, в особен-ности в мозгу. Кажется вероятным наличие корреляции между МТС истепенью злокачественности некоторых опухолей. Комбинирование МТС сприменением контрастирующих агентов усиливает контраст в тех случаях,когда ни один из методов в одиночку не дает достаточного эффекта, например,при обнаружении недавних инфарктов миокарда или мозга (рис. 8-6).

Контраст по коэффициенту диффузии

Поток, перфузия и диффузия — термины, характеризующие движение жидко-стей в теле человека. Поток — обычно объемный ток крови или спиномозговойжидкости - определяют как объем за единицу времени, т.е. макроскопическоефизиологическое движение крови. Мы подробно обсудим влияния потоков вГл.9.

Перфузия относится к кровоснабжению тканей, которое обычно являетсядвижением на капиллярном уровне. Некоторые из ее применений с использова-нием контрастных агентов будут обсуждены в Главе 9.

Молекулы внутриклеточной воды в тканях движутся беспорядочно, сталки-ваясь одна с другой, а также проходя через клеточные мембраны. Такой типдвижения отличается от перфузии и потока, он известен как диффузия.Коэффициент диффузии, D, характеризует этот тип молекулярного движения.

Возможность визуализировать диффузию обсуждалась в течение длительноговремени, т.к. это позволило бы осуществить дифференциацию тканей в соот-ветствии с их клеточной структурой.

Коэффициент диффузии зависит от нескольких факторов, наиболее важнымиз которых является вязкость. Изменения внутри- и внеклеточной вязкостииндуцируют изменения диффузии, что может изменить контраст изображенияна диффузионно-взвешенных МР томограммах. Диффузия не зависит отвремен релаксации и является таким образом дополнительным новым источ-ником контраста.

Барьеры типа клеточных мембран могут влиять на диффузию и изменять еебеспорядочное движение, придавая ему частично направленный характер.Например, диффузия в белом веществе показывает отчетливую зависимость отнаправления из-за того, что миелиновая оболочка, покрывающая нервные


Рис. 8-6. Пример контрастирования переносом намагниченности. Два верхних ряда -томограммы до МТС, два нижних - после МТС. На томограммах - динамическое иссле-дование инфаркта миокарда у свиньи. Этот инфаркт локализован между 12 и 4 часами.Первая томограмма в каждой серии получена без контрастирующего агента, последу-ющие получены с интервалами в 7 секунд и показывают приход и уход контрастиру-ющего агента (Gd-DPTA-BMA). Инфаркт не очень хорошо виден в первых сериях, ностановится отчетливо зримым после МТС (нижние серии). Совместное применениеконтрастирующего агента и МТС несомненно улучшает контраст [6].

волокна, фактически непроницаема для диффузии молекул воды. Это ведет канизотропно ограниченному движению.

Основной принцип контрастирования томограммы по коэффициентудиффузии заключается в том, что слабое беспорядочное движение молекулприведет к гауссовому распределению фаз. Эффект этих изменений усилива-ется при использовании SE последовательностей с относительно большими эхо-интервалами ТЕ совместно с наложением сильных градиентов.

Для контрастирования томограмм по коэффициенту диффузии применяютспециальные импульсные последовательности. Их способность отобразитьдиффузию зависит от величины и длительности диффузионного градиента и отнаправления, в котором он прикладывается. Рис. 8-7 дает пример влияниядиффузии на контраст и его зависимость от направления градиента.

Примененные при этом импульсные последовательности предельно чувстви-тельны к обычному движению внутри пациента (кровоток и пульзация спино-мозговой жидкости) и к движениям его тела. Поэтому в некоторых случаях

Контраст по коэффициенту диффузии 139

Рис. 8-7.Сагиттальныедиффузионно-взвешенныетомограммы с градиентами:в х-направлении (а), в у-направлении (Ь), z-направ-лении (с). Мозолистое телотемное на (а), где миели-новые волокна параллельныналоженному градиенту.Оно высвечивается на (Ь) и(с), где многие волокнаперпендикулярныградиенту. Сходнымобразом, поперечныеволокна в варолиевом мостунизкоинтенсивны на (а),позволяя отчетливо видетькортикоспинальный тракт.Этот контраст потерян на (Ь)и (с). Из Hajnal J. V andBydder G.M. [4], с разре-шения авторов.


были изготовлены специальные захваты и механические приспособления дляиммобилизации пациента, но это ограничивает применение обсуждаемогометода. Более быстрое сканирование и дополнительное программирование дляобработки данных уже разработаны для преодоления этих проблем.

Уже обнаружены патологически усиленные диффузионные картины в мозгепри инфаркте, опухолях, отеке, рассеянном склерозе и кистах [4,9].

Литература1. C.J.Baudouin, D.J.Bryant, A.G.Collins et al. Philos Trans R Soc London A333 (1990)

545-5592. W.T.Dixon and J.K.T.Lee. Separate Water and Fat MR Image (letter). Radiology 157 (1985)

552-5533. H.T.Edzes and E.T.Samulski. The Measurements of Cross-Relaxation Effects in the Proton

NMR Spin-Lattice Relaxation of Water in Biological System. Hydrated Collagen andMuscle. J Magn Reson 31 (1978) 207-208

4. J.VHajnal and G.M.Bydder. MRI of Diffusion. Hospimedica 10, 4 (1992) 14-195. C.F.Hazelwood, B.L.Nichols, N.F.Chamberlain. Nature 222 (1969) 747-7506. R.A.Jones, O.Haraldseth, J.Schjott, H.Brurok, P.Jynge, A.N.Oksendal, EA.Rinck. Effect

of Gd-DPTA-BMA on Magnetization Transfer. Application to Rapid Imaging of CardiacIschemia. JMRI 3 (1993) 31-39

7. R.AJones and T.E.Southon. A Magnetization Transfer Preparation Scheme for SnapshotFLASH Imaging. Magn Reson Med 19 (1991) 483-488

8. R.A.Jones and T.E.Southon. Improving the Contrast in Rapid Imaging Sequences withPulsed Magnetization Transfer Contrast. J Magn Reson 97 (1992) 171-176

9. M.E.Moseley, Y.Cohen, J.Mintorovitch et al. Early Detection of Regional CerebralIschemia in Cats: Comparison of Diffusion Weighted and T2-weighted MRI and Spectros-copy. Magn Reson Med 14 (1990) 330-346

10. R.Sepponen. Rotating Frame and Magnetization Transfer, in: D.D.Stark and WG.Bradley(eds.): Magnetic Resonance Imaging. 2nd edition. Vol. 1 St. Louis (USA): Mosby Year BookInc. 1992. 204-218

11. J.Szumowski and D.B.Plewes. Fat Suppression in the Time Domain in Fast MR Imaging.Magn Reson Med 13 (1988) 534-535

12. J.I.Tanttu, R.E.Sepponen, M.J.Lipton and T.Kuusela. Synergistic Enhancement of MRIwith Gd-DPTA and Magnetization Transfer. J Comput Assist Tomogr 16 (1992) 19-24

13. S.D.Wolff and R.S.Balaban. Magnetization Transfer Contrast (MTC) and Tissue WaterRelaxation in vivo. Magn Reson Med 10 (1989) 135-144

Интерлюдия IV: Что есть норма? 141

Интерлюдия IV

Что есть норма?

Когда Уоррен Дж. Гардинг стал Президентом США в 1920 году, сразу послепервой мировой войны, его лозунгом были слова назад, к нормальной жизни. Ксожалению, Гардинг и его политические друзья никогда не дали своего опреде-ления нормальности. Однако, их подход к нормальности во внутренней поли-тике США оказался достаточно сногсшибательным.

В медицине концепция нормальности не такова, но тоже достаточнотуманна. В ранние дни рентгенологии немецкий профессор Рудольф Грасхейнаписал книгу, впервые опубликованную в 1905 году [1]. С тех пор бесчис-ленные перепечатки и новые издания этой книги указывали границы нормы ипервые признаки патологии в свете лучей Рентгена. В течение десятилетийдесятки тысяч рентгеновских изображений каждой части человеческого телабыли получены для того, чтобы создать каталог нормальных изображений иуказать диапазон вариаций нормы. В результате появилось представление онормальности и были указаны границы, за которыми - патология.

С появлением в рутинной клинической практике МР-томографии на клини-цистов обрушилась лавина новых представлений. Радиологи были поставленылицом к лицу с тканями и изменениями тканей, которые до этого относилисьтолько к области патологоанатомии и были известны лишь паталогоанатомам.Например, никто в клинической диагностике не видел таких аккуратных иотчетливых срезов мозга, какие сейчас может давать МРТ. Врачи вынужденыбыли заново изучать анатомию и паталогоанатомию.

Поэтому МРТ оказалась мощной поддержкой для издателей книг поанатомии, и рынок книг, сравнивающих данные анатомии с данными томогра-фических методов остается по-прежнему оживленным.

По мере того, как становились видимыми все новые структуры, чтение томо-грамм становилось все более деликатной и трудной проблемой, а поведениеконтраста было непредсказуемым из-за многочисленности факторов, определ-яющих этот контраст. И вновь оказались неизвестными границы между меди-цинской нормой и ее вариациями, которые не должны еще рассматриваться какболезнь.

Диагноз рассеянного склероза — стандартный пример того, что может случ-иться, если нет никаких отчетливых познаний относительно границ нормы.

Бляшки рассеянного склероза хорошо видны при МРТ, поэтому такая возмо-жность подтверждения диагноза оказалась привлекательной для огромногочисла врачей и пациентов. МРТ выявила поражения белого вещества у многихпациентов, которым на основании этого был поставлен диагноз рассеянногосклероза. Однако, вскоре стало очевидным, что такие нарушения белоговещества могут также наблюдаться в контрольных группах здоровых добро-вольцев. Пятна с сильным отношением сигнал/шум, обозванные некоторымиавторами неопознанными яркими объектами (НЯО по аналогии с НЛО, uniden-tified bright objects - UBO), были обнаружены и у здоровых, и у больных ссамыми различными заболеваниями и состояниями [2]. Появление этих пятенсогласуется с увеличением содержания воды и с изменениями миелиновойструктуры. Локальные заболевания, например, — отек мозга, вызванная изме-нениями циркуляции крови или нарушением гематоэнцефалического барьера,

142 Интерлюдия IV: Что есть норма?

также могут вести к атрофической периваскулярной демиелинизации, миели-новому обесцвечиванию, гликолизу, инфаркту и/или порэнецефалическимизменениям, каждые из которых можно видеть как гиперинтенсивные пятнана Т2-взвешенных или средневзвешенных МР-томограммах.

Первоначально эти пятна создали некоторую путаницу, которая, однако,была очень быстро устранена. Жозеф Дюран, французский врач из Лиона,описал эти нарушения еще в 1843 году под названием лакунарных (lacunaire)или пятнистых (crible) состояний. Полтора века спустя эти состояния можновидеть у пациентов in vivo.

Во многих исследованиях показано, что находки НЯО довольно обычны вМРТ, но что такие изменения необычны для индивидов моложе 40 лет. Частотаих появлений увеличивается с возрастом. Было также найдено, что факторыриска для цереброваскулярной болезни и для течения ишемии мозга положи-тельно коррелируют с числом этих очагов. Курение, известный фактор рискаартеросклероза, также коррелирует с увеличением числа таких изменений [2].Однако, многие из этих пациентов и добровольцев не имели никаких патологи-ческих неврологических симптомов или психометрических изменений. С точкизрения здоровья они были нормальны.

В то время как раньше было вполне обычно читать про изменения на МР-томограммах, совместимые с димиелинизирующей болезнью, сегодня такиеопределения высказываются гораздо более осторожно, их можно найти лишьтогда, когда клиническое течение подтверждает рассеянный склероз илидругие возможные причины поражений белого вещества. В некоторых сообще-ниях единичные яркие очаги в белом веществе мозга до сих пор упоминают вразделе описания изображений,но не в заключении. Эти очаги не упоминаются,ибо их рассматривают как не имеющие клинического значения, и соответству-ющий вердикт теперь — нормален.

Тогда возникает вопрос, где находится граница между нормой и патологией,когда такие очаги должны считаться патологическими. Такой вопрос можетсчитать предельно важным, если из него следует далеко идущие последствиядля пациента или, как будет описано ниже, когда речь идет о группе профес-сионалов, которые могли бы стать потенциальными пациентами.

Как часть более широкого исследования был изучен мозг у группы глубоко-водных водолазов. Эти водолазы остаются глубоко под водой и работают там втечение многих недель. Перед возвращением на поверхность они должныпройти декомпрессию. Было постулировано, что декомпрессия может индуци-ровать минимальные повреждения мозга, которые с течением лет ведут кпостоянному поражению.

Как при всех подобных исследованиях, надо было найти референтную группудля сравнения с результатами избранной популяции. Эта референтная группадолжна быть сходной, но нормальной. Для водолазов в качестве профессиональ-ной группы были выбраны полицейские и рабочие буровых платформ воткрытом море, которые проходили столь же жесткий медицинский отбор, но неопускались под воду.

Результаты МРТ были поразительными. Изменения белого вещества водо-лазов и в контрольной группе были 33% и 43%, соответственно [3]. По литера-турным данным, такие изменения должны были бы не более чем у 20 % попул-яции. Очевидно, что контрольная группы не соответствовала нормальнойпопуляции, но, чтобы увериться в этом, была исследована другая группа лиц,отобранная наугад, и она, как и ожидалось, показала менее 20% таких изме-нений.

Интерлюдия IV: Что есть норма? 143

Рис. IV-1.„Норма"? Демиелинизиру-ющие заболевание? Что-нибудь еще? Ответ не такпрост, как кажется спервого взгляда. Вданном случае былпоставлен клиническийдиагноз рассеянногосклероза; поэтому МРТ-наблюдения былиописаны как совме-стимые с демиелинизиру-ющим заболеванием.

Пока неясно, почему группа из полицейских и морских рабочих показалабольшую частоту изменений белого вещества, чем водолазы или лица из общейпопуляции.Однако, в эпидемиологической терминологии выбор их в качествеконтрольной группы был ошибочным.

Какой урок можно извлечь из этого исследования?Во-первых, несмотря на тот факт, что много миллионов МРТ-исследований

мозга были уже выполнены во всем мире за последние 10 лет, границы нормыдо сих пор не установлены. Это справедливо не только для мозга, но и для позво-ночника, печени и др.

Во-вторых, выбор контрольной группы для клинических исследований можетоказаться более трудной задачей, чем это думают обычно, в особенности еслисама групповая нормальность до сих пор не определена. Это означает, чторезультаты подобных исследований придется интерпретировать cum granosalis.

Литература

1. R.Grashey. Atlas Typischer Rontgenbilder vom Normalen Menschen. Berlin. Urban &Schwarzenberg, Berlin, 1905

2. Refer to list of reference cited in the article in reference 3 below.3. P.A.Rinck, P.Svihus, P.De Francisco. MR Imaging of the Central Nervous System in Divers.

JMRI 1 (1991) 293-2994. K.Todnem, H.Skeidsvoll, R.Svihus et al. Electroencephalography, Evoked Potentials and

MRI Brain Scans in Saturation Divers. An Epidemiological Study. Electroencephalographyand Clinical Neurophysiology 79 (1991) 332-329

144 Контрастирующие агенты

Глава 9

Контрастирующие агенты

Общие замечания

Несмотря на то, что в МРТ контраст, изначально присущий методу, удачнымвыбором режима может быть усилен в гораздо большей степени, чем в другихтомографических методах, некоторые диагностические проблемы настолькосложны, что и при МР-обследованиях требуют использования контрастныхвеществ. Первоначальными целями для применения контрастирующихагентов в МРТ были возможные улучшения в диагностике, повышениечувствительности и, в особенности, специфичности, лучшая характеризациятканей и уменьшение артефактов изображения. За последние годы к этимпервичным целям во все большей степени добавлялась функциональнаяинформация. Вера в то, что удастся сократить время томографирования, покане подтвердилась.

Из общих соображений ясно, что манипуляция контрастом в МРТ путемприменения контрастирующих агентов наиболее полезна тогда, когдаисходный контраст не поддается изменению посредством выбора режима.

Рис. 9-1.Пациентка с раком молоч-ной железы и появивши-мися неврологическимисимптомами. Ни рентгенов-ская вычислительная томо-графия (не показана), ниМРТ без контрастированияне показали мозговых нару-шений. Однако, МРТ сконтрастированием пока-зала большое число мета-стазов (левая колонка: Т1-взвешивание до введенияконтрастирующего агента,правая колонка - Т1-взве-шивание после введенияконтрастирования).

Общие замечания 145

Рис. 9-1 дает поразительный пример клинического случая, когда окончатель-ный диагноз был поставлен только благодаря применению контрастирующегоагента.

Возможные контрастные вещества - это химические соединения, которыеизменяют содержание воды в тканях, подобно диуретикам, гормонам, алко-голю. Но из-за наличия разнообразных побочных эффектов такие веществ неиспользуются в клинической практике.

Другой подход заключается в замене той воды, которая находится в зонеинтереса. Перфтороктилбромид, например, был предложен в качестве ораль-ного контрастирующего агента, который может заменить в кишечнике частьводы, затемняющей изображение [8].

Другие вещества используют магнитные свойства ядер, отличных отпротонов, например 19F. Пригодность применения перфторированных соеди-нений in vivo продемонстрирована при изучении легочной вентиляции, а такжев перфузионных исследованиях [27].

Эти вещества, однако, не применялись в клинике, т.к. они не удовлетворяютодному или нескольким требованиям, предъявляемым к разработке и примене-ниям контрастных агентов. Наиболее важные из этих требований: адекватноевлияние на релаксацию и магнитную восприимчивость, толерантность, безо-пасность, малая токсичность, стабильность, способность к осмосу, биораспреде-ление, элиминация и метаболизм.

Конкретные вещества, имеющиеся на рынке или находящиеся в клинич-еских или предклинических испытаниях, сфокусированы на измененияхвремен релаксации и восприимчивости. Большинство из них - парамагнетикиили суперпарамагнетики. Уже в 1946 году в одной из новых публикаций,посвященной МР, были описаны парамагнитные катализаторы для сокращ-ения времени спин-решеточной релаксации Т1 [1].

Такие агенты, используемые ныне в клиниках, - неспецифичны. Это значит,что они не высвечивают специфические патологии, а лишь неспецифическиепатологические изменения тканей. Теоретически, однако, возможностисоздания контрастных средств для МРТ, направленных на отдельные пато-логии, существенно шире тех, что имеются в радиографии. В будущем, неко-торые из МРТ контрастирующих агентов могут оказаться столь же, если неболее специфическими, чем радиоизотопные агенты.

Разрабатываемые сейчас контрастирующие агенты, включают компонентыпула крови и медикаменты усиливающие контраст миокарда, печени, лимфа-тических узлов, опухолей, а также желудочно-кишечного тракта.

Табл. 9-1 дает обзор МР контрастных агентов либо находящихся в использо-вании, либо разрабатываемых.

В противоположность рентгеноконтрастным средствам , которые изменяютэлектронную плотность локально и тем самым создают прямое изменениеконтраста, МР агенты индуцируют изменения поведения окружающих тканей;они не должны быть видимы сами, являясь контрастирующими агентаминепрямого действия. Этот косвенный механизм - причина того, почему этивещества следует называть контрастирующими агентами, а не контрастнымисредствами. Контрастные срества ассоциируются с прямой видимостьюдающих контраст веществ в рентгеновских лучах.


Таблица 9-1. Классификация магнитнорезонасных контрастирующих веществ (примен-яемых в практике и находящихся в стадии разработки). Химические названия иторговые обозначения:(1)гадопентетатдимеглумин Magnevist® (2) гадотетрат меглумин DOTAREM®(3) гадодиамид для инъекций Omniscan® (4) гадотеридол для инъекций РгоНапсе®(5) гадобенат димеглуминсокращеия: SPIO - суперпарамагнитные оксиды железа

USPIO - суперпарамагнитные оксиды железа (микрочастицы)MION - монокристаллические оксиды железаОМР - магнитные частицы для перорального примененияPFOB - перфтороктилбромид

[Подробности строения лигандов можно найти в (20). Модифицированная таблица поBrasch (2)].

положительныеконтрастирующие

вещества

отрицательныеконтрастирующие

вещества

внеклеточные

низкомолекулярныеGdDTPA (1)GdDOTA(2)

Gd-DTPA-BMA(S)Gd-HP-D03A(4)Gd-D03A-butriol

Gd-BOPTA./dimeg(5)нитроксиды

высокомолекулярные,вводимые в

кровеносную системуальбумин- (Gd-DTPA)n

декстран- (Gd-DTPA)n

полилизин- (Gd-DTPA)n

парамагнитныелипосомы

низкомолекулярныеDy-DTPA

Dy-DTPA-BMA

высокомолекулярные,вводимые в

кровеносную системуUSPIO

альбумин-(Ву-ВТРА)„

вннутриклеточныеили связанные

с клетками

контрастированиегепатоцитовGd-EOB-DTPA

Mn-DPDPFe-HBEDFe-EHPD

контрастированиеклеток ретикуло-эндотелиальной

системыпарамагнитные

липосомы

контрастированиеопухолей

металлопорфириныантитело-(СаВТРА)п

контрастированиекалыщфикатов

Gd-DTPA-дифосфонаты

контрастированиегепатоцитов

арабиногалактан-USPIO

контрастированиеклеток ретикуло-эндотелиальной

системыSPIO

USPIOMION

суперпарамагнитныелипосомы

контрастированиелимфоузлов

SPIOUSPIO

контрастированиеантигенов

MION-антитело

гастро-интестинальные

смешивающиеся с водойферрицитрат аммония

несмешивающиесяс водой

растительные маслажиры

полиэфиры сахарозы

смешивающиесяс водой

SPIO (например, ОМР)суспензии сульфата бария

глина

несмешивающиесяс водой

газообразующиепрепараты(шарики)

PFOB

Позитивные контрастирующие агенты 147

Таблица 9—2. Некоторые важные парамагнитные химические элементы (переходныеметаллы) и их свойства

химический элемент

гадолиний Gd3+

марганец Мп2+

диспрозий Dy3+

железо Fe3+

числонеспаренных спинов

7554

время релаксацииэлектронного спина

Ю-8 - Ю'9 секЮ-8 - Ю'9 сек

Ю-12 - Ю-13 секЮ-10 - ю-11 сек

Позитивные контрастирующие агенты

В настоящее время наиболее широко используются парамагнитныеконтрастные вещества [1,17], их действие связано с наличием в них ионовметаллов, содержащих неспаренные электроны. Наиболее эффективныеметаллы перечислены в табл. 9-2. Гадолиний с его семью неспаренными элек-тронами и относительно длинным временем электронной спиновой релак-сации, обладает наибольшей активностью при изменении релаксационныхсвойств окружающих протонов. Магнитное поле, создаваемое электроном,гораздо сильнее поля, создаваемого протоном. Однако, в большинстве веществэлектроны „спарены", и их результирующее магнитное поле ослаблено. Следуетотметить, что железо само по себе, на уровне отдельных атомов является пара-магнетиком, а не ферромагнетиком.

Парамагнитные контрастные вещества, за исключением диспрозия, назы-вают „положительными". Они главным образом воздействуют на время Т1,укорачивая его. Таким образом, области, накапливающие эти вещества,становятся ярче при использовании Т1-взвешивающей последовательности(рисунки 9-2 и 9-3).

ATI ЛТ2

Т1contrast

agent

Т2contrast

agent

Рис. 9-2. Влияние позитивно (Т1) м негативно (Т2, Т2*) МРТ-контрастирующих агентовна интенсивность сигнала. Чем больше Т1, тем темнее будет элемент изображения(левая черная стрелка). Парамагнитные вещества используют, в основном, для умень-шения Т1, т.е. для высветления интересующего места (левая серая стрелка). Чем большеТ2, тем ярче будет сигнал от интересующей области (правая черная стрелка). Суперпара-и ферромагнетики сокращают Т2 и Т2*, затемняя таким образом элемент изображения(правая серая стрелка).


500 1000 1500 2000 2500 3000

Рис. 9-3.Влияние позитивно (т.е. Т1-)контрастирующего агента, вданном случае Gd-хелата,на интенсивность сигнала.Gd в клинической дозе (0.1ммоль/кг веса тела)сократил Т1 релаксацию.Соответствующие спинывосстанавливаются быстрее.Поэтому при данном TRинтенсивность сигналавыше в ткани, контрастиро-ванной гадолинием(верхняя кривая, светлаястрелка), чем в той же тканибез гадолиния (нижняякривая, более темнаястрелка).

Превышение дозы перечисленных выше агентов сверх рекомендуемой ныненормальной дозы (т.е. выше чем 0.1 ммоль/кг всего тела) может иметь и жела-тельный, и нежелательный эффекты. В некоторых случаях это может помочьобнаружить некоторые заболевания центральной нервной системы с минималь-

0.2 0.6 1.0 1.4TR(S)

60 100ТЕ (ms)

Рис. 9-4. Влияние на сигнал различных концентраций гадолиния:-Gd = гадолиния нет; +Gd = обычная концентрация; ++Gd = высокая концентрация.Рост концентрации гадолиния будет увеличивать интенсивность сигнала до определен-ного предела. За пределами этой концентрации нельзя достигнуть никакого Т1-усиления. Дальнейшее увеличение концентрации гадолиниевого соединения (++Gdбесполезно, т.к. теперь уже преобладает влияние Т2, затемняющее исследуемое место.как это показано на кривых спада эхо-сигналов (правая часть графиков). Такой эффектвысоких концентраций становится видимым, например, в мочевом пузыре, где гадоли-ниевые соединения могут накапливаться в концентрированной моче после экскрециейпосредством гломерулярной фильтрации. Он также создает проблемы для оральных Gd-агентов, поскольку потеря воды при прохождении через желудочно-кишечный трактможет вести к такому увеличению концентрации, при котором вместо роста яркостиполучится затемнение.


ным нарушением гематоэнцефалического барьера. При других типах пато-логии это, однако, может повести к потере контраста. Это получается из-засохранения Т2-сокращения, которое в некоторых случаях может перевеситьпервичное влияние на контраст изображения (рис. 9-4).

Так как выше упоминавшиеся металлы могут быть токсичными, они окруж-аются устойчивыми комплексами и находятся в них до вывода контрастноговещества из организма [5,19] (рис. 9-5). Среди этих комплексов - DTPA, DTPA-ВМА, DOTA и HP-D03A. При связывании с ними образуются низкомолекул-ярные воднорастворимые контрастные агенты, которые выводятся главнымобразом через почки.

Gd-DTPA и Gd-DOTA - ионные агенты с высокой осмолярностью, тогда как Gd-DPTA-BMA и Gd-HP-D03A - неионные и обладают меньшей осмолярностью.

Последние разработки предусматривают присоединение Gd или других пара-магнитных металлов к ВОРТА, EOB-DPTA, DPDP и подобным лигандам,которые слегка более липофильны к выводятся не только через почки, но такжеи через печень.

Соединения гадолиния считаются безопасными веществами, с малыми побо-чными эффектами. Однако имеются отдельные сообщения об анафилакти-ческих реакциях. Поэтому тщательное наблюдение за пациентом послеинъекции и немедленный доступ к аппаратуре интенсивной терапии должныбыть гарантированы.

В качестве других парамагнитных веществ могут выступать стабильныенитроксильные свободные радикалы, которые не используются в исследованияхлюдей из-за вредных побочных эффектов, а также липосомы и монокло-

Рис. 9-5. Токсичность парамагнитных контрастирующих вещества зависит от ихлигандов. Этот рисунок показывает предельную переносимость ЛД50 при внутривенномвведении крысам хлоридов металлов (MnCl, FeCIS, CdC13) в сравнении с комплексамиэтих металлов. Имея малые ЛД50 концентрации, эти хлориды очень токсичны, тогдакак хелаты тех же металлов имеют гораздо меньшую токсичность [20].


нальные антитела, окружающие парамагнитные комплексы, но результаты ихиспользования in vivo пока не опубликованы; и агенты пула крови длянаблюдения за перфузией тканей [3].

Первоначально разработка диагностических применений этих обычноиспользуемых парамагнитных контрастных веществ была сфокусирована наобнаружении поражений центральной нервной системы. Во многих случаяххарактер контрастного усиления при МРТ подобен таковому при КТ. Этопозволяет применить опыт, накопленный при использовании контрастныхвеществ в КТ. Однако, следует принять во внимание, что МР-контрастиру-ющие агенты ведут себя не так, как рентгеноконтрасные средства, никоимобразом не повторяя контрастируемые ими очертания.

Парамагнитные контрастные вещества в теле рассредоточиваются вовнутрисосудистом и межклеточном пространстве и не переходят гемато-энце-фалический барьер. Таким образом, в здоровой центральной нервной системеусиление яркости происходит только в областях, не обладающих этим барьером,таких как сосудистые сплетения. Нормальное усиление в мозге можно видетьтакже для гипофиза, воронки, пещеристой пазухи, твердой оболочки мозга ислизистой оболочки носовой полости. Возможно также усиление контрастасосудов (рис. 9-6). Патологическое разрушение гемато-энцефалическогобарьера приводит к проникновению парамагнитного контрастного веществ вмежклеточное пространство и локальному изменению Т1-релаксации. Этопроисходит при разнообразных патологиях (опухоли, инфаркты, инфекции,острая демиелинизация и т.п.).

Так как парамагнитные вещества являются Т1-веществами, их влияниенаиболее ярко выражено в Т1-взвешенных МР-изображениях, например, в SE-

Рис. 9-6. Пациент с абсцессами мозга. Края абсцессов становятся ярче после приме-нения гадолиниевого контрастирующего агента. Васкулярные структуры, такие каксагитальныи и поперечный синусы и хороидальное спленение также становятся виднее.


Рис. 9-7. Последовательность множественных спин-эхо сигналов, томограммы полу-чены после внутривенного введения контрастирующего вещества, (а) - TR = 450 мс , ТЕ= 20 мс (Т1-взвешивание). На всех остальных томограммах TR = 2000 мс, а ТЕ = возра-стает от 30 мс (б), до 60 мс (с) и 90 мс (д) с возрастающим Т2-взвешиванием.В томограммы расчетным методом введены две менингиомы в лобных долях. Расчетпозволил одну из них сделать невосприимчивой к действию Gd-агента. Без контрастиру-ющего агента обе менингиомы практически невидимы. Та, в которую поступил контра-стирующий агент, существенно усиливает свой сигнал на Т1-взвешенной томограмме.На Т2-взвешенных томограммах эта опухоль больше не усиливается контрастирующимагентом и поэтому не может быть выявлена.

изображениях с короткими временами TR и ТЕ, а также GRE с короткими TRи большими углами отклонения (50-90°). Эффективность их действия низка наТ2-взвешенных изображениях, в определенных случаях изображение не измен-яется.

Как правило, протоколы исследования должны до введения контрастиру-ющего вещества включать Т1-взвешенные томограммы, чтобы исключитьпатологии с высокой интенсивностью сигнала (типа геморрагических), а такжеТ2-взвешенные томограммы, чтобы исключить такие патологии, как бляшкирассеянного склероза, которые видны только на Т2-взвешенных изображениях.При исследованиях мозга не рекомендуется исключительное применение Т1-взвешенных томограмм как с контрастным веществом, так и без него.

Среди других применений, было найдено, что соединения гадолинияособенно полезны для улучшения обнаружения метастазов [6,10,24], малых


Рис. 9-8.Злокачественная опухольмозга. Вверху слева: томо-грамма, взвешенная попротонной плотности;вверху справа: Т2-взве-шенная томограммы; внизуслева: Т1-взвешенная томо-грамма перед введениемконтрастирующего агента;внизу справа: Т1-взве-шенная томограмма послеконтрастирования. Хотявполне очевидно, чтобольшая масса смещаетбоковые желудочки, но напервых трех томограммахнет точных очертанийопухоли. На Т2-взвешеннойтомограмме хорошо виденотек, но границы опухоли неочерчены. После приме-нения Gd-DPTA эта опухольиз более темной становитсяяркой и ее активные частихорошо обрисованы.

Рис. 9-9.Низкомолекулярные Gd-соединения выявляют лишьотсутствие или разрушениегематоэнцефалическогобарьера и сильно васкуляри-зованные поражения. Неко-торые поражения не усили-ваются (см. Табл. 9-2).На этих рисунках показаныТ1- и Т2-взвешенныеисходные томограммы высо-коактивной злокачест-венной опухоли, похожей нату, что видна на рис. 9-8 (а)и (Ь), Т1-взвешенная томо-грамма после контрастногоусиления (с), а также реаль-ное (микроскопическоераспространение опухоли,не полностью показанноеметодом MPT (d). Томо-грамма с контрастнымусилением показываеттолько места, где опухольразрушила гематоэнцефали-ческий барьер.


опухолей [7J и в уточнении классификации опухолей, обеспечивая в последнемслучае дифференциацию живой опухолевой ткани (хорошо перфузированной и/или с поврежденным (отсутствующим) гематоэнцефалическим барьером) отцентрального некроза и от окружающего отека или от макроскопическиневовлеченной ткани. Рис. 9-8 дает пример такой способности интравенозногоGd-контрастирующего агента усиливать интенсивность изображений опухолеймозга. Такое применение контрастного агента обеспечивает их обрисовку и опре-деление их стадии (с некоторыми ограничениями, как показано на рис. 9-9).

Усиление контраста с помощью этих агентов в соединении с легкостью демон-страции поражений в разных плоскостях (корональной, сагиттальной или попе-речной) с помощью МРТ, весьма полезно при предоперационном и предрадиа-ционном планировании, а также при мониторинге во время и после лечения.

Доброкачественные опухоли, подобные менингиоме и гамартоме, являютсяосновными показаниями для применения парамагнитных контрастныхвеществ. Невромы слухового нерва, в частности, малые невромы вовнутреннем слуховом канале, становятся отчетливо видимыми при введенииGd-содержащих соединений. То же самое относится к хордомам,гипофизу,гломусным и эпидермоидным опухолям. В злокачественных опухолях парамаг-нитные вещества позволяют разделять опухоль и отек. Представляется, чтоконтрастные вещества позволяют лучше отделять опухоль от отека, чем Т2-взвешенные последовательности SE.

Иногда отсутствие усиления столь же ценно, как и его присутствие,например, при разграничении начальной стадии астроцитомы на кортикал-ьной поверхности от менингиомы, а также мелких очаговых поражений белоговещества сосудистого генеза от метастазов. Табл. 9-3 дает обзор усиливаю-щихся, не усиливающихся и частично усиливающихся поражений центральнойнервной системы.

Применения за пределами центральной нервной системы включает скелет-номышечную систему, болезни уха, горла, носа, заболевания сердца, почек,гинекологические заболевания, лимфомы, суставы и молочные железы.Однако, показания к контрастированию при этих заболеваниях пока еще нетвердо установлены.

МРТ молочных желез - хороший пример совместного применения контрасти-рующих агентов и быстрых последовательностей, которые обеспечивают прове-дение динамических и функциональных или перфузионных исследований. Этаобласть применения МРТ будет быстро расти в будущем. Похоже, что монито-ринг накопления гадолиния молочными железами может обеспечить диффе-ренциацию между злокачественными и доброкачественными опухолямижелезы [14] (рис. 9-10 и 9-11). Т.к. это накопление происходит относительномедленно, то временное разрешение от 10 до 30 секунд вполне приемлимо.Поэтому можно использовать обычные последовательности градиентных эхо-сигналов (типа FLASH).

Динамические обследования можно использовать при изучении функцииорганов. При изучении почек можно получить такую функциональную инфор-мацию как скорость гломерулярной фильтрации. Подобным образом можноизучать и функцию печени: метастазы печени демонстрируют характеристич-ное периферическое усиление при динамическом сканировании. Динами-ческие обследования применяются также для мониторирования исхода леченияпри опухолях печени и при заболеваниях скелетно-мышечной системы.

Динамические исследования мозга продемонстрировали способность МРТдать информацию относительно нормальной и патофизиологической функции


Таблица 9-3. Типы контрастирования соединениями гадолиия при некоторых патоло-гиях мозга и окружающих тканей

тип патологии повышение контраста

абсцессанапластическая астроцитомаанапластическая олигодендромапапиллома хороидального сплетенияэпендимомагерминомаглиобластомалимфомамедуллобластомаменингиоманевринома(слуховой нерв, тройничный нерв)паренхимальный метастазпиэлоциститная астроцитомапинеаломатератоматоксоплазмоз

арахноидальная кистакавернозная гемангиомаколлоидная кистадермоидотекэпидермоидальная кистаглиозгамартомапрогрессирующий многофокальный ВИЧ-энцефалитлейкоэнцефалопатияинфаркт белого вещества мозга

бактериальный менингиткортикальный инфаркткраниофарингиома

грануломатозный менингитгемангиобластомалептоменингиальный метастаз

слабо развитая астроцитомарассеянный склероз

олигодендроглиомааденома гипофиза

лучевые поражения

есть, тонкое кольцоестьестьестьестьестьестьестьестьестьестьестьестьестьестьесть, переменное

нетнетнетнетнетнетнетнет

нетнетнет

переменное, часто отсутствуетпеременное, зависит от времени,прошедшего после инфарктаесть, в твердых компонентах опухолипеременное, обычно естьесть, в ядре опухолиесть, малые по размеру опухоли могутне контрастироватьсяпеременное, часто не заметнопеременное, острые очаги: есть, востальных случаях: нетнеопределенноесть, слабое контрастирование вкрупных опухоляхпеременное, часто есть

мозга путем количественного отображения объема крови в мозге при акти-вации, например, зрительных зон коры. [23].

Рис. 9-14 демонстрирует динамическое исследование ишемии головногомозга с помощью негативного контрастирующего агента.


Рис. 9-10. (вверху)и 9-11 (слева)Динамическое иссле-дование молочнойжелезы. Томограммырегистрировалиськаждые 30 секунд.Обычно злокачест-венные опухоли(черная кривая)демонстрируют болеебыстрый захват, чемдоброкачественныепоражения (сераякривая).

400SI

200

ОГ З1 4' 5' 6' 7 8' 9' 10'


Негативные контрастирующие агенты

Негативные агенты обычно воздействуют на интенсивность сигнала, сокращаяТ2* и Т2. Это затемняет область интереса (рис. 9-12).

К такой группе веществ принадлежат суперпарамагнитные контрастиру-ющие агенты. Их называют также агентами объемной восприимчивости. Ониотличаются от ферромагнитных агентов своим размером. Ферромагнитныеагенты состоят из частиц, демонстрирующих постоянный магнетизм. Приуменьшении размера таких частиц, они эти постоянные магнитные свойстватеряют, получая название суперпарамагнитных частиц [30]. В зависимости отразмеров этих частиц и от их оболочек, они могут также становиться и Т1-аген-тами.

Такие ферро- и суперпарамагнитные контрастирующие агенты создаютлокальные градиенты магнитного поля, нарушающие однородность магнитногополя в этих местах. Т2 укорачивается из-за диффузии воды через этиградиентные поля. Однако, главным их эффектом является уменьшение Т2*.

По этой причине все эффекты таких контрастирующих агентов лучше всегонаблюдать, используя последовательности градиентных эхо-сигналов, гдеэффекты Т2* сохранены. Этот тип влияния называют эффектом восприимчи-вости; он зависит от поля, возрастая пропорционально квадрату напряженностиполя.

Как мы видели ранее, парамагнитные соединения также демонстрируютзависимость от поля. Однако, в клинической томографии в обоих случаяхвлияние магнитного поля на контраст изображения оказывается минималь-ным.

Магнетит, Fe304, - супермагнитная частица. В оболочке из инертного поли-мера его можно применять перорально или внутривенно. Магнетиты послевнутривенного введения избирательно захватываются ретикуло-эндотелиальной

10 20 30 40 50 60 70 80 90 100

Рис. 9-12. Влияние негативно (т.е. Т2/Т2*) контрастирующего агента, в данном случае -суперпарамагнитного вещества, на интенсивность сигнала. Этот агент сокращает Т2* иТ2 релаксацию. Соответствующие спины расфазируются быстрее. Поэтому, при данномТЕ, в контрастированной ткани (нижняя кривая, черная стрелка) интенсивность сигналаниже, чем в той же самой, но не контрастированной ткани (верхняя кривая, сераястрелка).

Негативно контрастирующие агенты 157

системоий (RES), наиболее простой пример - захват клетками Купфера.Частицы магнетита приводят к подавлению сигнала кровеносных сосудов.Суперпарамагнитные контрастирующие вещества были также использованы вклинических попытках усилить контраст в печени и других органах послевнутривенного введения или в брюшной полости и в тазу после пероральногоприема.

В качестве внутривенного негативного контрастного агента использовалсятакже диспрозий. Dy-DPTA-BMA является перфузионным парамагнитнымагентом объемной магнитной восприимчивости. Он обладает большиммагнитным моментом и мало влияет на Т1-релаксацию, несмотря на близкоеродство с гадолинием и марганцем. Было показано, что диспрозий особеннополезен при исследовании мозга [26]. Причиной этого является то, что приинтактном гематоэнцефалическом барьере парамагнитные агенты влияют

Clot

Higher ("normal")signal intensity

Рис. 9-13. (a) - Диспрозиевые агенты индуцируют небольшие градиенты поля, которыераспространяются за пределы малых кровеносных сосудов и приводят к погашениюсигналов от окружающих тканей. (Ь) — В случае закупорки кровеносных сосудов приишемии или инфаркте сигналы от хорошо перфузируемой ткани будут подавленыконтрастирующим агентом, тогда как ткани в области окклюзии дадут нормальныйсигнал. Показанные на рисунках изменения интенсивности в серой шкале являютсяиллюстративными и не претендуют на точное отражение этих изменений на реальныхтомограммах. Стрелки показывают направление потока крови.


лишь на малую долю (3-5%) от полного числа протонов, т.е. протоны водыдолжны оказаться в непосредственной близости, чтобы подвергнуться соответс-твующему парамагнитному влиянию. Dy-DTPA также ограничен сосудистымпространством, но созданные им локальные градиенты магнитных полейраспространяются далеко за пределы капилляров, подвергая действиюконтрастного агента гораздо большую долю протонов (рис. 9-13).

Потенциальная диагностическая полезность диспрозия доказана также вдодклинических исследованиях мозга для обнаружения ишемии и раннихстадий инфаркта, при обследованиях сердца — для дифференциации междуобратимыми и необратимыми поражениями миокарда, и окклюзивногоинфаркта от реперфузированного.

Рис. 9-14 показывает пример способности Dy-DTPA-BMA создать свободныеот сигнала области в нормальной паренхиме, высвечивая таким образом пато-логию.

Рис. 9-14. Динамическое исследование изолированного сердца свиньи с помощью Dy-DPTA-BMA сразу после индуцирования области ишемии/инфаркта.На верхней левой томограмме показано это сердце перед введением контрастирующегоагента. Место инфаркта не видно. В течение периода всасывания (wash-in) этого агентаместо ишемии/инфаркта высвечивается благодаря тому, что диспрозий устраняетсигнал от нормальной ткани миокарда. Через 10 минут начинается стадия вымыванияконтрастирующего агента и по мере его исчезновения уменьшается также и контраст,через 10 минут исчезая полностью.Сравните рис. 8-6, где показано похожее исследование с позитивно-контрастирующимагентом.

Оральные контрастирующие агенты 159

Оральные контрастирующие агенты

В абдоминальной МРТ возникают проблемы как из-за двигательных арте-фактов, вызванных дыханием, движением сердца, перистальтикой и потокомкрови, так и связанные с общей потерей контраста между частями кишечника,заполненными фекалиями и жидкостью, между накладывающимися друг надруга петлями кишечника и соседними органами или патологическими струк-турами. Сердечная и дыхательная синхронизация, специальная математич-еская обработка, более быстрые импульсные последовательности и использо-вание контрастирующих агентов, - позволили решить некоторые из этихпроблем.

В течение последних лет многочисленные вещества были разработаны иисследованы на фантомах, в опытах на животных и в клинических экспери-ментах. Среди них были агенты и с позитивным, и с негативным контрастом. Кпервой группе принадлежит гадолиний-содержащие вещества, ко второй -фторсодержащие вещества и магнитные частицы [23,22].

Идеальный оральный контрастирующий агент должен удовлетворять многимтребованиям, как показано в табл. 9-4.

Те результаты, которые до настоящего времени были получены с оральнымимагнитными частицами, негативными агентами, показали, что эти агентыудовлетворяют большинству предъявляемых критериев. Они проходят черезвесь тракт и хорошо переносятся. В отличие от позитивно контрастирующихагентов, они не создают дополнительных артефактов.

Применение негативных оральных агентов для усиления контраста анатоми-ческих и патологических структур брюшной полости и таза будет, видимо,полезным для широкого круга диагностических проблем. В частности - диффе-ренциация абдоминальных структур, таких как поджелудочная железа,тазовых структур, таких как наружная стенка матки, а также разделение мета-стазов кишечника и метастазов лимфатических узлов в брюшной полости, —были весьма полезны при решении конкретных диагностических вопросов (рис.9-15) [22].

Препараты позитивного агента Gd-DPTA также были применены перо-рально, но предстоит еще провести сравнительные исследования, чтобы оконч-ательно решить, какой из агентов, позитивный или негативный, является пред-почтительным.

Таблица 9-4. Требования к идеальному оральному МР-контрастирующему агенту

Идеальный оральный МР-контрастирующий агент должен ...

• ... быть простым в применении;• ... быть нетоксичным;• ... быть рН-стабильным;• ... не иметь (или иметь слабые) побочные эффекты;• ... не приводить к дискомфорту пациента;• ... не нарушать анатомии кишечника;• ... однородно распределяться по желудочно-кишечному тракту;• ... создавать одинаковый эффект усиления вдоль всего желудочно-кишечного

тракта;• ... поддерживать свое контрастирующее действие при всех импульсных

последовательностях;• ... не индуцировать дополнительных артефактов;• ... увеличивать чувствительность и специфичность


Рис. 9-15. Средневзве-шенные томограммыпациента с раком слепойкишки. Вверху - до приемаОМР, внизу после приемаОМР. На верхней томо-грамме видны два мета-стаза, между ними запо-дозрен третий. После ораль-ного приема магнитныхчастиц (oral magneticparticles, ОМР) исчез сигналкишечника, и посткон-трастная томограмма пока-зала, что третья структураявляется частью кишеч-ника. (Из статьи Rinck P.A.et al. [22] с разрешенияавторов).

Орган-специфические контрастирующие агенты

В печени мишенью для концентрации контрастирующего вещества могут бытьлибо гепатоциты, либо ретикулоэндотелиевая система (RES). Gd-BOPTA/dimeg,Gd-EOB-DPTA и сходные комплексы показывают относительно высокуюгепато-желчную экскрецию, тогда как Mn-DPTA демонстрирует захват гепато-цитами. Суперпарамагнитные частицы могут присоединяться к специфич-еским рецепторам системы печени.

В качестве мишеней для контрастирования были также предложены селе-зенка, костный мозг, лимфатические узлы, сердце, а также воспаления и специ-фические опухоли.

Новые разработки

Имеется по крайней мере три параметра, по которым следует оптимизироватьконтрастирующие вещество:1. улучшение переносимости (хотя уже достигнута очень хорошая толерант-

ность);2. улучшение контрастирующего эффекта (влияния на релаксацию);3. достижение высоких локальных концентраций в результате селективного

распределения по организму (орган-специфические метки).


Например, синтез высокомолекулярных парамагнитных комплексов привел ксозданию перфузионных агентов, которые избирательно изображают крове-носные сосуды [25]. Благодаря продленному удержанию в плазме, эти соеди-нения можно использовать также для выявления мест с меняющейся сосудистойпроницаемостью, и тем цамшм обеспечивать определенную тропность этихсоединений к опухолям. Желательно, чтобы как можно больше парамагнитныхатомов содержалось в такой молекуле, чтобы, наряду с высоким молекулярнымвесом, было обеспечено высокое содержание металла, уменьшая таким образомфармакологическое действие органического скелета молекулы [28].

Одной из главнейших целей разработок контрастных агентов для магниторе-зонансной томографии является идентификация специфических веществ дляпоиска опухолей, однако, пока ни одно из предложенных веществ не прошлоклинической проверки.

Литература1. EBloch, WWHansen, M.Packard. Nuclear Induction. Phys Rev 69 (1946) 1272. R.KBreger, R.A.Parke, K.W.Pojunas et al. Bening Extraaxial Tumors: Contrast Enhance-

ment with GdDPTA. Radiology 163 (1987) 427-4293. R.C.Brasch. New Directions in the Development of MR Contrast Media. Radiology 183

(1992) 1-114. G.M.Bydder, D.P.Kingsley, J. Brown et al. MR Imaging of Meningiomas Including Studies

with and without GadoUnium-DPTA. J Comput Assist Tomogr 9 (1985) 690-6975. F.Cavagna, P.Tirone, E.Felder, C.de Haen. Gd-BOPTA/dimeg, a New Hepatobiliary

Contrast Agent for Magnetic Resonance Imaging, in [20b]. 83-946. C.Claussen, M.Laniado, W.Schorner et al. Gadolinium-DPTA in MR Imaging of Gliobla-

stomas and Intracranial Metastases. AJNR 6 (1985) 669-6747. W.Curati, M.Graif, D.Kingslay et al. Acoustic Neuromas: Gd-DPTA Enhancement in MR

Imaging. Radiology 158 (1986) 447-4518. A.De Roos, J.Doornbos, E.E.van der Wall, A.E.van Voorthuisen. MR Imaging of Acute

Myocardial Infarction: Value of Gd-DPTA. AJR 150 (1988) 531-5349. A.Dwyer, J.Frank, J.Doppman et al. Pituitary Adenomas in Patients with Gushing Disease:

Initial Experience with Gd-DPTA-Enhanced MR Imaging. Radiology 163 (1987) 421-42610. R.Felix, W.Schorner, M.Laniado et al. Brain Tumors: MR Imaging with Gadolinium-DPTA.

Radiology 156 (1985) 681-68811. M.Graif, G.M.Bydder, R.E.Steiner et al. Contrast Enchanced MR Imaging of Malignant

Brain Tumors. AJNR 6 (1985) 855-86212. R.I.Grossman, F.Gonzales-Scarano, S.W.Atlas et al. Multiple Sclerosis: Gadolinium Enhan-

cement in MR Imaging. Radiology 161 (1986) 721-72513. B.Hamm. Contrast Materials for Cross-sectional Imaging of the Body. Current Opinion in

Radiology 4 III (1992) 93-10414. W A. Kaiser. Dynamic magnetic resonance breast imaging using a double breast coil: An

important step towards routine examination of the breast. Frontiers in European Radio-logy 7 (1990) 39-68

15. S.H.Koenig, R.D.Brown III, D.Adams, D.Emerson, C.G.Harrison. Magnetic FieldDependence of 1/T1 of Protons in Tissue. Investigative Radiology 19 (1984) 76-81

16. R.B.Lauffer, WL.Greif, D.D.Stark et al. Iron-EHPG as an Hepatobiliary Contrast Agent:Initial Imaging and Biodostribution Studies. J Comput Assist Tomogr 9 (1985) 431-438

17. P.C.Lauterbur, M.H.Mendonca-Dias and A.M.Rudin. Augmentation of Tissue WaterProtein Spin-Lattice Relaxation Rates by in vivo Addition of Paramagnetic Ions. Frontierof Biological Energetics, 1, 3 (1978) 752-759

18. R.F.Mattrey, PHajek, VM.Gylys-Morin et al. Perfluorochemicals as GastrointestinalContrast Agents for MR Imaging. Preliminary Studies in Rats and Humans. AJR 148 (1987)1259-1263


19. H.P.Niendorf, K.Ezumi. Magnevist® (Gd-DPTA): Tolerance and Safety After 4 Years ofClinical Trials in More than 7000 Patients. Proceedings. 2nd Europ Congr of NMR in Medand Biol Berlin (1988) 50a-50b

20. (a) EA.Rinck (ed.). Contrast and Contrast Agents in Magnetic Resonance Imaging.Proceedings of the 1st Special Topic Seminar (Trondheim, Norway). Mons, Belgium: TheEuropean Workshop on Magnetic Resonance in Medicine 1989(b) P.A.Rinck, R.N.Muller (eds.). New Developments in Contrast Agent Research. Procee-dings of the 2nd Special Topic Seminar (Bordeaux, France). Blonay, Switzerland: EuropeanMagnetic Resonance Forum 1991

21. PA.Rinck, S.B.Petersen, RC.Lauterbur. NMR-Imaging von fluorhaltigen Substanzen. 19-Fluor Ventilations- und Perfusionsdarstellungen. Fortschr Rontgenstr 140,3 (1984) 239-243

22. EA.Rinck, O.Smevik, G.Nilseen, O.Klepp, M.Onsrud, A.Oksendal, A.Borseth. OralMagnetic Particles in MR Imaging of the Abdomen and Pelvis. Radiology 178 (1991)775-779

23. B.R.Rosen, J.W.Belliveau, H.J.Aronen et al. Susceptibility Contrast Imaging of CerebralBlood Volume: Human Experience. Magn Reson Med 22 (1991) 293-299

24. E.J.Russel, G.K.Geremia, C.E.Johnson et al. Inproved Detectability of Multiple CerebralMetastases with Gd-DPTA Dimeglumine-Enchanced MR Imaging: A Comparison of Unen-hanced and Enhanced Image. Radiology 165 (1987) 609-617

25. U.Schmiedl, M.Ogan, H.Paajanen et al. Albumin Labeled with Gd-DPTA as an Intravas-cular, Blood Pool Enhancing Agent for MRI: Biodistribution and Imaging Studies. Radio-logy 162 (1987) 205-210

26. A.Villringer, B.R.Rosen, J.W.Belliveau et al. Dynamic Imaging with Lanthanide Chelatesin Normal Brain: Contrast Due to Magnetic Susceptibility Effects. Magn Reson Med 6(1988) 164-174

27. A.D.Watson, S.M.Rocklage. Theory and Mechanisms of Contrast-Echancing Agents, in:C.B.Higgins, H.Hricak, C.A.Holms (eds.): Magnetic Resonance Imaging of the Body. 2ndedition. New York: Raven Press 1992. 1257-1287

28. H.J.Weinmann, H.Bauer, H.Gries, B.Raduchel, J.Platzek, W-R.Press. New ContrastAgents for MRI. in: [20a]. 135-148

29. H.J.Weinmann, M.Laniado, W.Mutzel. Pharmacokinetics of Gadolinium-DPTA/Dimeglu-mine after Intravenous Injection into Healthy Volunteers. Physiol Chem Med NMR 16(1984) 167-172

30. R.Weissleder, M.Papisov. Pharmaceutical Iron Ozides for MR Imaging. Reviews ofMagnetic Resonance in Medicine 4 (1992) 1-20

Некоторые основные положения 163

Глава 10

От объемного потока кМР-ангиографииНекоторые основные положения

Объемный или макроскопический кровоток в сосудах, а также движение спино-мозговой жидкости добавляют еще один параметр в контраст изображения вМРТ. Такой тип движения жидкости отличается от диффузии и перфузии иуправляется специфическими законами. Многочисленные особенностиконтраста потоков в МРТ и в магнитнорезонансной ангиографии (МРА) доста-точно сложны. Объяснения в этой главе дают лишь общие представления, непытаясь охватить в деталях всю сложность предмета.

Текущие кровь и спиномозговая жидкость могут казаться светлыми илитемными в зависимости от их скорости, направления, характера течения ипримененной для наблюдения импульсной последовательности. В рутиннойМРТ обычные эффекты потока могут имитировать патологию. Поэтому пони-мание механизма этих влияний на изображение очень важно. Для этого необ-ходимо также знать основы сосудистой анатомии и гемодинамики.

Обычные импульсные последовательности

В спин-эхо томограммах быстро текущая кровь выглядит темной, медленнотекущая кровь — относительно светлой. Медленно текущая спиномозговая

Рис. 10-1.Пациент с гидроцефалией.На этой Т2-взвешенной SE-томограмме, CSF должнабыть яркой. Однако, из-заэффектов потока, всильвиевым водопроводе иверхних отделах четвертогожелудочка CSF выглядиттемной.

164 От объемного потока к МР-ангиографии

Рис. 10-2.Т2- и средневзвешенная SE-томограммы. Средниемозговые артерии хорошовидны, поскольку онитемные на обеих томо-граммах. Это снижениеинтенсивности сигнала обус-ловлено эффектами потокаи не зависит от взвешен-ности изобряжения.

жидкость выглядит темной на Т1-взвешенных томограммах и светлой на Т2-взвешенных.

Это происходит потому, что время релаксации Т1 крови (при 1.5 Тл) равнопримерно 1500 мс, a CSF - 3000 мс; временя релаксации Т2 равны, соответс-твенно, 150 мс и 500 (-3000) мс.

Однако относительно быстро движущийся ликвор, ведет себя, как кровь. Рис.10-1 показывает пример быстрого движения ликвора и его влияние на контрастТ2-взвешенных томограмм.

Быстро текущая кровь оказывается темной на Q-, Т1- и Т2-взвешенных спин-эхо томограммах (рис. 10-2). Это может быть очень полезным при дифференци-альной диагностике аневризм, ангиом, сосудистых мальформаций и сходныхзаболеваний (рис. 10-3). Яркая интенсивность сигнала в тех местах, где следуетожидать снижение интенсивности затеменения из-за эффектов потока, предпо-лагает диагноз тромбоза или замедления кровотока.

Рис. 10-4 объясняет это явление для крови. В спин-эхо последовательностяхглавный вклад в поведения интенсивности сигнала дает эффект времени

Рис. 10-3.Средневзвешенная SE-томо-грамма брюшной полостимладенца. Темные областиспереди — заполненныевоздухом петли кишечника.Темные структуры передпозвоночником пред-ставляют быстро движу-щуюся кровь в порто-кавальном шунте.


staticv = 0 cm/s

slowv ~ 10 cm/s

intermediatev ~ 25 cm/s

fastv ~ 50 cm/s

flow90° 180° image signal intensity

Рис. 10-4. Основные эффекты время-пролетных потоковых явлений на интенсивностисигналов в спин-эхо томограммах. Если нет никакого движения, то будет виден яркийсигнал. Медленное течение создает сигнал, яркость которого чуть меньше, тогда какбыстрый поток ведет к слабому сигналу или его полному исчезновению сигнала. Сигналисчез потому, что все возбужденные спины покинули плоскость изображения к томувремени, когда был приложен рефокусирующий 180° импульс. V - скорость.

пролета (TOF-time-of-flight). Этот эффект возникает из-за движения крови завремя между возбуждающим и рефокусирующим импульсами.

Кровь может двигаться так быстро (табл. 10-1), что подвергается действию необоих импульсов SE-эксперимента, а лишь одного из них. При выпадении

Таблица 10-1. Диапазон скоростей кровотока в человеческом организме [(для аортыприведены две разные скорости по данным публикаций (1, 2, 5)].

сосуд

аортааорта

нижная полая венаверхная полая вена

наружная подвздошная артериябедренная артерия

поверхностная бедреннаяартерия

подколенная артериясонная артерия

внутренняя сонная артерияпозвоночная артериябазальная артерия

артериолавенула

максимальнаяскорость(см/сек)

65-80100-180

4020

98-14090-13877-103

56-8280-12080-12022-4532-52

--

средняя линейнаяскорость(см/сек)

20-80

10-20----

--

11-10


любого из этих двух импульсов, никакого сигнала от текущей крови не получ-ится; сосуд остается темным. Турбулентность потока содействует этому явлению.

Это справедливо, однако, лишь для односрезового эксперимента. Если мыпереходим к многосрезовому эксперименту, эффект потока становится болеесложным. Чтобы понять его, нам необходимо сначала рассмотреть профильпотока крови в сосудах.

Кровь через сосуд малого диаметра обычно течет ламинарно (рис. 10-5).Вследствие сил трения кровь возле стенок сосуда течет медленнее всего.Скорость крови нарастает по направлению к центру. Ламинарное течение -доминирующий тип потока в человеческом теле.

Кровь, текущая быстрее и по сосуду большого диаметра, развивает турбу-лентность и движется более беспорядочно, что создает фазовые сдвиги междуклетками крови. Эти спины расфазируются, интенсивность сигнала кровиубывает.

Плоский поток — специальный случай турбулентного течения с плоскимпрофилем; все элементы жидкости имеют одну и ту же скорость (рис. 10-5).

Очевидным образом скорость кровотока в венах и артериях различна.Пульсирующий поток в артериях, в меньшей степени также и в венах, являетсяциклическим и нерегулярным, в зависимости от систолы и диастолы сосуда.Поэтому характер потока и его скорость будут зависеть от того, в какой моментсердечного цикла была зафиксирована томограмма. В течение части этогоцикла пульсирующий поток часто турбулентен.

Нынешние методы МРТ дают усредненную картину движения крови всосудах.

Интенсивность сигнала потока и контраст изображения зависят также отглавных внешних параметров управления контрастом в МРТ. Например, вмультисрезовых томограммах интенсивность сигнала текущей жидкостизависит от положения конкретного среза и от направления потока относительнонаправления возбуждения срезов.

В момент притока возбуждается один срез текущей крови. Эта возбужденнаякровь продолжает движение в ламинарном режиме и приводит к различнымкартинам сигнала в соседних срезах (совпадающий поток, рис. 10-6).

Обращая направление возбуждения среза мы изменим распределениеяркости сигнала по срезам (противоток). В этом случае центральное затемнениесигнала выражено слабее, но остается заметным.

Рис. 10-5.Ламинарное (вверху) иплоское (внизу) течение.Ламинарное течение — отно-сительно медленное; плоскоетечение, как частныйслучай турбулентного, -быстрее. Оба рисунка схема-тичны, отражая лишьконцепции.


slice 1 slice 2 slice 3 slice 4flow

image 1 image 2 image 3 image 4

Рис. 10-6. Зависимое от потока усиление контраста на многослойных SE-томограммах.Темносерое изображение спинов в слое 1 иллюстрирует судьбу этих спинов при проте-кании через изображенную область. Вследствие параболического профиля ламинарногопотока в его центре скорость больше; в результате на томограммах возникают кольцео-бразные изображения сосудов. Этот тип потокового влияния на изображение не являетсяаномальным. Если направления потока и возбуждения слоев совпадают, то поток назы-вают со-направленным. Потоковые усиления сигнала изменяются в соответствии снаправлением потока и последовательностью возбуждения слоев.Противонаправленный поток, который на этом рисунке не показан, по-иному влияет наизображение, чем «(направленный поток.


В двухмерных быстрых томографических последовательностях с применениемградиентных эхо-сигналов поведение интенсивности сигнала проще чем в SE-томограммах. Здесь неподвижная ткань испытывает эффект всех прилож-енных РЧ-импульсов, создавая сигнал, интенсивность которого заметноменьше интенсивности равновесного сигнала.

В присутствии потока спины внутри среза замещаются спинами, не подверг-шимися действию ни одного из предшествующих импульсов, что приводит кгораздо более сильному сигналу (рис. 10-7), если считать, что поток не турбу-лентен.

Такое поведение используется в кардиологических исследованиях (рис. 10-8)и является фундаментом магнитнорезонансной ангиографии, использующейпоследовательности градиентных эхо-сигналов.

При возрастании скорости крови интенсивность сигнала растет до тех пор, покане достигается равновесное состояние (рис. 10-9 и 10-10). Рис. 10-9 делаеточевидным тот факт, что скорость крови - не единственный фактор, влияющийна интенсивность сигнала. Толщина среза и его профиль, Т1 (а потому и напря-женность поля), времена повторения импульсов и появления эха, а также другиевнутренние и внешние факторы дополнительно усложняют и без того исключи-тельно непростую природу сигналов текущей жидкости на МР-томограммах.


Рис. 10-7.На градиентных эхо-томо-граммах текущая кровьвыглядит яркой (0.5 Тл; TR= 400 мс; ТЕ = 28 мс; уголотклонения а = 20°).

Рис. 10-8. Влияния потока крови на интенсивность сигнала в спин-эхо и градиент-эхоимпульсных последовательностях. В SE-последовательности (слева) кровь, текущаявнутри камер сердца и в аорте, на томограмме оказывается черной, тогда как прииспользовании градиентных эхо-сигналов, текущая кровь на томограмме оказываетсяяркой (справа).


slice thicknessflow

flow velocity

Рис. 10-9. В последовательности градиентных эхо-сигналов сигнал текущей жидкостисостоит из двух компонент: от тех спинов, которые вошли в слой перед возбуждающимимпульсом и от тех спинов, который уже были возбуждены предыдущим импульсом, ноеще не ушли из слоя. Свежие спины, имеющие максимальную скорость, несут полнуюнамагниченность и дают наибольший вклад в сигнал, частично насыщенные спины,движущиеся медленнее, дают меньший вклад. Поэтому интенсивность сигнала зависитот скорости: чем быстрее поток, тем ярче сигнал. Надпись вверху: толщина среза.

direction of flow

excitationpulse ("n")

static

slow

intermediate

fast

excitationpulse ("n+1") image signal intensity

Рис. 10-10. Схематизированные интенсивности сигналов текущей жидкости для GRE-последовательности.надпись вверху: направление потоканадписи внизу (слева направо)возбуждающие импульсы n и п+1, интенсивностьсигнала на изображении.надписи справа (сверху вниз):статика, медленный, промежуточный и быстрый потоки

170 От объемного потока к МР-ангиографин

Рис. 10-11.Время-пролетная ангио-грамма (слева) и фазо-контрастная ангиограмма(справа). Оба типа МР-анги-ографии - методы, исполь-зующие последовательностиградиентных эхо-сигналов,т.е. ангиография „яркойкрови".Параметры визуализации:слева — ТЕ = 30 мс,ТЕ = 9 мс, а = 55°;справа -TR = 23 мс, ТЕ = 14 мс,а = 20°.

Ангиография

МР-ангиография (МРА) является развитием методов МРТ, чувствительных кдвижению жидкости. В отличие от рентгеновской ангиографии, МРА нетребует применения контрастных средств, вместо этого кровь сама по себеиспользуется как внутренний контрастирующий агент.

Имеются однако общие для всех методов МРА проблемы, которые труднопреодолеть.Эти проблемы включают в себя затемнения потоков или местаослабления сигналов, там где преобладает турбулентное течение, а также труд-ности изображения малых сосудов. Скорее всего, в будущем окажется полезнымприменение агентов, контрастирующих пул крови, которые обеспечат улуч-шение отношения контраст/шум, что позволит увидеть сосудистые структурыбез турбулентных помех.

Для прямого отображения потоков в артериях, венах и объемах, содержащихспинномозговую жидкость используют следующие группы методов:

(1) время-пролетные методы (TOF - time-of-flight),(2) фазоконтрастные методы (PC - phase contrast).Хотя эти методы имеют фундаментальные различия, они оба заметно

зависят от того, нормален или аномален кровоток.TOF и PC оба — методы „яркой крови", т.е. кровь на изображениях выглядит

светлой (рис. 10-11). Оба метода допускают использование двух- и трехмерныхвариантов, PC доступен также в варианте киноизображения.

Какой именно метод выбрать, - зависит от скорости потока, допустимоговремени визуализации и от множества других условий. Оба метода имеют своипреимущества и недостатки, которые суммированы позже в этой главе втабл. 10-2.

На основе TOF разработаны методы „темной крови". Они изображаюттекущую кровь темной и используются предпочтительно в местах с высокойтурбулентностью, т.е. для точной опценки стенозов.

Время-пролетная ангиография

Время-пролетные методы были впервые описаны в 1959 году Джеромом Р.Сингером [4]. Эти методы известны также под названием методы притока илиприток/отток (inflow, or wash-in/wash-out).

Ангиография 171

Как описано выше, они используют преимущество контраста между притека-ющей полностью намагниченной кровью и насыщенными (в смысле МР) окруж-ающими тканями. В этом случае, текущая кровь - ярко светлая, окружающиеткани — темные.

Наиболее обычной реализацией этого является создание серии тонких слоев спомощью быстрой GRE-последовательности, обычно с применением компенси-рующих поток градиентов, чтобы минимизировать эффекты расфазировки. Такровь, которая течет перпендикулярно срезу или имеет перпендикулярную кнему компоненту скорости, - дает сильный сигнал. Серия срезов изображаетсяв виде трехмерной стопки, образуя трехмерный рисунок, составленный изпотоков, протекающих перпендикулярно каждому срезу.

В течение времени построения изображения изучаемый объем получает рядРЧ-импульсов, насыщающих неподвижные спины внутри этого объема.Полностью намагниченные текущие спины вновь и вновь входят в этот объем,поддерживая большую интенсивность своего сигнала в сравнении с неподвиж-ными тканями.

Фазо-контрастная ангиография

Этот метод использует сдвиг по фазе, который возникает, когда спины переме-щаются в присутствии изображающего градиента. Как уже обсуждалось в Гл. 5,спины расфазируются в присутствии градиента поля.

Для потока, перпендикулярного градиенту, это движение заставит спиныиспытывать разные градиенты в моменты их наложения. Чтобы уничтожить

t = 0 dephasingt = a

vessel with moving bloodand surrounding stationary tissue

gradientrephasing

t = bstationary spins

are rephased (t = c)

Рис. 10-12. Благодаря уравновешенным градиентам достигается полная рефокусировкаспинов в ткани, окружающей сосуд с кровью. Текущие спины оказываются не в фазе. Этоявление используется для фазового контраста. Разбегание по фазе зависит от скоростипотока. На диаграммах расфазировки и дефазировки спинов черные стрелки - текущиеспины, серые стрелки - неподвижные спины.


Таблица 10-2. Преимущества и недостатки разных методов МР-ангиографии [поHuston III and Ehman (3)]

метод МР-ангиографии

преимущества недостатки

2D-TOF(двумернаявремяпролетная)

3D-TOF(трехмернаявремяпролетная)

2D-PC(двумернаяфазоконтрастная)

3D-PC(трехмернаяфазоконтрастная)

Cine-PCKino-MRT

чувствительность к слабомукровотоку; короткое времясбора данных; отсутствиеэффектов насыщения;множественные проекции, втом числе отдельных участковобъема

короткое время сбора данных;высокое пространственноеразрешение; очень короткоевремя эхо; возможныизображения отдельныхучастков объема иреконструкция любыхпроекций

короткое время сбора данных;выбор кодирования скорости,позволяющий селективнополучать изображение какмедленных так и быстрыхпотоков; изображения потокапо направлениям; отличноеподавление фона

выбор кодирования скорости,позволяющий целективнополучать изображение какмедленных так и быстрыхпотоков; отличное подавлениефона; минимальныеатефакты насыщения;маленькие элементы объема(вокселы); информация онаправлении потока;возможны реконструкцииилюбых проекций иизображения отдельныхучастков объема

выбор кодирования скорости,позволяющий получатьизображение спинномозговойжидкости, венозного иартериального кровотока;временное разрешение;информация о состояниигемодинами

тромбы или другиеобразования с коротким T!могут симулировать поток;артефакты от движения; нечувствительна к потоку вплоскости измерения

тромбы или другиеобразования с коротким Т1

могут симулировать поток; нечувствительна к слабомупотоку;эффекты насыщения;артефакты искажения поля(например, градиентывосприимчивости награницах воздух-кость)

невозможностьреконструкции проекций;большие размеры элементовобъема (вокселов);сравнительно долгое времяэхо ТЕ; техническаясложность

долгое время сбора данных;долгое время эхо ТЕ;техничесая сложность

потеря сигнала приперекрывании сосудов;большие элементы объема(вокселы); техничесаясложность

Ангиография 173

такое воздействие на неподвижные спины, эти градиенты уравновешиваются,не оказывая поэтому влияния на их намагниченность (см. рис. 5-13). Они,однако, действуют на движущиеся спины, что приводит к результирующемуфазовому сдвигу (рис. 10-12). Величина этой разности фаз пропорциональнаскорости потока.

Этот метод имеет то преимущество, что его чувствительность может бытьподстроена к скорости движения крови или ликвора. Слабые градиентыпозволяют обнаруживать быстрые потоки, тогда как сильные градиенты болеечувствительны к медленному течению.

Из-за различий в скоростях кровотока в человеческом теле (табл. 10-1) это —большое преимущество метода фазового контраста. Величина фазового сдвигазависит от выбора градиентов, от временного интервала между ними и отскорости течения. Таким образом, известные параметры градиентной последо-

slice 1 slice 2

slice 3 slice 4

slices 1-6

slice 5 slice 6

Рис. 10-13. Операция проецирование максимальных интенсивностей (Maximum Inten-sity Projection, MIP). В данном случае собраны данные из шести слоев. Структуры,имеющие отношение к потокам, дают в каждом слое самые яркие сигналы; имеются,однако, другие структуры, видимые с промежуточными интенсивностями сигналов(малые серые круги на изображениях слоев). На финальное изображение проецируютсялишь самые яркие точки из каждого слоя, дающие на ней - в нашей модели - большойяркий круг; другие структуры на этой проекции исчезают. Очевидно, что плоскостьфинального изображения не параллельна плоскостям шести исходных слоев; это насхеме не показано. Одним недостатком MIP является то, что в клинической практике наисходных томограммах слоев самыми яркими могут могут оказаться ткани, не содер-жащие сосудов (например, жировые). Такие ткани могут быть отграничены от сосуди-стых структур только по анатомическим признакам.


вательности позволяют вычислить скорость кровотока. Следовательно, РС-ангиография может создавать количественные скорость-кодированные изобра-жения или, вообще, говоря, картографировать скорости течения жидкости ворганизме.

Поскольку методы PC зависят от кодирования потока по всем тремпространственными координатам, соответствующий сбор данных требуетбольше времени, чем методы TOF. Сходные рассуждения справедливы и длядвухмерной версии в сравнении с трехмерной: 2В-эксперимент быстрее, а 3D -обеспечивает лучшее отношение сигнал/шум и пространственное разрешение.

В „темнокровной" ангиографии делается обратное MIP: выбираются самыетемные пикселы и с помощью проекции минимальной интенсивности (mlPiсоздается ангиограмма в черных тонах.

И с помощью время-пролетной, и с помощью фазоконтрастной ангиографиимы умеем теперь выделять сосудистые структуры путем обработки индивиду-альных двухмерных или трехмерных изображений. Однако, ангиограмма отра-жает сосуды в целом посредством двухмерных или псевдотрехмерныхпроекций. В обычной рентгеновской или цифровой субтракционной

Рис. 10-14. Нормальная трехмерная фазоконтрастная ангиография каротидных ивертебральных артерий (TR = 28 мс; ТЕ = 9 мс;а = 18°). Эти проекции повернуты однаотносительно другой на 6°,что облегчает и позволяет улучшить визуализацию сосуди-стых структур.


ангиографии такие изображения создаются вычитанием маски из ангиографи-ческих изображений с контрастным усилением.

В МРА для этой цели используется специальный алгоритм.

Проекция максимальной интенсивности

Сосудистые структуры на полученных нами МР-ангиографических изображе-ниях дают сигнал яркой интенсивности. Алгоритм проекции максимальнойинтенсивности (MIP - maximum intensity projection) производит селекцию всехярких пикселов на всех параллельных 2В-срезах или в ЗВ-подобъемах (slabs) ипроецирует их на одно изображение. Для случая 2В-срезов это легко понять изрис. 10-13.

Метод проекции похож на теневые картины, за тем исключением, что здесьна окончательное изображение проектируются лишь самые яркие пикселы.Соответствующие друг другу пикселы каждой оригинальной томограммы обра-зуют в результате проекционную ангиограмму.

В ЗВ-варианте этот алгоритм можно использовать для создания изображенийв любой выбранной проекции. На экране можно создать поворачивающуюсяЗВ-ангиограмму. Рис. 10-14 показывает шесть кадров такой ЗВ-М1Р-ангио-граммы.

MIP - сравнительно простой и полезный метод обработки МР-ангиографич-еских данных. Он имеет некоторые ограничения (отсутствие дискриминациимежду артериями и венами, высокая яркость сигналов от таких бессосудистыхсистем, как жир). Для преодоления этих проблем разрабатываются новыеметоды и среди них — отслеживание сосудов и объемное воспроизведение.Для темнокровной ангиографии выполняется процедура,противоположнаяМ1Р:выбираются пикселы с минимальной интенсивностью и посредствомпроекции минимальной интенсивности (mlP) создается ангиограмма с темнойкровью.

Литература1. W.G.Bradley, VWaluch, K.S.Lai et al. The Appearance of Rapidly Flowing Blood on

Magnetic Resonance Images. AJR 143 (1984) 1167-11742. W.G.Bradley. Flow Phenomana. in: D.D.Stark and W.G.Bradley (eds.): Magnetic Resonance

Imaging. 2nd edition. Vol. 1. St. Louis (USA): Mosby Year Book Inc. 1992. 253-2983. J.Huston III and R.L.Ehman. Comparision of Time-of-Flight and Phase-Contrast MR

Neuroangiographic Techniques. RadioGraphics 13 (1993) 5-194. J.R.Singer. Blood Flow Rates by Nuclear Magnetic Resonance Measurements. Science 130

(1959) 1652-16535. H.van As and T.J.Schaafsma. Flow in Nuclear Magnetic Resonance Imaging, in: S.B.Pe-

tersen, R.N.Muller, PA.Rinck (eds.): An Introduction to Biomedical Nuclear MagneticResonance. Thieme: Stuttgart, New York (1985) 68-96

176 Обычные артефакты в МРТ

Глава 11

Обычные артефакты в МРТ

Введение

Сразу после появления МРТ как нового средства медицинской визуализации ееприветствовали за отсутствие тех обычных артефактов, которые нарушаютизображения в рентгеновской компьютерной томографии. Однако, в скоромвремени стало понятно, что неблагоприятные побочные эффекты сложнойприроды магнитного резонанса дают целый ряд новых артефактов.

Артефакты в МРТ могут иметь форму вариаций интенсивности сигналов илиих ошибочного позиционирования. Такие артефакты могут имитировать пато-логию в такой степени, что приходится проводить обследование заново илиприменять другие диагностические методы, чтобы исключить патологию. Рис.11-1 и 11-2 показывает два примера таких артефактов. Обычно артефактылегко распознать, если известны причины их появления.

Эта глава описывает некоторые из наиболее обычных артефактов, в каждомслучае с кратким объяснением их причин, а также с предложениями путей ихустранения или ослабления. Артефакты, вызванные дефектными компонен-тами или неправильным функционированием томографа, - не обсуждаются.Более подробное обсуждение артефактов в МРТ можно найти в обзоре Хенкель-

Рис. 11-1. Сагиттальные, по средней линии томограммы мозга и ствола мозга. Слева -средневзвешенная томограмма, справа - Т2-взвешенная. На левой томограмме в мостувидна область низкой интенсивности, что позволяет предположить наличие поражения:Такая патологическая область отсутствует на Т2-взвешенной томограмме. Она вызванаискажением изображения из-за ферромагнитных имплантантов.

Возмущения магнитного поля 177

Рис. 11-2. Гемангиома правой руки. Поперечные (слева) средневзвешенная и Т2-взве-шенная (справа) томограммы, а также показанные здесь корональные Т1-взвешенныеспин-эхо томограммы выявляют плохо очерченный очаг с ярким сигналом в правомлегком. Повторные обследования на другой день, а также рентгеновская компьютернаятомография не подтвердили его наличия. Причина артефакта осталась невыясненной.

мана и Бронскила [6]. Табл. 11-1 суммирует наиболее общие артефакты испособы их устранения.

Артефакты можно разбить на четыре основных категории:(1) возмущения магнитного поля;(2) РЧ артефакты и артефакты, связанные с градиентами;(3) артефакты движения и потоков;(4) артефакты обработки сигналов и построения изображений

Возмущения магнитного поля

Основное магнитное поле может быть искажено большим числом факторов запределами помещений, где расположен томограф, например, большими непод-вижными или движущимися ферромагнитными объектами, типа лифтов илистоящих автомобилей. Поле должно быть защищено шиммированием или экра-нированием, что обычно в необходимой степени осуществляется изготовителемМР-томографа при его монтаже. Поэтому неоднородности извне сейчас редкоответственны за артефакты изображения.

Артефакты локальной неоднородности

Любое локальное искажение магнитного поля не может быть откорректированопри шиммировании.

Наиболее общими причинами таких локальных искажений являетсяналичие посторонних ферромагнитных тел и эффекты восприимчивости.Ферромагнитые объекты вызывают область полного исчезновения сигнала внекотором объеме и искажение интенсивности сигнала на краях этой области(рисунок 11-3). По этой причине все внешние металлические объекты, такиекак ювелирные изделия и часы, пациентом должны быть сняты, и рекомендо-вана замена одежды во избежание проблем, связанных с застежками и проч.Очевидно, некоторые имплантированные ферромагнитные материалы могут


Таблица 11-1. Артефакты МР-томограмм и способы их устранения

Артефакт

Наложение

Усечение

Звезды/змейки

Ошибки в данных

Возмущениямагнитного поля

Неидеальныеградиенты

„призраки"

Потоки

Контуры

Описание

Изображение свернуто вокругфазового кодирования- частотоного кодирования- плоскости выбора среза

„Звенят" края срезовсирингоподобная полоса

Полосы, проходящие через центр изображения

Полосатое изображениеразмытые линии изображения в фазовомнаправлении

Пространственные искажения томограммы илипотеря сигнала

Пространственные искаженияАссиметрический „звон" на краяхПолосатость в режимемножественных эхо

Повернуты на 180° относительно началаИнверсия в направлении фазового кодированияСмещенные „призраки"

Смещенные „призраки" в изображенииАномальные интенсивности

темные границы между структурами изображения

Возмущения магнитного поля 179

Причины Устранение

Слишком узкиеграницы Фурье-пространства

отслеживать более высокие частоты- ограничить фильтром ширину полосы

для данных— ограничить возбуждаемый объем

Нарушение границыФурье пространства

— отодвинуть границу фильтра- переформировать данные

Проникание РЧостаточный FID илистимулированное эхо

отфазировать циклФазовый цикл сместить к границе сизмененной фазойустранить стимулированное эхо спомощью градиента

Одна плохая точкаМала разрядность АЦП- дискретный РЧ-шум

Выбросить ее, заменивинтерполированным значениемЗаменить приемникЭкранировать помещение

Неоднородность ВоФерромагнитныеимплантанты, внешние железные ит.п. предметыХимический сдвиг

Шиммировать магнитУстранить мешающие объектыИспользовать спин-эхоУвеличить считывающий градиент

Градиенты нелинейныГрадиентный усилитель насыщаетсяИнтерференция между спин-эхо истимулированным эхо

Необходимо улучшить аппаратуруРасширить динамический диапазонусилителяИспользовать очищающие градиенты

Разбаланс квадратурного детектораСтимулированное эхо в мульти-эхо-сигналах

Ошибка оцифровки в ЦАПдвижение

СбалансироватьРасфазировать все эхо-сигналы высшихпорядковУдерживать целые значения фазовыхградиентовМножество частных решений

Фазовые ошибки из-за движенияДобавка или потеря спинов

Методы коррекции градиентов (балансплощадей, тайминг)

Нулевая точка при восстановлениипосле инверсииХимический сдвигСмещение за счет движения

Изменить TI или строить магнитудноеизображениеПрименить спин-эхо или химсдвиговуютомографию CSIИзменить циклограмму градиентов


Рис. 11-3.Артефакты из-за присутс-твия ферромагнитных мате-риалов. Потеря сигнала иего искажение обусловленыферромагнитным протезомв правой ноге.

быть допустимы, однако, в этих случаях следует избегать примененияградиентных эхо-последовательностей: они чувствительнее к таким помехам,чем спин-эхо последовательности.

Артефакты восприимчивости (Susceptibility)

Магнитная восприимчивость ткани указывает нам, как легко она намагничи-вается. Значения восприимчивости для большинства тканей приходится надовольно узкий диапазон, однако наличие ферромагнитных материалов(например локальных концентраций гемоглобина после кровоизлияния) илиграниц ткань/воздух приводит к локальным вариациям восприимчивости,результатом чего является ухудшение качества локального поля.

Вид артефакта восприимчивости зависит от локальных условий; возможныкак увеличение, так и уменьшение интенсивности сигнала. Граница ткань/воздух, вызывающая такие артефакты, может находится в легких, около пазухи носоглотки. Эффект восприимчивости легче устраняется при использованиипоследовательностей спинового эха, чем последовательностей градиентногоэха. Наличие вариаций локальных полей может быть определено при использо-вании фазового изображения или специальной последовательности, которая наоснове взаимодействия между двумя эхо-сигналами позволяет создать картулокального поля.

Артефакты радиочастотные и артефакты градиентов 181

Рис. 11-4.Артефакты восприимчи-вости, созданные проглочен-ными ферромагнитнымичастицами, примененнымикак орально контрастиру-ющие агенты. Из-заслишком высокой концен-трации этих частиц локаль-ное магнитное поле рядом сними искажено, что исоздает артефакты.

Артефакты радиочастотные и артефактыградиентов

Артефакты профиля срезаКогда мы обсуждали мультисрезовую томографию в Гл.5, то упоминали возмо-жную интерференцию РЧ-импульсов, предназначенных для одного среза, свозбуждением соседнего среза. Такое нежелательного возбуждение называюттакже кросс-возбуждением (рис. 11-5).

В результате кросс-возбуждения происходят изменения контраста изображ-ения. Контрмеры включают увеличение межсрезовых интервалов или непосле-довательное возбуждение анатомически соседних срезов.

Тот профиль слоя, который задан РЧ-импульсом, может быть искажен еслииспользуется период повторения, не допускающий полного восстановлениясигнала [13]. Для любого данного профиля всегда имеется зона перехода, вкоторой угол отклонения увеличивается от нуля до требуемой величины.Поскольку в случае неполного восстановления намагниченности наиболеесильный сигнал создается при угле отклонения, меньшем 90 градусов, топрофиль слоя будет иметь максимум по краям и провал посередине.

Это становится существенным при использовании очень коротких значенийTR вместе с большим углом отклонения (например, очищенная FLASH-после-довательность с хорошей контрастностью по Т1).

В таких случаях желаемый контраст не получается, т.к. мы имеем смеськонтрастов из-за вариаций угла отклонения внутри среза. Это можно преодо-леть, используя РЧ-импульсы, обеспечивающие очень резкие границы слоя,или применяя ЗВ-последовательность.


square pulses

b overlappingGaussian pulses

с distinctly separatedGaussian pulses

Рис. 11-5.(a) — Идеальный профильслоя — прямоугольный,внутри него все спинывозбуждены одинаково, слоимогут близко прилегать другк другу, не создавая межсло-евой интерференции. Такойслой требует возбужденияsine-импульсами. (Ь) -Однако, практически легчесоздаются и чащеприменяются импульсы сгауссовым профилем; слоипри этом имеют такой жепрофиль. Такие слои могутпересекаться, обмениваясьРЧ-энергией между собой.(с) - Увеличивая межсло-евый зазор мы сильно ослаб-ляем такой обмен энергией.

Артефакты в последовательностях многократного спиновогоэха

Последовательности многократного спинового эха широко используются в МРТ.В таких последовательностях могут возникнуть проблемы вследствие того, чторефокусирующие импульсы не будут соответствовать точно 180 градусам напротяжении всего слоя, и в зоне перехода (от 0° до 180°) на краях слоя будетиметь место весь диапазон углов отклонения.

Это означает, что рефокусирующие импульсы будут, кроме стимулированияспиновых эхо, формировать и другие сигналы, которые,если они не подавлены,погут ухудшить изображения, получаемые в дальнейшем по второму эхо [5].Существует множество способов решения этой проблемы, включающих в после-довательность дополнительные очищающие градиенты (которые увеличиваютминимальное эхо-время) или фазовый цикл для сокращения нежелательныхсоставляющих (которые увеличивает время сканирования). Возможно такжесмещение артефактов к краям изображения при использовании подходящихфазовых схем для радиочастотных импульсом. Это уменьшает влияние арте-фактов на большую часть области интереса.

Линейные артефакты

Относительно общим артефактом является наличие линий высокой интенсив-ности в центре изображения, ориентированных в направлении фазового коди-рования. Это обычно вызывается радиочастотными наводками из передатчикав приемник. Поскольку наводка происходит на резонансной частоте, она будетпроявляться в центре каждой проекции. Небольшие вариации величинынаводки в каждой проекции вызывают артефакт, распределенный по полюобзора в направлении фазового кодирования. Причины этой проблемы труднопроследить и полностью исключить, но сам артефакт можно устранить, делаядва усреднения вместе с чередованием фазы возбуждающего импульса.

Артефакты движения 183

Рис. 11-6.Изображения-„призраки",вызванные дыхательнымдвижением и сердцебие-нием; оба набора арте-фактов ориентированывдоль фазокодирующегоградиента. Дыхательноедвижение создает несколькораздельных „призраков"стенки грудной клетки, всердцебиение — колонкушума, проходящую черезположение сердца.

Артефакт линии в направлении фазового кодирования, удаленной от центраизображения, обычно является результатом интерференции на явно выраж-енной частоте. Она обычно вызывается паразитной радиочастотой, например,коммерческих радио- и телевизионных станций. Радиочастотного экрана,поставляемого с коммерческими системами обычно бывает достаточно, нопериодически следует проверять и чистить дверные контакты.

Артефакты движения

Артефакты дыхательного движения и сердцебиения

Артефакты движения являются наиболее часто наблюдаемыми в МР-изображе-ниях и вызывают серьезные затруднения при исследованиях брюшной полости.Они требуют применение ЭКГ-синхронизации при исследовании груднойклетки (рисунок 6-7). Движение может вызвать размазывание изображенияили артефакты-„призраки". Размывание границ анатомических структурможет происходить из-за усреднения движущихся изображений(аналогичнофотографии движущегося предмета с недостаточно короткой экспозицией). Этоможет затемнить малые повреждения. „Призраки" являются частичнымикопиями основного изображения, появляющимися в разных местах; они чащевсего обусловлены пульсирующим потоком жидкости.

Движение можно разделить на две основные категории:1. движение, происходящее между получением различных строк при скани-

ровании;2. движение, происходящее между возбуждением и сбором данных.

Первая категория может быть полностью исключена посредством физиологич-еской синхронизации таким образом, что получение данных и движение будут


синхронны. Это широко используется при исследованиях сердца и позволяетполучать превосходные воспроизводимые изображения фаз сердечного цикла

Были также попытки применения дыхательной синхронизации, но оченьнизкая частота респираторного цикла приводит к очень большому времен!;сканирования. Существует целый ряд других методов мониторирования дыха-тельного цикла и выбора фазокодирующих шагов, позволяющих минимизиро-вать артефакт [1].

Более современный метод — после обычной последовательности, повторить еебез фазового кодирования. Это второе эхо („навигатор") обеспечивает инди-кацию степени движения, и может использоваться как основа при процедурепостобработки [3]. Все эти методы заключают в себе существенный недостаток:они предполагают движение в одном направлении с одинаковой скоростью, чтоне является истинным для брюшной полости. Однако, такие методы могутулучшить качество изображения.

Альтернативный подход — сделать времена сканирования существеннокороче респираторного цикла, что очевидным образом ограничит влияниедвижения. Крайним примером этого является планарное эхо, при которомизображение формируется после однократного сбора данных [9]. Однако, этотметод недоступен для большинства используемых в клинике томографов.

При использовании способа быстрого сканирования со временем в несколькосекунд (или меньше) вместе с задержкой дыхания можно получить прекрасныеизображения с незначительными артефактами движения.

Артефакты, возникающие в результате второго типа движения, можно осла-бить, используя градиенты, компенсирующие движения. В стандартных после-довательностях градиенты создают дополнительные фазовые сдвиги длядвижующихся образцов. Поскольку воздействие движения не будет одина-ковым для каждой строки сканирования (если не используется синхронизация),то в результате возникнет „размазывание" сигнала в направлении фазовогокодирования. При использовании модифицированных считывающегоградиента и градиента выбора слоя [8] можно устранить этот дополнительныйфазовый сдвиг, а следовательно, и артефакт. Недостатком является то, чтоминимальное эхо-время в таких последовательностях будет длиннее.

phase encodinggradient

first location offlowing spins second location

imaged position

frequency encoding

Рис. 11-7.Ошибочная регистрациятекущих спинов ведет кизображению крови запределами сосуда: артефактпотока.

Артефакты движения 185

Поток

Происхождение артефактов потока очень похоже на происхождение арте-фактов движения, поскольку потоки крови и спинномозговой жидкости могутбыть пульсирующими. Таким образом, в различных строках томограммы будутиметь место различные скорости потока. Считывающий градиент и градиентселекции слоя вызывают фазовый сдвиг для текущего вещества, приводя кряду фазовых сдвигов, создаваемых в процессе сканирования [12]. Появляющ-

presaturation slab presaturation slab

imaged slice

Рис. 11-8.Градиент-эхо томограммашеи; фазокодирующийградиент ориентированвертикально. Артефактыпотока наблюдаются в видеколонок, проходящих черезположения артериальныхсосудов. Венозный кровотоктакже создает артефакты,но они гораздо слабее,поскольку пульсация венслабее.

Рис. 11-9.Пример параллельногопреднасыщения. Преднасы-щение возбуждает спинывне изображаемого слоя.Поэтому текущая кровьприбывает уже насыщ-енной, когда спины внутриизображаемого слоя подвер-гаются действию возбужда-ющего импульса. Вследствиеэтого сигнал кровиподавлен, и артефакты невозникают. Стрелки показы-вают направление потока,надписи вверху: преднасы-щаемый толстый срез (slab)внизу: изображаемый срез


Рис. 11-10. Пример параллельного преднасыщения. Поперечные томограммы с задерж-кой дыхания верхней части брюшной полости перед (слева) и после (справа) региональ-ного преднасыщения. Индуцированные потоками артефакты уменьшились.

ийся при этом артефакт может принимать вид общей размытости или множ-ества отдельных артефактов в направлении фазового кодирования (рис. 11-7).Решение проблемы является таким же, как и для артефакта движения: исполь-зуют ЭКГ-синхронизацию для обеспечения одинаковой скорости потока вкаждом случае и/или компенсированные градиенты для аннулирования фазо-вого сдвига потока.

Артефакты потока особенно сильно проявляются на томограммах, получ-енных методом градиентного эха, поскольку при двумерном сканировании натекущие спины не воздействовали предыдущие РЧ-импульсы, и поэтому их

Рис. 11-11. Пример перпендикулярного преднасыщения. Сагиттальные изображениягрудной части позвоночника перед (слева) и после (справа) преднасыщения. Артефакты,индуцированные сердцебиением, существенно ослаблены.

Артефакты обработки сигнала и построения изображений 187

намагниченность полностью восстановлена, приводя к очень сильному сигналуот протекающей крови и, следовательно, к серьезным артефактам при отсутс-твии синхронизации и/или компенсации движения (рисунок 11-8).

Если течение крови или CSF ухудшает диагностическое качество МР-изобра-жения, то такой артефакт следует устранить. Это может быть сделано спомощью предварительного насыщения.

При этом накладывается дополнительный РЧ-импульс, который насыщаетспины вне отображаемого места. Тогда кровь, протекающая в это место, уженасыщена, а это уменьшает интенсивность ее сигнала, т.е. и артефакт потока.Обычно это делают по обе стороны от отображаемого среза, поскольку кровьможет притекать в него с любого направления.

Рис. 11-9 — теоретический пример параллельного преднасыщения, а рис. 11-10 и 11-11 изображают клинические примеры параллельного и перпендикул-ярного преднасыщения.

Артефакты обработки сигнала и построенияизображений

Артефакты химического сдвигаАртефакт химического сдвига вызывается различиями резонансных частотпротонов в различных химических средах. Частоты протонов, содержащихся вжире и водной среде, отличаются на 3.5 м.д. Процессы частотного кодированияи кодирования слоя используют частотную информацию. Сигналы протоновжира и воды при одинаковых позициях приведут к различию частот и, следова-тельно, соответствующему сдвигу одной из составляющих сигнала (фигуры 8-2и 11-12). Поскольку это частотнозависимый артефакт, эффект будет наиболее

Рис. 11-12. МР-томограмма в сильном поле (1.5 Тл), показывающая артефакт химичес-кого сдвига в направлении считывания, которое на изображении направлено верти-кально. Химсдвиговый артефакт виден как черный контур между жиром и мускулами(черные стрелки).


выражен в сильных полях, приводя к смещению на несколько пикселов, види-мому в направлении считывания. Эти артефакты можно ослабить, используясильные градиенты, но тогда неблагоприятным образом уменьшится отно-шение S/N.

Проблему можно преодолеть, подавляя ту или другую из составляющих передзаполнением каждой строки данных. Это можно осуществить при использо-вании или метода преднасыщения (который требует хорошей однородностистатического поля) [4], или одной из множества схем сложения/вычитания (чтоувеличивает время получения изображения) [2,10].

Как мы уже видели в Главе 8, при исследованиях методом градиентного эхаизменение эхо-времени приводит к изменению соответствующих фаз состав-ляющих сигнала жира и воды. Это можно использовать для измененияконтрастности изображения или в качестве исходного пункта для схемы подав-ления сигнала жировой ткани [10].

Артефакт усечения (truncation)

Артефакт усечения проявляется как параллельные полосы, близкие кграницам тканей с различными интенсивностями сигналов, такими как жир/мышца или спинномозговая жидкость/спинной мозг. Поскольку эти линиипохожи на реальные структуры,, при интерпретации они могут представлятьпроблемы, будучи не распознанными как артефакт. Артефакты усеченияособенно сильны при использовании маленьких матриц изображения и могутбыть легко ослаблены при увеличении матрицы. Несмотря на то, что сверхвы-борка не влияет на интенсивность артефактов усечения, она уменьшаетрасстояние между ними, что часто приводит к размыванию и незаметностиэтого артефакта. Артефакты усечения чаще всего встречаются в направлениифазового кодирования, поскольку увеличение матрицы в этом направлении

Рис. 11-13. Артефакт усечения, имитирующий сирингомиелию (слева). Уменьшениеэтого артефакта осуществлено за счет увеличения размера матрицы со 128 • 128 до256 • 256 (справа).


увеличивает и время сканирования, что нежелательно. Сочетание подходящейориентации сканирования и увеличение матрицы данных в направлениичастотного кодирования обычно ослабляют артефакт до допустимого уровня.Рисунок 11-13 демонстрирует влияние увеличения размерности матрицы от128 • 128 до 256 • 256 элементов и получающееся в результате ослабление арте-фактов усечения. Рис. 7-25 - другой пример артефактов усечения.

Артефакты усечения могут быть также ослаблены при использовании низко-частотного фильтра, но, как при всех видах фильтрации, это повлияет на всеизображение, а не только на артефакт.

Наложение изображений (aliasing)Наложение — это обратное свертывание в изображение информации, располож-енной вне выбранного поля обзора. Оно может иметь место в направлениях какфазового, так и частотного кодирования.

Вдоль оси частотного кодирования этот артефакт возникает при наличиисигналов со слишком высокой частотой, приводящей к появлению этихсигналов в поле зрения на ложных позициях. В зависимости от используемойсхемы обнаружения, лишние данные появляются с этой же или с противополо-жной стороны. Эти высокочастотные сигналы могут быть подавлены спомощью фильтра, но такой фильтр не будет точно соответствовать требуемомудиапазону частот (спектру изображения), приводя все же к наличию какого-нибудь артефакта или уменьшению сигнала на краях изображения.

Эту проблему можно преодолеть, увеличивая вдвое количество собираемойинформации (сверхвыборка = over sampling), удвоив частоту выборки иливремя сбора информации (что, кроме того, дополнительно улучшает отношениесигнал/шум в корень квадратный из двух раз). В таком случае мы можемприменить фильтр, который будет подавлять все частоты вне нового спектраизображения, но не окажет никакого влияния на частоты, соответствующиетребуемому полю изображения (рисунок 11-4). После преобразования Фурьевнешние квадранты сверхвыбранной информации отбрасываются, оставляяистинное поле обзора полностью свободными от артефактов (рисунок 11-15).

В направлении фазового кодирования наложения загибают сигнал извнеполя обзора на противоположную сторону изображения (рисунок 11-16), так какобе эти позиции будут создавать одинаковые фазы.

В направлении фазового кодирования также может быть использована сверх-выборка, но тогда будет удвоено время сканирования (поскольку потребуетсявдвое больше фазокодирующих шагов) и поэтому такая коррекция примен-яется редко. Обычным практическим решением является ориентация направ-ления фазового кодирования в изображении таким образом, чтобы никакиеанатомические структуры не выходили за границы кадра в этом направлении.Если это невозможно, то для ограничения объема, из которого получают сигнал,можно использовать поверхностную катушку. Для ЗВ-изображений обратноезагибание сигнала может иметь место в обоих направлениях фазового кодиро-вания.

Артефакт черной границыИногда видны четкие черные контуры анатомических структур. Такие арте-факты создаются последовательностями „инверсия-восстановление" иградиентных эхо-сигналов. Рис. 11-17 дает пример GRE-последовательностипри сканировании брюшной полости.


filter

normal

oversampling frequency

Рис. 11-14.Соотношение междуфильтром (сверху),частотным интерваломизображения при нормаль-ной выборке и при сверхвы-борке (внизу).

Рис. 11-15. Томограмма плода киви: слева - нормальная выборка, справа - результатприменения сверхвыборки. На левой томограмме наложение сигналов извне выбран-ного поля обзора создало артефакт, видимый внизу (стрелка).

phase

офстш

FOV

Рис. 11-16. Артефакт обратного наложения(ЬасЫЫс1цщ), вызванный тем, что размеробразца был больше поля обзора в направлении фазового кодирования, которое вданном примере ориентировано слева направо.


Сигналы воды и жира могут быть или в фазе, или в противофазе. Это былообъяснено при обсуждении метода подавления сигнала жировых тканей в Гл.8.Если это случайно происходит в тех вокселах, где существуют парциальныеобъемные эффекты между органами, богатыми водой, и органами богатымижиром, то соответствующие сигналы взаимно уничтожаются, и видимымостаются артефактные контуры органа.

Чтобы устранить эти контуры, следует использовать синфазные ТЕ (рис. 8-3).Другой вариант - провести эксперимент с SE последовательностями, чьи 180°импульсы рефокусируют фазовые сдвиги.

Рис. 11-17. Артефактычерной границы в изображ-ении брюшной полости.Последовательностьградиентных эхо-сигналов,эхо-время 16 мс.

Рис. 11-18. Квадратурныйартефакт, возникший из-занеправильной настройкиприемника.


Квадратурный артефакт

Сигнал магнитного резонанса обнаруживается фазочувствительным прием-ником, имеющим два канала. Во втором канале опорный сигнал сдвинут пофазе точно на 90 градусов по отношению к опорному сигналу первого канала.Неправильная настройка этого фазового сдвига приводит к возникновениюложного изображения, повернутого вокруг осей X и Y по отношению к основ-ному изображению (рисунок 11-18). Это проще всего устранить регулировкойфазы квадратурного канала и коэффициента усиления приемника, шаг зашагом добиваясь минимизации квадратурного пика в преобразованном нерезо-нансном сигнале.

Литература1. D.R.Bailees, D.J.Gilderdale, G.M.Bydder et al. Respiratory Ordered Phase Encoding

(ROPE): Method for Reducing Respiratory Motion Artifacts in MR Imaging. J ComputAssist Tomogr 9 (1985) 835-838

2. W.T.Dixon. Simple Proton Spectroscopic Imaging. Radiology 153 (1984) 189-1943. R.L.Ehman, J.EFemlee. Adaptive Technique for High Definition MR Imaging of Moving

Structures. Radiology 173 (1989) 255-2634. J.P.Femlee, R.L.Ehman. Spatial Presaturation: A Method for Suppressing Flow Artifacts

and Improving Depiction of Vascular Anatomy in MR Imaging. Radiology 164 (1987)559-564

5. R.Graumann, A.Oppelt, E.Stetter. Multiple Spin Echo Imaging with a 2-D FourierMethod. Magn Reson Med 3 (1986) 707-721

6. R.M.Henkelman, M.J.Bronskill. Artifacts in Magnetic Resonance Imaging. Rev MagnReson Med 2 (1987) 126-256

7. B.A.Johnson and WM.Kelly. Common MRI Artifacts: An Overview. MRI Decisions 3 (1989)2, 17-23 and 3, 26-32

8. P.M.Pattany, J.L.Phillips, L.C.Chiu, J.D.Lipcamon, J.L.Duerk, J.McNally, S.N.Moha-parta. Motion Artifact Suppression Technique (MAST) for MR Imaging. J Comput AssistTomogr 11 (1987) 369-377

9. R.Rzedzian, I.L.Pykett. Instant Images of the Human Heart Using a New, Whole BodyMR Imaging System. AJR 149 (1986) 245-250

10. J.Szumowski, D.B.Plewes. Fat Suppression in the Time Domain in Fast MR Imaging. MagnReson Med 8 (1988) 345-354

11. S.C.R.WilUams, M.A.Horsfield, L.D.Hall True Water and Fat MR Imaging with Use ofMultiple Echo Asquisition. Radiology 173 (1989) 249-253

12. RVan Dijk. Direct Cardiac NMR Imaging of the Heart Wall and Blood Flow Velocity. JComput Assist Tomogr 8 (1984) 429-436

13. I.R.Young, S.Khenia et al. Clinical Magnetic Resonance Susceptibility Mapping of theBrain. J Comput Assist Tomogr 11 (1987) 2-6

Ринк_МРТ в медицине

Documents

Transcript of Ринк_МРТ в медицине