Как получается т2-взвешенное изображение? Характерный контраст.

Рис. 20 средний ряд. Иначе обстоит дело, когда мы хотим получить Т2-взвешенное изображение. Тогда в формуле (3) мы должны сделать акцент на третьем члене eхр(-TE/T2). Этого можно добиться выполнив условие TR>>T1, тогда

(1-exp(TR/T1))=1, а (3) примет вид:

рис.20

S@P*exp(-TE/T2)

TR выбирают большим, порядка 2200-3000 мс. Дальнейшее повышение TR самым драматическим образом будет удлинять что? Правильно ! Время сканирования. Выбирая такой большой интервал TR мы ждем когда спиновая система успокоится, придет в себя, полностью релаксирует вдоль оси Z. И только потом прикладываем новый 90 градусный импульс и следующий за ним 180-градусный. Нас интересует расфазировка после подачи 90-градусного импульса, поэтому интервал ТЕ выбирается достаточно длительным, порядка 80-90 мс. (что сравнимо с Т2 мозга). Через интервал ТЕ/2 мы подаем 180-градусный импульс и фокусируем спины через интервал ТЕ. Остается только некомпенсируемая расфазировка спинов, вызванная наличием локальных полей в ткани. Чем медленнее проистекает расфазировка (Т2 большое, спины фокусируются к ТЕ более полно), тем выше сигнал от ткани. Значительный сигнал от ликвора - у него Т2 высокое (1000мс), по сравнению с тканью мозга (70-80мс). Мозг выглядит более темным, чем ликвор.

Как получается изображение, взвешенное по протонной плотности? Характерный контраст.

Рис.20, нижний ряд. С помощью последовательности спин-эхо можно получить изображение взвешенное и по протонной плотности. При этом мы выбираем TR максимальным (2200-3000 мс), а ТЕ минимальным (10-30мс), тогда формула (3) вырождается в:

S@P

поскольку (1-exp(-TR/T1))=1, и exp(-TE/T2)=1. Таким образом сигнал зависит только от протонной плотности. За длительный интервал TR система успевает восстановить свою продольную намагниченность, и сигнал, полученный после следующей пары 90-180 градусных импульсов оказывается равен максимальному значению вектора суммарной намагниченности ткани. 180 градусный импульс "придвигают" как можно ближе к 90 градусному, чтобы уменьшить влияние расфазировки спиновой системы, Т2 релаксации (см. получение Т1-взвешенных изображений). Таким образом на Р-взвешенном изображении самыми яркими оказываются ткани с максимальным значением протонной плотности (см.табл1, рис 20 нижний ряд) это жир и серое вещество. Темнее выглядит белое вещество, у него протонная плотность ниже. И... ликвор. При визуализации ликвора возникает кажущееся противоречие он выглядит темнее, чем белое и серое вещество, несмотря на самое высокое значение протонной плотности. Дело в том, что ликвор не успевает полностью восстановить свою продольную намагниченность ко времени TR, Т1 ликвора около 4000 мс, а например, TR=3000. При таких условиях сканирования, ликвор накопит менее 60 процентов своего максимального значения и будет визуализироватья как зона более темная, чем белое, серое вещество и жир (см рис.20, нижний ряд).

Принцип двухмерной визуализации.

До этого момента мы не касались принципов получения двухмерных изображений. В 1973 году д-р Лаутербур догадался как с помощью эффекта ЯМР можно получать срезы организма, формировать изображения различной взвешенности. Это было сделано с помощью градиентных катушек. Что это такое?

До сих пор мы рассматривали только однородное основное поле Во. Но его можно намеренно сделать несколько неоднородным по заданной программе. Это происходи с помощью специальных витков проволки, размещенных внутри обмотки основного магнита. Расмотрим рисунок 21.

Рис.21

На рис.21 - вверху показан разрез основного магнита, создаваемое им поле Во. Показана градиентная катушка. В простейшем случае это два витка проволки, расположенные в начале и в конце магнита, которые подключены через ключ к мощному источнику постоянного тока. В момент замыкания ключа в схеме течет ток. Протекая по виткам проволки градиентной катушки он создает дополнительное поле dB к основному полю. Это поле называется градиентным. Левый виток создает поле, направленное против основного поля Во. Правый виток создает поле, направленное вдоль основного поля. Таким образом слева от центра магнита суммарное поле становится несколько меньше Во, а справа несколько больше. Это отражено на графике ниже. Только в центре магнита имеется плоскость, в которой поле в точности соответствует исходному. Эта плоскость перпендикулярна Во. Аналогичные витки градиентных катушек вмонтированы так, чтобы искажать поле в направлении осей X и Y. Если пустить ток сразу по всем трем системам градиентных катушек все поле внутри МР-томографа окажется искаженным. Только в центре будет точка с напряженностью поля равной одной Тесла (для примера). Именно в этой точке и будет происходить эффект Ядерного Магнитного Резонанса, если мы подадим РЧ импульс с частотой 42 Мегагерца (соответсвующего ларморовой частоте при поле в 1 тесла). В остальных учстках тканей пациента, помещенного в томограф ЯМР-эффект возникать не будет, поскольку частота РЧ импульса не будет совпадать с ларморовыми частотами вращения протонов. Естейственно, МР-сигнал мы зарегистрируем от этой самой точки. В следующий момент времени мы подадим в градиентные катушки токи несколько другой силы и получим условия резонанса в соседной точке. Компьютер сам рассчитывает необходимые силы токов для последовательного опроса всех участков ткани в выбранной плоскости.

Конечно, такая схема "опроса" точек плоскости малоэффективна, очень длительна и имеет еще ряд недостатков. Но именно так были получены первые МР-томограммы Лутербуром.

В настоящее время самым распространенный метод получения двухмерных изображений в МР-томографии называется 2-мерное преобразование фурье. Благодаря хитроумному фазово-частотному кодированию сигнала удается сократить время исследования так, что для построения полноценного изображения нет нужды последовательно опрашивать все точки среза. Комбинация 90-180 градусных импульсов запускается столько раз, какую матрицу изображения необходимо получить (см. рис.18). Как правило матрица изогбражения 256*256. Но иногда применяют прямоугольные матрицы (например 256*190, 256*224) тогда разрешение по одной из осей изображения несколько падает. Выигрыш - укорочение времени обследования, которое рассчитывается по формуле: Т=TR*Ma*Aq

История развития методов использующих ЯМР-эффекты

1946-открытие Ф.Блохом и Р.Парселлом эффекта ядерного магнитного резонанса

(кратко сущность явления)

исследователи применяли медленное прохождение через резонанс - стационарные методы.

1950 - Е.Ханн применил на практике импульсное возбуждение спиновой системы, начала развиваться импульсная МР-спектроскопия.

(проблемы- не было компьютеров и методов возбуждения спиновой системы)

1965 год - алгоритм быстрого фурье преобразования, предложен Кули и Туки, проведение Фурье анализа на компьютере

1971 - первые публикации работ, выполненных нва серийных МР-спектрометрах.

1972 год - П.Лаутербур - придумал метод получения двухмерного изображения с помощью эффекта ЯМР

Это изобретение на уровне открытия Рентгеном в 1896 году Х-лучей.

80-90 годы развитие МР-томографии

Сравнение стационарных и импульсных методов в ЯМР – эксперименте
Стационарные	Импульсные
Медленное прохождение через резонансную область. Запись частотного спектра осуществл. Механически по мере прохождения через резонанс	Кратковременное возбуждение образца и затем анализ отклика. Частотный спектр получается после фурье анализа записанного сигнала
Сигнал поглощения (спектр) Частота	Сигнал (отклик системы) время Преобразование Фурье Частота
Теория - квантовая физика (расщепление энергетич. Уровней)	Классический подход - (протон -прецессирующий магнитный момент)