Author: Петер А. Ринкк
Tags: семиология симптоматология признаки и симптомы заболеваний исследование диагностика пропедевтика общая диагностика медицина
ISBN: 5-9231-0320-6
Year: 2003
Text
Петер А. Ринкк
Магнитный резонанс в медицине Основной учебник Европейского форума по магнитному резонансу
В комплекте с компьютерными программами: MR Image Expert, версия 2.5 и Dynalize 1.0, демо-версия
Peter A. Rinck
Magnetic Resonance in Medicine
The Basic Textbook of the European Magnetic Resonance Forum
5th, Completely Revised Edition
Including MR Image Expert, version 2.5 and Dynalize, version 1.0 Demo
With contributions by
Atle Bjornerud, Patricia de Francisco, Jurgen Hennig, Richard A. Jones, Jorn Kveerness, Robert N. Muller, Timothy E. Southon, and GeirTorheim
290 figures, 45 tables
Blackwell Wissenschafts-Verlag Berlin • Vienna 2001
Boston • Copenhagen • Edinburgh • London • Melbourne • Oxford -Tokyo
Петер А. Риикк
Магнитный резонанс в медицине
Основной учебник Европейского форума по магнитному резонансу
В комплекте с компьютерными программами: MR Image Expert, версия 2.5 и Dynalize 1.0, демо-версия
Авторский коллектив:
Атле Бьорнеруд, Патрициа де Франческо, Юрген Хеннинг, Ричард А. Джонс, Йорн Квернесс, Роберт Н. Мюллер, Тимоти Е. Сутон, Гейр Торхем, Валентин Е. Синицын
Перевод с английского Д.В. Устюжанина
Под редакцией В.Е. Синицына
у
Москва * Издательский дом «ГЭОТАР-МЕД» * 2003
УДК 616-073.8
ББК 53.4
P5I
Риикк П.А.
Р51 Магнитный резонанс в медицине. Основной учебник Европейского форума по магнитному резонансу: В комплекте с компьютерными программами: MR Image Expert, версия 2.5 и Dynalizc 1.0, демо-версия: Пер. с англ. В.Е. Синицына, Д.В. Устюжанина; Под. рсд. В.Е. Синицына — М.: ГЭОТАР-МЕД, 2003. — 256 с.
ISBN 5-9231-0320-6 (рус.)
ISBN 0-632-05986-9 (англ.)
Данная книга — единственное издание на русском языке, содержащее подробное фундаментальное описание физических основ магнитно-резонансной (МР) томографии и спектроскопии, принципов формирования изображений, природы контраста на MP-томограммах, эффектов кровотока, функциональных исследований, контрастных средств. Рассматриваются вопросы безопасности MP-исследований. а также появления артефактов па МР-изобра-жениях и борьбы с ними. Особенность данной книги — комплектация компьютерным диском (CD-ROM) с двумя программами, облегчающие понимание многих сложных вопросов, описываемых в книге.
Книга может быть рекомендована всем специалистам, работающим в области MP-томографии и спектроскопии, а также лучевой диагностики в целом. Кроме того, она будет интересна врачам всех специальностей, направляющим пациентов на MP-томографию. а также студентам медицинских институтов и средним медицинским работникам — рентгенолаборантам.
УДК 616-073.8
ББК 53.4
Дополнительные авторские права на [лавы: Прелюдия: Как все начиналось; Интерлюдия II: Блюз времен релаксации; Интерлюдия III: Вялая жизнь клинической спектроскопии; Интерлюдия V: Что есть норма? Интерлюдия VI: Битва магнитных полей. Asier Publishing Corporation, Chester, United Kingdom, 1991. 1992. Перепечатано из материалов журнала «Hospirnedica» с разрешения авторов.
© Вес остальные интерлюдии и финал перепечатаны из журнала «Diagnostic Imaging Europe» (с разрешения издательства).
MR Image Expert
© EMR.F Eoundalion. Minusio. Switzerland, 1993. 2001, 2003.
Dynalize
© EMRF Foundation, Minusio, Switzerland. 2001. 2003.
MR Image Experl, Dynalize и AutoROl являются зарегистрированными юртовыми марками EMRF Foundation.
MR Image Expert и Dynalizc.
Названия «Европейский Симпозиум
no магнитному резонансу в медицине» и «Европейский Форум по магнитному резонан-
су» и их соответствующие логотипы являются собственностью European Magnelic Resonance Forum Foundation.
Вы можете посетить домашнюю страницу EMRF Foundation в сети Интернет но адресу: www.cmrf.org.
Права на данное издание принадлежат издательскому дому «ГЭОТАР-МЕД». Воспроизведение и распространение в каком бы то ни было виде части или целого издания не могут быть осуществлены без письменного разрешения издательского дома.
ISBN 5-9231-0320-6 (рус.)
ISBN 0-632-05986-9 (англ.)
© Перевод, Устюжанин Д.В., 200.3
© Перевод. Синицын В.Е., 200.3
© Издательский дом «ГЭОТАР-МЕД», 2003
© ABW Wissenschaftsvcrlag» Berlin, 2003
© Петер Ринкк, 2003.
© Петер Ринкк. первое английское издание. 1985
© Первое немецкое издание: Stuttgart, New York: Georg Thieme Verlag, 1986
© Первое русское издание (перевод-четвёртого английского издания): Blackwell Scientific, 1995
Предисловие
«В иные дни я успевала поверить в десяток невозможностей до завтрака!» Белая королева Льюис Кэрролл «Алиса в Зазеркалье»
Двигаемся дальше: менее чем за два года последнее издание этой книги было полностью распродано. Мы переработали его ещё раз и подготовили пятое издание.
В магнитно-резонансной томографии (МРТ) начинающим и даже более опытным часто приходится верить тому, что они читают или слышат о ней, и порой кажется, что всё это невозможно. Иногда это даже похоже на сказку. Эта книга расскажет сказку и постарается привести читателя от веры к пониманию.
Читатели получат основные знания, которые позволят им проводить собственные исследования и разобраться в большинстве вопросов, зачастую вызывающих затруднения (например, контраст изображений, артефакты или возможная опасность МРТ для пациентов). Авторы книги не стремились ни к исчерпывающему изложению затронутых проблем, ни, тем более, к полному описанию всей необъятной области. МРТ находится на стадии постоянного развития и поэтому меняется изо дня в день.
Назначение этой книги — познакомить читателя с основами метода, в результате чего он сможет в дальнейшем продолжать его изучение самостоятельно.
Первый вариант этой книги был написан в 1982 г. и опубликован издательством университета города Монс (Бельгия). Он был предназначен для использования в качестве учебника первого Европейского Симпозиума по магнитному резонансу (МР) в медицине (European Workshop on Magnetic Resonance in Medicine), а позднее —-Европейского Форума по магнитному резонансу (European Magnetic Resonance Forum) для обучения основам и некоторым приложениям МРТ и магнитно-резонансной спектроскопии (МРС). Многие организаторы других обучающих курсов и университетов во всём мире нашли его полезным для своих студентов.
После того как Пол Латербур (Paul С. Lauterbur), отец МРТ, увидел первое издание книги, он написал мне: «Похоже, это неплохая книга, особенно для врачей-ординаторов, рентген-лаборантов и техников».
Сначала мы сочли эту характеристику не слишком лестной, но теперь, оглядываясь назад, понимаем, что получилось как раз то, что мы собирались написать: вводный курс для начинающих.
Реакция общественности и рецензии на последнее издание учебника были прекрасными. Книга стала
очень популярной среди врачей-рентгенологов, кардиологов, студентов-медиков и рентген-лаборантов, и этот привело нас к тому, чтобы пересмотреть её cine раз. В четвергом издании текст и все рисунки были полностью изменены, написаны новые главы. В пятом издании добавлена информация о новых методиках.
Текс г написан так, чтобы начинающие могли ознакомиться с основными концепциями, теориями и иллюстрациями, необходимыми для овладения основами МР в медицине.
Как и во всём в жизни, в области МРТ для принятия решений требуется не юлько знание фактов, но и дополнительная информация. Поэтому мы включили в книгу несколько критических, более субъективных разделов, отражающих мнение отдельных специалистов. Эти разделы смягчают техническую сухость книги и дают некоторое представление о практических вопросах, с которыми сталкиваются пользователи МР-томографов.
Приложение к книге — MR Image Expert интерактивная обучающая программа по МРТ. Она облегчает понимание природы контраста в МРТ. Программа позволяет разобраться с важнейшими аспектами МРТ с помощью персонального компьютера. Книги и демонстрации слайдов применяют для ознакомления начинающих специалистов, по идеальным учителем может быть только сам MP-томограф. Однако обучение на своём опыте отнимает много времени, дорого стоит и. в случае патологии человека, нс совсем этично. Поэтому хороший дополнительный инструмент обучения — компьютерная программа, имитирующая MP-томограф без выполнения реального исследования. Этой цели и служит MR Image Expert.
Dynalize — второй программный продукт. Он предназначен для демонстрации и анализа динамических М Р-исслсдований.
В последние годы возрастает актуальность проблемы различия оборудования разных производителей. Неко торые производители даже разработали свою соб
ственную терминологию, применимую только к их томографам, при этом никакой стандартизации не предусмотрено. Мы попытались объяснить общепринятые методики, выполняемые на большинстве томографов, уделив наибольшее внимание основам. Описание клинического использования МРТ мы оставили другим авторам, написавшим выдающиеся книги но применению этого метода в различных областях медицины.
Мы выражаем благодарность Кнуту Нордли (Kniil Nordli) за комментарии. Карен Джасссн (Karen Janssen) и Марк Ковенховен (Marc Kouwenhoven) из фирмы Philips Medical Systems любезно предоставили изображения для главы об ангиографии («От движения жидкости к МРА и МРТ сердца»).
Все предыдущие издания были опубликованы на английском языке, некоторые из них были переведены на немецкий, французский, итальянский, польский, русский, испанский и японский языки.
Это издание выходит одновременно на английском, русском и португальском языках.
Как всегда: если вы найдёте какие-либо ошибки в этой книге, будьте уверены в том, что они оставлены умышленно, чтобы не оскорбить богов намерением создать нечто совершенно безупречное.
В любом случае, мы будем глубоко признательны любым замечаниям по поводу книги. Пожалуйста, направляйте их по адресу:
EMRF Foundation
University of Mons-Hainaut
Faculty of Medicine and Pharmacy
NMR Laboratory
B-7000 Mons
Belgium
или по электронной почте: olTiccC^crnrf.org Март 2003 года.
Петер А. Ринкк и соавторы.
Предисловие ко второму русскому изданию
Глубокоуважаемые читатели!
Вы держите в своих руках русский перевод пятого издания книги «Магнитный резонанс в медицине», написанной известным профессором Нетером Рипкком.
Профессор Петер А. Ринкк — известный европейский специалист по лучевой диагностике. Он работал в унивсрси гстах Германии, Норвегии, Швейцарии, Бельгии и Франции. Наибольшую известность принесли ему научные работы в области МР и контрастных средств для МРТ. В 1982 г. он написал учебник по МРТ, ставший широко известным и с успехом выдержавший несколько переизданий. Третье английское издание учебника (] 99.3) было переведено на русский язык (при поддержке фирмы «Брукер») и в 1995 г. вышло из печати (Рипкк П.Л. Магнитный резонанс в медицине. Основной учебник Европейского Форума по магнитному резонансу. Oxford: Blackwell Scientific, 1995, редакторы русского перевода - Айхофф У. и Сипинын В.Е.). Эта книга хорошо известна нашим специалистом по лучевой диагностике. Она является практически единственным русскоязычным руководством, подробно описывающим физические и клинические основы таких сложных областей лучевой диагностики, как МРТ и спектроскопия. Книга стала «библией» для всех специалистов этого профиля. Фрагменты и рисунки из неё разошлись по многочисленным публикациям (причем иногда их авторы скрывали истинный объём заимствований из первоисточника, но это пусть останется на их совести). Главное, что книга существенно способствовала освоению МРТ нашими врачами и стимулировала интерес к дальнейшим исследованиям в этой области.
Профессор 11стер Рипкк — один из организа торов и председатель Европейского форума.по магнитному резонансу (www.emrf.org). Любой человек, знакомый с ним, скажет, что его характеризуют глубочайшие знания в выбранной им области, скромность, и втоже время 1руетпо-философское, иногда ироничное отношение к современному миру и медицине. Достаточно перечитать блестящий цикл его авторских колонок в журнале «Diagnostic Imaging», где он обсуждает (иногда серьёзно, иногда шутливо) актуальные проблемы медицины и диагностики, некоторые из которых до него никто не осмеливался затрагивать (часть из них вошла в эту книгу). Он является разработчиком ряда компьютерных программ, используемых для обучения МРТ, Профессор Ринкк много раз был в России, выступал с лекциями на различных симпозиумах и семинарах. Он владеет русским языком и тепло относится к нашей стране.
Русское издание (1995) давно уже стало библиографической редкостью. МРТ и спектроскопия к началу XXI века существенно изменились, поэтому профессор Ринкк полностью переработал и обновил старое издание. В 2001 г. появилось четвёртое издание учебника на английском языке (Peter A. Rinck. Magnetic Resonance in Medicine, Blackwell, Vienna, 200]), которое было быстро распродано. В 2003 г: вышло пя тое издание. практически аналогичное четвёртому. Отличительная особенность этих изданий они комплектуются компьютерным диском, на котором записаны две программы, облегчающие понимание предмета. Ссылки на эти программы и упражнения есть практически в каждой главе учебника.
В копне 200] г., по согласованию с Петером Ринк-ком, мы решили перевести и опубликовать последнее издание книги, что оказалось нелёгкой задачей. Например, многие из терминов МРТ англоязычны и не имеют прямых аналогов в русском языке. Мы старались придерживаться терминов, предложенных в третьем издании книги (хотя некоторые из них не совсем, па наш взгляд, удачны). Для сохранения точности понимания во многих местах в скобках приведены английские термины. Чтобы лучше передать смысл, мы старались переводить книгу как можно ближе к оригинальному содержанию, делая это иногда в ущерб «гладкости» русского текста. В процессе работы над английским текстом мы нашли несколько мелких неточностей, устранённых автором в пятом англоязычном издании. Каки оригинальный учебник, книга комплектуется диском, однако текст программ на русский язык не переведён.
Как отмстил сам автор, в .мире нет ничего совершенного. Это относится и к нашему переводу, однако мы надеемся, что он был сделан без искажения смысла оригинала. Я благодарен переводчику Дмитрию Владимировичу Устюжанину7— за его труд нал английским текстом.
Книга смогла появиться на свет благодаря сотрудничеству с издательством «ГЭОТАР-МЕД» (директор — Гузель Эрнстовна Улумбекова) и финансовой поддержкефирм «Никомед-Амершам» и «Сименс-Ме-диципскис Системы».
Желаем всем читателям новой книги проф. Ринкка успехов па поприще магнитного резонанса!
Проф. В.Е. Синицын
Москва, март 2003 г.
Оглавление
Прелюдия. Как всё начиналось............................................................ 1
Шва 1. Основные понятия ..................................................................5
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс (ЯМР).................................................9
[лава 3. Аппаратура..................................................................... *9
Интерлюдия 1. Как правильно покупать МР-томограф.........................................29
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности.....................33
Интерлюдия 2. Блюз времен релаксации.....................................................49
Глава 5. Магнитно-резонансная спектроскопия..............................................53
Интерлюдия 3. Вялая жизнь клинической спектроскопии......................................63
Глава 6. Создание изображения............................................................67
Глава 7. к-Пространство..................................................................83
Глава 8. Быстрые методики МП'........................................................... 89
Интерлюдия 4. Алфавитный суп (с комментариями из «Гамлета»).............................100
Глава 9. МР-изображсние..................................................................ЮЗ
Глава 10. Контраст изображения......................................................... 1Ю
Шва 1J. Контраст: новые концепции.......................................................135
Интерлюдия 5. Что есть норма?.......................................................... 143
Става 12. Контрастные средства для МРТ: теоретические основы........................... 147
Глава 13. Контрастные вещества......................................................... 149
Интерлюдия 6. Прародитель гадолиния ................................................... 167
Глава 14. Oj движения жидкости к МРА и МРТ сердца...................................... 169
Глава 15. Обработка данных и трёхмерные реконструкции.................................. 183
Глава 16. Динамическая томография .................................................... 189
Интерлюдия 7. Битва магнитных полей................................................... 199
Глава 17. Наиболее распространённые артефакты в МРТ.................................... 203
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала ...........................................215
Финал. МРТ с европейской точки зрения ..................................................227
История развития МРТ в России ..........................................................238
Обучающее программное обеспечение.......................................................241
Предметный указатель................................................................... 245
Список аббревиатур......................................................................247
Прелюдия
Как всё начиналось
В «финале» после главы 18 история МРТ описана более подробно.
В конце 1972 г. редактор английского научного журнала «Nature» направил предполагаемому автору письмо, в котором написал:
«С сожалением возвращаю Вашу рукопись, которая, по нашему мнению, недостаточно значительна для публикации в «Nature». Это решение нс следует рассматривать ни как недоброжелательную критику Вашей работы, ни как указание на отношение редакции к исследованиям в этой области. Необходим неизбежный выбор из множества поступающих рукописей, при этом не удаётся даже принять все рукописи, рекомендованные рецензентами для публикации».
Статья, о которой шла речь, была довольно короткой и описывала новую томографическую технику, названную «Зойгматография». Для тех, кто в школе не изучал греческий язык, поясним, что «zeugma» означает «упряжь, ярмо», или (как это перевёл автор) «то, что применяют для связывания».
При этом он имел в виду не двух лошадей, которых надо соединить упряжью, а скорее два магнитных поля, которые можно связать между собой. Его метод произошёл от аналитической методики, применявшейся в химии с конца 1940-х годов, носящей название «ядср-ный магнитный резонанс», или сокращённо ЯМР.
Автором статьи был Пол Лаутербур (Paul С. Lauterbur) — профессор химии Нью-Йоркского Государственного Университета (Stale University of New York) в Стони Брук (Stony Brook). Лаутербур, желая, чтобы его статья всё-таки была опубликована в «Nature», написал редактору ответ, предлагая изменить стиль статьи:
«Некоторые коллеги предположили, что стиль рукописи был слишком сухим и строгим, и что более яркий прозаический стиль был бы более уместным. Если бы Вы после повторного рассмотрения созласились, что содержание отвечает Вашим требованиям, ... тогда я охотно включил бы кое-что из прилагаемого материала в исправленную рукопись...»
Ответ редактора был кратким и положительным:
«Нельзя ли изменить рукопись таким образом, чтобы сделать более ясными возможные применения метода 11 г?»
В конце концов статья была принята и опубликована в номере «Nature», вышедшем 16 марта 1973 года, под заголовком: «Создание изображений с помощью индуцированного локального взаимодействия: примеры использования магнитного резонанса».
Читая это название, трудно поверить, что за ним скрывается революционная для медицинской ви зуали-зации идея. Однако именно она лежит в основе МРТ,
1
Прелюдия. Как вес начиналось
оказавшейся одним из самых выдающихся медицинских открытии XX века, сравнимым лишь с предложением Вильгельма Конрада Рентгена применял, Х-лучи в медицине.
Явление МР, или ЯМР, как ею по-прежнему называю! в естественных науках, в научной титсрагуре впервые упомяну ю почти 50 лез назад В 1946 г, независимо друл о) друга, двое учёных из США описали (физическое явление, основанное на магии пнях свой стах некоторых атомных ядер периодической системы |2, 3|. Они открыли, что ядра, помешенные в мат-нитное поле, потощают оперттно в радиочастотном диапазоне и освобождают >ту энергию при переходе к их первоначальному состоянию. Поскольку напряжённость постоянного мат пн того поля и частот радиочастотного магнитного ноля юлжпы строю соответствовать рх I другу, но явление было па звано ядерным магнитным резонансом', ядерным — поскольку тззаимо действие происходит только с магнитными моментами атомных ядер; магнитным — поскольку ин моменты ориентированы постоянным магнитным нолем, а и змсненис их ориентации вызывается радиочас точ ным магнит ным нолем: резонансом — и з за прямой зависимости напряжённости постоянною магнитного поля и частоты радиочас го гною.
Оба учёных, Феликс Б tox (Felix Bloch) изСганфор т ского университета и Эдвард Пурселл (Eduard М Purcell) из Гарварда, в 1952 г получили Нобелевскую премию по (фи зике. В 1991 к Нобелевской премией но химии был награждён Ричард Эрнст (Richard R. Ernst) за своп работы в области ЯМР-снсктроскопии.
После включения ЯМР в число методов медицинской ви зуали зацип, прилагательное «ядерный» бы ло опушено и з соображений маркетинга и по настоянию специалистов но лучевой диагностике и з-за тою, что оно в массовом сознании связано с ядерным оружием или ядерными электростанциями., с которыми ЯМР вообще пичею общего не имеет. Опасались, что нош нс смогут отличии, трут от друга различные смысловые значения прилит а тельною «ядерный». По ному в настоящее время в медицине применяют термины «МР-томография» и «МР-спекгроскония».
Однако веет та следует помнить, что при этом нод-ра зумевастся прилагательное «ядерный», поскольку существует ipyioii нш МР. который тоже применяют для томографии и спектроскопии нейтронный пирамат нигнтяй резонанс ОПР), основанный на изучении резонанса злектропов атомов.
ЯМР сит налы несут закодированную информацию о физическом и химическом окружении ядер. Изначально ЯМР использовали в качестве аналитическою метода для изучения состава химических соединении. Сет одня сю широко применяют в химии, (фи зикс, биологии, медицине и пищевой промышленности.
Однако is большинстве из >ти\ областей применения метола определи гь, и з какой точки обра зна (сверху
или снизу, справа или слева от центра) исходит ЯМР-сш нал, было невозможно. Зонтмаготрафия Лаутербура изменила это при помощи комбинации сильного однородною магнитною поля с более слабым градиентным нолем. Поскольку напряжённость магнитного ноля пропорциональна частоте ЯМР, то резонансная частота прогона молскуты воды на одном конце исследуемого объекта будет отличается от ре зон а йен он частоты протона, находящегося на тругом конце. Полому можно вычислит!, местонахождение этих ядер. А если известно их расположение, то можно реконструировать изображение поперечного среза объекта (например, тела человека). Следовательно, тля МРТ необходимы сильное матнитпое ноле, создаваемое большим магнитом, и второе, более слабое ноле, меняющееся от точки к точке внутри образна, а также ранки тереда тчнк, приемник и мощный компьютер для реконструкции и зображепий.
В отличие от рентгеновских и ра июи зоготптых методов, МРТ использует энергию из противоположного шана юна электромагнитного спектра. и до настоящею времени никаких опасных побочных эффектов лою и злучения обнаружено не было. Энсрт ия, используемая в МРТ. на девять порядков ниже, чем в рентгеновских и радиои купонных методах.
Хотя Лаугербур в своей статье нс предложил определенною практическою применения новою метода, он всё же упомянул тот факт, что раковая ткань имеет отличающиеся от нормальной ткани характеристики сит нала, и выразил надежду на возможность применения зойгмаютрафтнт для медицинской визуализации Поэтому он просил свои университет послам» заявку на патент, но поскольку у пиверснгстская администрация не доверяла его идее, никакой заявки подано не было, и Лау тербур нс получил патента па своё и зобретение.
Несмотря на недоверие унитзсрси тега, уже через <S лет тз клинике появились первые МР-томотрафы тля всего тела, хотя эти приборы были всего лишь недоработанными макетами но сравнению с современными аппаратами. В 1982 т. с МР-гомот рафами тля всею тела работали только около дюжины исслс довагсльских групп. В настоящее время тз мире работает примерно 20 000 томот рафов, большинство из них — в С ША. Японии, меныпая часть — в Европе.
кт последнее десят и.тетие не оправдались надежды на то. что МРТ и трутне варианты применения МР в медицине окажутся способными выявлять и дифференцировать раковые клет ки в организме, но было нан тетто множество друтпх полезных приложений МРТ в медицине. В настоящее время МРТ оказывает влияние на диагностику тз большинстве ра злел о в ме-тицины: О1 невроЛонти до орюпедии. от педиатрии до лучевой терапии Всё больше и больше пациентов направляют на М Р-исследования благодаря высокому контрасту мягких тканей, отсутствию побочных
Прелюдия. Как всё начиналось
аффектов, возможности трёхмерных реконструкций и приемлемости для пациентов. МРТ стала междисциплинарным методом исследования. причём даже в большей степени, чем рентгенология, несмотря на то, что она более сложна как по техническим основам, так и по природе контраста изображений.
Список литературы
1. Hollis DP. Abusing cancersciencc. Chehalis. WA. The Strawberry Fields Press 1987.
2. Bloch F, Hanson WW, Packard M. Nuclearinduciion. Phys Rev 1946; 69: 127.
3. Purcell EM, Torrey HC. Pound RV. Resonance absorption by nuclear magnetic moments in a solid. Phys Rev 1946; 69: 37-38.
Глава 1
Основные понятия
Рис. 1-1.
Чтобы сделать видимыми линии магнитного поля, надо рассыпать металлические опилки по стеклу, находящемуся на двух магнитах. Тогда опилки расположатся вдоль линий магнитной индукции, отмечая их направление и местонахождение. Они сосредоточатся преимущественно у концов магнитов, где поле наиболее интенсивно (N — северный, S — южный полюс магнита).
Таблица 1-1. Основные магнитные единицы
Магнитные единицы
Величина Плотность магнитного потока
(мат низ ная и ндукция)
Обозначение В
Единица
измерения Тесла
Обозначение Тл
Система СГС Гаусс
Обозначение Гс
Величина Напряжённость магнитного поля
Обозначение Н
Величина Намагниченное гь
Обозначение М или Н,
Единица Ампер/метр
измерения
Обозначение А/м
Магнетизм и электричество
Эта книга посвящена МРТ — технологии, основанной на магнетизме и электричестве. Поэтому разобраться в теоретических и практических аспектах МРТ трудно без понимания основных принципов магнетизма и электричества. В начале книги мы напомним некоторые из них.
Слово «магнетизм» произошло от «Magnesia» — названия городка, расположенного в западной части Малой Азии , недалеко от турецкого города Измир. В соответствии с описанием Плиния Старшего’*, около 1000 лет до н.э. пастух Магнес (Magnes) гулял в горах и заметил, что гвоздики в его сандалиях притягиваются к земле. Исследовав причину, он обнаружил, что ответственен за это при гяжение магнетит (магнитный железняк). Кроме того, Магнес научился намагничивать металлы, натирая их магнетитом.
Это произошло 3000 лет назад, все последующие годы люди пытались объяснить этот феномен. До сих пор слово «магнетизм» имеет колдовской оттенок, поскольку он вызван чем-то, что нельзя увидеть непосредственно (рис. 1-1).
Феномен магнетизма имеет электрическую природу. С первой половины XIX века было известно, что электрический ток создаёт магнитное поле. Однако только через 100 лет Вернер Айзенберг (Werner Heisenberg) смог показать, что ферромагнетики обязаны своими свойствами электрическим взаимодействиям атомов.
Напряжённость магнитного поля измеряют в Ам-перах/метр (А/м), тогда как плотность магнитного потока (магнитную индукцию) измеряют в Гауссах (Гс) в системе единиц СГС (от сантиметр-грамм-секунда), или в Теслах (Тл) — в современной системе СИ. 1 Тл соответствует 10 кГс, или 10 000 Гс. Часто единицу Тесла используют для обозначения напряжённости магнитного поля, что, строго говоря, ошибочно. Именно так поступим в этой книге и мы. В табл. 1-1 приведён обзор основных единиц измерения магнитного поля.
Напряжённость магнитного поля Земли около экватора составляет приблизительно 0,5 Гс, или 0,00005 Тл. Напряжённость магнитного поля электрического консервного ножа — 0,2 Гс, а компьютерного монитора —
'Asia Minor — название самого западного полуострова Азии, в настоящее время Анатолия (здесь и далее прим, переводчика)
"Pliny the Elder — римский историк, написавший энциклопедию «Natural history», живший в 23—79 гг. н.э.
6
Глава 1 Основные понятия
0,1 Ге (в обоих случаях величина была измерена на расстоянии 30 см).
Большинство медицинских М Р-томографов используют магнитные поля с напряжённостью от 1000 до 15000 Ге, или от 0,1 до 1,5 Тл. В системах со слабыми полями используют постоянные магниты, со средними и сильными — резистивные или сверхпроводящие электромагниты.
Взаимодействия между магнетизмом и электричеством
Магнитное поле, создаваемое электрическим током, в огличие от поля постоянного магнита, довольно трудно ощутить. Фундаментальное открытие, проложившее дорогу к пониманию феномена магнетизма, было сделано в 1820 г. датским физиком Гансом Христианом Эрстедом (Hans Christian Oersted). Он показал, что стрелка компаса отклоняется от нормального положения, если параллельно ей расположить проводник, по которому пропускается электрический ток. Отклонение стрелки зависит от направления тока и величины результирующего магнитного поля, окружающего проводник (рис. 1-2).
Если пропускать электрический ток через два параллельных проводника в одном направлении, они будут притягиваться друг к другу, а при противоположном направлении тока — отталкиваться.
Другими словами, электрический ток в проводнике создаёт магнитное поле, зависящее от направления тока (рис. 1-3). Если большой палец правой руки направить в сторону движения тока, то остальные пальцы будут указывать направление магнитного поля.
Обратное также верно: магнитное поле вызывает движение электронов. Так, если поместить замкнутый в кольцо проводник в изменяющееся магнитное поле, то в нём появится электрический гок — этот феномен лежит в основе принципа работы электрического генератора. Точно так же в МРТ происходит индукция тока, образующего MP-сигнал. При этом, по аналогии с генератором, более сильное магнитное поле вызывает большую амплитуду сигнала.
Магнитное поле вокру! проводника или катушки нелинейно ослабевает с увеличением расстояния. Однако, если поместить две петли проводника параллельно друг другу на расстоянии их диаметра и пустить по ним электрический ток противоположного направления, то между ними образуется линейно изменяющееся магнитное поле. Это поле между двумя петлями называют магнитным полем с постоянным градиентом (рис. 1-4).
Постоянное и градиентное магнитные поля — важнейшие элементы МРТ. Третий элемент— радиочастотные (РЧ) волны.
Проводник
Рис. 1-2.
Отклонение стрелки компаса, помещённого параллельно проводнику, по которому пропускают электрический ток. а — тока пет; b — ток направлен сверху вниз; с — ток направлен снизу вверх.
Рис. 1-3.
Правило правой руки: направление электрического тока соответствует большому пальцу правой руки, магнитное поле распространяется в плоскостях, перпендикулярных проводнику, в направлении, указываемом остальными пальцами.
Рис. 1-4.
Частично перекрывающиеся магнитные поля (зелёный цвет с линейным градиентом (малиновый цвет).
Глава 1. Основные понятия
7
Рис. 1-5.
Амплитуда, частота и фаза, t — время.
Рис. 1-6.
Фаза, t — время.
Сигнал и его характеристики
МР сигнал — электрический ток с волнообразно изменяющимся во времени напряжением, который индуцируется колебаниями магнитного ноля. Форма колебаний отражает информацию, закодированную в сигнале. В своей основе MP-сигналы — синусоидные и косинусоидные колебания, описываемые тремя характеристиками: амплитудой, частотой и фазой.
• Амплитуда также называется интенсивностью сигнала. Она отражает яркость элементов МР-изобра-жения (пикселов). Частота и фаза определяют форму и пространственные детали. Амплитуда — разность напряжений, соответствующих верхней точке пика кривой и нулевому значению (рис. 1-5). Её измеряют в Вольтах (В), в нашем случае чаще используют милливольты (мВ).
• Частота — количество полных колебаний в секунду. Ее измеряют в Герцах (Гц; 1 Гц — 1 колебание в секунду). В МРТ мы чаще имеем дело с килогерцами (1кГц=100() Гц) или мегагерцами (1 МГц=1 000 000 Гц).
• Фаза определяет начальную амплитуду волны. Фазу можно сравнивать только у волн с одинаковой частотой. Различия фаз выражают в градусах. Одно полное колебание соответствует 360° (рис. 1-6).
Если две волны с одинаковой частотой колебаний сдвинуты друг относительно друга по фазе, это называется фазовым сдвигом (рис. 1-7 и 1-8).
Рис. 1-7.
Фазовый сдвиг. Две синусоиды сдвинуты на 90° друг относительно друга.
Рис. 1-8.
Фазовый сдвиг и изменения результирующего напряжения (зеленый цвет).
8
Глава I. Основные понятия
Импульс, полоса частот и преобразование Фурье
Импульсы
Передачу сигнала без проводника можно осуществить, если вместо изменяющихся электрических токов использовать переменное электромагнитное излучение, причём в МРТ излучение передаётся нс непрерывно, а «нарезано» на импульсы. Эти импульсы могут быть упорядочены в различные импульсные последовательности.
Форма импульса определяет его назначение. Импульсы могут быть следующих видов:
• селективные импульсы — импульсы, используемые для выделения одного среза, проводимо! о через исследуемый объект;
• неселективные импульсы — импульсы, возбуждающие весь объект, их используют для трёхмерной томографии.
На рис. 1-9 изображён простой прямоугольный импульс, не представляющий большого интереса для МРТ
Для улучшения качества импульсов мы должны придать им форму, т.е. изменять их амплитуду со временем (рис. 1-9 и 1-10).
Наиболее широко используемые формы импульсов — гауссиана и sinc-импульсы, причём последние обеспечивают лучший профиль среза. Sinc-импульс определяю! следующим образом:
с. , . sin(x)
Smc(x) =------.
х
Полоса частот
Полоса частот — диапазон частот, включенных в импульс. Определённая полоса частот необходима для любого импульса. Вообще, полоса частот прямо про-порциональна количеству передаваемых или получаемых данных за единицу времени. В аналоговых системах полосу частот определяют с точки зрения различия между самой высокочастотной и низкочастотной компонентами сигнала. Обычный голосовой сигнал имеет полосу частот приблизительно 3 кГц, аналоговый телевизионный видеосигнал — 6 МГц. т.е. он в 2000 раз шире диапазоне! голоса.
Преобразование Фурье
Сигналы, например РЧ-импульсы, обладают определенной формой волны. В основном они изменяются со временем, то есть являются его функцией. Однако проще и лучше работать и анализировать свойства им-
Рис. 1-9.
Прямоугольный (слева) и оформленный (справа) импульсы.
Рис. 1-10.
Гауссиана (слева) и sinc-имнульс (справа). Преобразование Фурье импульса формы гауссианы также является гауссианой. тогда как преобразование sine-импульса близко к идеальному прямоугольнику. Эго лучше подходит для МРТ. поскольку позволяет лучше сформировать срез тела человека.
пульса по его частотным характеристикам. Такую трансформацию можно осуществить при помощи преобразования Фурье. Математика преобразования Фурье сложна, но нам важен только его конечный результат.
Преобразование Фурье импульса формы гауссианы также является гауссианой, тогда как преобразование sinc-импульса близко к идеальному прямоугольному очертанию (см. рис. 1-10). Но даже такой импульс не является оптимальным для ряда MP-импульсных последовательное гей, поэтому было разработано множество альтернативных вариантов.
Глава 2
Виды электромагнитного излучения
Частота v, Гц
Длина волны X, м
1024
Ядерный магнитный резонанс (ЯМР)
у-Излучение
10 15
102'
1022
ю21
10-’°
1019
10 14
10 13
10 12
10 11
Ультрафиолетовое излучение
Видимый свет
Радарные волны
Рентгеновское излучение
Инфракрасное излучение
Микроволны
Радиоволны
Телевидение
10 МГц
I МГц
100 кГц
10 кГц
1 кГц
102
МРТ
Таблица 2-1. Спектр электромагнитного излучения
10 10
10”
10’7
10’6
10’5
1014
10”
1 ГГц
10"
10’°
ю9
100 МГц
1 нм
10 s
I07
1 мкм
10 5
10 4
1 мм
1 см
10 1
I м
101
102
1 км
104
10s
10(’
107
Введение
Вещество состоит из атомов (например, JH, 12С, |6О, 31Р и т.д.). Атом одного элемента отличается от атома другого внутренней структурой: количеством протонов, нейтронов и электронов. Протоны и нейтроны входят в состав ядра. Протоны положительно заряжены, нейтроны не имеют заряда, а электроны, вращающиеся вокруг ядра, заряжены отрицательно. Различия в составе ядра и количестве окружающих ядро электронов обусловливают различные физические свойства веществ.
В отличие от цвета или текстуры объекта, некоторые физические свойства нс столь очевидны, например магнитные свойства ядер, лежащие в основе феномена ЯМР. Хотя эти свойства наглядно представить нелегко, они хорошо изучены и подчиняются чётким правилам. Это позволяет проводить аналогии с более известными явлениями, чтобы облегчить понимание.
С помощью электромагнитных (радиочастотных) волн и магнитных свойств ядер можно получать изображения тела человека, содержащие информацию о морфологии и функционировании организма. Взаимодействие электромагнитных волн с веществом сильно различается в различных участках спектра благодаря огромному разбросу частот и длин волн. Излучение, используемое в МРТ, полностью отличается от рентгеновского и у-излучения (табл. 2-1). Находясь в диапазоне радиоволн, оно имеет частоты приблизительно на девять порядков меньше, чем рентгеновские или у-лучи, и считается биологически безопасным (см. главу 18).
Уже более 100 лет прошло после открытия В. Рентгеном Х-лучеи. Сейчас их успешно применяют для построения и зображений организма человека, получаемых в результате взаимодействия этих лучей с электронными облаками атомов.
ЯМР-сигналы порождены взаимодействием радиоволн с самими атомными ядрами. По этой причине в МРТ используют совершенно иное оборудование, а природа контраста тканей принципиально отличается по сравнению с другими методами медицинской визуализации.
10
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс
Магнитные свойства ядер
Наиболее интересны для МРТ ядра ’Н, ПС, ,9Е 23Na и 31Р. Все они присутствуют в теле человека, причём протоны (‘Н) наиболее распространены, потому что двумя основными компонентами организма являются вода и жир, содержащие водород. Все они обладают магни гными свойствами, что отличает их от немагнитных изотопов.
Такие ядра, как 12С и 16О, имеющие чётное число протонов и нейтронов, нс дают МР-сигнала.
Атом водорода ('Н) состоит из одного положительно заряженного протона, вращающегося вокруг своей оси. Вращающиеся заряженные частицы создают магнитное поле, аналогичное полю постоянного магнита (рис. 2-1).
Когда атомные ядра, обладающие магнитными свойствами, помещают в магнитное поле, они могут поглощать электромагнитные волны определённых частот, зависящих от типа ядер, напряжённости магнитного поля, физического и химического окружения ядер (рис. 2-2). Поглощение и испускание таких радиоволн — основное явление, используемое в МРТ и МР-спектроскопии (МРС).
Чтобы понять суть явления магнитного резонанса, можно воспользоваться двумя простыми макроскопическими моделями.
Сначала рассмотрим небольшую магнитную стрелку, помещенную в магнитное поле (рис. 2-3). Если эта магнитная с грелка способна свободно вращаться, то в магнитном поле она будет строго Орион тирована таким образом, чтобы достигнуть состояния устойчивого равновесия. При отсутствии внешних воздействий это равновесие может поддерживаться неопределённо долго. Если стрелку пальцем повернуть па 180е вокруг её оси, получится состояние с более высокой энерг ией, но оно будет нестабильным. И как только мы отпустим палец, система снова вернётся в состояние устойчивого равновесия.
Другой пример иллюстрирует влияние натяжения на частоту волн, поглощаемых или испускаемых системой. Представим себе три ги тарные струны с различным натяжением. Если возбудить струны, прикоснувшись к ним, то частота звучания каждой струны будет зависеть от её натяжения (рис. 2-4).
В обоих примерах макроскопическую систему сравнивали с микроскопической ядерной системой. В первом примере ядра сравнивали с небольшими магнитными стрелками, а во втором — с i итарными струнами.
Такие примеры наглядны, но имеют и определённый недостаток, связанный с тем, что все физические явления на молекулярном уровне имеют квантовую природу. Например, если для магнитной стрелки возможны различные ориентации, то для магнитных ядер со спином 1/2, какими и являются протоны, нс существует
Рис. 2-1.
Вращающаяся заряженная частица обладает определённых viai нитным моментом ц и может быть представлена как маг нитный диполь,"создающий магнитное поле, аналогичное по стоянному магниту (N — северный полюс, S — южный полюс)
Рис. 2-2.
Ядра способны поглощать электромагнитные волны как i сильных, гак и в слабых магнитных полях. Однако поглощение происходит при определённой частоте, зависящей от напряжённости магнитного поля. При этом чем сильнее напря женпоегь магнитного поля, гем выше частота поглощения.
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс
II
промежуточных состояний между устойчивым равновесным и нестабильным состоянием с высокой энергией, а квантовая механика предсказывает переходы только между этими двумя состояниями (рис. 2-5)
В состоянии равновесия несколько большее количество ядер находится на нижнем энергетическом уровне, что и приводит к возникновению макроскопической намагниченности. Для того чтобы вызвать переход ядра с нижнего на верхний энергетический уровень, необходимо воздействовать на систему квантами энергии, равными ЛЕ (разность энергии между двумя уровнями).
Рис. 2-3.
Стрелка компаса стремится занять положение, соответствующее состоя 11 и ю устойч и вого ра bi ювес и я. Есл и её сдви i <уть i uui ь-цем, стрелка окажется в состоянии с более высокой и версией, но оно будет нестабильным. И стоит только отпустить палец, стрелка снова вернется в стабильное равновесное состояние.
Рис. 2-4.
Струна (ядро) не может шучатьбез натяжения (внешнее магнитное поле) Верхняя струна этого инструмента не натянута вообще, средняя имеет слабое натяжение, нижняя — сильное. Чем сильнее натяжение струны, тем выше будет частота звучания.
W
Рис. 2-5.
Протоны вне магнитного поля (а) и вето присутствии (Ь). В магнитном поле ядра находятся на двух различных энергетических уровнях. Расстояние между этими уровнями, гак же как и количество атомов на каждом из них (их населённость), линейно возрастает с увеличением напряжённости магнитного поля.
12
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс
Распределение Больцмана
Когда система имеет два дискретных уровня энергии, довольно легко вычислить вероятность обнаружения частицы на верхнем или нижнем (более стабильном) энергетическом уровне. Если обозначить число ядер на верхнем уровне Nu, а число ядер на нижнем уровне N1, то распределение ядер между уровнями можно определить по следующей формуле:
NI ЛЕХ
Nu кТ
где ЛЕ — разность энергии между двумя уровнями; (AE=hxco; h=6,62x!0 '4 Джхс);
к — постоянная Больцмана (к=1,3181x10 2? ДжхК ’);
Т — абсолютная температура (в градусах по Кельвину).
Из формулы видно, что чем больше разность энергий ДЕ, тем больше различие в населённости уровней. Применительно к МР разность энергий этих уровней пропорциональна напряженности магнитного поля. Поэтому если увеличить напряжённость магнитного поля, увеличатся разность энергии и, следовательно, разность населённостей уровней. А гак как интенсивноегь ЯМР-сигнала прямо зависит от разности населённостей, то увеличится и интенсивность сигнала. Это объясняет увеличение отношения сигнал/шум с увеличением напряжённости магнитного поля (см. главы 4 и 9).
Радиоволны можно рассматривать как кванты энергии. Если энергия такого кванта равна АЕ, он вызовет переход спина на уровень с более высокой энергией, то есть радиочастотный (РЧ) импульс нарушает равновесие в спиновой системе.
Чтобы система снова вернулась к равновесному состоянию, па нижний энергетический уровень должно вернуться такое же количество спинов, какое перешло на верхний уровень. При этом каждый возвращающийся спин будет излучать энергию АЕ, что и соответствует ЯМР-сигналу.
Этот переход к состоянию равновесия осуществляется не мгновенно, а происходил в течение некоторого периода времени после воздействия РЧ-импульса
Уравнение Лармора
Механический аналог магнитной прироты ядра — вращающаяся масса с небольшим положительным зарядом. При вращении положительного заряда создаётся небольшое магнитное поле.
В присутствии внешнею магнитного поля поведение ядра можно сравнивать с вращающимся волчком (рис. 2-6). Под действием земною притяжения вращающийся волчок совершает сложное движение: он вращается вокруг своей оси и прецессирует вокруг вертикальной оси, направленной к поверхности земли. В этом последнем движении ось волчка отклонена от вертикальною направления. При отсутствии гравитации прецессии волчка нс было бы. Магнитные свойства атомных ядер заставляют их прецессировать вокруг внешнего магнитного поля.
В действительности для протонов существует два конуса процессии: один — для ядер в состоянии с низкой энергией (представлен на рис. 2-6), а другой, в противоположном направлении, — для ядер в состоянии высокой энергии.
Частоту прецессии со определяют из следующего соотношения, называемого уравнением Лармора'.
0)=ухВ(),
[де (в — угловая частота Лармора (единица измерения — Мгн);
у— I ирома! нитнос отношение (единица и змерсния — МГц/Тл), характеризующее отношение механических и магнитных свойств ядра и зависящее от типа ядра;
В(1— напряжённость магнитного поля, измеряемая в Теслах (Тл).
В табл. 2-2 даны значения этих величин для некоторых наиболее часто используемых в МРТ и МРС ядер. Обратите внимание, что два ядра с различными । иромагнитными отношениями будут прецессировать в одном магнитом ноле с разной частотой Лармора. Следовательно, их резонансные частоты будут разной величины.
В табл. 2-3 приведены некоторые типичные для МРТрезонансные частоты в зависимости от напряжённости магнитного поля для прогонов и ядер фосфора.
Рис. 2-7.
Крушение Такомского висячею моста, переброшенною через Такомский пролив (США штаг Вашингтон) в ноябре 1940 г., вызванное сильным ветром, заставившим строение колебаться. Резонанс может стать причиной подобной катастрофы.
Глава 2. Ядерный магнитным резонанс
13
Рис. 2-6.
Вращающаяся положительно заряженная масса обладает небольшим магнитным моментом ц (или «спином»). В присутствии внешнего магнитного поля В(1 этот магнитный момент будет прецессировать вокруг направления внешнего магнитного поля.
Резонанс
Обратимся ещё к одному примеру. Мост может колебаться и даже обрушиться, если ритм шагов марширующей колонны солдат или частота раскачивающих волнообразных движений, вызванных сильным ветром, совпадает с собственной резонансной частотой колебаний моста. Подобным образом голосом певца можно опрокинуть стакан (рис. 2-7). Такое совпадение частот обеспечивает передачу энергии от внешнего мира (солдатских ног) физической системе (мосту). Это явление называют резонансом.
Такое же явление резонанса возникает, когда электромагнитная волна соответствующей частоты (равной частоте Лармора) достигает ядра. Тогда ядро, находящееся в состоянии с низкой энергией, переходит в состояние с высокой энергией.
Таблица 2-2. Магнитные постоянные для наиболее часто ис-
пользуемых элементов
Ядро ] । Гиромагнитное отношение*, МГц/Тл Относительная распространённость, % Чувствительность**
'Н 42,58 99,98 1,00
13с 10,71 1,11 0,01
19р 40,05 100 0,83
23Na 11,26 100 0,093
31Р 17,23 100 0,066
Чтобы определить резонансную частоту, необходимо гиромагнитное отношение для определенного ядра умножить на напряжённость магнитного поля.
“Чувствительное!ь ядер в постоянном магнитном поле с учётом их относительной распространенности.
Таблица 2-3. Зависимость резонансной частоты от напряжённости магнитного поля (округлённые значения)
Напряжённость поля, 1 д 'Н Частота, МГц 31 р
0,1 4,3 1,7
0,3 12,8 5,1
0,5 21,3 8,6
1,0 42,6 17,2
1,5 63,9 25,9
2,0 85,2 34,5
3,0 127,8 51,8
4,7 200 81
14
Етава 2. Ядерный магнитный резонг
Намагниченность
До сих пор рассматривалось поведение микроскопического объекта — ядра. Однако реальный образец содержит огромное количество ядер: капля воды, например, состоит из I021 ядер.
Макроскопически мы наблюдаем суммарный эффект всех микроскопических событий. В присутствии внешнего магнитного ноля ядра, обладающие магнитными свойствами подобно протонам, могут находиться либо в стабильном энергетическом состоянии (нижний уровень), либо в возбуждённом состоянии (верхний уровень) с более высокой энергией.
Разность энергий этих двух состояний настолько мала, что количество ядер на каждом из этих уровней почти идентично. Среди миллиона ядер количество ядер, находящихся на нижнем энергетическом уровне, больше, чем на верхнем, всего на несколько единиц. Поэтому результирующий сигнал ЯМР, зависящий именно от различия населённостей этих уровней, будет очень слабым.
На рис. 2-8 показано, что сумма магнитных моментов ядер, прецессирующих вокруг направления внешнего магнитного поля, эквивалентна единственному магнитному моменту, называемому макроскопической намагниченностью. Она отображает общую намагниченность, обусловленную разностью населённостей, т.е. избытком ядер на нижнем энергетическом уровне при состоянии устойчивого равновесия. Чтобы обнаружить эту макроскопическую намагниченность, необходимо отклонить её вектор от оси постоянного магнитного ноля. Это осуществляется электромагнитным импульсом резонансной частоты.
Рис. 2-8.
Магнитные моменты во внешнем магнитном поле. Населённость верхнего энергетического уровня немного превышает населённость нижнего. Сумма всех магнитных моментов эквивалентна макроскопической намагниченности Мо. В соответствии с распределением Больцмана, количество спинов, находящихся на верхнем энергетическом уровне, увеличивается с увеличением напряженности магнитного поля.
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс
15
Вращающаяся система координат
Прежде чем приступить к объяснению влияния РЧ-им-пульса на спиновую систему, мы должны изменить систему отсчёта. Очень трудно понять движения внутри спиновой системы, поскольку спины вращаются вокруг своей оси и прецессируют вокруг оси постоянного магнитного поля Во с частотой Лармора. РЧ-импульс вносит ещё один вид движения. Для того чтобы проследить все эти движения одновременно, требуется богатое воображение (рис. 2-9).
Однако, если попробовать взглянуть на спиновую систему из системы координат, вращающейся с частотой, равной или близкой к частоте Лармора, то ситуация значительно упрощается.
Это может показаться не совсем ясным, но на самом деле мы поступаем так повсеместно. Если нас обгоняет какой-нибудь пешеход, то довольно легко оценить, насколько быстрее нас он идёт. Однако, если бы мы наблюдали за этим из космоса и должны были принимать во внимание вращение Земли, то проблема оказалась бы гораздо более сложной (рис. 2-10).
Находясь на Земле, мы действительно используем вращающуюся систему координат, поскольку вращаемся с той же скоростью, что и обгоняющий нас человек. Для упрощения понимания ЯМР мы будем использовать систему коордш 1ат, вращающуюся с резонансной (Ларморовой) частотой. Резонансные спины (т.е. имеющие частоту Лармора) окажутся в этой системе координат неподвижными, тогда как спины вне резонанса будут вращаться с частотой, равной разности между их частотой и частотой Лармора.
Рис. 2-9.
Спиральное движение вектора макроскопической намагниченности под действием РЧ-импульса в стационарной системе координат К вращающейся системе координат относятся только синие оси и зеленые стрелки. Для того чтобы различи гь. когда речь идет о вращающейся системе координат, оси хи у обозначают как х' и у'. То же самое можно сделать и с осью z, но z и z идентичны.
Рис. 2-10.
Ещё один пример вращающейся системы координат получится, если следить за лошадками на карусели издали (а) или с самой карусели (Ь) И звне лошадки выглядят размыто, и если они двигаются быстро, довольно трудно их различить. Но если перенести точку зрения на саму карусель, гораздо проще различить лошадок и их характерные черты.
16
Глава 2. Ядерный магнитный резонан
Магнитно-резонансный сигнал
Чтобы возбудить спиновую систему, нужно воздействовать на спины непрерывной электромагнитной волной соответствующей частоты. Однако обычно для возбуждения атомных ядер, находящихся в постоянном магнитном поле, на них воздействуют радиоволнами высокой интенсивности в течение короткого промежутка времени {импульсный МР).
Частота РЧ-волн должна быть равна или близка к частоте Лармора ядер. Тогда во вращающейся системе координат (рис. 2-11 верхний) вектор намагниченности отклонится от направления внешнего магнитного поля (рис. 2-11 средний и нижний).
Чтобы понять это, вспомним, что резонансные спины во вращающейся системе координат неподвижны — как бы при отсутствии действующего внешнего магнитного поля. Тогда единственным полем, влияющим на эти спины, будет поле В|5 создаваемое РЧ-импуль-сом. Поэтому эти спины будут вращаться вокруг поля В( точно так же, как они вращаются вокруг поля В() в стационарной системе координат.
Другими словами, до РЧ-импульса спины вращаются вокруг поля В(), направленного вдоль оси z. При этом нет никакой макроскопической намагниченности в плоскости х’-у’. РЧ-импульс отклоняет макроскопическую намагниченность ог оси z к осям х’ и у’ вращающейся системы координат.
После импульса спины по-прежнему будут прецессировать вокруг поля В(), но их прецессия станет не беспорядочной — они будут прецессировать в одной фазе, поэтому в плоскости х’-у’ появится макроскопическая намагниченность. Эта намагниченность будет направлена вдоль оси у’, если 90° импульс направить вдоль оси х'. При одинаковой интенсивности РЧ-импульса угол отклонения будет определяться его продолжительностью. Продолжительность 180° импульса вдвое превышает продолжительность 90° импульса.
Таким образом, в стационарной системе координат появилась компонента намагниченности, вращающаяся с Ларморовой частотой в плоскости х’-у’ (поперечная намагниченность) перпендикулярно направлению поля В() (в этом направлении компоненту макроскопической намагниченности называют продольной намагниченностью). Благодаря явлению электромагнитной индукции, открытому Фарадеем, эта поперечная намагниченность может индуцировать ток в принимающей катушке, окружающей исследуемый образец.
Когда возбуждающий импульс выключается, спины начинают возвращаться к равновесному состоянию и при этом излучают сигнал.
Сигнал, полученный от гомогенного образца в однородном магнитном поле, обычно выглядит так, как показано на рис. 2-12 а. Его называют спадом свободной индукции, или FID (Free Induction Decay). Он имеет вид затухающих колебании.
Рис. 2-11.
Верхний: в состоянии равновесия все спины эквивалентнь одному неподвижному магнитному моменту М(), направлен пому вдоль поля В(). Средний: после воздействия РЧ-импуль са резонансной частоты вектор намагниченности (М|()откло няется от своего равновесного состояния. В данном случае импульс отклонил вектор М(( на 90°, поэтому он так и называется— 90° импульс. Нижний: если воздействие импульсе длится вдвое дольше, то получается 180° импульс, полностью инвертирующий намагниченность.
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс
17
Рис. 2-12.
Спад свободной индукции образна чистой воды (а) и образца воды, содержащей дополнительные компоненты (Ь). Обычно спад свободной индукции значительно сложнее, чем показано в этих примерах (S1 — интенсивность ст нала, t — время).
Рис. 2-13.
Частотный анализ: видимый свет при помощи призмы разлагается на составные части (все цвета раду< и. имеющие различные частоты). MP-сигнал может быть разделён на составные части, если подвергнуть его преобразованию Фурье. Для этой цели призму заменяет компьютер.
Если магнитное поле неоднородно, различные части образца будут находиться в магнитном поле с разной напряженностью и потому будут иметь разные частоты Лармора, что приведёт к появлению более сложного спада свободной индукции (рис. 2-12 Ь).
Расшифровка спада свободной индукции необходима для анализа скрытой в нём информации. Идея разделить электромагнитное излучение на частотные компоненты хорошо известна благодаря широкому применению призмы для разложения белого света на составляющие его цвета, каждый из которых имеет определённую частоту (рис. 2-13).
Частотный анализ: преобразование Фурье
Гораздо сложнее разложить на составляющие компоненты звук или, в нашем случае, МР-сигнал.
Физическое явление спада свободной индукции можно сравнить со звоном колокола. Его звучание бывает вызвано кратковременным импульсом — ударом языка колокола. Раздающийся звон сначала имеет высокую интенсивность звучания, но со временем она затухает. Сигналы, исходящие от образца, помещённого в неоднородное магнитное поле, можно сравнить с несколькими одновременно звонящими колоколами, в звучании которых трудно различить звон отдельных колоколов. Чтобы сделать возможным разделение принятого сигнала на компоненты, его необходимо оцифровать— преобразовать в двоичный код и записать в память компьютера.
С помощью преобразования Фурье сигнал можно разделить на его частотные компоненты и определить интенсивность каждой компоненты. Причём, если использовать алгоритм быстрого преобразования Фурье, это займёт всего несколько миллисекунд.
Можно анализировать частоты нескольких одновременно звонящих колоколов, измеряя общую интенсивность звучания всех колоколов, звонящих с определённой частотой. Затем измерить интенсивность звучания следующих колоколов, звонящих с другой частотой, и так продолжать, пока не будет охвачен весь диапазон частот. Это аналогия МР-исслсдоваиия, в котором для каждой точки пространства по очереди определяют ответ на каждую возможную ре зонансную частоту. Однако, если возбудить сразу все колокола, а затем измерить все частоты одновременно, эффективность исследования значительно увеличится. В импульсном МР все интересующие частоты возбуждаются одним импульсом, а преобразование Фурье определяет интенсивности сигнала, соответствующие каждой частоте (рис. 2-14).
18
Глава 2. Ядерный магнитный резонанс
Рис. 2-14.
Эквивалентным пример: звуковые волны, вызванные звоном одного колокола и двух колоколов разных размеров. Одинарный звон одного колокола образует чистое звучание (нс в действительности, а в нашем примере), тогда как одновременный звон нескольких колоколов образует смешанное звучание. Преобразование Фурье (ПФ) сигнала, полученного от звучания одного (от чистой воды в ЯМР) или от двух различных колоколов (от воды, содержащей дополнительные компоненты, в ЯМР), вычисляем спектр, показывающим частотное содержание звучания. Такой же математический анализ можно провести и для спада свободной индукции (S1 — интенсивность сигнала, t — время, v — частота).
Глава 3
Аппаратура
Рис. 3-1.
«Эскиз возможной конфигурации магнита для медицинской зойгматографии». Графическое изображение того, что впоследствии стало первым MP-томографом для исследования всего тела, сделанное в 1978 г. в лаборатории Пола Лаугербура.
Таблица 3-1. Классификация MP-томографов по величине напряжённости магнитного поля: поле до 0,1 Тл — используют томографы с ультраслабым полем, от 0,1 до 0,5 Тл — томографы со слабым полем, от 0,5 до 1.0 Тл — томографы со средним полем, от 1,0 до 2,0 Тл — томографы с сильным полем, более 2,0 Тл — томографы со сверхсильным полем
Введение
В настоящее время существует большое разнообразие МР томографов и технологий получения МР-изоб-ражений. Обширный выбор систем может смутить потенциального покупателя. Поэтому пользователи должны определить, что конкретно им нужно [3].
Аналитические ЯМР-системы и МР-томографы имеют сходные основные составляющие части. Однако для MP-томографов дополнительно необходимы градиентные катушки (назначение которых описано дальше) и фарадеевское экранирование (защищает аппаратуру от нежелательного взаимодействия с радиоволнами радиостанций, работающих на частотах, близких к резонансным).
Любой MP-томограф включает следующие компоненты (рис. 3-1 и 3-2).
• Магнит достаточно большого размера, чтобы вместить исследуемый образец (пациента или подопытное животное).
• Градиентные катушки и электронику.
• Передатчик РЧ-импульсов и РЧ-приёмник;
• Источник питания и системы охлаждения.
• Системы получения и обработки данных, в том числе мощный компьютер.
• Консоль оператора и дополнительные консоли.
Типичная планировка MP-томографа изображена на рис. 3-3. В данном примере изображён мобильный MP-томограф в трейлере.
Основная часть М Р-томографа — магнит, создающий постоянное статическое однородное магнитное поле. Напряжённость поля таких магнитов может отличаться в несколько раз в соответствии с назначением.
Обычно МР-томографы классифицируют в зависимости от напряжённости магнитного поля (табл. 3-1).
Томографы с ультраслабым магнитным полем (<0,1 Тл) в настоящее время уже не выпускают. Однако намечается тенденция к использованию (особенно для исследовательских целей) MP-систем, работающих в сверхсильных магнитных полях (от 3 до 8 Тл).
Для более подробного ознакомления с вопросами, касающимися возможного риска для пациентов и побочных эффектов влияния магнитного поля (особенно с напряжённостью, превышающей 2 Тл), см. главу 18. Напряжённость магнитного поля MP-томографов также обсуждается в интерлюдии VI.
20
Глава 3. Аппаратура
Магнит с РЧ-катушками, градиентными катушками, столом для пациентов
Система управления градиентами: х, У, z
Радиочастотаая система: передатчик и приёмник
Компьютеры: основной
компьютер
обработчик изображения
Консоль оператора и дополни! ел ьныс консоли, соединенные с мульгифор-матной камерой и архивом
Передающая РЧ-катушка
Принимающая РЧ-катушка
Градиентные катушки
IIHIIIIIIIIIIII IIHIIIIIIIIIIII
IIHIIIIIIIIIIII IIIIHIIIIIIIIII
IIIIHIIIIIIIIII
IIHIIIIIIIIIIII
IIHIIIIIIIIIIII
IIHIIIIIIIIIIII
IIIIHIIIIIIIIII IIIIHIIIIIIIIII
IIHIIIIIIIIIIII IIIIHIIIIIIIIII
IIIIHIIIIIIIIII IIHIIIIIIIIIIII
IIHIIIIIIIIIIII IIHIIIIIIIIIIII
Рис. 3-2.
Важнейшие составные части МР-томографа.
Рис. 3-3.
Сверхпроводящий MP-томограф (в трейлере). Все необходимые системы и секции размещены в ограниченном пространстве
Глава 3. Аппаратура
21
Типы магнитов
Магнитное поле MP-томографа может быть создано магнитами нескольких типов.
• Постоянные магниты.
• Резистивные магниты.
• Сверхпроводящие магниты.
В табл. 3-2 описаны преимущества и недостатки магнитов разных типов.
Постоянные магниты
Некоторые сплавы обладают ферромагнитными свойствами. Магниты, сделанные из таких сплавов, имеют преимущество: они нс требуют энергии для поддержания магнитного поля. Также они не требуют и систем охлаждения, поскольку потерь электрической энергии не происходит.
Постоянные магниты по сравнению с другими типами имеют небольшое поле рассеяния. Основные затраты и эксплуатационные расходы на постоянные магниты невелики.
Существенный недостаток — масса производимых в настоящее время магнитов для MP-томографов, предназначенных для исследования всего тела, хотя новые сплавы, появившиеся в последние годы, снизили массу постоянных магнитов от 100 до 20 т и менее. Ещё один недостаток — ограничение величины напряжённости магнитного поля, максимальное значение которого для МР-гомографов с постоянными магнитами составляет приблизительно 0,3 Тл. Большинство таких томографов работает с магнитным полем напряжённостью около 0,2 Тл.
Многие постоянные магниты имеют вертикальное магнитное поле, что отличает их от некоторых резистивных и большинства сверхпроводящих магнитов с горизонтальными магнитными полями (рис. 3-4 а). Направление поля оказывает влияние на выбор определённого типа используемых передающих и принимающих катушек.
Резистивные электромагнйты
Резистивные магниты состоят в основном из одной или нескольких специальных катушек, по которым пропускают электрический ток большой силы. При точном воссоздании конфигурации катушки, как показано на рис. 3-1 и 3-5, резистивные магниты могут создавать однородное магнитное поле. Такие магниты потребляют большое количество энергии (например, для создания поля напряжённостью 0,1 Тл необходимо примерно 20 кВт), сильно нагреваются, поэтому для них нужна мощная система охлаждения.
Верхний предел величины напряжённости магнитного поля дпя катушек с большой апертурой составляет около 0,7 Тл, но в обычных коммерческих магнитах верхней границей считают 0,3 Тл. Резистивные магниты имеют
поле рассеяния. Их масса обычно не превышает 5 т. Среди всех М Р-томографов самыми лёгкими бывают именно томографы с резистивными магнитами. Их важное преимущество — возможность выключения, когда томограф не используют, или в непредвиденных случаях.
Комбинированные (гибридные) магниты
Некоторые компании создали магниты, конструкция которых совмещает основные принципы постоянных и резистивных магнитов. Комбинированные (гибридные) магниты — электромагниты с железным сердечником, в которых магнитная энергия резистивного магнита сосредоточена в зазоре между двумя полюсными наконечниками, сделанными из мягкого железа* (рис. 3-4 Ь). Напряжённость поля таких магнитов достигает величины 0,4 Тл, что используют чаще всего. Их масса составляет от 10 до 15 т.
Сверхпроводящие магниты
Некоторые сплавы при охлаждении до температуры, близкой к абсолютному нулю, полностью теряют электрическое сопротивление: они становятся сверхпроводящими. Поэтому если из таких сверхпроводящих сплавов сделать катушку и поместить её в жидкий гелии (при температуре ниже критического значения — между -263 и —269 °C, или 4 и 10 К), через неё можно пропускать электрический ток большой силы, создавая очень стабильные магнитные поля большой напряжённости. Конструкция сверхпроводящих магнитов включает двойную систему охлаждения: в первом термосе (такие термосы называют криостатами, или дъюарами) охлаждающей жидкостью служит жидкий азот, во втором, внутреннем дьюаре — жидкий гелий (рис. 3-6). Недавно были разработаны системы с одним (гелиевым) дыоаром.
«Заряжённый» током сверхпроводящий магнит фактически не потребляет электрической энергии, но расходует охлаждающую жидкость. Жидкий гелий обязательно нужно пополнять. Для этого либо заправляют новый, либо компрессор, присоединённый к МР-томографу, снова возвращает гелий в жидкое состояние. Сверхпроводящие магниты имеют большое поля рассеяния, поэтому такие магниты обычно экранируют, чтобы защитить окружающее пространство.
Ограничения величины напряжённости магнитного поля сверхпроводящих магнитов ещё не установлены. Для получения изображений уже применяли томографы небольшого размера (с небольшим диаметром апертуры) с
Ферромагнитные сплавы по магнитным свойствам условно разделяют на «твёрдое» и «мягкое» железо. Твердое железо длительное время сохраняет полученную намагниченность и создаёт постоянное магнитное поле. Мягкое железо нс имеет остаточного магнетизма. Оно намагничивается пропорционально напряжённости намагничивающего магнитного поля.
22
Глава 3. Аппаратура
Рис. 3-4.
Схематические изображения постоянного (а) и комбинированного (гибридного) (Ь) магнитов. Конструкции постоянных магнитов могут быть различными: от магнитов в виде «греческого храма» до С-образных открытых магнитов. Поле постоянных магнитов создастся намагниченными керамическими кирпичиками. Их внешняя часть состоит из железа, опа служи! структурной опорой магнита и вмешает рассеивающиеся магнитные поля, усиливая этим напряжённое!ь магнитного ноля. Конструкция комбинированных (гибридных) магнигов совмещает основные принципы постоянных и электрических магнитов. Они потребляют много энерши, однако позволяют увеличить напряженность магнитного поля но сравнению с по-
стоянными или только резистивными ма! питами.
Рис. 3-5.
Срезы через ша вида резистивных электромагнитов без сердечника (с «воздушным центром»). Как показано на рис. 3-1, резистивные магниi ы обычно состоят из четырех колец, создающих постоянное магнитное поле. Их можно расположи! ь параллельно (а) или перпендикулярно (Ь) столу пациента, причём перпендикулярное расположение (от головы до нот) более распространено.
Изоляция
Дыоар с азотом Дьюар с гелием Сверхпроводящие катушки
Рис. 3-6.
Схематическое изображение сверхпроводящего МР-томографа. Машитное поле создано электрическим током, который пропускают по виткам проводника, погружённым в жидкий гелий. Электрическое питание можно отключить после того, как система вышла на требуемый уровень папряжен-
пости магнитного поля.
Глава 3. Аппаратура
23
напряжённостью поля до 9,4 Тл и томографы для исследования всего тела до 8 Тл; для спектроскопии используют поля напряжённостью до 14,1 Тл. Только сверхпроводящие магниты благодаря высокому значению напряжённости магнитного поля позволяют проводить in vivo спектроскопию и функциональную томографию.
Магнитное поле сверхпроводящего магнита может исчезнуть, если его катушка по какой-то причине потеряет сверхпроводящие свойства. Это приведёт к внезапному повышению температуры, что, в свою очередь, разогреет сжиженные охлаждающие газы. Они закипят, увеличиваясь в объёме и выбрасывая гелий из дыоара. Такое происшествие называют “квенч" (quench) (см. главу 18).
Обычно долговременного выхода магнита и? строя не происходит, его просто надо снова заполнить гелием и охладить до температуры сверхпроводимости, что может занять несколько дней.
В последние несколько лет были созданы новые материалы, становящиеся сверхпроводящими при более высокой температуре (до 100 К). Однако в большинстве случаев они оказались хрупкими и не пригодными для изготовления проводников (а следовательно, и электромагнитов). Болес того, многие из этих сплавов теряют свойство сверхпроводимости в сильных магнитных полях. По этой причине создания магнитов для MP-систем на их основе пока не ожидают.
Шиммирование
Ни один из рассмотренных выше магнитов нс создаёт идеально однородного поля, однако т щагельное и по
топлен ие конструкции делает возможным создание полей, в которых неоднородность в исследуемой области (в области интереса) не превосходит 100 миллионных долей (м.д.). Неоднородности магнитного поля снижаю! эффективность MPT-исследования и делают невозможным проведение спектроскопии. Для улучшения характеристик магнитного поля большинство МР-гомографов снабжено шиммирующими катушками (шиммирование — корректировка неоднородностей магнитного поля). При пропускании электрического тока чсрс з. л и катушки создаются корректирующие магнитные поля, компенсирующие изначальную неоднородность поля магнита.
Однородности менее 0,01 м.д. достигают в малых объёмах (менее 1 см') в специальных высокопольных аналитических MP-системах для спектроскопии. Для in vivo МРС с локализованным шиммированием в малых обьемах может быть достиг нуга однородность поля менее 1 м.д. Для МРТ, в которой используют большие объёмы, приемлемы и большие значения однородности магнитного поля.
Катушки для шиммирования можно помещать в жидкий гелий внутри основного сверхпроводящего магнита для регулировки формы магнитного поля (активное шиммирование). Того же эффекта можно добиться, размещая небольшие фрагменты ферромагнитных металлов в определённых местах внутри или вне апертуры магнита. Каждый из них будет воздействовать на магнитное поле, и если при этом поддерживать симметрию поля, можно достичь очень высокой однородности (пассивное шиммирование).
Таблица 3-2 Преимущества и недостатки .магнитов различных типов
Тип магнита Преимущества Недостатки
’|1<Т МННЧЙ Не потребляет электрической энергии. Приемлем для пациентов благодаря открытой конструкции. Ограниченное поле рассеяния. Не требует охлаждающих жидкостей. Достаточное качество изображений для многих рутинных исследований, хотя более сложные исследования выполнить невозможно Более низкая, но не определяющая конкурентоспособная стоимость по сравнению с магнитами со средними и сильными полями. Чувствительность магнитного поля к колебаниям температуры. Томограф нельзя выключить. Ограниченная напряжённость магнитного поля и поэтому низкое значение отношения сигнал/шум
iMhctv р ш Приемлем для пациентов благодаря открытой конструкции Не требует охлаждающих жидкостей. Лёгкость установки в труднодоступных местах Реализация многих более сложных методов получе н ия и зображе н и й. Томограф можно выключить Более низкая, но не определяющая конкурентоспособная стоимость по сравнению с магнитами со средними и сильными полями. Ограниченная напряжённость магнитного поля и поэтому: • низкое значение отношения сигнал/шум; • потребляют большое количество энергии
СВ1'| \П|<| - 1ИГ11НЙ Высокое значение отношения сигнал/шум и оцнородность магнитного поля, поэтому: • позволяют гораздо легче реализовать сложные методы получения изображений; • единственный тип магнита, позволяющий проводить МРС Высокие начальная стоимость и эксплуатационные расходы. Потребность в специальном помещении. Склонность к артефактам. У пациентов чаще возникает клаустрофобия.
24
Глава 3. Аппаратура
Экранирование
Экранирование применяют для ограничения рассеяния поля магнита, компенсирования неоднородности магнитного поля, отчасти — для увеличения его напряжённости, а также защиты окружающего пространства (табл. 3-3). Пассивное экранирование создают при помощи большого железного экрана массой, по меньшей мере, 30 т, симметрично расположенного вокруг магнита. Активное экранирование — с помощью дополнительных сверхпроводящих катушек. В то время как внутренний набор катушек создаёт основное магнитное поле, внешний взаимодействует с окружающим магнит полем рассеяния, ослабляя его. Обычно оба набора катушек соединены электрически для обеспечения безопасной эксплуатации.
1 Гаусс 5 Гаусс
= 0,0001 Тл = 0,0005 Тл
Нейростимуляторы и биости мулируюш и е приборы, например искусственные водители ритма
Неэкранированныс:
• цветные мониторы;
• усилители изображений;
• фотоумножители;
• гамма-камеры;
• компьютерные томографы
Таблица 3-3. Минимальная напряжённость магнитного поля, способная нарушить функционирование некоторых приборов.
Градиентные магнитные поля
Градиентные магнитные поля необходимы для получения MP-изображений. В деталях их назначение будет объяснено в главе 6. Как показано на рис. 1-4, если две проволочные петли поместить на определённом расстоянии и пропускать через них электрический ток в противоположных направлениях, между ними образуется магнитное поле с линейным изменением напряжённости. Такое поле называют градиентным.
Для создания слабого магнитного поля в трёх направлениях пространства необходимо три набора градиентных катушек (рис. 3-7). У MP-томографов со средними и слабыми полями напряжённость поля, создаваемого градиентными катушками, примерно в 100 раз меньше напряжённости основного поля.
Градиентное поле, создаваемое градиентными катушками, характеризуется пиковой амплитудой, измеряемой в мТл/м. Общепринятой пиковой амплитудой служит величина 10 мТл/м, тогда как томографы высокого класса с сильным градиентным полем имеют пиковую амплитуду вплоть до 30 мТл/м. Вторая важная характеристика градиентного поля — время нарастания градиента (мс) или скорость его нарастания (мТл/м/мс). Чем меньше время или быстрее скорость нарастания градиента, тем выше будет производительность томографа, то есть получение данных для построения изображения будет производиться быстрее (см. рис. 6-6).
Вихревые токи
Вихревые токи бывают вызваны изменяющимся градиентным магнитным полем. Они могут разрушить однородность постоянного магнитного поля и исказить очертания градиентного импульса. Если их не компенсировать, качество изображений значительно ухудшится. Единственный путь противодействовать их влиянию — экранировать градиентные магнитные поля так, чтобы они были ограничены только внутренним пространством томографа, куда помещён пациент.
Градиентные катушки, создающие поле вдоль оси х
Градиентные катушки, создающие поле вдоль оси у
Градиентные катушки, создающие поле вдоль оси z
Рис. 3-7.
Схематическое изображение градиентных катушек для томографов со сверхпроводящими или резистивными магнитами. Для создания градиентного магнитного поля во всех трёх направлениях пространства (по осям х, у и z) три набора градиентных катушек устанавливают в отверстии MP-томографа. По-разному изменяя ток, пропускаемый через каждый набор катушек, можно выделит ь срез через гело пациента в любом направлении.
Глава 3. Аппаратура
25
10 Гаусс 20 Гаусс
= 0,001 Тл = 0,002 Тл
Компьютеры, дисковые и а копител и, м еха ним ее -кие часы
Магнитные носители информации: диски, дискеты, магнитные ленты, крс-ди!ные карты Экранированные: • фотоумножители; • гамма-камеры, • компьютерные томографы; • цветные мониторы
Рис. 3-8.
Направление основного магнит ного поля зависит от расположения катушек в магните. Поле может быть направлено вертикально (а) или горизонтально (Ь). В сверхпроводящих и некоторых резистивных магнитах поле направлено горизонтально, то есть параллельно положению пациента в магните.
Передатчик и приёмник
Как уже упоминалось выше, первоначальное возбуждение ядер осуществляется при помощи короткого РЧ-импульса частоты, близкой к частоте Лармора. Радиоволны и импульсы генерирует передатчик.
Нужную частоту для РЧ-импульса формирует синтезатор частоты. Затем, на выходе синтезатора, частота импульса модулируется некоторой «огибающей» для создания необходимой формы импульса для РЧ-возбуждения.
В качестве приёмника используют высокочувствительный детектор сигналов, работающий в диапазоне высоких или сверхвысоких частот. MP-сигнал имеет амплитуду в несколько микровольт. В приёмнике сигнал усиливается в 500—1000 раз. Затем сигнал преобразуется по частоте из высоких частот (МГц) в звуковые частоты (кГц).
Передающие и принимающие катушки
Исследуемый объект, будь то образец размером I мм для химического анализа или же всё человеческое тело, помещают внутрь антенны или катушки, при этом желательно, чтобы находящийся внутри катушки объект максимально заполнял её пространство Катушка должна быть заполнена, но меньшей мерс, на 70%.
Для того чтобы возбудить спины исследуемого объекта, переменное магнитное поле В! РЧ-катушск нужно направить перпендикулярно основному полю В(|, создаваемому магнитом. В большинстве МР-гомографов основное магнитное поле направлено вдоль отверстия магнита, поэтому катушки должны формировать поле, перпендикулярное отверстию магнита (рис. 3-8 Ь).
Для передачи РЧ-импульсов и приема сигнала можно использовать отдельные катушки, хотя в большинстве случаев это осуществляет одна и та же приёмо-передающая катушка.
Поскольку возбуждающий импульс на несколько порядков мощнее, чем ответный MP-сигнал, излучаемый организмом человека, приёмник может быть повреждён, если его подвергать воздействию всех или даже некоторых РЧ-импульсов. Для решения этой проблемы используют специальное устройство, называемое приёмнико-передатчиковым переключателем, способное очень быстро переключать направление соответствующих сигналов.
Катушка состоит из одного или нескольких витков проводника с малым сопротивлением, обычно медного. Конфигурация единственного или многочисленных витков обеспечивает правильное формирование возбуждающего импульса и последующую регистрацию сигнала.
Катушки, предназначенные для разных типов магнитов, бывают различных видов. Наиболее популярные конфигурации катушек: соленоидная, седловидная (катушка Гельмгольца), «птичья клетка» и щелевой
26
Глава 3. Аппаратур;
резонатор. Эти катушки представляют группу объёмных катушек. На рис. 3-9 изображены формы кагушек, наиболее широко применяемых в МРТ. В качестве типичных примеров можно назвать катушки для исследования головы и тела или катушки для исследования коленного сустава или шеи.
Соленоидная катушка создаёт переменное магнитное поле вдоль своей оси, а так как поле, создаваемое катушкой, должно быть перпендикулярно основному магнитному полю, то применение таких видов катушек ограничено томографами, в которых постоянное магнитное поле направлено перпендикулярно столу пациента.
Все катушки, за исключением поверхностных, формируют однородные РЧ-поля, поэтому весь образец подвергается одинаковому воздействию РЧ-импульсов.
Поверхностные катушки гораздо более чувствительны, чем однородные объёмные катушки. Поверхностные катушки применяют для регистрации МР-сигна-ла, исходящего и j небольшой области около катушки. Их можно помещать, например, вдоль позвоночника, около глазницы или височно-нижнечелюстного сустава. Преимущество поверхностных катушек — возможность от небольшого объёма ткани около катушки получить сигнал с большим значением отношения сигнал/шум по сравнению с сигналом, полученным при помощи обычной объёмной РЧ-катушки.
Поверхностные катушки получают качественный сигнал от полусферической области под катушкой с глубиной, соответствующей половине диаметра катушки (рис. 3-10). Поэтому и РЧ-поля, и чувствительность регистрации сигнала поверхностных катушек абсолютно неоднородны, что приводит к тому, что возбуждение каждого участка исследуемого образца зависит от его местонахождения. Изменение интенсивности РЧ-импуль-са с глубиной влечёт за собой то, что при использовании поверхностной катушки в качестве передатчика угол отклонения намагниченности будет также изменяться с глубиной. Эту проблему можно преодолеть либо используя РЧ-импульсы специальной формы, либо генерируя РЧ-импульсы при помощи стандартной катушки для тела, а при помощи поверхностной катушки только выполнять регистрацию сигнала.
Всё более распространённой становится квадратурная (или циркулярно поляризованная) катушка — модификация стандартных конструкций катушек, создающая по меньшей мере два перпендикулярных друг другу РЧ-поля, что улучшает эффективность катушки и }на-чение отношения сигнал/шум получаемого сигнала на квадратный корень из 2.
Фазированные {или синергичные) системы состоят из нескольких маленьких поверхностных катушек [2]. Сигналы, получаемые этими катушками, регистрируют независимо, а затем данные объединяют для реконструкции единого изображения объёма, покрываемого всеми катушками (рис. 3-11).
В отличие от больших поверхностных катушек, фазированные системы катушек обеспечивают гораз-
Рис, 3-9.
Три различных вила кагушек: соленоидная катушка (а), сел ловидная катушка, или катушка Гельмгольца (Ь), катушка виде «птичьей клетки» (с). Переменное магнитное поле В должно быть перпендикулярно основному магнитному поли В(). РЧ-магнитное поле внутри катушки однородно.
Епава 3. Аппаратура
27
Рис. 3-10.
Поверхностные катушки, (а) Схема конструкции простейшей поверхностной катушки. Поскольку интенсивность РЧ-поля изменяется с глубиной, угол отклонения намагниченности также будет изменяться с глубиной области получения сигнала, если не исгюльзоватьспециальные (адиабатические) импульсы. Точно так же, с увеличением глубины будет снижаться чувствительность обнаружения различных патологических образований. (Ь) Т1- и Т2-взвсшепные изображения поясничного отдела позвоночника, полученные при помощи поверхностной катушки. Спинной мозг и позвоночник хорошо видны, тогда как сигнал от передней части таза едва различим, (с) Один вит ок или половина седловидной поверхностной катушки.
Рис. 3-11.
Фазированные системы кагушек. Четыре поверхностные катушки объединены в систему с частично перекрывающимися зонами чувствительности. Обратите внимание: на схеме изображены частично перекрывающиеся зоны чувствительности только двух пар катушек, находящихся друг напротив друга, а не соседних.
до большее значение отношения сигнал/шум, однако для каждой отдельной катушки нужен свой канал в приёмнике, поэтому для их подключения необходима достаточно сложная перестройка оборудования, а сами катушки дорого стоят.
Клетка Фарадея
В табл. 2-1 показано, что резонансные частоты всех MP-томографов перекрываются частотами, используемыми коммерческими, военными и любительскими радиостанциями, а также телевидением. Кроме того, различные электрические приборы могут создавать электромагнитные волны. Легко может случиться так, что приёмник MP-томографа будет улавливать подобные сигналы из внешнего мира, а затем они будут смешиваться с сигналами от исследуемого образца или пациента. Это приведёт к увеличению шума или, в худшем случае, к полной потере изображения.
Фарадеевское экранирование применяют для предупреждения взаимодействия сигнала с внешним электромагнитным излучением. Для высокопольных МР-гомографов необходима клетка Фарадея (она обычно представляет заземлённую медную клетку с окнами, закрытыми электропроводящими экранами). Электрические проводники, идущие из внешнего пространства внутрь клетки, должны быть экранированы и размещены очень аккуратно.
Система обработки данных и компьютер
Аналоговый сигнал, исходящий от спинов, необходимо преобразовать в цифровой, удобный для обработки и сохранения на компьютере. Оцифровка сигнала производится с помощью аналого-цифрового преобразователя (АЦП). На выходе АЦП получают цифровой вариант спада свободной индукции для каждой точки пространства. После окончания регистрации сигнала оцифрованный спад свободной ин-
28
Глава 3 Аппаратура
дукции сохраняется на магнитном диске или другом шп ом и на юше м устрой стве.
Специализированный компьютер («процессор изображений») выполняет первичную и последующую (вторичную) обработку цифрового сигнала, превращая исходные («сырые») данные в изображение. Матричный процессор, имеющийся у некоторых томографов, позволяет проводить преобразование Фурье за доли секунды.
Основной компьютер ответственен за управление и контроль над всем MP-томографом. Дополнительные консоли можно подсоединять к основному компьютеру, чтобы конгроллировать синхронизацию с некоторыми физиологическими функциями пациента, просматривать изображения и результаты вычислений, проводить последующую обработку изображений, создавать документацию и сохранять полученные изображения в архиве.
Правильный выбор
В настоящее время в мире работает около 20 000 М Р-томографов (рис. 3-12).
Широко применяют MP-томографы хорошо известной туннельной формы (рис. с 3-1 по 3-6) и, кроме того, стали доступны открытые томографы (рис. 3-13). Последние снижают риск появления клаустрофобии у пациентов и больше подходят для проведения интервенционных манипуляций, поскольку лают возможность получить доступ к пациенту со всех сторон. Созданы открытые томографы с напряжённостью магнитного поля от 0,3 Тл при использовании постоянных магнитов и до 1,5 Тл — при использовании сверхпроводящих магнитов. Последние разработки сосредоточены на совершенствовании томографов с напряженностью магнитного поля от 0,7 до 1,0 Тл, а также на создании систем с полем 3 Тл.
Специализированные томографы предназначены преимущественно для исследования определённых анатомических областей, например визуализации опорно-двигательной системы (орюпсдические томографы). В этом случае их основное назначение — исследование кистей, стоп, коленных, локтевых, плечевых суставов. Такие томографы обычно меньше размером и проще для установки.
Выбор MP-томографа может быть довольно мучительным. Напряженность магнитного поля — первый, но далеко не единственный и важнейший параметр; более высокое значение напряжённости магнитного поля совсем не гарантирует лучшего качества томографа или лучшей диагностики.
При выборе MP-томографа необходимо тщательно оценить ваши потребности. Важнь м становится качество комплектующих, что относится как к оборудованию, так и к программному обеспечению. Сервис, эксплуатация и знание, как запустить томограф, имеют центральное значение для качества будущих изображений и окончательного выбора (см. также интерлюдии 1 и 4).
Рис. 3-12.
Количество М Р-томографов, предназпаченныхдля исследования всего тела, проданных с 1983 г. по всему миру. Основные рынки — США и Япония. В Европе продают приблизительно четверть всех томографов. В 2003 г. во всём мире работает около 22 000 MP-систем (красный цвет — томографы со слабым полем, зелёный — со средним, синий — с сильным и сверхсильным полями).
Рис. 3-13.
Открытый MP-томограф. Mai пит разделен на две части, находящиеся над и под столом пациента.
Список литературы
I. Lai С-М. House WV, Lauterbur PC. Nuclear magnetic resonance for medical imaging. In: IEEE/ERA: Technology for non-invasive monitoring of physiological phenomena. Electro/78 Proceedings. Boston, 25 May 1978. 1 — 15.
2. Roemer PB, Edelstein WA, Hayes CE, Souza SP, Mueller OM. The NMR Phased Array. Magn Reson Med 1990; 16: 192-225.
3. Saint-Jaimes H, Bittoun J. Hardware development. In: Rinck PA, de Francisco P (eds.). The rational use of magnetic resonance imaging. Oxford: Blackwell Science 1995; 307—322.
Интерлюдия 1
Как правильно покупать
МР-томограф
Руководство в десяти простых уроках
Основной принцип, который следует помнить при покупке МР-томографа, — закон Мерфи, звучащий так: «Если что-то плохое может произойти, то это обязательно случится».
В этом разделе дано несколько советов, с которыми рекомендовано ознакомиться, прежде чем вы ввяжетесь в это приключение.
Урок первый
Выясните, что конкретно вы хотите купить. Если вы ничего не знаете о МР, смело обращайтесь в любую фирму, торгующую томографами. Продавец будет жать, в лучшем случае, столько же, сколько и вы (а скорее всего — меньше), поэтому это будет отличным решением. В таком случае, скорее всего, не вы будете выбирать томограф, а остановитесь на том, что представитель фирмы предложит вам в качестве оптимального варианта. Или, другими словами, чем выше компетентное гь менеджера продаж, тем проще и эффективнее будет сотрудничество пользователя/по-купателя с компанией.
Менеджеры продаж и другие представители компании редко лгут, но и не собираются говорить вам всю правду. Их обещания насчет характеристик прибора всегда надо умножать на коэффициент 0,25.
Представитель каждой фирмы скажет, что у них самое лучшее и современное оборудование из доступного на мировом рынке, что другие фирмы продают устаревшие системы, которые не будут работать как следует. Люди, занимающиеся маркетингом, имеют собственный жаргон: например, они используют прилагательные «наилучший» и «оптимальный» вместо словосочетания «ещё один из подобных приборов». Выражение «последний наилучший МР-томограф» переводится с их языка просто как «ещё один МР-томограф» (маловероятно, *гго говоря «последний», они имеют в виду «последнее, что вам понадобится вплоть до самой смерти»).
Урок второй
Бесплатных обедов не бывает. Фирма может пригласить вас, главного врача, представителей местной администрации и ещё несколько человек, ничего не понимающих в МРТ, в кругосветное путешествие на частном самолёте. Но заплатите за это вы (налогопла-
30
Интерлюдия 1
телыдик) или следующий клиент (также налогоплательщик). И даже если вы нс примете такого приглашения, цена на томограф останется прежней.
Цена может снизиться только в том случае, если за час до подписания контракта с компанией А вам позвонят из компании В с предложением продать аналогичный томограф на 50% дешевле.
Урок третий
После покупки MP-томографа вы обнаружите, что фирма не поставила то, что вы считали купленным.
Даже если у вас есть подробный контракт, некоторое упомянутые в нём компоненты или программные продукты существуют только в чертежах и проектах разработчиков фирмы. Их нет среди поставленного оборудования, поскольку они никогда нс существовали. Но вы уже заплатили за них. Это то, что обычно называют «проекты в стадии разработки» (works-in-progress).
Ваш томограф работает совсем не так, как тот, который вам показывали на выставке или в фирме. На выставках всегда показывают «типичные» изображения, которые выглядят прекрасно. И никто вам не скажет, что пациент во время исследования был мёртв (поэтому нет и артефактов от движений).
Менеджер продаж, с которым вы вели переговоры, к моменту покупки томографа уволится из фирмы. И ли же сама фирма объединится с другой, после чего контракт, подписанный с вами, потеряет силу.
Урок четвёртый
Никогда не надейтесь, что получите работоспособное оборудование. Там, где используют компьютеры, всё может пойти вкривь и вкось. Подумайте дважды, когда вы будете планировать. Существует множество грандиозных идеи решения мировых проблем, в том числе и в области медицинской визуализации. Но если эти идеи (или такое оборудование) никто не использует, видимо, тому есть веские причины.
Так что хорошенько подумайте (лучше трижды).
Урок пятый
Если что-то случится с магнитом, ответственные представители фирмы скажут вам, что во всём виноват Эдди Каррент*. Этот лихой парень во всё вмешивается и всё портит. Никто не понимает, откуда он берётся или где его можно найти.
Примечание *Аигл. eddy current — вихревой ток.
Работать на томографе будет практически невозможно. Руководства по эксплуатации написаны так, что даже те, кто их написал, не смогли бы работать на приборе. Очень большое внимание уделено незначительным деталям, но не написано, как включить компьютер.
Урок шестой
Уже через два месяца после поставки МР-томогра-фа вы узнаете, что появилась новая модель, заменившая вашу. А вы купили один из последних образцов серии, которая больше не выпускается и не будет обновляться в будущем.
Как только вы оплатите покупку, окажется, что нет никаких гарантийных обязательств или же они стали недействительными. Все договоры не будут стоить и ломаного гроша.
Все сроки, указанные в доюворах, означают только то, что компания признаёт факт замены Грегориан-ского календаря Юлианским. Вписанные в контракт даты бессмысленны. Ещё одно хорошее правило: всё делается гораздо медленнее, чем вы думаете.
Урок седьмой
Существует множество вариантов и опций. Некоторые из них совершенно необходимы для нормальной работы оборудования. Вам придётся покупать их по немыслимым ценам (НДС не включён!). Так часто поступают производители автомобилей, продающие машины без шин (см. раздел «опции» в руководстве к томографу).
Те опции и дополнительные комплектующие, которые будут куплены позднее, обойдутся вам гораздо дороже (см. раздел «опции»).
Среди подобных «дополнительных» комплектующих может оказаться клетка Фарадея. Без неё все изображения, получаемые после 22.00, будут содержать артефакты, вызванные Радио Ватикана, начинающим вещание именно в это время и именно на частоте, совпадающей с резонансной частотой вашей системы.
Сервис и техническое обслуживание не включены в заключённый вами контракт (см. раздел «опции»). Чтобы избежать нежелательных сюрпризов, вам лучше всё уточнить заранее и обязательно включить их в контракт до его подписания. Но в любом случае сервисная служба фирмы окажется не в состоянии справиться с техническими проблемами, которые возникнут при эксплуатации томографа.
Простой томографа по причине его поломки — не то, что вы думаете, а то, что установит фирма. Если томограф не способен выполнять исследования, это совсем не обязательно означает, что он неисправен. Некоторые компании даже пытаются изменить ситуацию в корне. Вместо того чтобы платить штраф за нерабо-
>людия 1
31
)щее оборудование, они попытаются заставить [ьзователя заплатить за установку контрольных ча-И если окажется, что МР-томограф используют iee 8 часов в день и более 5 дней в неделю, то при-ся дополнительно платить за сервисные услуги (см. дел «опции»).
ВОСЬМОЙ
Мультиформатная камера, рабочая станция или любое другое устройство, которое вы купили с целью подсоединения к MP-томографу, нс может быть подключено.
Как только вы присоедините это устройство к томографу, сразу выяснится, что из него невозможно получить никакой информации, поскольку либо его порты совершенно нестандартны, либо их вообще нет. Лазерные камеры нс работают. Проявочные машины «жуют» плёнку. Компьютерные системы передачи и архивирования изображений (PACS) отправляют изображения куда угодно, только не в то место, куда вы их направили. DICOM — не универсальный стандарт передачи медицинских изображений, а некий внутренний, «домашний» формат фирмы-изготовителя, который к тому же меняется первого числа каждого месяца.
Если в конфликт вовлечены две компании, например производитель МР-томографа и мультиформазной камеры, то вы, пользователь, погибли! Если что-то нс будет работать, представители компаний будут обвинять друг дру1 а, ничего не делая. Если, в конце концов, и удастся чего-нибудь добиться, то вам придётся заплатить сполна (и, скорее всего, обеим компаниям).
Урок девятый
Обязательно будут какие-то недостатки планировки помещения, которые вы обнаружите слишком поздно. Чем больше больница и чем большее количество людей занимается планированием — тем крупнее будет масштаб ошибок.
Например, система водяного охлаждения компьютерной комнаты окажется напрямую подсоединенной к канализационной системе туалета для пациентов. В один прекрасный день трубы засорятся, но обязательно найдётся такой пациент, который всё-таки нажмёт ручку «смыв».
Урок десятый
Не верьте тому, что говорят о своём томографе ваши коллеги из соседнего города. Скорее всего, они либо ненавидят его, потому что испытали на себе всё, что описано в предыдущих уроках, либо они любят его только потому, что нс видели ничего лучше. Если у них рекордное по стране число исследований за год, это объясняется тем, что их iомограф напрямую подсоединён к кассовому аппарату.
Так что скоро вы гоже станете членом этого клуба: либо будете смотреть вперед с отчаянием, либо оглядываться назад с гневом.
Глава 4
Времена релаксации и основные импульсные поел едовате л ьности
Рис. 4-1.
Вам потребуется немного времени для релаксации и отдыха, чтобы по-настоящему понять, что такое времена релаксации. Но как долго вы продержитесь в таком состоянии «с низкой энергией», если волны начнут перехлёстывать через вас?
Релаксационные процессы
Т1 («Т один») — время спин-рёшеточной, или продольной, Iрелаксацию, постоянная величина, характеризующая стремление спинов вернуться к направлению внешнего магнитного поля. За время Т1 z-иамагниченность возрастает от нуля до 63% величины своего максимального значения
Т1-р («Т1 ро») — время спин-решёточной релаксации во вращающейся системе координат; постоянная величина, характеризующая потерю намагниченности под действием спин-блокирующего магнитного поля В(. Несмотря на своё название, Т1-р больше зависит от Т2, чем от Т1. В этой книге она подробно не описана. Если сразу после 90° импульса включить на продолжительное время магнитное поле В,, расфазировка спинов в плоскости х’-у’ прекратится, пока поле В! будет включено. Этот процесс называют блокировкой спинов, а поле В, — спин-блокирующим импульсом, даже если он длится сотни миллисекунд
12 («Т два») — время спин-спиновой, или поперечной, ре-Iтаксации-, постоянная величина, характеризующая потерю фазовой когерентности (т.е. расфазировку) спинов, отклонённых под определённым углом от направления постоянного магнитного поля. Возникает из-за взаимодействия между спинами и приводит к потере поперечной намагниченности. Ко времени Т2 х-у-намагниченность уменьшается на 69% величины своего начального (максимального) значения_________
Таблица 4-1. Различные релаксационные процессы
Спин-решёточное время релаксации
Возбуждение системы, находящейся в равновесном состоянии, всегда переводит её в нестабильное состояние с большей энергией. Продолжительность времени, в течение которого система будет находиться в возбуждённом состоянии, зависит от особенностей системы, как показано на рис. 4-1 и 4-2. В табл. 4-1 описаны различные явления, воздействию которых система подвергается (или может подвергнуться) во время возвращения к равновесному состоянию.
Для системы, состоящей из спинов ядер, находящихся в магнитном поле, подобное нестабильное состояние создаётся при помощи возбуждающего РЧ-импульса — при совпадении частоты импульса с резонансной частотой ядер система «накачивается» энергией РЧ-импульса. На молекулярном уровне возвращение возбуждённых ядер в равновесное состояние зависит от воздействия окружающих их локальных электрических и магнитных полей.
Аналогично тому, как для передачи энергии от внешнего мира спинам ядер необходимо выполнение условия резонанса, для того чтобы инициировать процесс релаксации возбуждённой спиновой системы, необходимо подвергнуть её воздействию электромагнитных полей, изменяющихся с частотой, равной или близкой к частоте Лармора. Этот процесс релаксации представляет собой возвращение избытка ядер, находящихся на верхнем энергетическом уровне, обратно на нижний (см. рис. 2-5). Если изолированный возбуждённый протон поместить в абсолютный вакуум при отсутствии каких бы то ни было электромагнитных полей, то для того чтобы ядро спонтанно вернулось в равновесное состояние с низкой энергией, может потребоваться несколько лет. Однако, если этот протон поместить в воду, окружающие ядра будут «стимулировать» процесс релаксации, который произойдёт за несколько секунд.
Процесс перехода из возбуждённого состояния в равновесное называют спин-решёточной (или продольной) релаксацией. Она характеризуется временем Т1-релаксации. Время Т1-релаксации — время, необходимое дня перехода 63% ядер в равновесное состояние после воздействия 90° импульса.
Переход спинов из возбуждённого состояния в равновесное сопровождается выделением энергии. Любое взаимодействие внутри замкнутой системы не может привести к изменению её полной энергии, поэтому
34
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
очевидно, что существует обмен энергией между системой спинов и каким-то резервуаром энергии. В случае ЯМР таким резервуаром служит тепловое движение атомов, ионов или молекул вещества, в котором локализованы ядериые магнитные моменты. Этот резервуар и называют решёткой.
Т1 зависит от нескольких параметров:
• типа ядра;
• резонансной частоты (напряжённости магнитного поля);
• температуры;
• подвижности спинов (микровязкости);
• присутствия больших молекул;
• присутствия парамагнитных ионов или молекул.
Два последних фактора представляют особый интерес. В чистой воде движение молекул (тепловое поступательное движение, вращение и др.) происходит очень быстро. Каждая молекула имеет собственное магнитное поле, и в чистой воде ориентация (направление магнитного момента) каждой молекулы быстро меняется, что создаёт флюктуирующие магнитные поля, воздействующие на соседние ядра.
Чтобы инициировать процесс релаксации, частота таких переориентаций должна быть равной (или близкой) резонансной частоте протонов. А на самом деле в чистой воде частота переориентаций гораздо выше частоты Лармора, поэтому процесс релаксации протекает медленно.
Однако, если в воду добавить крупные малоподвижные молекулы, например белки, то молекулы воды будут с ними взаимодействовать. Это взаимодействие будет заключаться в кратковременном присоединении и последующей диссоциации молекул воды и белка. Это кратковременное связывание радикально уменьшает время переориентаций молекул воды (рис. 4-3). Для того чтобы охарактеризовать движение молекул, используют время корреляции (tc), определяющее минимальное время, необходимое для изменения ориентации молекулы (на угол порядка 1 рад).
Таким образом, благодаря наличию больших поверхностей белковых молекул, время Т1-релаксации воды в живых тканях всегда меньше, чем в чистой воде. В табл. 4-2 представлены типичные значения TI нормальных тканей.
Время TI-релаксации зависит от напряжённости магнитного поля, поэтому количественно сопоставлять значения Т1, полученные при разных магнитных полях, нельзя. В связи с этим, приводя значения Т1, всегда необходимо указывать напряжённость магнитного поля, при которой они были измерены. Зависимость времени Т1-релаксации тканей головного мозга от напряжённости магнитного поля представлена на рис. 4-4.
Сложнее объяснить, каким образом присутствие парамагнитных ионов или молекул изменяет скорость релаксации воды. Электроны создают гораздо более сильное магнитное поле, чем ядра, но при спаривании электронов остаётся лишь слабое результирую-
Рис. 4-2.
Мяч застрял на вершине небольшого холма (нестабильное состояние с высокой энергией), и два мальчика пытаются сбросить его. кидая в него камни. С точки зрения статистики двум мальчикам удастся эго сделать быстрее, чем одному.
[лава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
35
а • • О
8 0
•___О О
• ФО Макро-ф q молекула
Ф_ О '•••% ‘.••° »_____о
% 0
О о
Рис. 4-3.
(а) Движения молекул в чистой воде (т.е. «свободной» воде, находящейся на некотором расстоянии от каких-либо крупных частиц) происходит гораздо быстрее, чем в воде, находящейся около макромолекул или клеточных мембран. Чем медленнее движения молекул, тем короче будет время Т1-релаксации (и Т2 — тоже). На рисунке это показано в виде увеличения яркости молекул, (b) Т1 -взвешенная МР-томограм-ма головного мозга после удаления опухоли. Области, заполненные жидкостью, — тёмные (длинное Т1), тогда как области отека — светлые. Причина этого пояснена на рис. 4-3 а: молекулы «свободной» воды двигаются быстрее, тогда как молекулы воды, связанной с белками, находящиеся в области отёка, двигаются медленнее (короткое Т1).
Рис. 4-5.
Присутствие на вершине холма третьего мальчика (назовем его Гадолинием), который будет скидывать мяч, значительно сократит время, в течение которого мяч будет находиться в нестабильном состоянии. Парамагнитные вещества влияют на возбуждённые спины аналогичным образом, сокращая время Т1-релаксации.
Т1 (мс)
Рис. 4-4.
Изменение времён Т1-релаксации серого и белого вещества головного мозга при изменении напряжённости магнитного поля Серое вещество височной доли обозначено зелёным цветом, теменной доли — голубым; белое вещество лобной доли обозначено жёлтым цветом, височной доли — красным. Релак-сометрия изучает процесс релаксации различных веществ. Специальная область релаксометрии — релаксометрия с переменным полем, ставшая во второй половине 1980-х годов особой отраслью медицинских исследований. Для этой методики необходим специальный ЯМР-спектрометр, позволяющий вне организма (ex vivo) или in vitro проводить измерение времён релаксации образцов ткани или соединений, содержащих контрастные вещества, при изменяющихся величинах напряжённости магнитного поля. Таким образом, один образец можно исследовать в различных полях, сохраняя при этом все остальные условия неизменными. С помощью таких систем было показано, что с увеличением напряжённости магнитного поля Т1 -значение различных тканей увеличивается не однообразно 1111.
Ткани/органы
Значения времени Т1 -релаксации (мс)
Головной мозг: Почки:
• серое вещество 450 • мозговое вещество 680
• белое вещество 350 • корковое вещество 570
• ликвор 1500 Кишечная стенка 300
Сердце: Яички 880
• миокард 380 Мышечная ткань 500
Органы брюшной Жировая ткань 230
полости: Костный мозг 490
• печень 380 Кожа 320
• поджелудочная
железа 460
• селезёнка 650
Таблица 4-2. Т1-значения некоторых тканей организма человека, определённые на MP-томографе с напряжённостью магнитного поля 0,15 Тл. Стандартное отклонение этих значений может находиться в пределах от 10 до 30%, поэтому они не очень надёжны.
36
Глава 4 Времена релаксации и основные импульсные последовательности
щее поле. Парамагнитные ионы содержат неспаренные электроны, переориентация которых создаёт очень сильные флюктуирующие магнитные поля, что приводит к существенному уменьшению времени релаксации (рис. 4-5) Типичные парамагнитные вещества содержат ионы Mn2+, Cu2+, Fe2+, Fe3+, Gd3+, кроме того, парамагнитными свойствами обладают свободные радикалы и молекулярный кислород. В некоторых случаях способность парамагнитных веществ изменять скорость релаксации можно применять для изменения контраста MP-изображений, поэтому их используют в качестве контрастных веществ для МРТ (см. главу 13).
Т1-релаксация на
микроскопическом уровне
Существуют различные теории, описывающие релаксационные процессы в чистых веществах, например воде. Однако живые системы содержат большое количество химических веществ, влияющих на получаемый протонный MP-сигнал. Все эти вещества имеют разные значения времени релаксации. Поэтому важно анализировать получаемый сигнал с точки зрения различных параметров (таких как концентрация, время релаксации) веществ, образующих сигнал, хотя это и непросто.
Для упрощения рассмотрим Т!-релаксацию двухкомпонентной системы. Аналогичные рассуждения применимы и для Т2-релаксации.
Например, Т! протонов мышечной ткани в поле с напряжённостью 0,1 Тл равно 300—400 мс, причём более трёх четвертей получаемого сигнала исходит от протонов воды, тогда как Т1 чистой воды равно нескольким секундам. Или пример из клинической практики: время релаксации спинномозговой жидкости примерно такое же, как и воды, тогда как время релаксации области отёка мозга, при котором отмечают патологически высокое содержание воды в мозговой ткани, по своему значению ближе к опухолевой ткани, чем к спинномозговой жидкости (см. рис. 4-3).
В чём причина этого несоответствия?
Это легче объяснить при помощи понятия скорости релаксации Rl. Rl = 1/Т1. Общее значение R1 можно получить, складывая значения скоростей релаксации составляющих компонентов.
Необходимо ещё раз подчеркнуть, что любой биологический объект — сложное сочетание различных химических компонентов. Т1 такого объекта — параметр, отражающий физические и химические свойства локального окружения исследуемых ядер. А если окружения различных ядер объекта неодинаковы, то получаемое значение Т1 будет отражать только усреднённые свойства образца. В большинстве тканей в формировании общей скорости релаксации доминирует одно
Рис. 4-6.
Пример с сосудами, объясняющий, почему при описании процесса релаксации в сложных системах понятие «время релаксации» заменяют на «скорость релаксации», (а) Два сосуда (I и II) с отверстиями разных размеров; (Ь) один сосуд с двумя отверстиями разных размеров.
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
37
вещество (однокомпонентная система), чаще всего это вода. В тех случаях, когда два вещества с существенно разными значениями Т1 присутствуют в сравнимых количествах (двухкомпонентная система), создаётся более сложная ситуация, затрудняющая проведение количественного анализа.
Рассмотрим две системы, содержащие две различные группы протонов, причём протоны первой группы прецессируют быстро, а протоны второй группы — медленнее. Время TI-релаксации и, следовательно, скорость релаксации R1 протонов двух групп различаются. Это можно сравнить с аналогичным примером, приведённым на рис. 4-6, где изображены два сосуда (1 и II), наполненные водой. В каждом из них сделано отверстие, причём в сосуде П оно больше, чем в сосуде I (рис. 4-6 а). Скорость R, с которой вода выливается из сосудов I и II, выражается в миллилитрах в секунду; время, через которое сосуды опустеют, будет равно V/R, где V — начальный объём воды (считая давление воды постоянным).
Если сделать такой же сосуд с двумя отверстиями: одним — как у сосуда I, другим — как у сосуда II (рис. 4-6 Ь), то вода объёма V будет выливаться из такого сосуда со скоростью, равной сумме скоростей вытекания воды из каждого отверстия.
Этот пример иллюстрирует измерение времени релаксации ткани, аналогичной по составу той, которая изображена на рис. 4-3. Хотя ткань состоит из двух компонентов (из двух видов протонов, имеющих различные значения времени релаксации), мы измеряем только одно общее время релаксации.
Если обмен протонами между двумя компонентами ткани происходит с очень малой скоростью или отсутствует, можно различить вклад обоих видов протонов в процесс релаксации. Примером этому может послужить объект, содержащий жировую и мышечную ткани. Жировая ткань нс может обмениваться протонами с водой, содержащейся в мышечной ткани. В таком случае, когда обмен протонами происходит медленно, мы наблюдаем двухэкспонентную релаксацию. Другие же биологические системы, в которых обмен протонами происходит быстрее, имеют моноэкспонент-ную релаксацию, как если бы все ядра в них имели одинаковое время релаксации.
Различить значения времён релаксации двух компонентов ткани действительно возможно в том случае, если получен сигнал от достаточного количества точек образца. Однако на самом деле точность, необходимую для таких измерений, часто недооценивают.
Кросс-релаксация
Твёрдые вещества, такие как белки и мембраны, имеют широкий диапазон резонансных частот, что позволяет разным частям твёрдого тела обмениваться энергией. Процесс энергетического обмена в твёрдом
теле называют спиновой диффузией. Поэтому, если часть твёрдого вещества релаксирует быстрее, чем остальное вещество, то релаксация ускоряется для всего твёрдого вещества.
Подобный процесс может происходить между твёрдыми телами и связанными молекулами воды, поэтому наличие твёрдых веществ (таких, как белки и мембраны) в тканях способствует уменьшению времени релаксации воды.
Этот процесс описан как внерезонансная иррадиация, его применяют для усиления контраста изображений (см. перенос намагниченности, глава И).
Т1-релаксация на макроскопическом уровне
Возвращаясь назад, напомним, что время Т! -релаксации — время, необходимое для перехода 63% ядер в равновесное состояние после воздействия 90° импульса. Чтобы измерить эту величину, используют несколько различных последовательностей радиочастотных импульсов.
Импульсная последовательность «частичное насыщение» (partial saturation)
Эта самая простая импульсная последовательность в МРТ. Иногда её также называют «насыщение-восстановление» (Saturation recovery), хотя последняя всё-таки отличается от последовательности «частичное насыщение» большими значениями времени повторения (TR — repetition time).
Если в начальный момент времени спиновую систему, находящуюся в равновесном состоянии, подвергнуть воздействию 90° импульса, это вызовет отклонение вектора суммарной намагниченности М() в плоскость х’-у’.
После промежутка времени, называемого временем повторения, спиновая система подвергается воздействию второго 90° импульса (рис. 4-7), переносящего намагниченность в плоскость х’-у’, где может быть зарегистрирован сигнал — спад свободной индукции.
Если TR равно или больше, чем 5Т1, то намагниченность в плоскости х’-у’ будет равна М(). Однако, если TR сравнимо с TI, будет происходить неполная релаксация, приводящая к тому, что наблюдаемая намагниченность в плоскости х’-у’ будет меньше Мп (рис. 4-8).
Временную зависимость Mz (z-намагничснности, равной интенсивности сигнала) от TR IM7(TR)I можно исследовать, последовательно применяя ряд определённых значений времени повторения TR. В простейшем случае возвращение к равновесному состоянию описывается моноэкспоненциальной функцией:
38
Ечава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
M7(TR)=M7(0) (1 - ехр|-TR/ТЦ).
Таким образом, ясно, что если спиновая система повторно возбуждается со временем повторения TR меньшим, чем 5Т1, то регистрируемая величина намагниченности меньше максимального значения М(). Насколько меньше — зависит от отношения TR/T1.
Этот эффект может принести большую пользу, если в исследус мом образце содержатся разные вещества с различными значениями Т1. Он даёт возможность ослабить часть сигнала, исходящего от образца, что можно применить, например, для подавления сигнала от жировой ткани.
Различные образцы реагируют на последовательность (цепочку) равноотстоящих 90° импульсов по-разному (рис. 4-9 и 4-10). Это является причиной зависимости контраста тканей на MP-изображениях от TR.
Импульсную последовательность «частичное насыщение» для построения изображений в МРТ используют только в несколько изменённой форме (при помощи градиентных импульсов производят рефокусировку сигнала — получается «градиентное эхо»). Это аналогично импульсной последовательности FLASH, которая будет описана ниже.
Диаграмма, описывающая импульсную последовательность «частичное насыщение», состоящую из 90° импульсов. Время межи} импульсами — время повторения (TR). Когда TR не очень большое, чтобы спины полностью успели вернуться в равновесное состояние (т.е. TR <5Т1), интенсивность сигнала (спад свободной индукции) будет меньше максимально возможного значения.
Рис. 4-8.
Последовательность «частичное насыщение». Намагниченность М() отклоняется 90° импульсом. В течение времени повторения TR система релаксирует, и вектор намагниченности начинает возвращаться к равновесному состоянию. Для исследования величины вектора намагниченности система подвергается воздействию второго 90° импульса.
Глава 4 Времена релаксации и основные импульсные последовательности
39
Рис. 4-9.
Три различных образца (1 — кровь, 2 — мышечная ткань, 3 — жировая ткань), предположим, содержащие одинаковое количество атомов водорода, но имеющие разные значения времени релаксации, убывающие в порядке номеров. Их подвергают воздействию последовательности 90° импульсов с различными временами повторения TR. Обратите внимание, что в образце крови происходит наиболее выраженное насыщение, потому что время TI -релаксации крови самое большое.
Импульсная последовательность «инверсия-восстановление» (Inversion-Recovery)
Если на спины, находящиеся в равновесном состоянии, воздействовать 180° импульсом, то макроскопическая намагниченность М инвертируется относительно направления внешнего магнитного поля.
После этого намагниченность начинает восстанав
ливаться, возвращаясь к равновесному состоянию. Скорость восстановления определяется временем Т1-релаксации. Если после некоторого промежутка времени, называемого временем инверсии (TI — Inversion time), спиновую систему подвергнуть воздействию 90° импульса, фактически существующая в этот момент времени продольная намагниченность |Mz(TI)] будет перенесена в плоскость х’-у’, где её можно будет зарегистрировать в виде сигнала (спад свободной индукции).
Используя ряд различных значений времени инвер
сии, можно детально изучить временную зависимость
z-намагниченности (а соответственно и интенсивное-
ти сигналгз) от TI. Однако необходимо заметить, что после промежутка времени, по продолжительности приблизительно равного 5Т1, намагниченность возвращается к равновесному состоянию.
Рис. 4-10.
Относительная интенсивность сигнала (SI)
Относительная интенсивность сигнала (SI) в МР-иеследовании, проводимом при помощи последовательности «частичное насыщение». TR — время повторения между двумя 90° импульсами. Изображены сигналы от двух различных тканей со значениями времени Т1-релаксации 500 и 1500 мс соответственно. За промежуток времени, равный Т1, интенсивность сигнала соог-ветствующеи ткани восстанавливается на 63%.
40
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
Эту последовательность 180-90° импульсов называю г последовательностью «инверсия-восстановление» (рис. 4-11 и 4-12).
В простейшем случае возвращение системы в равновесное состояние можно математически выразить моноэкспоиенпиальной функцией:
Mz(TI)=Mz(0) (1-2 х ехр(-Т1/Т1)].
На рис. 4-13 и 4-14 изображено, как образуется сигнал различной интенсивности от тканей с разными значениями TI в зависимости отТ1.
Так же, как в импульсной последовательности «частичное насыщение», в последовательности «инверсия-восстановление» интенсивность сигнала зависит от времени повторения (TR), определяемого как время между двумя 180° импульсами.
При выборе TR рекомендуют использовать значение, соответствующее по меньшей мере 3TI интересующей ткани для того, чтобы продольная намагниченность этой ткани успела восстановиться, что позволит избежать снижения интенсивности сигнала.
В аналитической химии «инверсия-восстановление» применяется как последовательность 180—90°
I (спад свободной индукции)
Рис. 4-11.
Диаграмма, описывающая импульсную последовательное!! «инверсия-восстановление». 180° импульс инвертирует намагниченность. В течение времени инверсии TI намагниченное?! восстанавливается со скоростью, определяемой временем Т1-рслаксации исследуемого образца. В некоторый момент во время восстановления намагниченности на систему воздействую! 90° импульсом, который переносит z-намагниченность в плоскость х’-у’, что и регистрируется в качестве МР-сигнала.
Импульсная последовательность «инверсия-восстановление». Намагниченность М() инвертируется при помощи 180° импульс В течение времени инверсии Т1 система релаксирует, и намагниченность начинает возвращаться к равновесному состоянш Чтобы исследовать величину намагниченности, система подвергается воздействию 90° импульса, переносящего z-намагниче: ность в плоскость х’-у’ и превращающего намагниченность в сигнал (спад свободной индукции).
Етава 4 Времена релаксации и основные импульсные последовательности
41
Рис. 4-13.
Диаграмма, описывающая импульсную последовательность «инверсия-восстановление». Первый 90° импульс относится кпредыдущему циклу. Регистрацию сигнала (сбор данных) выполняют после 90° импульса. Время между двумя 180° импульсами называют временем повторения TR. Когда TR не очень большое, такое, чтобы спины нс успели полностью вернуться в равновесное состояние (т.е. TR <5Т1), интенсивность сигнала (S1) будет меньше максимально возможного значения.
импульсов; начальная амплитуда спада свободной индукции пропорциональна значению /-намагниченности во время исследования.
В МРТ эту последовательность обычно приспосабливают для получения определённых изображений, например комбинируют с импульсной последовательностью сп ин-эхо.
Т2, спин-спиновое время релаксации
После возбуждения спинов РЧ-импульсом сначала они ведут себя согласованно (как когерентная система), г.е. вес микроскопические составляющие макроскопической намагниченности прецессируют в одной фазе (одновременно) вокруг направления внешнего магнитного поля.
Однако с течением времени амплитуда регистрируемого сигнала начинает снижаться по мере того, как спины начинают расфазироваться (т.е. фаза прецессии разных спинов перестаёт совпадать, рис. 4-15). Этот
Рис. 4-14.
Относительная интенсивность сигнала (S1) в МР-исслсдовании, проводимом при помощи последовательности «инверсия-восстановление», в зависимости от величины времени инверсии TI между 180° и 90° импульсами. Обратите внимание, что 1ф=0 при TI=0,69T 1 (приведён пример двух тканей с Т1 =500, р=72% и Т1 = 1500, р= 100% соответственно; TR=2000 мс)
42
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
спад сигнала в плоскости х’-у’ происходит быстрее, чем спад z-намагниченности.
Дополнительный спад намагниченности в плоскости х’-у’ происходит вследствие потери фазовой когерентности спинов, что частично вызвано небольшим различием их частот прецессии (частот Лармора) из-за некоторой вариации значений напряжённости постоянного магнитного поля в разных точках образца.
Этот процесс характеризуется временем Т2-релак-сации (спин-спиновая, или поперечная релаксация). Т2 зависит от нескольких параметров:
• резонансной частоты (напряжённости магнитного поля), хотя для времени Т2-рслаксации это менее важно, чем для Т1;
• температуры;
• подвижности спинов (микровязкости);
• присутствия больших молекул, парамагнитных ионов или молекул, других внешних препятствий.
В подвижных жидкостях значение Т2 близко к TI, в го время как в твердых телах или жидкостях с малой текучестью (т.е. с большой вязкостью) становятся заметными магнитные поля, вызванные соседними ядрами, что значительно укорачивает время Т2-релакса-ции по сравнению с Т1. В твёрдых телах Т2 обычно настолько коротко, что сигнал полностью исчезает в течение первой миллисекунды, тогда как в жидкостях он может длиться несколько секунд.
По большому счёту именно в связи с этим в МРТ твёрдые ткани, такие как компактное вещество костей или сухожилия, дают достаточно низкий сигнал, или он совсем отсутствует.
Таким образом, если представить зависимость значений Т1 и Т2 от микроскопической подвижности спиновой системы, то для Т1 -значения получится кривая, проходящая через минимум, соответствующий частоте Лармора, а для Т2-значения — непрерывно убывающая (рис. 4-16).
Для чистой воды Т2-значение приблизительно составляет 3 с, а отношение Т1/Т2 равно 1. TI -значение различных тканей обычно менее 1 с, тогда как отношение Т1/Т2 увеличивается, достигая значений от 5 до 10 для большинства наиболее распространённых тканей. Например, для мышечной ткани при напряжённости магнитного поля 0,1 Тл отношение Т1/Т2 равно 5.
На практике оказывается, что один и тот же образец может иметь два различных значения времени Т2-релаксации при одной и той же напряжённости магнитного поля. Это связано с тем, что образованию локальной неоднородности магнитного поля, воздействующей на ядра, способствуют два явления:
• постоянные и изменяющиеся магнитные поля, создаваемые соседними магнитными моментами (других ядер и неспаренных электронов);
• дефекты основного постоянного магнитного поля Во (неоднородности поля).
Рис. 4-15.
Явление поперечной релаксации, вызванное расфазировко спинов в плоскости х’-у’, проявляется как постепеннс уменьшение макроскопической намагниченности.
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
43
В результате спад реально наблюдаемого сигнала происходит быстрее, чем Т2. Это время называют Т2 (рис. 4-17).
Мы можем вычислить Т1 сложных систем, суммируя скорости релаксации R1 (см. пример с сосудами, рис. 4-6). Таким же образом мы можем вычислить Т2’, суммируя скорости релаксации R2. Наблюдаемая скорость релаксации R2* складывается из скорости истинной спин-спиновой релаксации R2 и второго компонента скорости релаксации, вызванного локальными неоднородностями магнитного поля R2inh (или R2') (»?/? образовано от inhomogeneity, т.е. неоднородность, поэтому V2inh можно назвать М2неоднору.
R2*=R2 + R2inh
Устранить влияние неоднородностей магнитного поля можно, используя спиновое эхо, амплитуда которого зависит от времени ТЕ, отсчитываемого от начального возбуждающего импульса.
Это реализовано в уже ставшей стандартной импульсной последовательности спин-эхо — одной из самых распространённых при клиническом использовании МРТ
Даже после разработки специализированных импульсных последовательностей, предназначенных для решения определенных диагностических вопросов, спин-эхо всё равно остаётся импульсной последовательностью, применяемой в тех случаях, когда остаются какие-либо сомнения.
Импульсная последовательность спин-эхо
После возбуждения спиновой системы 90° импульсом происходит расфазировка спинов в плоскости х’-у’.
т.е. они перестают прецессировать в одной фазе, отделяются друг от друга и веерообразно расходятся из-за того, что некоторые двигаются быстрее, а некоторые — медленнее.
Если после задержки времени т эту систему подвергнуть воздействию 180° импульса, это вызовет обратный процесс — рефазировку. Теперь быстрые спины окажутся позади медленных, и они не будут дальше разбегаться, наоборот, быстрые спины начнут догонять медленные, и совпадение фаз произойдёт через промежуток времени, называемый временем эхо (ТЕ — time echo), равный 2т (рис. с 4-18 по 4-21). Образование эхо-сигнала объясняет аналогия, приведённая на рис. 4-19.
180° импульс изменяет фазу каждого спина на 180°, т.е. меняет её на противоположную. Положение спинов не изменяется, так что они продолжают вращаться в том же направлении. Однако 180° импульс заставляет спины вернуться в исходное положение («выровняться» в одну фазу) вместо того, чтобы продолжать всё более удаляться друг от друга.
Такую последовательность 90—180° импульсов называют «спин-эхо» (SE — spin-echo). Если на систему воздействовать последовательностью из нескольких 180° импульсов, возникнет несколько эхо-сигналов с убывающей амплитудой. Такую импульсную последовательность называют множественным спин-эхо, или мультиэхо (multiple spin-echo, multiecho).
Кривая, проведённая через центры пиков эхо-сигналов, отражает истинное время Т2-релаксации (рис. 4-21). В центре эхо-сигналов влияния неоднородностей магнитного поля взаимно уничтожаются. А поскольку максимальная амплитуда эхо-сигналов не зависит от неоднородностей поля и постоянных градиентных полей, эти значения точно передают спии-спиновую релаксацию образца.
Рис. 4-16.
Зона 1. Высокая подвижность спиновой системы, быстрое движение молекул. Обычно это небольшие молекулы и «свободная» вода. Зона 2. Низкая подвижность спиновой системы. медленное движение молекул. Обычно это крупные молекулы и «связанная» вода.
Рис. 4-17.
Т2 и Т2*. Спад сигнала Т2* происходит быстрее, чем Т2, из-за влияния неоднородностей магнитного поля и химических сдвигов Однако Т2* можно неоднократно вызвать повторно, воздействуя на систему дополнительными РЧ-им пульсам и.
44
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
Потоки или диффузия необратимо переносят спины из одного места в другое, что приводит к постепенному затуханию эхо-сигналов.
Спад после 90° импульса, а также по обе стороны о г середины эхо-сигнала определяется процессом Т2* в большей степени, чем Т2. Поэтому спад эхо-сигналов происходит быстрее, чем спад максимальных интенсивностей множественных эхо-сигналов (рис. 4-21).
Измерение Т1 и Т2 на практике
Времена релаксации можно измерить различными способами и с различной точностью.
Определение in vitro
MP-спектрометры высокого разрешения используют для измерений ТI -значений уже около пяти десятилетий. Измерение in vitro осуществляют на небольших образцах объёмом приблизительно 0,1—1,0 мл или немного больше, в предельно однородном магнитном поле.
Разнообразные методы были разработаны для того, чтобы добиться максимальной точности измерения при минимальных затратах времени. Обычно выполняют от 15 до 30 измерений намагниченности на одном образце при различных временных параметрах (TI — при использовании последовательности «инверсия-восстановление», TR — при использовании «частичного насыщения»), На основании результатов этих измерений рассчитывают наблюдаемое Т1-значение, причём вероятность ошибки обычно не превышает 5%.
Т2 можно измерить с помощью одной последовательности «мультиэхо». Чем большее количество эхо-сигналов анализируют, тем более точным получается результат измерения.
Определение in vivo: локальные измерения и расчётные изображения
Магниты с большими отверстиями позволяют исследовать целиком живые объекты: (животных или
Рис. 4-19.
Образование эхо-сигнала в последовательности спин-эхо можно сравнить с соревнованиями по бегу. Во время 90° импульса все бегуны выровнены по стартовой линии. После 90° импульса более быстрые бегуны отделяются от тех, кто бежит медленнее (расфазировка). В некоторый момент времени в ходе соревнования (через промежуток времени т, когда на систему воздействуют 180° импульсом) бегунов меняют местами. Теперь более быстрые бегуны оказываются позади гех, кто бежит медленнее, поэтому они вынуждены догонять их. Все достигают финишной черты одновременно (т.е. образуют эхо-сигнал по прошествии времени эхо ТЕ=2т).
Рис. 4-18.
Импульсная последовательность спин-эхо. Спиновая система возбуждается 90° импульсом. После промежутка времени (т) следует 180° импульс. Это приводит к образованию эхо-сигнала. Время между 90° импульсом и пиком эхо-сигнала называют временем эхо ТЕ. После первого 180° импульса могут следовать и дополнительные 180° импульсы, что вызовет появление дополнительных эхо-сигналов. Время между двумя 90е импульсами называют временем повторения TR.
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последоваiельносч и
45
Рис. 4-20.
После возбужжения системы 90° импульсом 111 начинается процесс расфазировки спинов [21 После воздействия на систему 180° импульса спины начинают рсфазироваться |3|. Теперь более быстрые спины оказываются позади медленных |4], но через время ТЕ быстрые догоняют медленных, образуя эхо-сигнал |5|.___________________________________________________
Рис. 4-21.
Значение Т2‘ может быть получено из единственного эхо-сигнала, т.е. спада свободной индукции, тогда как Т2 можно посчитать, зная пиковые значения амплитуды нескольких эхо-сигналов. Повторные 180° импульсы создают зхо-сигналы убывающей амплитуды (последовательность «мулыиэхо»). Кривая, проходящая через вершины пиков этих сигналов, и будет характеризовать проносе Т2-релаксаиии.
46
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
людей), что более физиологично по сравнению с исследованием удалённых органов или тканей. Одна из основных проблем измерения времён релаксации in vivo — локализация исследуемого объёма. Как это делают, подробно описано в главе 6. Точность измерений in vivo зависит от количества точек, в которых производят измерение, и качества локализации объёма.
Для получения расчётных Т1-изображений, т.е. изображений, в которых интенсивность каждого пиксела определяется только Т1-значением, в настоящее время применяют метод, основанный на математической обработке нескольких отдельно полученных изображений с различным влиянием Т1. Для этого обычно используют от двух до четырёх изображений. Однако необходимо помнить, что процесс релаксации in vivo может быть многоэкспоненциальным, поэтому недостаточно правомочно производить анализ вычисления экспоненциальной кривой процесса релаксации по довольно ограниченному набору данных. (Так как анализ проводят по двум-четырём изображениям, то и экспоненциальная кривая Т1-релаксации для каждого пиксела «достраивается» по двум-четырём точкам.)
Т2-изображения вычисляют изданных, полученных при помощи последовательности мультиэхо. Для клинических целей обычно бывает достаточно получить от четырёх до восьми эхо-сигналов.
Все методы, связанные с построением изображений срезов исследуемого объекта, имеют дополнительный источник возможных ошибок из-за неточного построения границы среза (эффект частичного обьемного усреднения). Единственный метод, позволяющий избежать проблемы с выделением среза, — трёхмерная томография.
В последнее время определённый прогресс был достигнут в применении быстрых импульсных последовательное! ей для измерения Т1 Это может оказаться весьма полезным для оценки концентрации парамагнитных контрастных средств в органах.
На рис 4-22 а и b изображены примеры расчётных Т1- и Т2-изображений.
Т1-, Т2-изображения и Т1-, Т2-взве-шенные изображения
В клинической практике часто говорят о TI-, Т2-изображениях или протонных изображениях. Однако правильнее использовать термины «Т1 -, Т2-взвешеннос изображение» или «изображение, взвешенное по протонной плотности» (точнее — «промежуточновзвешенное изображение»), потому что на самом деле эти изображения зависят от всех трёх факторов с преобладанием влияния какого-то одного. Более того, они не являются расчётными Т1-, Т2-изображениями, в которых интенсивность сигнала каждого пиксела отражает истинное значение времени Т1- или Т2-релаксации, или изобра-
Рис. 4-22.
Расчётные Т1 - (а) и Т2- (Ь) изображения пациента с полином в левой верхнечелюстной пазухе. На рисунках (с) и (d) приведены аналог ичныс Т1 - и Т2-взвсшенныс изображения Кон грает тканей и пространственные детали на этих томограммах выражены намного сильнее. Такие изображения, зависящие в разной степени сразу от нескольких параметров ткани (TI, Т2 и протонной плотности), имеют гораздо большее значение для постановки клинического диагноза. Формирование контраста Т1- и Т2-взвсшснных изображений описано в главе 10
Таблица 4-3. Т2-значения нормальных и патологических тканей головного .мозга человека. Стандартные отклонения обозначены зеленым цветом. Стандартные отклонения Т2-зна чсний нормальных т канси составляют по меньшей мере 20% патологических — 30% 1121
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности 47
Рис. 4-23.
Измерение времён релаксации in vivo можно производить в каждом пикселе, а можно в области интереса, размер которой выбирает исследователь. Слева: маленькие области интереса, покрывающие область отека (зеленый цвет), опухоль (розовый цвет), зону некроза (красный цвет) и г.д. Справа: большая область интереса, покрывающая сразу всю опухоль. Во втором случае на результаты измерения окажу! влияние эффект частичного объёмного усреднения и другие факторы.
Рис. 4-24.
Измерение времени TI-релаксации Контроль течения хроническою лейкоза. «Ответчики» обозначены зелёным цветом, «нсответчики» — красным |8|.
жениями, отражающими протонную плотность. Более подробно влияние Tl, Т2 или протонной плотности нгт контраст МР-изображсний объяснено в главе 10. На рисунках 4-22 с и d изображены Т1- и Т2-взвешениые изображения для сравнения с расчётными Т1- и Т2-изображениями на рисунках 4-22 а и Ь.
Измерения времён релаксации в медицинской диагностике
В то время, когда МР только начали применять в медицинских целях, исследователи полагали, что времена релаксации помогут дифференцировать опухолевые ткани от нормальных, поскольку значения Т1 и Т2 патологических тканей могут существенно отличаться от таких же значений нормальных тканей |5]. Но способность выявить опухоль, определить тип гистологического строения или стадию развития с помощью измерения значений времён релаксации так и осталась мечтой, несмотря на изощрённые попытки и змерения времён релаксации во многих точках исследуемого объекта, предлагаемые на протяжении прошедших лет.
В табл. 4-3 показано, что различия между временами Т2-релаксации нормальных и патологических тканей существуют. Но даже несмотря на го, что Т2-значения более точны по сравнению с Т1 (поскольку для их подсчета используют большее количество измерений), различия Т2-значений, например опухолевой ткани и перифокального отёка или зоны инфаркта, нередко не бывают статистически значимыми.
Такое частичное совпадение значений времён релаксации обусловлено неоднородностью структуры любого поражения, связанной с наличием очагов васкуляризации, некроза и различным функциональным состоянием самих клеток. Для таких поражений, как, например, опухоли мозга или бляшки рассеянного склероза, более характерна многоэкспоненциальная кривая процесса релаксации. И эго вполне логично, принимая во внимание гетерогенность структуры опухолей. Болес того, размер матрицы и толщина среза, т.е. часть объёма, в которой проводят измерение, -ограничивающие факторы для измерения времён релаксации in vivo, потому что внутри одного объёмного элемента может находиться много различных морфологических элементов. Стандартное отклонение результатов нескольких измерений, артефакты и субъек-
Рис. 4-25.
Измерения времён релаксации одних и тех же обра зцов в одинаковых условиях moi ут пока зать достаточно приличный разброс значений, как и показано на этом примере. Полагаться на значения времён релаксации, определённые in vivo, для оценки исходов лечения ненадёжно. Лишь в некоторых примерах были получены выраженные и зменспия времён релаксации, действительно позволившие провести оценку.
48
Глава 4. Времена релаксации и основные импульсные последовательности
тивный фактор, т.е. возможность оператора выбрать абсолютно различный объём, в котором будет произведено измерение, — всё это источники возможных ошибок (рис. 4-23). Изменения в организме человека, происходящие с течением времени, увеличивают неопределённость получаемых результатов.
Каждый год в литературе объявляют о новых попытках воплотить в жизнь измерение времён релаксации ш vivo. Среди прочих есть несколько положительных сообщений об успешном применении метода. Все они являлись контрольными исследованиями эффективности какого-либо метода лечения и проводились па собственных, специально подобранных пациентах. В качестве примера таких публикаций можно привести сообщение, что времена релаксации костного мозга пациентов с лейкозом можно использовать для контроля эффективности лечения заболевания (рис. 4-24) [8|. Другая исследовательская группа опубликовала подобные результаты относительно глиом головного мозга высокой степени дифференциации [2].
В ещё одном, довольно интересном исследовании у пациентов с рассеянным склерозом измеряли времена релаксации белого вещества головного мозга, выглядящего на обычных MP-томограммах как нормальное. Картирование значений времён релаксации в каждом пикселе навело на мысль, что в белом веществе могут существовать минимальные, не видимые глазом изменения, которые можно описать как функциональные мозговые нарушения, не соответствующие по размерам и местонахождению видимым бляшкам рассеянного склероза [1,9, 10|.
Тем не менее, контрольные исследования эффективности проводимого лечения, основанные на измерении значений времён релаксации, довольно сложны и в большинстве случаев сомнительны (рис. 4-25).
После неудачных попыток применения для диагностики абсолютных значений Т1 и Т2 исследователи начали разрабатывать методики, основанные на различных соотношениях значений Т1 и Т2, построении гистограмм и ещё более изощрённые методы трёхмерного представления значений времён релаксации 113].
Доступность баз данных значении времён релаксации различных тканей, измеренных in vivo, очень ограничена. Большой объём данных опубликовали Боггом-ли (Bottomley) и соавт. [3, 4]. К сожалению, результаты подобных исследований нс очень надёжны. Достаточно сложно сравнивать значения времён релаксации, полученные в измерениях in vivo и in vitro, потому что в большинстве случаев Т1-значения быстро изменяются после извлечения ткани. Только ткани головного мозга обладают сравнительно стабильной динамикой процессов релаксации после удаления из организма [6, 7].
Список литературы
1. Barbosa S, Blumhardt LD, Roberts N, Lock T, Edwards RH. Magnetic resonance relaxation time mapping in multiple sclerosis: normal appearing white matter and the ‘invisible" lesion load. Magn Reson Imaging 1994; 12: 33—42.
2. Boesiger P, Greiner R, Schoepflin RE, Kann R. Kuenzi U. Tissue characterization of brain tumors during and after pion radiation therapy. Magn Reson Imaging 1990: 8: 491-497.
3. Bottomley PA, Foster TH, Argcrsinger RE, Pfeifer LM. A review of normal tissue hydrogen NMR relaxation times and relaxation mechanisms from 1-100 MHz: dependence on tissue type, NMR frequency, temperature, species, excision, and age. Med Phys 1984; 11: 425—448.
4. Bottomley PA, Hardy CJ, Argcrsinger RE, Allen-Moore G. A review of 1H nuclear magnetic resonance relaxation in pathology: are T1 and T2 diagnostic? Med Phys 1987; 14: 1-37.
5. Damadian R: Tumor detection by nuclear magnetic resonance. Science 1971; 171: 1151 — 1153.
6. Fischer HW, Van Haverbeke Y, Rinck PA, Schmitz Feuerhake 1, Muller RN. The effect of aging and storage conditions on excised tissues as monitored by longitudinal relaxation dispersion profiles. Magn Reson Med 1989; 9 315-324.
7. Fischer HW, Rinck PA, Van Haverbeke Y, Muller RN. Nuclear relaxation of human brain gray and white matter: analysis of field dependence and implications for MR1. Magn Reson Med 1990; 16: 317-334.
8. Jensen KE, Sorensen PG, Thomsen C, Christoficrscn P, Henriksen O, Karie H. Prolonged TI relaxation of the hemopoietic bone marrow in patients with chronic leukemia. Acta Radiol 1990; 31: 445—448.
9. Lacomis D, Osbakken M, Gross G. Spin-lattice relaxation (TI) times of cerebral white matter in multiple sclerosis. Magn Reson Med 1986; 3: 194—202.
10. Rinck PA, Appel B, Moens E. Relaxationszeitmessung der weissen und grauen Substanz bei Patienten mit multiplet Sklerose. Fortschritte Rontgenstr 1987; 147: 661—663.
11 Rinck PA, Fischer HW, Vander Elst L, Van Haverbeke Y. Muller RN. Field-cycling relaxometry: medical applications Radiology 1988; 168: 843-849
12. Rinck PA, Meindl S, Higer HP, Bieler EU, Pfannenstiel P. Brain tumors: detection and typing by use of CPMG sequences and in vivo T2 measurements. Radiology 1985; 157: 103-106.
13. Skalcj M, Higer HP, Meves M, Bruckner A, Bielke G, Meindl S, Rinck P, Pfannenstiel P. T2-Analysc normalei und pathologischer Strukturcn des Kopfes. Digit Bilddiagn 1985; 5: 112-119.
Интерлюдия 2
Блюз врёмен релаксации
Великолепный мягкотканный контраст — одно из главных достоинств МРТ, способствовавших её быстрому развитию. Главным образом, контраст обусловлен явлениями времён Т1- и Т2-рслаксации.
Процесс возвращения к состоянию устойчивого равновесия из возбуждённого состояния, вызванного РЧ-импульсом, называют продольной, или спин-решёточной релаксацией. Она характеризуется временем Т1-релаксации, находящимся, как правило, в пределах нескольких сотен миллисекунд. Время Т2-релаксации характеризует расфазировку спинов (т.е. «разбегание» соседних спинов друг от друга), поэтому такой процесс называют спин-спиновой, или поперечной релаксацией. Время Т2-релаксаиии тканей гораздо короче, чем Т1.
Например, в магнитном поле 0,5 Тл время Т1 -релаксации паренхимы почек человека составляет приблизительно 500 мс, тогда как время Т2-релаксации — приблизительно 80 мс.
Хотя на контраст MP-изображений влияют и другие факторы, основные из них — времена Т1- и Т2-релаксации, а также протонная плотность, отражающая содержание воды в тканях.
В 1980 г. Петер Мэнсфилд (Peter Mansfield) из Ноттингемского университета заявил:
«Получение ЯМР-изображений анатомических деталей вполне реально и основывается исключительно на измерении содержания воды» |3|.
Тем не менее, он отметил, что на контраст изображения, помимо содержания воды, могут влиять и времена релаксации.
Протонная плотность различных тканей отличается не очень существенно. Например, различие протонной плотности серого и белого вещества головного мозга составляет приблизительно 10%, а различия между патологическими образованиями головного мозга и окружающей их интактной тканью мозга может быть ещё меньше. Поэтому изображения тела человека, отражающие величины протонной плотности (т.е. содержание воды) тканей, оказались не очень полезными для диагностики.
В настоящее время MP-изображения, обозначаемые как «протонно-взвешенные», на самом деле отражают как содержание воды, так и значения обоих времён релаксации; а изображения, построенные исключительно по содержанию воды в тканях, для клинической диагностики нс используют. Чаще всего в МРТ используют Т1- и Т2-взвешенные изображения, потому что именно эти два основных релаксационных процесса обусловливают хороший контраст мягкихтканей.
50
Интерлюдия 2. Блюз времён релаксации
Опухоли, как и другие патологии i оловного мозга (например, рассеянный склероз или нарушения мозгового кровообращения), плохо различимы на МР-томо-граммах, взвешенных по протонной плотности. Эго было показаностё на заре развития МРТ, когда в части случаев при помощи нового метола не удавалось выявить наличие уже диагностированных заболевании головного мозга. Решить эту проблему стало возможных! при помощи спин-эхо-импульсных последовательностей, позволивших получать Т2-взвешенные изображения.
На этих изображениях удаётся визуализировать многие патологии. Важность Т2-взвешенных изображений была представлена на конференции по МР, проводимой в 1983 г. в Сан-Франциско |6].
Позднее все производители МР-оборудования стали предусматривать возможность получения Т2-взве-шеиных изображений на своих томографах, и сейчас практически ни одно MP-исследование не обходится без них.
Идея использования времён релаксации для медицинской диагностики впервые была предложена Эриком Одсбладом (Erik Odeblad) и Гуннаром Линдстромом (Gunnar Lindstrom) в 1955—1956 гг. |5|.
В 1974 г. Реймонд Дамадиан (Raymond Damadian) и соавт. 111 испытали и запатентовали метод измерения времён релаксации при злокачественных новообразованиях. В то время Дамадиан работал врачом в Нью-Йоркском государственном университете в Бруклине.
Изначально он собирался использовать времена релаксации не для построения изображений, а для определения гистологического строения тканей. Этот метод, на который он получил в США патент, был предназначен для скрининга рака.
С тех пор эта идея овладела умами многих исследователей, потому что одна из основных целей лучевой диагностики — дифференциация тканей с неинвазивным выявлением злокачественных клеток внутри организма. Заявление Дамадиана о том, что изменения времён релаксации визуализируют раковые клетки, казалось поворотным моментом в медицине. Отсюда становится попятным, почему тогда о релаксации говорили, как о священном Граале* МР.
Дамадиан был достаточно яркой и противоречивой фигурой в кругах специалистов по МР. Он вкладывал много денег в связи с общее!ценностью и даже спонсировал издание двух книг о себе самом [2, 4|. У него было много противников — нс только из-за неудержимого характера и довольно несдержанного поведения на конференциях, но также и из-за его научных пуб-
Трааяь — в западноевропейских средневековых легендах таинственный сосуд, ради приближения к которому и приобщения к его благим действиям рыцари совершают свои подвиги. Считалось, что но чаша с кровью распятого Иисуса Христа или чаша для причащения, служившая Христу и апостолам во время тайной вечери.
ликаций. Сразу после публикации его первой статьи оппоненты указали, что его утверждения основаны исключительно на описаниях отдельных случаев, а не каких-либо конкретных заболеваний. Однако это не остановило его, и он по-прежнему продолжал распространять свою гипотезу.
Но несмотря на всю критику, которой были подвер! нуты работы Дамадиана, никто не может отрицать, что его описания изменения времен релаксации в раковой ткани стали одним из основных стимулов, способствовавших внедрению МР в медицину. Его утверждение о том, что этот метод может обнаружить опухолевые клетки, оказался частично верным, но несколько с иной стороны: МРТ, создающая на основе времён релаксации тканей изображения, стала одним из ведущих диагностических методов, применяемых для выявления рака и контроля эффективности проводимого лечения.
Однако главная идея — заменить на МРТ морфологические и гистологические исследования в патолого-анатомических отделениях больниц — не осуществилась.
Многие исследователи в течение многихлст пытались проводить измерения времён релаксации in vivo на основании данных МРТ. Они пробовали использовать значения времён релаксации для определения гистологического строения тканей головного мозга, внутренних органов, мышц и костей. Усилия оказались тщетными, поскольку все попытки определить гистологическое строение или даже просто отнести исследуемую тканы какому-либо типу ни к чему не привели.
Причин этому много: систематические ошибки измерений, неточность метода построения релаксационный кривых по двум точкам, естественное разнообразие состава одной и той же ткани, эффект частичного объёмного усреднения, межоператорская вариабельность измерении. В конце концов, исследователи поняли, чт( определять времена релаксации в какой-либо точке или области интереса внутри опухоли бесполезно, потому что в этот объём обязательно попадёт слишком много различных элементов: раковые и некротические клетки, небольшие кровеносные сосуды, кальцификаты или другие структуры. Кроме того, значения времён Т1- и Т2-релаксаиии могут совпадать с диапазоном величии времён релаксации других патологий или нормальных тканей. Значения Т1 и Т2 нормальных тканей меняются с возрастом или под влиянием гормональных циклов, хорошим примером чему служит ткань молочных желёз
В 1985 г. стало ясно, что лаже тщательно проведён ные измерения Т2-значений in vivo нельзя использо вать в качестве диагностического метода для выявле ния рака, определения его гистологического строения или стадии заболевания |7].
После безуспешных попыток диагностик! злокачественных образований при помощи абсолют иых значений Т1 или Т2 исследователи стали прелла гать различные комбинации Т1- и Т2-значсний, мето ды построения гистограмм, а также ещё боле!
Интерлюдия 2. Блюз времен релаксации
51
изощренные методы трёхмерного представления факторного анализа. Однако гетерогенность нормальных тканей, гак же как и доброкачественных или злокачественных патологических структур, не позволила заменить МР-изображениями исследования, проводимые патологами с помощью микроскопа.
Дамадиан также утверждал, что Т1-значения раковых тканей вешда больше, чем нормальных. Его мечта о том, что МРТ станет идеальным скрининговым методом лля выявления злокачественных новообразований, окончательно рухнула, когда это утверждение было опровергнуто. TI-значения зависят от величины напряжённости магнитного поля (при увеличении напряжённости поля они также растут). Значения Т1 некоторых опухолевых тканей в определённых полях могут быть меньше, чем Т1 нормальных тканей. А для других опухолей при соответствующей напряжённости поля эти значения могут оказаться одинаковыми, поэтому различить их невозможно.
Каждый год в научной литературе появляются новые публикации, пытающиеся сменить блюз времён релаксации на более весёлый мотивчик. Есть несколько примеров успешного применения метода измерения времён релаксации in vivo.
Например, как уже упоминалось в главе 4, довольно интересные результаты были получены при исследовании интактного белого вещества у пациентов с рассеянным склерозом. Бляшки рассеянного склероза имеют большие значения Т2, чем окружающее вещество головного мозга, что и даёт возможность визуализировать их на Т2-взвешснных спин-эхо-изображсни-ях. Однако было показано, что белое вещество, визуально выглядящее нормальным, также может быт ь
затронуто болезнью. При измерении времён релаксации оказалось, что значения Т2 в таких участках больше, чем у здоровых лиц. На основании таких данных, конечно, нельзя поставить диагноз «рассеянный склероз», но такое исследование может быть полезным для контроля эффективности терапии или при проведении дифференциальной диагностики.
Список литературы
1. Damadian R. Tumor detection by nuclear magnetic resonance. Science 1971; 171: 1151-1153; and Damadian R, Zaner K, Hor D, Dimaio T. Human tumors by NMR. Physiol Chem and Physics 1973; 5: 381-402.
2. Kleinfield S. A machine called indomitable. New York: Times Books. 1985.
3. Mansfield P, Morris PG, Ordidge RJ, Pykett IL, Bangert V, Coupland RE. Human whole body imaging and detection of breast tumours by N M R. Phil Trans R Soc Lond 1980; B289: 503-510.
4. Mattson J, Simon M. The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine. The story of MRL Ramat Gan: Bar-Ilan University Press. 1997.
5. Odeblad E, Bhar BN, Lindstrom G. Proton magnetic resonance of human red blood cells in heavy water exchange experiments. Arch Biochem Biophys 1956; 63: 221—225.
6. Rinck PA, Bielke G, Meves M. Modified spin-echo sequence in tumor diagnosis. Magn Reson Med 1984; 1: 237.
7. Rinck PA, Meindl S, Higer HP. Biclcr EU. Pfannenstiel P. MR imaging of brain tumors: discrimination and attempt of typing by CPMG sequences and in vivo T2 measurements. Radiology 1985; 157: 103—106.
Глава 5
Магнитно-резонансная спектроскопия
Старые винные бутылки... Сплошь покрытые паутиной... Они наверняка содержат отличное красное вино! МРС успешно выполняет многие полезные задачи. Например, она способна определить, является ли вино (или апельсиновый сок), которое вы собираетесь выпить, фальсифицированным или испорченным. Это можно определить при помощи SNIF-ЯМР-спектроскопии, позволяющей без труда отве ги гь на вопрос о происхождении сахара, содержащегося в соке (или вине): он появился из натуральных фруктов или был добавлен извне? Но. к сожалению, сейчас нас больше интересует применение МРС в медицине.
Рис. 5-2.
Химический сдвиг (8): протонный ('Н) спектр тканей часто содержит два чётко разделённых пика. Один из них исходит от содержащейся втканях воды, а другой — от протонов, содержащихся в липидах (в данном случае — в триглицеридах). Указаны резонансные частоты в Герцах при напряжённости поля 1,0 Тл.
Химический сдвиг
До настоящего момента мы допускали, что при заданном значении напряжённости магнитного поля все протоны имеют одинаковую резонансную частоту. На самом деле оказывается, что далеко не все ядра 'Н образуют сигнал в ответ на воздействие РЧ-импульсов одной частоты. Например, сигнал от протонов жировой ткани обычно сдвинут относительно «правильного» положения (т.е. сигнала от протонов воды).
Почему протоны воды и протоны жировой ткани имеют разные резонансные частоты?
Несмотря на то, что в обоих случаях протоны находятся в очень сильном однородном внешнем магнитном поле, всё-таки локальные значения напряжённости поля для них немного различаются из-за того, что они имеют разное химическое окружение. Каждое ядро 'Н окружено другими ядрами и электронами, создающими вокруг себя слабые магнитные поля.
Оказывается, что именно электроны химических связей в наибольшей степени влияют на локальное поле, в котором находятся исследуемые ядра. На ядра 'Н в молекуле Н2О более всего влияют электроны Н-О связей, тогда как на ядра 1Н в молекуле жира — электроны Н-С связей.
Различие резонансных частот одинаковых ядер в разных веществах, обусловленное тем, что эти ядра находятся в окружении разных химических связей, которые влияют на локальное значение напряжённости магнитного поля, называют химическим сдвигом, 8 (рис. 5-2). На этом явлении основана МРС (рис. 5-1).
Химический сдвиг — это просто разность резонансных частот, поэтому её измеряют в Герцах. Значение разности резонансных частот изменяется пропорционально напряжённости магнитного поля, поэтому, если в поле 2,35 Тл химический сдвиг между водой и жиром составляет 350 Гц, то в поле 4,7 Тл — уже 700 Гц.
Различие резонансных частот прямо пропорционально значению внешнего магнитного поля. Поэтому, если разделить величину химического сдвига (в Гц) на основную резонансную частоту данного ядра (в Гц), получится не имеющее размерности значение химического сдвига, не зависящее от напряжённости внешнего магнитного поля.
Химические сдвиги обычно имеют значения порядка десятков-сотен Гц, тогда как резонансные частоты — порядка десятков-сотен МГц. Вследствие этого значения не имеющих размерности химических сдвигов очень малы, поэтому их всегда умножают на один миллион и выражают в миллионных долях (м.д., ppm — parts-per-million).
54
Глава 5. Магнитно-резонансная спектроскопир
Фосфорная спектроскопия
Хотя довольно легко различить сигналы от воды и жира в спектре ткани, с медицинской точки зрения это не очень интересно. Эти сигналы настолько велики, что на их фоне трудно оценить сигналы от других метаболитов. Поэтому неудивительно, что ранние исследования в области МРС главным образом были сосредоточены на других ядрах, среди которых наибольшей популярностью пользовалось ядро 3|Р.
На рис. 5-3 показано, что при заданном магнитном поле резонансная частота ядра 31Р составляет приблизительно 0,405 резонансной частоты 1Н, поэтому если в поле с напряжённостью 2,35 Тл резонансная частота протонов равна 100 МГц, то таковая ядер 31Р будет 40,5 Мгц. Понятно, что передающую и принимающую катушки для 31Р необходимо настроить на совершенно другой диапазон частот, чем катушки для 'Н, иначе сигнал от других ядер обнаружить не удастся.
На том же рисунке показано, что 31Р имеет довольно широкий диапазон химических сдвигов благодаря большому разнообразию химических связей, которые может образовывать атом фосфора. Однако химические сдвиги веществ, представляющих интерес для биологических исследований, попадают в гораздо более узкий интервал (около 25 м.д.). Основные метаболиты, обычно
ADP Аденозиндифосфат
АТР Аденозинтрифосфат
Cho Холин
Сг Креатин
CSI Томография по химическим сдвигам
Gin Глутамин
Glu Глутаминовая кислота
Glx Полипептид, содержащий аминокислоты
глутамин и глутамат (Gin и Glu)
Lac Лактат
ml Миоинозитол
NAA N - Ацетиласпартат
Pi Неорганический фосфат
PCr Креатинфосфат
PDE Фосфодиэфир
PME Фосфомоноэфир
М.Д. Миллионные доли
SYS Спектроскопия единичного воксела
Таблица 5-1. Список сокращений, наиболее часто применяемых в МРС
Рис. 5-3.
(а) Резонансные частоты некоторых ядер относительно ’Н (Ь) Шкала химических сдвигов ядер фосфора, (с) Участок шкалы химических сдвигов фосфорсодержащих молекул представляющих наибольший интерес для биологии.
Глава 5 Магнитло-ре зо н а н с и ая с 11 е ктрос коп и я
55
"I I I I I I Г
10 5 0 -5 -10 -15 -20
Рис. 5-4.
(а) 3|Р-спекгр головного мозга человека. (Ь) 5|Р-спектр мышечной ткани человека. Различные концентрации фосфорсодержащих метаболитов в двух тканях обусловливают различия площадей под пиками соответствующих веществ, а различное физико-химическое окружение молекул — различия ширины пиков.
исследуемые в //? vivo спектрах: креатинфосфат (РСг, имеет большое значение в энергетическом метаболизме), неорганический фосфат (Р,), фосфомоноэфиры (РМЕ, включая фосфорилированные сахара типа глю-козо-6-фосфата), фосфодиэфиры (PDE, содержащие предшественники липидов типа фосфатидилхолина и фосфатидилэтаноламина, и сами липиды) и аденозинтрифосфат (АТФ, играющий основную роль в энергетическом метаболизме) (см. также табл. 5-1).
Молекулы всех этих метаболитов, кроме АТФ, содержат один атом фосфора, поэтому каждая молекула имеет только одну резонансную частоту, т.е. образует один пик в спектре. Это значительно упрощает интерпретацию спектров, хотя не исключены затруднения, если в клетке содержится несколько химически сходных фосфорсодержащих молекул. Так. очень трудно отличить сигнал глюкозо-6-фосфата от фруктозо-6-фосфата или других гексозо-6-фосфатов, поскольку их пики почти совпадают.
Это обычная проблема спектроскопии. Способность различить несколько пиков называют разрешением. Если два сигнала имеют достаточно большое различие резонансных частот (большой химический сдвиг), чтобы они регистрировались как отдельные пики, то такие сигналы называют разрешёнными.
АТФ принципиально отличается от остальных упомянутых химических веществ, поскольку содержит три атома фосфора в каждой молекуле. Причём каждый из них имеет разнос химическое окружение: сс-фосфат соединён с одной стороны с аденозином, а с другой стороны — с фосфатной группой; р-фосфат с обеих сторон соединён с фосфатными группами; а у-фосфат соединён только с одной стороны с фосфатной группой. Поэтому резонансные частоты ядер этих трёх атомов фосфора различаются, т.е. 31Р-спсктр АТФ состоит из трёх отдельных пиков.
На рис. 5-4 изображены пР-спектры головного мозга и мышцы человека. Они выглядят по-разному, хотя большинство сигналов присутствует в обоих спектрах. Одно из различий — ширина пиков: в спектре мышечной ткани пики более узкие, тогда как в спектре головного мозга они сравнительно более широкие. Это обусловлено тем, что одни и тс же молекулы в мышечной ткани и головном мозге находятся в разном физико-химическом окружении.
Концентрация метаболитов в ЯМР-спектрах пропорциональна не высоте пика, а его площади, таким образом, узкий высокий пик не обязательно указывает на более высокую концентрацию, чем низкий, но широкий.
Другое различие спектров, изображённых на рисунке, — относительная интенсивность сигнала от различных фосфорсодержащих метаболитов В спектре мышечной ткани преобладают пики РСг и АТФ, тогда как в спектре головного мозга — очень широкий пик PDE, хотя сигналы от РСг и АТФ также достаточно выражены.
Хорошую подборку статей о 31Р-спектроскопии можно найти в обзоре Матсона (Matson) и Вайнера
56
Глава 5. Магнитно-резонансная спектроскопы
(Weiner) [7], а в книге Рубека Даниэльсена (Rubaek Danielsen) и Росса (Ross) — информацию о практическом применении метода [12].
Спектры на рис. 5-4 являются как бы мгновенными «снимками» метаболического состояния тканей, но МРС позволяет исследовать метаболические изменения и в динамике, как в течение короткого промежутка времени (несколько минут), так и довольно длительное время (несколько недель или даже месяцев).
На рис. 5-5 изображена серия31 Р-спектров икроножной мышцы человека, снятых через каждые 90 с. Первые 3 мин эксперимента мышца находилась в покое, затем MP-спектры продолжали регистрировать во время выполнения физической нагрузки (7,5 мин), после чего ещё в течение 12 мин во время отдыха. Эти спектры представлены на рисунке так, чтобы наглядно отобразить изменения концентраций РСг и Р.. Эксперимент прекрасно демонстрирует, как в мышце при физической нагрузке расходуется креатинфосфат для поддержания постоянного содержания АТФ: при нагрузке пики РСг отчётливо уменьшаются, тогда как пики АТФ остаются неизменными. Кроме того, хорошо видно увеличение концентрации Р вследствие гидролиза РСг на Сг и Р. при выполнении физической работы. Такое хорошее временное разрешение позволяет исследовать как скорость изменения концентраций метаболитов, так и величину изменения концентрации во времени.
Спектроскопию также применяют для динамического наблюдения в течение дней или недель, например для мониторинга ответа опухоли на проводимую терапию [15].
К преимуществам 5|Р-спектроскопии можно отнести то, что фосфорсодержащие химические вещества играют важнейшую роль в энергетическом метаболизме и, кроме того, их встречают в достаточно высокой концентрации, особенно в мышечной ткани (хотя также и в других тканях, например головном мозге или печени).
Один из недостатков 31Р-МРС — сложность распознавания пиков многочисленных метаболитов в исследованиях in vivo. Так, in vivo в спектре пик РМЕ образуют около десяти различных химических веществ, их сигналы частично перекрываются между собой, поэтому пики каждого метаболита различить невозможно.
Существует и другая проблема 31 Р-спектров: сигналы от остальных химических веществ, за исключением основных энергетических метаболитов, оказываются либо слишком широкими (например, фосфолипиды), либо слишком слабыми (например, фосфорилированные промежуточные вещества гликолиза) для того, чтобы их можно было различить, а многие важные вещества вообще не содержат атомов фосфора (промежуточные вещества цикла Кребса, аминокислоты, липиды, сахара и т.д.).
Это означает, что для исследования метаболитов, не содержащих фосфора, необходимо использовать для М PC и другие ядра.
Рис. 5-5.
Серия 31 Р-спектров икроножной мышцы человека, демон стрирующая то, как физическая нагрузка и последующи)' отдых влияют на концентрацию фосфорсодержащих метаболитов. Спектры регистрировали через каждые 90 с [ 16]. Зе лёный цвет — в состоянии покоя; красный цвет — начале физической нагрузки; малиновый цвет — начало отдыха.
Глава 5. Магнитно-резонансная спектроскопия
57
Ядра Спиновое квантовое число Распростра- Относительная/абсолютная
нённость изотопа в природе, % чувствительность ядер, %
'Н 1/2 99,98 100 100
,3С 1/2 1,И 1,6 0,018
31р 1/2 100 6,6 6,6
19р 1/2 100 83 83
3/2 100 9,3 9,3
мк 3/2 93,1 0,58 0,047
Таблица 5-2. Важные Я М P-свойства некоторых ядер, используемых для in vivo МРС
Преимущества Недостатки
Н Сильный сигнал, присутствует во всех opi а-нических молекулах Интенсивный сигнал от воды, наложение пиков друг на друга
|5С Хорошо разрешённые пики, присутствует во всех органических молекулах Слабый сигнал, необходимо производить 'Н-13С спин-спиновую развязку
3Р Сильный сигнал, играет основную роль в энергетическом метаболизме Низкие конценграции, трудно выделить пики отдельных веществ при исследованиях in vivo
юр Сильный сигнал, в норме не вст речают в организме Необходимость создания высоких концентраций лекарственных препаратов в тканях
Сильный сигнал, играет важную роль в ионном балансе Отсутствие химических сдвигов
кК Играет важную роль в ионном балансе, имеет высокую внутриклеточную концентрацию Слабый сигнал, отсутствие химических сдвигов
Таблица 5-3. Преимущества и недостатки некоторых ядер, используемых для М PC
Спектроскопия по другим ядрам
До сих пор была описана спектроскопия, основанная на ядрах 31Р, так как это удобно для объяснения особенностей МРС in vivo, а также поскольку исторически наиболее часто исследуемым ядром было именно 31Р. Однако интерес к Н-МРС возрастает настолько быстро, что в настоящее время она стала более распространённой, чем МРС но 31Р. Кроме того, спектроскопия по другим ядрам, например 13С и 19Е также становится доступной даже на стандартном MP-оборудовании. В табл. 5-2 показаны некоторые важные свойства ядер, представляющих наибольший интерес для биологических исследований.
Фундаментальные свойства атомных ядер описываются спиновым квантовым числом п. В частности, известно, что ядерные спины могут занимать 2n+1 уровней энергии, то есть ядра со спиновым числом 1/2 имеют два возможных энергетических уровня, тогда как ядра со спином 3/2 — четыре уровня.
Ядра со спиновым числом более 1 /2 называют квад-руполъными. Важная практическая особенность квад-рупольных ядер — их релаксация чувствительна к изменяющимся электрическим полям, так же как и к изменяющимся магнитным полям, поэтому их времена Т1 - и Т2-релаксации значительно короче, чем у ядер со спиновым числом 1/2.
Поскольку мы заинтересованы в максимальной интенсивности MP-сигнала, предпочтительнее использовать ядра с высокой чувствительностью, хотя относительная распространённость изотопа в природе также важна. Относительные чувствительности ядер31Р и ,3С отличаются лишь в четыре раза, но благодаря тому, что распространённость изотопа 31Р составляет 100%, а ВС — только 1,1% (примерно 98,9% ядер атомов углерода представлено немагнитными изотопами 12С), абсолютная чувствительность различается уже примерно в 400 раз (табл. 5-2 и 5-3).
С другой стороны, сигнал от ядра ?9К примерно в 31 раз меньше, чем от ядра 13С, но поскольку распрост ранённость изотопа 39 К в природе составляет 93%, а ,3С — 1,1%. то образец, содержащий калий, будет создавать сигнал большей интенсивности по сравнению с образцом, содержащим углерод в той же концентрации.
Протонная спектроскопия
С тех пор, как удалось преодолеть основные технические трудности, и внимание исследователей переключилось на метаболизм химических веществ, не содержащих фосфора, ’Н-спектроскопия становится всё более и более популярной. Среди всех магнитных ядер 1Н образуют наиболее интенсивный MP-сигнал, а атомы водорода входят в состав всех органических молекул. Поэтому протоны — очень удачные ядра для исследования метаболизма [3, 7, 8], хотя существуют и довольно серьёзные технические проблемы.
58
Глава 5. Магнитно-резонансная спектроскоп)!
Основная проблема 'Н-МРС — интенсивный сигнал от воды, содержащейся в тканях. Допустим, по самой скромной оценке, в тканях содержится примерно 65% воды, тогда молярная концентрация воды будет приблизительно 36 М. Поскольку каждая молекула воды состоит из двух ядер ‘Н, то концентрация 'Н превысит 70 М. А концентрация метаболитов, представляющих интерес для исследования, составляет в лучшем случае 10 мМ, а то и меньше, т.е. их сигнал будет по крайней мере в 7000 раз слабее сигнала воды. Поэтому необходимо применение специальных методов для уменьшения интенсивности сигнала от воды до уровня, сравнимого с сигналом от интересующих метаболитов. Самый простой метод заключается в применении длинного, селективного по частоте насыщающего импульса, но этот метод, очень эффективный in vitro, приводит к нежелательному нагреванию тканей in vivo.
Кроме этого, для ослабления сигнала от воды можно использовать последовательности многократных импульсов, например биномиальные импульсные последовательности. Если ядра ’Н, содержащиеся в воде, не возбуждать РЧ-импульсом, то они, естественно, не будут образовывать сигнал. Еще один метод подавления сигнала от воды основан на особенностях кривой Т1-релаксации. При помощи селективного 180° импульса инвертируется намагниченность воды. Сразу после этого z-намагниченность будет отрицательной и примет максимально возможное значение, но процесс релаксации начнёт возвращать сё к исходному состоянию. Через промежуток времени, равный 0,69 Т1 воды, который также называют временем «нулевой точки», или «пересечения нуля», z-намагниченность воды будет приблизительно равна нулю. Именно в это время систему необходимо подвергнуть воздействию 90° импульса, который переведёт z-иамагиичениость в плоскость х’-у’, образуя относительно сильный сигнал от метаболитов и очень слабый сигнал от воды. Используя импульсную последовательность спин-эхо в специально выбранном объёме исследования, можно сделать так, чтобы эхо-сигнал возникал в определённый момент времени после селективного инвертирующего импульса, когда сигнал от воды минимален.
Ещё одна проблема ‘Н-МРС — близкое расположение пиков в спектре. Они лежат в довольно узком диапазоне частот, поэтому во многих случаях частично перекрываются. Эту проблему можно решить при увеличении напряжённости постоянного магнитного поля. Однако, хотя уже и существуют МР-томографы/спектрометры для исследования всего тела с напряжённостью поля 3—4 Тл, большинство МРС-исследований проводят в полях 1,5— 2 Тл на оборудовании, предназначенном скорее для томографии, чем для спектроскопии.
Основная область клинического применения протонной МРС головного мозга включает исследование таких патологий, как эпилепсия, объёмные образования, рассеянный склероз, дегенеративные заболевания, например болезни Альцгеймера и Паркинсона, хорея Гентингтона, гипоксия мозга и некоторые мета-
Рис. 5-6.
Протонный спектр головного мозга человека в норме. РСг креатинфосфат, PCho — фосфохолип, NAA — М-ацстила партат.
болические нарушения. Кроме того, протонная МР( позволяет исследовать и многочисленные заболевай! других органов, в частности, мышц.
На рис. 5-6 изображён пример протонного спектр головного мозга человека в норме.
Углеродная спектроскопия
В отличие от 'Н и 31Р, магнитный изотоп углерода п( не является самым распространённым изотопом угле рода в природе. ,3С встречают во всех биохимически молекулах. Он образует сигналы с широким разбросе химических сдвигов, г.с. сигналы от химически неэкв) валентных ядер находятся в довольно широком часто ном диапазоне, что снижает вероятность наложени пиков друг на друга. Наибольшее ограничение приме нения ядер 13С в МРС заключается в том, что они обрг зуют чрезвычайно слабый сигнал, а также существую проблемы, связанные со спин-спиновыми взаимодей ствиями (сопряжением) ядер 13С и ‘Н.
В спектре ядра |3С, спаренного с ‘Н, большинство гиков разделено на два или более пиков меньшего размер что усложняет спектр и снижает значение отношения си нал/шум. Этот эффект можно устранить с помощью мг тодов спиновой р звязки, простейшим вариантом коте рых служит прямое облучение объекта РЧ-волнами 1 резонансной частоте ядер 'Н, хотя при проведении иссл: доваиия in vivo это может вызвать нагревание тканей.
Разработаны специальные методы, в которых изл| чснис разделено на многочисленные импульсы. Он так же эффективны, как и методы, использующие не
Гпава 5. Магнитно-резонансная спектроскопия
59
прерывное облучение, однако то, что энергия разделена на многочисленные фракции, снижает среднюю мощность (т.е. уменьшает нагревание тканей). Необходимость развязки спинов обусловливает то, что для проведения 1;С-спсктроскопии в спектрометре должна быть предусмотрена возможность работы на двух частотах одновременно, а это усложняет прибор и увеличивает его стоимость.
Преимущество ИС-МРС — возможность проведения исследований с мечеными веществами. Давая животному или пациенту препараты, меченые 13С, легко определить большой и чётко различимый сигнал от этих меченых веществ, поэтому становится возможным проследить их метаболизм в организме. А поскольку каждый атом углерода в молекуле меченого вещества образует свой определённый сигнал, такой эксперимент позволяет проследить метаболизм не только самого меченого вещества, но и каждого атома углерода. Такая информация чрезвычайно полезна для изучения биохимических путей, по которым в организме одни молекулы превращаются в другие.
Основной недостаток |3С-МРС с мечеными веществами — высокая стоимость метода.
Проведение подобных исследований с веществами, содержащими 'Н- или ”Р-метки, невозможно, так как эти изотопы имеют 100% распространённость в природе. 13С-МРС позволяет обнаруживать сигналы от сахаров, липидов, гликогена в печени или мышцах. Кроме того, можно получить информацию о состоянии энергетического метаболизма, дополняющую данные "Р-МРС [7, 14].
Многообещающая область применения '^-спектроскопии — анализ физиологических жидкостей, таких как кровь и моча. Это исследование можно рутинно применять в клинической практике при помощи аналитических ЯМР-спектрометров с очень сильными магнитными полями.
Для таких же исследований можно использовать и протонную спектроскопию.
Спектроскопия по фтору
F имеет интенсивный ЯМР-сигнал, а распространённость этого изотопа в природе составляет 100%. При помощи '‘^-спектроскопии проводят исследования метаболизма фторсодержащих лекарственных препаратов, поскольку естественного 19 F в организме не существует, все 'Т-сигналы исходят либо от самого лекарственного препарата, либо от его метаболитов. К недостаткам l9F-МРС можно отнести го, что, несмотря на интенсивный сигнал, для таких исследований необходимо обеспечить концентрацию лекарственного препарата в тканях порядка 1-10 мМ, а это довольно высокое значение для большинства препаратов. Резонансные частоты ядер l9F и 'Н очень близки в одинаковых магнитных полях, поэтому часто можно проводить 19Р-исследоваиия на 'Н-МР-спектрометре без существенной его модификации [7, 10].
Спектроскопия по натрию и калию
Ядра 23Na и 39К отличаются от ранее упомянутых тем, что их спиновое число равно не 1/2, а 3/2, и поэтому они являются квадрупольными ядрами. Оба изотопа имеют высокую распространённость в природе (100% — для 23Na, 93,1% - для 39К).
23Na имеет довольно высокую внеклеточную концентрацию, тогда как Ч9К — внутриклеточную. Оба ядра играют важную роль в ионном балансе. Их существенно отличает то, что 23Na образует сильный сигнал, сравнимый с сигналом 31Р, а сигнал 39К довольно слаб.
Абсолютная чувствительность 39К примерно в три раза выше, чем '3С, но сигнал 39К гораздо шире, чем сигнал |3С, потому что время Т2-релаксации ядра “’К очень корочко. Это обусловлено эффектом квадруполь-ной релаксации, снижающей значение отношения сигнал/шум пиков 39К.
Кроме того, ядра 39К имеют очень низкую ре зоианс-ную частоту, что увеличивает техническую сложность проведения исследования. 39К-спектроскопию проводят на животных в поле 4,7 Тл, тогда как в поле 1,5 Тл, насколько нам известно, исследования на этих ядрах провести пока не удавалось.
Хотя ядра 23Na также образуют широкий сигнал благодаря квадруполызым эффектам, более высокая интенсивность их сигнала позволяет получать информативные спектры. К сожалению, ядра 23Na и 39К практически не имеют химических сдвигов. Другими словами, все сигналы ог образца in vivo имеют одну и ту же частоту. Существуют методы разделения сигналов внутриклеточных 23Na и 39К от внеклеточных при помощи специальных реагентов химического сдвига (они напоминают контрастные вещества, используемые для ускорения релаксации в МРТ), но исследования, проводимые в настоящее время, ограничиваются изучением клеточных препаратов и животных [6,7, 11 ].
Локальная in vivo спектроскопия
В традиционной химической/аналитической ЯМР-снектроскопии исследуемый объект помещают внутрь катушки и регистрируют сигнал от всего образца. Это имеет смысл только в тех случаях, когда исследуют однородный обьект.
Однако когда нужно получить сигнал от живого человека или животного, использование такого метода позволит заре! истрировать лишь смешанный сигнал от различных тканей, расположенных внутри зоны чувствительности катушки. Поэтому, чтобы получить in vivo спектр определённой ткани, необходимо ограничить или локализовать объём, сигнал от которого будет непосредственно регистрироваться.
Простейшая методика локализации объёма заключается в использовании поверхностной катушки. Раз-
60
Глава 5. Магнитно-резонансная спектроскопия
мер объёма, образующего сигнал, определяется размером и конфигурацией катушки. Хотя эта методика очень проста и обеспечивает хорошее значение отношения сигнал/шум, она имеет несколько недостатков:
• наложение сигналов от поверхностных тканей;
• снижение интенсивности сигнала с увеличением глубины;
• большие вариации угла отклонения в пределах возбуждаемого объёма при воздействии одного РЧ-импульса.
Последняя проблема частично нивелируется, если использовать для возбуждения всего объёма стандартную РЧ-катушку, а при помощи поверхностной катушки только регистрировать сигнал от локализованного объёма, либо если использовать специальные (адиабатические) РЧ-импульсы.
Другие методы, обсуждаемые здесь, позволяют локализовать объём по предварительно полученным позиционирующим изображениям, что уменьшает проблему наложения сигнала от других тканей. Качество магнитного поля внутри исследуемого объёма оптимизируют с помощью локального шиммирования. В меньших объёмах можно добиться более однородного поля, но, так как интенсивность сигнала в спектре пропорциональна объёму исследования, слишком маленькие объёмы не представляют практического интереса, особенно для 'Н-спсктрос копии.
Для локальной спектроскопии по другим ядрам (кроме ’Н) необходимо обеспечить возможность получения от того же исследуемого объёма ’Н-сигнала, необходимого для локального шиммирования, поскольку чувствительность других ядер для этого недостаточна. В настоящее время предложено несколько различных способов локализации объёма. Далее будут обсуждаться четыре наиболее распространённых.
Подробное обсуждение МРС можно найти в работах Матсона (Matson) и Вайнера (Weiner) [7], а также Сотера (Sauter) и соавт. [13].
Импульсные последовательности и фазовое кодирование подробно описаны в следующих главах (главным образом в главе 6).
Рис 5-7.
STEAM-протонный спектр головного мозга человека: (а) норма; (Ь) гипоксия; (с) печёночная энцефалопатия; (d) болезнь Аг1ьпгсймсра. Расшифровка сокращений приведена в табл. 5-1.
Спектроскопия стимулированного эхо
Стимулированное эхо — один из пяти эхо-сигналов, образующихся при воздействии последовательности трёх 90° РЧ-импульсов.
Если эти импульсы селективны в трёх перпендикулярных друг другу плоскостях, то стимулированное эхо образуется только в объёме, находящемся в месте пересечения плоскостей. Сигнал, возникающий между вторым и третьим импульсами, затухает со временем Т1, тогда как сигналы, возникающие в двух других интервалах, — со временем Т2. Преимущественное влияние
5. Магнитно-резонансная спектроскопия
61
2-релаксации делает этот метод более подходящим для I-, чем для 31Р-спектроскопии, поскольку ядра фос-юра имеют довольно короткие времена Т2-релаксации.
Для описания импульсных последовательностей га-:ого типа используют несколько акронимов: STEAM [2], iTEV [5] и VOSY (рис. 5-7). Подобного эффекта мож-ю добиться при помощи аналогичной спип-эхо-змпульсной последовательности, создающей три эхо-:игнала в трёх перпендикулярных плоскостях.
с точечной лока-
лизацией
Локализацию объёма спектроскопии в выбранной точке (PRESS — Point REsolvcd SpectroScopy) выполняют при помощи последовательности спин-эхо с двумя 180° импульсами. Воздействие каждого импульса производится в присутствии градиентного магнитного поля, направленного последовательно в трёх перпендикулярных плоскостях, что позволяет выбрать для исследования определённый объёмный элемент, находящийся в месте пересечения плоскостей. Для методики PRESS используют относительно длинные времена эхо (ТЕ).
Спектроскопия in vivo выбранной области томограммы
In и‘то-спектроскопию выбранной области томограммы (ISIS — Image Selected In vivo Spectroscopy) [8J проводят в восемь этапов. На каждом этапе применяют последовательность селективных инвертирующих импульсов, за которой следует неселсктивный возбуждающий импульс, причём каждому этапу соответствует определённая комбинация селективных инвертирующих импульсов и регистрирующих фаз. Получаемые восемь сип залов суммируются таким образом, что сигналы, исходящие из области интереса, складываются, тогда как сигналы из остальных областей — взаимно уничтожаются. Исходя из того, что в качестве сигнала регистрируют спад свободной индукции, а нс эхо, на него меньшее влияние оказывает процесс Т2-релаксации. Это делает метод более подходящим для 31Р-спекгроскопии.
Для 'Н-спектроскопии эту последовательность необходимо изменить так, чтобы подавить сильный сигнал от воды, находящейся во внешнем объёме (т.е. объёме вне области интереса), во избежание проблем динамического диапазона. Это осуществлено в последовательное™ OSIRIS, аналогичной ISIS, однако сигнал от внешнего объёма в ней подавляется вместе с шумом. Поскольку этот метод состоит из восьми этапов, он достаточно чувствителен к артефактам движения: любое движение пациента приведёт к неполному вычитанию сигнала от внешнего объёма. Для эффек
тивной работы ISIS необходимо, чтобы до воздействия следующего импульса намагниченность успевала восстанавливаться практически полностью, поэтому TR должно быть достаточно большим.
Томография по химическим сдвигам
Для построения изображений по химическим сдвигам (CSI — Chemical Shift Imaging) [1,4] используют градиентные магнитные поля, направленные вдоль каждой из трех осей, кодирующих пространственное местонахождение ядер, от которых исходит сигнал, при помощи специального метода, называемого фазовым кодированием (более подробно описан в главе 6). Последующую регистрацию сигнала проводят при отсутствии каких бы то ни было градиентов.
В CSI весь исследуемый объём делят на определённое количество вокселов. Если объём разделить на 512 вокселов (8x8x8), то каждый фазокодируюший градиент должен будет проходить через восемь значений. Так как все градиенты независимы, всего потребуется 512 «ступенек» градиентов. После этого при помощи трёхмерного преобразования Фурье можно будет получить спектр каждого воксела. Основные недостатки этого метода — необходимость обработки довольно большого количества данных, а также чувствительность к артефактам движения. Частично избежать этих проблем можно, если объединить CS1 с каким-либо другом методом локализации обьёма исследования так, чтобы фазовое кодирование применялось только в одном или двух пространственных направлениях.
Основное преимущество томографии по химическим сдвигам — использование преобразования Фурье, позволяющего при каждой регистрации данных получать сигнал от всех вокселов. Вследствие этого метод очень эффективен в отношении как высокого значения отношения сигнал/шум, гак и сравнительно небольшого времени получения данных.
CSI — многообещающий метод, поскольку он позволяет построить изображения, отражающие концентрации различных метаболитов, аналогичные соответствующим анатомическим томограммам, хотя и со значительно более низким пространственным разрешением.
Обычно в М PC-томографии размер объёмных элементов по меньшей мере в 1000 раз больше, чем в МРТ (рис. 5-8). Однако, по сравнению с обыкновенной спектроскопией, эффективность спектроскопической томографии гораздо выше, поскольку она позволяет одновременно получать данные от большого количества объёмных элементов и нс требует определения области интереса до проведения исследования.
До настоящего времени по-прежнему не вполне ясно, станет ли этот вариант МРС in vivo признанным клиническим методом или останется исключительно предметом научных исследований.
62
Глава 5. Магнито-резонансная спектроскопия
Рис. 5-8.
Протонная МРС-том о граф ия пациента с высоко дифференцированной глиомой. Обычная Т1-взвешенная MP-томограмма спин эхо с очерченным контуром повышенной концентрации холина (а). Карты метаболитов: N-ацстиласпартата (Ь), холина (с), кре атина (d) и лактата (е). Концентрация N-ацетиласпартата снижена в месте локализации опухоли и в желудочках мозга, тогда кд концентрация холина в опухоли повышена. В областях, соответствующих повышенной концентрации холина, нет повышения концентрации лактата; это указывает на то, что здесь находится активная часть опухоли. [Изображения любезно предоставлен отделом радиологии клиники Кёльнского университета (Cologne University Hospital, Dept, of Radiology)!.
Список литературы
1. Brady TJ, Wismer GL, Buxton R, Stark DD, Rosen BR. Magnetic resonance chemical shift imaging. Magn Reson Ann 1986; 55-79.
2. Frahm J, Bruhn H, Gyngell ML, Merboldt KD, Hanicke W, Sauter R. Localized high resolution proton NMR spectroscopy using stimulated echoes: initial applications to human brain in-vivo. Magn Reson Med 1988; 9: 79-93.
3. Gadian DG. Proton NMR studies of brain metabolism. Phil Trans R Soc Lond A 1990; 333: 561-570.
4. Hugg JW, Matson GB, Twieg DB, Maudsley AA, Sappey-Marinier D, Weiner MW. Phosphorus-31 MR spectroscopic imaging (MRS1) of normal and pathological human brains. Magn Reson I mag 1992; 10: 227—243.
5. Kimmich R, Hoepfel D. Volume selective multipulse spin-echo spectroscopy. J Magn Reson 1987; 72: 379—387.
6. Kohler SJ, Perry SB, Stewart LC, Atkinson DE, Clarke K, Ingwall JS. Analysis of 23Na NMR spectra from isolated perfused hearts. Magn Reson Med 1991; 18: 15—27.
7. Matson GB, Weiner MW. Chapter 15: Spectroscopy. In: Stark DD, Bradley WG (eds.). Magnetic resonance imaging. 3rd edition. Vol. 1. St. Louis (USA): Mosby Year Book Inc 1999. 181-214.
8. Miller BL. A review of chemical issues in 'H NMR spectroscopy: N-acetyl-L-aspartate, creatine and choline. NMR Biomed 1991; 4: 47-52.
9. Ordidge RJ, Connelly A, Lohman JAB. Image selected in vivo spectroscopy (ISIS). A new technique for
spatially selective NMR spectroscopy. J Magn Reson 1986 66: 283-294.
10. Pourcmad R, Wyrwicz AM. Cerebral metabolism ol fluoro-desoxyglucose measured with lyF NMR spectroscope NMR Biomed 1991; 4: 161-166.
11. Rashid SA, Adam WR, Craik DJ, Shchan BP, Wellard RM. Factors affecting 39 К NMR detectability in rat tissue Magn Reson Med 1991; 17; 213-224.
12 Rubaek Danielsen E, Ross B. Magnetic resonant spectroscopy diagnosis of neurological diseases. New York Marcel Dekker 1999.
13. Sauter R, Schneider M, Wicklow K, Kolem H Current status of clinically relevant techniques in magnetii resonance spectroscopy. Electromcdica 1992; 60: 32-54.
14. Shulman GI, Rothman DL, Shulman RG. 13C NMF studies of glucose disposal in normal and non-insulin dependent diabetic humans. Phil Trans R Soc Lond A 1990 333: 525-529.
15. Southon ТЕ, Gribbcstad IS, Nilsen G, Nordlid К Svarliaunet AJ, Unsgaard G, Rinck PA. 31 P magnetii resonance spectroscopy in the follow-up of therapy о patients with astrocytomas. Radiol Diagn 1993; 34: 11 — 18
16. Timm G, Rinck PA, Southon ТЕ, Aasly J, Michler Rf 31P nuclear magnetic resonance spectroscopy in patient with fibromyalgia versus normals and patients with differeni muscular diseases. Quarterly Magn Res in Biol and Met 1996; 3: 89-92.
Интерлюдия 3
Вялая жизнь клинической спектроскопии
Развитие МРТ напоминает взлёт ракеты: за прошедшие 20 лет она стала одним из лидеров лучевой диагностики. А вот МРС так и не вышла за пределы исследовательских лабораторий. Тому есть два основных объяснения: во-первых, существует не так много областей клинического применения МРС, а во-вторых, в большинстве стран такие исследования не оплачиваются. Это делает МРС непривлекательной для врачей, клиник, и особенно — для специалистов, занимающихся частной практикой.
Одну из первых статей о применении МРС в медицине опубликовали Росс (Ross) и соавт. в New England Journal of Medicine в 1981 г. Они описали изменения фосфорных спектров при синдроме Мак-Ардла (McArdle’s) [3].
Этот синдром не относят к числу заболеваний глобальной важности, так же как и другие патологии мышечной системы, при которых с помощью МРС были выявлены изменения фосфорных или протонных спектров.
Поэтому понятно, почему интерес к оборудованию для МРС тела человека уменьшился или совсем исчез и у специалистов по лучевой диагностике, и у фирм-производителей MP-томографов. В 1990 г. представитель одной из ведущих фирм, выпускающих оборудование для MP-исследований, заявил, что клинически эффективных областей применения МРС нет. Поэтому его компания, а также некоторые другие производители томографов с сильными магнитными полями, ограничили свои инвестиции в создание МР-томогра-фов/спсктрометров для исследования всего тела человека с напряжённостью магнитного поля до 2 Тл, хотя в последние годы на рынок поступило несколько моделей томографов с более сильным полем.
Однако эта тенденция никак не повлияла на исследовательскую активность: научные исследования в области МРС процветают. В 1982 г. на первой встрече Общества магнитного резонанса в медицине (Society of Magnetic Resonance in Medicine) в Бостоне были представлены лишь две статьи, посвящённые МРС. В 1983 г. было опубликовано менее 100 статей о МРС. В 1991 г. в базе данных MedLine насчитывалось 500 публикаций, а в 1999 г. — уже 700. С увеличением числа опубликованных статей, растёт их глубина и сложность.
Цитируемое далее утверждение типично для многих статей, посвящённых МРС и методам её практического применения: «Можно надеяться, что новая информация, получаемая (вданном случае) с помощью многомерной спектроскопической визуализации метаболитов in vivo, расширит клиническое и научное значение этого метода» [1].
64
Интерлюдия 3. Вялая жизнь клинической спектроскопю
Подавляющее большинство публикаций о МРС посвящено описанию единичных клинических случаев, в которых были (или не были) замечены какие-либо изменения в спектрах, либо обсуждению возможною улучшения техники спектроскопии. И всегда высказывались суждения о том, что «можно надеяться» на то, что в один прекрасный день М PC откроет перед медициной новые горизонты.
Иногда MP-спектроскописты утверждают, что радиологи нс воспринимают МРС только потому, что не умеют читать и интерпретировать спектры. «Высокомерие невежд тормозит развитие спектроскопии», — заявляют они.
Возможно, это отчасти справедливо, поскольку радиологи действительно специально не обучались биохимическим тонкостям или чтению и обработке спектров.
Врачи, однако, немедленно «возвращают мяч» на поле спектроскопистов. Они подчёркивают, что спектроскописты со своими глубокими познаниями в химии и физике не имеют никакого понятия о том, в каких именно областях медицины может быть полезна информация, содержащаяся в MP-спектрах, и, в конечном счете, интересуются только научными играми. Кроме того, они утверждают, что спектроскописты произвели целое морс ненужных данных, в которых утонула потенциально полезная информация.
Ещё один важный аргумент — низкая чувствительность спектроскопии. Фосфорную спектроскопию иногда называют (по аналогии со знаменитым сериалом) «Твин Пиксом МР» («двухпиковым МР»), хотя на самом деле в in vivo фосфорных спектрах присутствует три основных пика.
Метод фосфорной спектроскопии страдает, потому что за период времени, когда пациент должен находиться в неподвижном состоянии внутри магнита, для построения «приличного» спектра необходимо получить данные от довольно большого объёма (50—100 см1). Однако информация от таких больших объёмов ничего нс даёт для диагностики. Например, при получении MP-спектра опухоли головного мозга в исследуемый объём обычно попадают и живые опухолевые клетки, и некротическая ткань в центре опухоли, и перифокальный отёк, и, возможно, очаги кровоизлияний, а также интактные клетки. Такой объём слишком гете-рогенен для того, чтобы диагностировать или типиро-вать опухоль. Контрольные исследования эффективности проводимой терапии могут выявить ответ опухоли на лечение, но даже эта область использования выглядит довольно сомнительно.
Протонная спектроскопия обладает большей чувствительностью и содержит больший объем метаболической информации, чем фосфорная спектроскопия. Она занимает всего 1 /2-2/3 времени, необходимого для получения аналогичного фосфорного спектра в магнитном поле с напряжённостью 1,5 Тл.
Для определения концентрации метаболитов, их соотношений, pH тканей спектроскопические данные
необходимо подвергнуть специальной обработке-спектральному анализу. Полученные значения — «моментальный снимок» макроскопической картины локального обмена веществ и пространственного pacnpi деления метаболитов. В настоящее время ограничивающие факторы — временное и простраь ственное разрешение — нс позволяют МРС составил прямую конкуренцию однофотонной ЭМИССИОНН01 компьютерной томографии (ОФЭКТ) или позитронна эмиссионной гомографии (ПЭТ), хотя МРТ уже начал конкурировать с этими радиоизотопными методами,
Кроме того, сейчас стало возможным преобразовал; обычные спектроскопические данные в мстаболичес кие карты. Это позволяет создавать изображения, от ражаюшие пространственную концентрацию опредс лённых метаболитов в соответствии с анатомически структурой органов.
Карты распределения фосфорсодержащих илидру тих метаболитов представляют спектроскопическую информацию в виде изображений, что облегчает и понимание радиологами. Хорошим потенциалом д* построения таких карт обладает протонная спектроскс пия, поскольку она позволяет создать изображения в многочисленным метаболитам, например креатину холину или лактату.
Для интерпретации таких карт но-прежнему необхо димы довольно глубокие познания в области биохимш Поскольку современные радиологи не имеют такой под готовки, это — работа для квалифицированных спектре скопистов. Во всём мире немного учёных, обладающн достаточными знаниями, а подготовкадругихспециалш гов ограничена финансовыми проблемами.
Вопрос о том, как МРС сделать приемлемой дл клиницистов, работающих с обычными МР-томогра фами для исследования всего тела, всё еще остаётс.; открытым.
Во-первых, необходимо найти подходящие клиничес кие и диагностические показания к МРС. При исполь зовании МРС по этим показаниям метод должен был лучше и, если это возможно, быстрее и дешевле, чем ана логичные конкурирующие диагностические методы Кроме того, для её внедрения в клиническую практик должны существовать методы лечения выявляемых забс лсваний. МРС должна быть полезной для дифферент, альной диагностики и превосходить в этом отпошенш другие диагностические методы, а т акже более качествен по осуществлять контроль эффективности лечения.
Во-вторых. МРС должна быть проста в примсне нии и признана радиологами, в противном случае он останется лишь областью научных исследований.
С другой стороны, ист никаких сомнений в том, чт М PC уже внесла большой вклад в углубление медицин ских знаний и понимание некоторых аспектов но[ мальпой и патологической физиологии человек; Спектроскопические исследования метаболизма мь шечиой ткани, опухолей, ишемических и нскротичес ких поражений тканей, а также реакции отторженн
Интерлюдия 3. Вялая жизнь клинической спектроскопии
65
трансплантатов во многом расширили понимание этих патологических процессов.
Пока ещё нс удалось доказать пользу большинства спектроскопических исследований для повседневной клинической практики. Положение МРС осложняется ещё и тем, что в последние годы стало возможным выполнение функциональной и динамической МРТ Функциональные МР-исслсдования позволяют врачу увидеть течение некоторых процессов в организме человека (например, реакции зрительной коры головного мозга на действие света), давая возможность практически прямой оценки функции нейронов.
Иногда абсолютно не связанные с диагностикой события (например, болезни президентов, монархов или войны) могут влиять и даже способствовать развитию медицинских технологий. Так, МРС головного мозга попала на заглавные страницы газет, когда группа исследователей выявила аномалии головного мозга
у личного состава военных, участвовавших в войне в Персидском заливе [2]
Литература
1. Bottomley РА, Charles НС, Roemer РВ, Flamig D, Engcscth Н, Edelstein WA, Mueller ОМ. Human in vivo phosphate metabolite imaging with 31P NM R. Magn Reson Med 1988; 7: 319-336.
2. Haley RW, Marshall WW, McDonald GG, Daugherty MA, Petty F, Fleckcnstein JL. Brain abnormalities in Gulf War syndrome: evaluation with MR spectroscopy. Radiology 2000; 215: 807-817.
3. Ross BD, RaddaGK, Gadian DG, Rocker G, Esiri M, Falconer-Smith J. Examination of a case of suspected McArdle's syndrome by 31-P nuclear magnetic resonance. N Engl J Med 1981; 304: 1338-1342.
Глава 6
Создание изображения
Рис. 6-1.
Первое трёхмерное изображение сердца, полученное при синхронизации с электрокардиограммой (1982 г.)... но откуда такие изображения берутся?
Рис. 6-2.
Области получения информации: точка, линия, срез и весь объём.
Введение
В МРТ реконструкцией изображений называют преобразование полученных «сырых» данных в томограммы (рис. 6-1).
Изображения можно создавать несколькими методами: точка-за-точкой, линия-за-линией, срезами; или же срезы можно реконструировать из целого объёма данных (рис. 6-2). Почти все MP-методы, применяемые в настоящее время, либо плоскостные (срезы), либо объёмные. В первом случае МР-исследование ограничивается выбранным срезом через объект, такие методы часто называют двумерными (2D — two-dimensional), поскольку они кодируют только два пространственных направления.
Объёмные методы пространственно кодируют весь объём исследования, поэтому их называют трёхмерными (3D — three-dimensional).
Создание изображения включает следующие этапы:
• локализацию спинов в исследуемой области;
• возбуждение выбранных спинов;
• пространственное кодирование сигнала, исходящего от этих спинов;
• регистрацию сигнала и реконструкцию изображений.
Каждый из этих этапов, так же как и все они, объединённые в МР-исследование, будут подробно обсуждены на следующих страницах.
В предыдущих главах были описаны явление МР, времена релаксации и спектроскопия — область применения МР, широко используемая для химического анализа. Однако наиболее важное приложение МР в медицине — именно томография (т.е. получение изображений).
Чтобы построить изображение пациента, МР-сиг-нал от ядер должен содержать информацию о том, где пространственно расположены эти ядра внутри пациента. MP-оборудование, которое мы обсудили уже довольно давно, такую информацию не предоставляет.
В МРС образец помещают в магнитное поле, с помощью шиммирования приводимое в наиболее однородное состояние. Тогда каждое ядро в любой точке образца будет образовывать сигнал одинаковой частоты. В этом случае любые изменения частоты, наблюдаемые в сигнале после преобразования Фурье, будут свидетельствовать о наличии химических сдвигов, что используют для построения аналитических спектров.
68
Глава 6. Создание изображен!!?
Локализация спинов при помощи градиентных магнитных полей
В экспериментах по созданию изображений нас интересует нс столько информация о химических сдвигах, сколько пространственная информация: мы хотим знать, из какой точки исследуемого объекта исходит каждый сигнал.
Как ранее было указано, частота Лармора пропорциональна величине напряжённости магнитного поля. Если создать магнитное поле, напряжённость которого будет линейно изменяться вдоль исследуемого объекта, то резонансные частоты ядер, находящихся в разных точках пространства, также будут линейно изменяться. Это явление называют наложением градиентного магнитного поля. В настоящее время градиентные магнитные поля (рис. 6-3) применяют для пространственного кодирования во всех методах получения МР-изображений.
На рис. 6-4 продемонстрировано исследование трёх небольших образцов воды, находящихся в различных положениях относительно оси х. В отсутствие i радиентного магнитного поля РЧ-импульс образует сигнал, состоящий из единственной частоты, поэтому после преобразования Фурье получится спектр и з одного пика. Если же при регистрации сигнала включить градиентное магнитное поле, сигнал будет состоять из трёх различных частот, соответствующих трём положениям в пространстве.
В этом случае при преобразовании Фурье получится спектр и з трёх пиков, каждый из которых будет соответствовать образцу, находящемуся в определённой точке пространства. Разница частот этих образцов будет зависеть от расстояния между ними и величины напряжённости градиентного магнитного поля. В центре магнита резонансная частота остаётся неизменной, поскольку там напряжённость градиентного поля равна нулю. Тогда как по обе стороны от этой точки резо нансная частота либо увеличится, либо уменьшится в зависимости от полярности градиента (рис. 6-5).
Внутри магнита томографа установлен набор градиентных катушек, создающий градиентные магнитные поля, однообразно изменяющиеся вдоль каждой из трёх осей (х, у и z). Напряжённость этих градиентных магнитных полей достигает значений до 30 мТл/у в стандартных MP-томографах, хотя при использовании градиентных катушек меньшего размера или в специализированных томографах можно получить и более сильные градиенты.
Несмотря на то, что вариации частот прецессии, создаваемых градиентными полями, очень малы по сравнению с самими значениями резонансных частот, это дасг возможность построения MP-изображений с достаточно высоким разрешением. Например, для соз дания разброса значений резонансных частот в 25 кГв на расстоянии 30 см необходимо градиентное магнитное поле с напряжённостью всего 2 мТл/м.
Принцип создания градиентного магнитного поля и наиболее распространённые формы градиентных ка
Рис. 6-3.
Под влиянием градиентного магнитного поля частоты прецессии я iep разбрасываются но определённому диапазону значе ний. В данном случае градиент направлен вдоль оси х. Резонансные частоты ядер, находящихся в центре, соответствую « и сти н ному» знач ен и го.
Глава 6. Создание изображения
69
тушек, используемых в МР-томографах для всего тела, представлены на рис. 1-4 и 3-7. На рис. 6-6 показано, как импульсные градиентные магнитные поля обычно изображаются на диаграммах импульсных последовательностей. В данном случае представлен положительный градиентный импульс. Поскольку градиентные магнитные поля могут быть направлены в пространстве вдоль трёх осей (х, у и z), на диаграммах градиенты каждого направления изображаются в отдельных «электронных каналах». Градиентные импульсы могут состоять и из нескольких компонент (например, направленных вдоль осей х и у).
Амплитуда градиентов определяется током, проходящим но градиентным катушкам. Для того чтобы сократить время нарастания градиентов, необходимо увеличить скорость изменения напряжения в градиентных катушках.
Возбуждение выбранных спинов
Градиентные магнитные поля позволили кодировать пространственное положение ядер в образце, но вместе с тем они добавили существенную проблему: такое, на первый взгляд, пустяковое действие, как
I
Спектр
> ЛАЛ„,
Рис. 6-4.
Сигналы и спектры, полученные при исследовании трёх образцов воды, находящихся в разных положениях относительно оси х, при включённом и выключенном градиентном магнитном поле, направленном вдоль оси х. В присутствии градиента сигналы от всех трех образцов разрешены, причём расстояние между пиками зависит от расстояния между образцами по оси х, а также от величины напряжённое ги градиентного поля (ПФ — преобразование Фурье).
Рис. 6-5.
Градиентные магнитные поля накладываются на постоянные, в результате различные части исследуемого образца подвергаются воздействию магнитного поля с разным значением напряжённости. Только в центре образца напряжённость магнитного поля не меняется, поэтому и резонансная частота ядер v0 остаётся прежней.
Время нарастания Напряжённость
градиентов градиентов
Рис. 6-6.
Схематическое изображение импульсных градиентных магнитных полей, используемое на диаграммах импульсных последовательностей.
70
Глава 6 Создание изображения
включение градиентов после РЧ-импульса, значительно снижает интенсивность MP-сигнала (рис. 6-7). В идеальных условиях намагниченность должна оставаться смещённой к оси у’ и уменьшаться со скоростью, которая определяется Т2-значением. Однако даже малейшее несовершенство однородности магнитного поля вызывает быстрое рассеивание намагниченности. То есть градиентные магнитные поля, которые мы хотели использовать для определения пространственного местонахождения ядер, значительно усиливают процесс расфазировки спинов. Таким образом, если мы измерим сигнал в присутствии стабильного градиента, то обнаружим, что результирующий сигнал окажется или очень слабым, или вообще будет отсутствовать.
Чтобы избежать этой проблемы, нужно повторно сформировать сигнал в присутствии градиентных магнитных полей. Это можно сделать при помощи импульсных последовательностей спин-эхо и градиентное эхо, которые восстановят начальную амплитуду сигнала в присутствии градиентов, позволяя и зарегистрировать сигнал, и осуществить пространственное кодирование ядер.
МР-исследование при помощи спинового эхо
Спиновое эхо образуется при воздействии 180° импульса через промежуток времени т после 90° импульса. Сразу после 90° импульса векторы намагниченности спинов в плоскости х’-у’ начинают расходиться из-за некоторого различия резонансных частот ядер, что вызвано локальными неоднородностями постоянного магнитного поля (ДВ(|). 180° импульс «разворачивает» процесс расфазировки спинов так, что через промежуток времени] после 180° импульса влияния ДВ() взаимно уничтожаются, и образуется эхо-сигнал. Причём максимальная интенсивность нескольких эхо-сигналов снижается исключительно благодаря процессу Т2-релаксации.
Полная рефазировка спинов происходит только ь центре спинового эхо, а с увеличением расстояния от центра влияния неоднородностей магнитного поля возрастают. Кроме того, в центре эхо-сигнала также рефокусируются влияния химических сдвигов, поэто-
Рис. 6-7.
Градиентные магнитные поля значительно ускоряют процесс расфазировки спинов, (а) Изначально намагниченность смещена к направлению оси у’, и её значение спадает со скоростью, которая определяется Т2. (Ь) Включение градиентного магнитного поля приведет к ускорению разбегания спинов, (с) Чем больше время воздействия градиентов, тем сильнее уменьшается интенсивность сигнала. Сплошные стрелки слева на рисунках обозначают результирующий сигнал. Прерывистые стрелки на рисунках (Ь) и (с) показывают интенсивность сигнала, который регистрировался бы при отсутствии градиентных магнитных полей.
Частотно-кодируюгций (считывающий) градиент
Рис. 6-8.
В спин-эхо-экспсримснте продолжительность воздействия и амплитуда градиентных магнитных полей сбалансирована так, чтобы площадь под градиентным импульсом (заштрихо вана зеленым цветом), воздействующим во время процесс расфазировки спинов после 90° импульса, равнялась площа ди соответствующего градиентного импульса (также заштри хована зелёным цветом), который воздействует во время про песса рефазировки спинов после 180° импульса. Фазовый разворот, вызываемый 180° импульсом, приводит к тому, что в центре эхо-сигнала влияния этих двух градиентных магнит ных полей взаимно уничтожаются; это даёт возможность зарегистрировать эхо-сигнал в присутствии градиентов.
чава 6. Создание изображения
71
Рис. 6-9.
Образование градиентного эхо-сигнала при отсутствии влияния локальных неоднородностей магнитного поля. По часовой стрелке' (а) сразу после воздействия РЧ-им пульса поперечная намагниченность имеет максимальное значение, поскольку спины прецессируют в одной фазе; (Ь) спины начинают расфазироваться, а градиентное магнитное поле значительно ускоряет этот процесс, в результате чего поперечная намагниченность исчезает; (с) полярность i радиентного магнитного поля переключается на противоположную, и спины начинают рефазироваться, (d) в результате образуется градиентный эхо-сигнал.
му в этой точке сигналы от воды и жира будут находиться в одной фазе.
В спин-эхо-эксперименте, не нацеленном на построение изображений (без использования градиентных магнитных полей), процессы расфазировки спинов после 90° и рефазировки после 180° импульсов всегда абсолютно идентичны. Тогда как в эксперименте построения изображений для того, чтобы этого добиться, необходимо установить продолжительность воздействия и амплитуду градиентов таким образом, чтобы площади под градиентными импульсами были одинаковыми (рис. 6-8).
МР-исследование при помощи градиентного эхо
Для создания эхо-сигнала не обязательно нужен 180° импульс; его также можно получить при помощи градиентных магнитных полей. В этом случае образуются так называемые градиентные эхо-сигналы, в настоящее время довольно широко используемые в быстрых импульсных последовательностях.
После воздействия РЧ-импульса происходит спад интенсивности сигнала, обусловленный совместным действием процесса Т2-релаксации и локальных неоднородностей магнитного поля (характеризуются временем Т24).
Изменив полярность градиента, мы изменим направление вращения спинов в плоскости х’-у’ (в стационарной системе координат более быстрые спины станут вращаться медленнее, поскольку раньше они находились в более сильном локальном магии гном поле, а после переключения градиента оказались в более слабом, а более медленные спины — наоборот; во вращающейся системе координат это будет выглядеть как вращение назад разбежавшихся спинов). Спины начнут рефазироваться, и через время эхо (ТЕ) появится градиентный эхо-сигнал (рис. 6-9, 6-10 и 6-11), однако для этого необходимо, чтобы площади градиентов противоположных полярностей были равны [2]. В градиент-эхо эксперименте (GRE — gradient recalled echo; эхо-сигнал, вызванный градиентами) регистрируют задержанный, но полностью восстановленный сигнал (спад свободной индукции), возникающий благодаря переключению полярности градиентных магнитных полей.
Рис 6-10.
Образование градиентного эхо-сигнала. Вместо 180е импульса производят переключение полярности градиентного магнитного поля: за первым (+G) градиентным импульсом следует второй (—G) импульс противоположной полярности. Спад спиновых эхо-сигналов определяется Т2-значением, поскольку влияния локальных неоднородностей магнитного поля взаимно уничтожаются. В отличие от этого, спад градиентных эхо-сигналов определяется временем Т2*, что всегда короче, чем Т2.
72
Глава 6. Создание изображен»
Важно запомнить, что при образовании градиентных эхо-сигналов (в отличие от спин-эхо) влияния неоднородностей магнитного поля не уничтожаются, и спад сигнала происходит быстрее, поэтому в градиентных импульсных последовательностях используют сравнительно короткие времена эхо (ТЕ).
Пространственное кодирование
До настоящего времени наше внимание было полностью сосредоточено на методах возбуждения исследуемой области (области интереса). Однако для того, чтобы получить изображение этой области, в котором будут определены пространственное расположение ядер и другие характеристики, необходимо обсудить ещё и методы пространственного кодирования. Эти методы можно разделить на две группы: частотное и фазовое кодирование.
Частотное кодирование
Частотное кодирование — самый простой метод пространственного кодирования.
Если исследуемый объект поместить в однородное магнитное поле, то получаемый MP-сигнал не будет содержать никакой информации о пространственном расположении ядер, поскольку их резонансные частоты будут одинаковы. Однако сообщить сигналу, получаемому от определённых спинов, информацию об их местонахождении можно, для чего и используют градиентные магнитные поля. Если регистрировать сигнал, поворачивая градиент во всех трёх измерениях, то в результате этого можно будет различить сигналы, исходящие от разных образцов или тканей в организме, и определить их пространственное местонахождение относительно всех трёх координатных осей.
Рассмотрим два образца воды, смешённых друг относительно друга по направлениям осей х и у. Когда мы использовали только один градиент, направленный вдоль оси х, получаемой информации было недостаточно для определения их расположения в пространстве.
Однако, если провести эксперимент три раза с градиентами, направленными вдоль осей х и у, в этом случае можно будет оценить их расположение (рис. 6-12).
Проекции, полученные при использовании градиентов, можно представить как теневые изображения при освещении лучом света, направленным перпендикулярно градиенту. Каждая проекция показывает расположение объектов вдоль определённой оси. Для того чтобы рассчитать форму и пространственное расположение одного или нескольких объектов, необходимо измерить серию проекций под углами от 0° до 180° с шагом между проекциями в Г или 2°. При этом необязательно покрывать все 360°, так как проекции после 180° будут повторять уже имеющиеся. Все полученные
Рис. 6-11.
Образование градиентного эхо-сигнала можно сравниться» ревнованиями по бегу. Все участники стартуют одновремеь но, но они начинают удаляться друг от друга, что ешё боле, ускоряется градиентом. Переключение полярности градиен та соответствует команде «повернуть назад»: оставаясь н своих местах, они разворачиваются и начинают бежать на зад к стартовой линии. В отличие от спин-эхо все бегуны возвращаются на свои собственные стартовые позиции.
Рис 6-12.
Используя в трёх независимых экспериментах градиенты направленные вдоль осей х и у, можно оценить расположение в пространстве двух образцов воды, смещённых относи тельно осей х и у.
id 6 Создание изображения
73
Рис. 6-13.
Метод обратных проекций: три проекции образца позволяют определить местонахождение объекта и построить грубое изображение. Дополнительные проекции помогут более точно определить форму объекта.
Рис. 6-14.
Ветчина фазового угла, вызванного градиентным магнитным полем, зависит от амплитуды и продолжительности воздействия градиента, При постоянной продолжительности воздействия значение фазового угла можно установить, изменяя амплитуду (А-D) или полярноегь (+А, —А) градиента.
таким образом данные подвергают математической обработке для построения изображения объектов. Такой подход, по большому счёту, не отличается от принципов построения изображений, используемых в рентгеновской компьютерной томографии. Именно с его помощью проводили первые МР-исследования [6].
Этот метод называют реконструкцией по проекциям, или методом обратных проекций (рис. 6-13).
Реконструкцию по проекциям в настоящее время практически не используют в клинической МРТ, главным образом, потому что этот метод очень чувствителен к влиянию неоднородностей основного магнитного поля. Однако, недавно произведенные усовершенствования технологии изготовления магнитов несколько уменьшили эти недостатки, что привело к возобновлению интереса к этому методу. Одна из основных потенциальных областей применения реконструкций по проекциям — диффузионная томография, где артефакты от движений серьёзно искажают изображения, полученные при помощи других методов реконструкции [4].
Фазовое кодирование
При частотном кодировании система возбуждается при отсутствии каких-либо градиентов, а затем сигнал регистрируют при включённых градиентных магнитных полях. Фазовое кодирование осуществляют до записи сигнала, но опять-таки в присутствии градиентов.
Сразу после воздействия возбуждающего импульса все спины когерентны, никаких различии фаз еще не появилось, и, если немного подождать, естественные процессы Т2-рслаксапии (а также неоднородности магнитного поля) начнут воздействовать на исследуемый образец, вызывая процесс расфазировки спинов. Однако, если после возбуждающего импульса внезапно включить градиент, то спины немедленно начнут рас-фазироваться, причём скорость расфазировки будет зависеть от местонахождения отдельных спинов и напряжённости градиентного магнитного поля.
Фаза спинов содержит информацию о пространственном местонахождении ядра. При фазовом кодировании проводят сравнение фаз MP-сигналов одинаковой частоты, из чего собственно пространственная информация получается при помощи преобразования Фурье.
На рис. 6-14 изображено влияние на фазовый угол величины напряжённости градиентного поля и полярности градиента, воздействующих на исследуемый образец.
Для обеспечения пространственного разрешения вдоль оси у в п пикселов необходимо повторить эксперимент п раз. Фазовый градиент при каждом повторении ступенчато изменяется на некоторое определённое шачение. Его изменения можно добиться при помощи изменения либо продолжительности воздействия, либо амплитуды фазового градиента. Сначала был предложен первый метод [5], однако он обладает существенным
74
Глава 6. Создание изображенн
недостатком, заключающимся в различном Т2-взвеши-вании (или Т2 -взвешивании) на разных фазовых шагах. Поэтому предпочтительнее использовать метод изменения амплитуды фазового градиента 11].
На самом деле частотное и фазовое кодирования очень тесно связаны между собой. Их основное ра зли-чие заключается в том, чго фазовое кодирование осуществляют до начала регистрации сигнала, тогда как частотное кодирование — как раз во время неё. Кроме того, в частотном кодировании зависимости интенсивности сигнала от времени вполне достаточно для построения необходимого количества точек по оси х, тогда как при фазовом кодировании необходимо неоднократное повторение эксперимента.
Определение и выбор среза
Для создания изображения чрезвычайно важно определить и выбрать срез, в котором буде т проводиться исследование. Это осуществляют возбуждающим радиочастотным импульсом. Различают два вида импульсов: прямоугольные («жёсткие») и оформленные (сравните их изображения на рис. 1-9 и 1-10).
Определение среза
В аналитических ЯМР-экспсриментах, когда значе ние напряжённости РЧ-поля (В ) всегда постоянно и соответствует максимальному значению, прямоу! ольно-го импульса вполне достаточно для обеспечения необходимого угла отклонения вектора намагниченности. В более сложных исследованиях появляется необходимость изменять амплитуду РЧ-поля во времени (придать импульсу форму) так, чтобы импульс содержал строго определенный диапазон частот. Эти частоты как раз должны соответствовать резонансным частотам ядер, входящих в исследуемый срез. Форму импульсов в MP-исследованиях подбирают так, чтобы придать срезу приблизительно прямоугольное очертание (Гауссиана и sine-импульсы, см. главу 1). Опа сильно влияет на контраст изображений в МРТ.
На этом этапе также определяют фазу РЧ-импульса. Большинство томографов позволяет выбрать фа зу только 0°, 90е, 180° или 270е. Длительность возбуждающих импульсов, используемых в МРТ, составляет 10 медля неселективных прямоугольных импульсов и обычно приблизительно несколько миллисекунд — для селективных но частоте оформленных импульсов при величинах пиковых амплитуд до нескольких сотен Вольт.
Выбор среза
Напряжённость градиентною магнитного поля можно выразить либо в мТл/м, либо в Гц/м. Так как
Рис. 6-15, F
Выбор толщины среза: с изменением градиента в наирам F нии, указанном стрелкой, увеличивается количество Гид Р
1 е. напряжённость градиентного поля. Это уменьшает ю.ч щи ну среза. ' п
Глава 6. Создание изображения
75
Рис, 6-16.
Толщина среза; длинные sine-им пульсы образуют тонкие срезы (а), тона как короткие импульсы — более толстые ере зы (Ь).
-50 -25 0 +25 +50 кГц 0 = резонансная частота 42,57 МГц
Рис. 6-17,
Изменение расположения среза. При магнитном поле 1,0 Тл резонансная частота в центре образца составляет 42,57 МГц. Изменение частот, входящих в РЧ-импульс, на несколько кГц приводит к смещению среза относительно центра
импульс имеет фиксированную полосу частот (поскольку длигельноегь импульса поддерживают постоянной), увеличение напряжённости градиентного поля увеличивает количество Гц/м, в результате чего толщина среза уменьшается (рис. 6-15).
Например, при использовании sine-импульса с полосой частот 2 кГц увеличение напряжённости градиентного ноля с 4 мТл/м (1,7 кГц/см) до 8 мТл/м (3,4 кГц/см) уменьшает толщину среза от 11,8 мм до 5,9 мм.
Воздействие РЧ-импульса при отсутствии какого-либо градиентного поля вызовет возбуждение сразу всего образца. Если же одновременно с импульсом включить градиентное поле, то в разных точках исследуемого образца вдоль оси градиента значения напряжённости локальных магнитных полей (а поэтому и резонансные частоты ядер) станут различными
В этом случае РЧ-импульс резонансной частоты вызовет возбуждение только в центре магнита, где напряжённость градиентного поля равна нулю (сравните с рис. 6-5). А возбуждения ядер, находящихся вне центра, не произойдёт.
Расстояние, в пределах которого для ядер, находящихся в середине магнита, будет выполняться условие резонанса (или толщина среза), полностью определяется диапазоном частот, включённых в возбуждающий импульс (полосой частот), и напряжённостью градиентного поля. Если РЧ-импульс будет содержать точно определённую полосу частот, то он вызовет возбуждение ядер, находящихся в точно определённом интервале относительно оси градиента, что и является выбором среза через исследуемый объект.
Длительность РЧ-импульса, а потому и полоса частот, — второй фактор, влияющий на толщину среза. Чем больше длительность импульса, тем тоньше в результате будет срез (рис. 6-16). Отрицательное последствие использования более тонких срезов — удлинение времени эхо (ТЕ). Поскольку ТЕ измеряют от центра импульса, то более длинные импульсы для обеспечения получения более тонких срезов приводят к необходимости использования более длинных ТЕ, что, в свою очередь, влияет на время получения изображений, артефакты и контраст.
И вменение частот, входящих в РЧ-импульс, соответствует смещению интервала, в котором ядра соответствуют условию резонанса, относительно оси градиента от нет ра исследуемого образца. Таким образом, можно переместить срез в любое нужное положение (рис. 6-17). Для выбора поперечных срезов градиент направляют вдоль оси z, для фронтальных срезов — вдоль оси у, для сагиттальных срезов — вдоль оси х.
76
Глава 6 Создание изображен)!
Многосрезовая томография
На рис. 6-18 изображено несколько возможных вариантов расположения срезов, применяемых в много-срезовой томографии. В том случае, когда срезы не перекрывают друг друга, каждый срез будет абсолютно независим от остальных.
Если же срезы частично совпадают, то РЧ-импуль-сы, применяемые для возбуждения различных срезов, будут препятствовать воздействию друг друга (например, прерывая процесс Т1-релаксации в смежных срезах), что приводит к снижению значения отношения сигнал/шум и, соответственно, интенсивности сигнала.
Поэтому во избежание этого взаимного влияния обычно между срезами оставляют небольшой промежуток, или возбуждающие импульсы разделяют на две серии: первая возбуждает нечётные срезы, вторая — все остальные.
Во многих импульсных последовательностях между возбуждениями каждого отдельного среза существует довольно большой промежуток времени (время повторения, TR), когда происходит восстановление намагниченности. Поскольку времена TI-релаксации тканей довольно большие, до повторения возбуждения необходима задержка вплоть до 3 с. Чтобы наиболее аффективно использовать это время, можно за каждый такой интервал возбудить несколько параллельных срезов, чего достигают изменением частот, входящих в РЧ-импульс.
Такую процедуру можно повторить несколько раз для получения серии срезов (рис. 6-19). Количество срезов, получаемых таким образом, можно определить, разделив время повторения TR на время, необходимое для получения каждого среза. Например, при TR=400 мс. ТЕ=50 мс теоретически возможное количество срезов равно восьми (на практике получается семь, поскольку для каждого среза необходимо немного больше времени, чем ТЕ).
Если время повторения достаточно большое, можно получить не только несколько срезов, а даже несколько изображений с увеличением ТЕ в каждом новом срезе. В результате получаются мультисрезовые мультиэхо-последовательности. Обычно при исследовании головного мозга одновременно получают 15 или 16 параллельных поперечных срезов с двумя эхо-сигналами. При этом время повторения (TR) устанавливают между 2000 и 3000 мс, времена двух эхо-сигналов (ТЕ) - 20 и 80 мс.
Многосрезовая томография нс ограничивается последовательностями спин-эхо, её можно проводить практически с любыми импульсными последовательностями. Добавив инверсионный импульс, можно получать изображения при помощи последовательности «инверсия-восстановление» с относительно длинным временем инверсии (Т1). В течение этого времени можно инвертировать и другие срезы. Однако обычно количество срезов при использовании последовательности «инверсия-восстановление» ограничено.
Рис. 6-18.
Множественные срезы: (а) срезы с широкими промежутками
(Ь) смежные срезы; (с) частично перекрывающиеся срезы
Рис. 6-19.
(а) Возбуждение нескольких срезов в течение одного цикч TR (мультисрезовая импульсная последовательность с одни эхо-сигналом). В данном случае, в течение одного TR-цик ла можно возбудить пять срезов. Частоты, входящие в РЧ импульсы, немного меняются так, чтобы возбуждались ядр< входящие в выбранный срез (см также рис. 6-17). (Ь) Во; буждепис нескольких срезов в течение одного цикла TR (им пульсная последовательность спин-эхо). В каждом срезе до бавляютсшё один эхо-сигнал для получения мул ьтисре зоне последовательное!и с двойным эхо. При этом количеств срезов уменьшается втрое из-за временных ограничений
Глава 6. Создание изображения
77
78
Глава 6. Создание изображена
МР-исследование
В двумерной МРТ возбуждение среза можно проводить, например, при помощи селективного РЧ-импульса в присутствии z-градиента. Существует два метода получения пространственной информации по двум оставшимся измерениям.
Только частотное кодирование
Оставшиеся два градиента (х и у) комбинируют так, что образуется результирующее градиентное поле с определённой напряжённостью и пространственным направлением. Спад свободной индукции регистрируют в присутствии этого градиента. После этого результирующее градиентное поле поворачивают на определенный угол. Зарегистрировав спад свободной индукции ещё раз, процесс повторяют до тех нор, пока не будет получен достаточный объём информации.
На основании частотных спектров реконструируют изображения методом обратных проекций, как показано на рис. 6-13.
Рис. 6-20.
Алгоритмы реконструкции изображений, используемые методе двумерного преобразования Фурье, скорее берут на чало от МРС, нежели от КТ, поскольку дня пространстве) ною кодирования сигнала используют как амплитудную.та и фазовую информацию. На первом этапе выполняют пос роение одномерных проекций, содержащих фазовую инфя мацию, поскольку перед включением считывающею град! епта накладывали и фазово-кодируюший градиент. Это радиент направляли под определёнными углами к считн вающему, а его длительность или амплитуду последователь но увеличивали. На втором этапе соответствующие течь каждой проекции подвергают преобразованию Фурье вЛ рой раз для образования окончательного изображения [8].
Двумерное преобразование Фурье
Этот метод объединяет фазовое и частотное кодирование. В настоящее время его считают стандартным методом получения изображений.
Один градиент, направленный, к примеру, вдоль оси у, включается сразу после возбуждающего импульса, позволяя спинам расфазироваться в присутствии у-гра-диента. Через некоторое время у-градиент выключается, и спад свободной индукции регистрируют только в присутствии х-градиенга. Таким образом, у-градиент служи г фазово-кодирующим градиентом (его часто называют подготавливающим градиентом), а х-градиент кодирует частотную информацию {считывающий градиент).
Далее система возбуждается повторно, по с изменением или длительности, или (чаще) напряжённости у-градиента.
Такой процесс повторяют п раз с различной величиной фазово-кодирующего градиента при каждом возбуждении для достижения разрешения в п пикселов в у-направлении.
Так как неоднородности магнитного поля в одинаковой мерс будут воздействовать при каждом повторении, на конечное изображение они не окажут существенного влияния, хотя и изменят нулевую линию. Это одно из основных достоинств метода двумерного преобразования Фурье. Получившуюся в результате двумерную матрицу сырых данных далее подвергают обработке при помощи двумерного преобразования Фурье для получения двумерных изображений (рис. 6-20).
Методику, объединяющую частотное и фазовое кодирование со ступенчатым изменением фазово-кодирующего градиента, называют двумерной спин-пакет-ной томографией (2D spin-wrap imaging) [1].
Рис. 6-21.
МР-исследовапис, проведённое при помощи двумерног преобразования Фурье и импульсной последовательное!! спин-эхо. Эта процедура состоит из выбора поперечного ере за через головной мозг при помощи пары 90е и 180° РЧ импульсов (z-паправление), фазового кодирования (у-ня правление) и частотного кодирования (х-направление) Фа зово-кодирующие градиенты меняют фазы соответству юших строк в поперечном срезе, частотпо-кодирующис гра диенты назначают каждому столбцу свою определённую час тоту. Объединение фазовой и частотной информаци, позволяет создать матрицу, в которой каждая точка обладас однозначной комбинацией фазового и частотного кодов. Во процедуру обычно повторяют с изменением фазокодирук щего градиента 256 раз дня построения изображения с ра. решением 256x256 пикселов.
плава 6 Создание изображения
79
Частотное кодирование
Частотная информация
80
Глава 6. Создание изображен
Рис. 6-21 объединяет все этапы МР-исследования, проведённого при помощи метода двумерного преобразования Фурье. В данном случае используют последовательность спин-эхо, хотя могла быть и почти любая импульсная последовательность, применяемая в медицинской МРТ.
Частичное преобразование Фурье
Для уменьшения времени сканирования можно пропустить несколько шагов фазового кодирования, а недостающие данные восстановить, исходя из уже полученных, учитывая зеркальную симметрию данных |7|. После этого реконструкцию изображения выполняют обычным образом. В идеальных условиях требовалось бы получить только половину массива данных, однако дефекты однородности магнитного поля и эффекты кровотока приводят к появлению фазовых ошибок. Для устранения влияния этих ошибок на изображения необходимо получить немного больше половины массива данных, а затем провести фазовую коррекцию оставшихся данных. А если получено 70% или более «сырых» данных, вычислять фазовую коррекцию необязательно.
При использовании этого метода со спин-эхо-импульсной последовательностью для точной реконструкции изображений достаточно произвести 55% шагов фазового кодирования, тогда как градиентные
последовательности требуют большего объема дан ных, поскольку в градиентном эхо-сигнале влиянд неоднородностей магнитного поля не устраняются что и становится причиной большего количества фа зовых ошибок. В обоих случаях значение отношения сигнал/шум в окончательных изображениях будет гораздо ниже, чем в изображениях, реконструированных из данных, полученных при использовании всех фазово-кодирующих шагов, так как шумы в двух половинах k-пространства будут коррелировать.
Трёхмерная Фурье-томография
Вее первые MP-изображения, полученные с конца 1970-х до начала I'980-х годов в лаборатории Пола С Лаутербура, были трёхмерными. Позже другие группы исследователей и производители томографов предложили двумерную томографию, поскольку в этом случае изображения можно было получать быстрее и проще Трёхмерные методы получения изображений, используемые в настоящее время, основаны на трёхмерно»: преобразовании Фурье. Двумерные спин-пакетные последовательности можно расширить до трёхмерных, если возбудить сразу весь объём исследования РЧ-импульсом без включения градиента, выбирающего срез.
В этом случае для получения пространственной информации в /-направлении вместо разделения на
Рис. 6-22.
Двумерные множественные срезы (а); трёхмерный толстый слой, из которого можно реконструировать двумерные срезы (Ь); трёхмерный объём, который можно использовать для построения срезов в любом направлении (с).
Глава 6 Создание изображения
81
срезы используют второй фазово-кодируюший градиент, причём, чтобы добиться полного пространственного кодирования объёма, необходимо после каждого шага первого фазово-кодирующего градиента последовательно проходить все значения второго.
Недостаток получения изображении при помощи трёхмерного преобразования Фурье — чрезмерно долгое время томографии, даже несмотря на то, что время повторения очень коротко. Основное преимущество трёхмерной томографии — высокое значение отношения сиг-нал/шум по сравнению с двумерными методиками (при постоянном размере воксела отношение сигнал/шум растёт как квадратный корень из количества срезов).
К другим преимуществам можно отнести возможность получения смежных срезов (что затруднительно при использовании многосрезовых методик), реконструкции срезов в любом желаемом направлении, получения очень тонких срезов, а также то, что срезы, создаваемые из трёхмерного массива данных, имеют идеальное прямоугольное очертание.
Среди дополнительных проблем, связанных с трёхмерной МРТ, необходимо отмстить высокие требования ксистемам обработки данных: для просмотра трёхмерных массивов данных, из которых обычно реконструируют 64—128 изображений, необходима отдельная рабочая станция. Кроме того, все изображения будут иметь только один вид контраста.
Компромиссом между трёхмерной и двумерной томографией служит возбуждение толстого слоя, далее
пространственно кодируемого при помощи трёхмерных последовательностей (рис. 6-22) [3]. Это позволяет более точно определить трёхмерный объём исследования, однако в том случае, когда в третьем направлении используют небольшое количество шагов фазово-кодирующего градиента, могут появиться значительные артефакты усиления. Слои должны иметь достаточно хорошее разделение на срезы, иначе при реконструкции изображений во избежание артефактов придётся использовать несколько крайних срезов для кодирования границ слоя [3].
Для трёхмерной томографии обычно используют не спин-эхо, а скорее градиентные (GRE) импульсные последовательности или «быстрое спин-эхо» (RSE/FSE/TSE).
Параллельная томография
Ешё одна современная технология получения изображений основана на системе из нескольких РЧ-при-нимающих катушек, независимо друг от друга улавливающих РЧ -волны от своих областей исследования (рис. 6-23) Такие катушки называют фазированными, или синергичными, системами поверхностных катушек. Каждая кагушка из системы регистрирует свой сигнал. Поэтому происходит одновременное получение нескольких независимых изображений, при обра-
Рис. 6-23.
Параллельная томография с системой из двух поверхностных катушек Каждая катушка регистрирует сигнал из половины поля окончательного изображения, поэтому для получения полного набора данных требуется только половина шагов фазово-кодирующего градиента.
Окончательное изображение
Система из двух поверхностных катушек
поля изображения)
(половина поля изображения)
82
Глава 6. Создание изображен'
ботке «сырых» данных синтезируемых в одну томограм-му. Подобное объединение нескольких принимающих поверхностных катушек в одну систему, как правило, применяют для увеличения отношения сигнал/шум.
Как уже упоминалось, чувствительность регистрации сигнала поверхностной катушки неоднородна. Эю позволяет извлечь дополнительную пространственную информацию о местонахождении ядер, от которых исходит сигнал. В результате удаётся сократить время сканирования за счёт уменьшения количества шагов фазового кодирования.
Для применения такой методики на практике необходимы вспомогательные специализированные алгоритмы реконструкции изображений. К наиболее известным можно отнести SENSE 8 (см. табл. 6-1) и SMASH.
Обратите внимание, что эти алгоритмы не следует путать с импульсными последовательностями, имеющими схожие акронимы. В принципе, их можно иснользо-ватьслюбыми импульсными последовательностями, при этом контраст получаемых изображений не изменится.
Оба алгоритма (SENSE и SMASH) реконструируют недостающие данные для получения окончательного изображения без артефактов наложения. Отличие алгоритмов друг от друга заключается в том, что SMASH производит все расчёты на «сырых» данных, до проведения преобразования Фурье, a SENSE работает с реконструированными изображениями от отдельных поверхностных катушек.
SENSE и SMASH учитывают профиль чувствительности поверхностных катушек. Однако пространственное кодирование, основанное на профиле чувствительности катушек, либо позволяет получить трёхмерные данные со слишком слабым пространственным разрешением (матрица 64x64x64), которые можно использовать для сканирования дополнительных срезов в любой проекции, либо требует использования дополнительного фазового кодирования для каждой части изображения.
С практической точки зрения, первый вариант занимает меньше времени, если нужно сканировать большее количество срезов, а второй вариант предпочтителен, если планируют только одно сканирование.
Алгоритмы реконструкции из группы SENSE можно использовать с большинством импульсных последовательностей для различных клинических приложений. Более того, они позволяют пользователю выбрать между увеличением временного или пространственного разрешения.
Отрицательная сторона параллельной томографии — снижение отношения сигнал/шум по сравнению со стандартным применением фазированных систем катушек. Снижение отношения сигнал/шум происходит уже не по общему закону квадратного корня, потому что используют некартезианский сбор данных (non-Cartesian sampling), и шум в разных пикселах взаимосвязан.
Таблица 6-1. Вспомогательные алгоритмы реконструкт изображений для параллельной томографии
Алгоритмы реконструкции изображений для параллельной томографии
SENSE
iPAT
SPEEDER
ASSET
Sensitivity encoding (кодирование чувствительности)
Integral parallel acquisition technique (интегральная методика для параллельной томографии)
Array spatial sensitivity encoding technique (методика пространственното кодирования чувствительности)
Список литературы
1. Edelstein WA, Hutchison J MS, Johnson G, RedpathT Spin warp NMR imaging, Phys Med Biol 1980; 25: 751-75;
2. Hutchison J MS, Edelstein WA, Johnson G. A who body NMR imaging machine. J Phys E Sci Instrum 198 13: 947-955.
3JohnsonG, Hutchison .IMS, RedpathTW, Eastwood В Improvements in performance time for simultanco three-dimensional NMR imaging. J Magn Reson 198 54: 374—384.
4. Jung KJ, Cho ZH. Reduction of flow artifacts in N.M diffusion imaging using view-angle tilted line projectic reconstruction. Magn Reson Med 1991; 19: 349—360.
5. Kumar A, Welti D, Ernst RR. NMR Fourt zeugmatography. J Magn Reson 1975; 18: 69—83.
6. Lauterbur PC. Image formation by induced loo interactions: examples employing NMR. Nature 1973; 24 190-191.
7. MacFall JR, Pole NJ, Vaurek RM Correctiont spatially dependent phase shifts for partial Fourier imagin Magn Reson Imag 1988; 6: 143—155.
8. Pruessmann KP, Wciger M, Scheidegger M B, Boesigei SENSE: sensitivity encoding for fast MR1. Magn Resc Med 1999; 42: 952-962.
9. Pykctt IL. NMR imaging in medicine. Scientil American 1982; 246: 78—88.
Глава 7
к-Пространство
Рис. 7-1.
Здесь что-то не так: неужели к-пространство, которое мы собираемся обсуждать, обозначает «пространство котов»? Фотография слева была сделана днем, справа — ночью. Обратите внимание на глаза кота: когда много света, зрачки узкие, а когда мало — широкие. Центральная часть сетчатки обнаруживает необычайную способность распознавания видимого сигнала благодаря находящемуся там мельчайшему островку расположенных близко друг к другу свсточувствител ьп ых клеток—колбочек. Этаобластьс максимальным пространственным разрешением покрывает всего 1° поля трения глаза. Ночью в восприятии изображения участвует и периферия сетчатки. Она обладает невероятной чувствительностью к свету, но вместе с тем и очень плохой способностью к различению деталей, к-Пространство ведёт себя несколько иначе, хотя что-то общее с описанным выше, несомненно, есть.
Рис. 7-3.
Построение изображения при помощи линзы с вымышленной плоскостью, в которой происходит обработка данных.
Введение
МРТ отличается от других методов медицинской визуализации особой гибкостью, что отчасти обусловлено уникальным способом представления «сырых» данных в матрице, называемой к-пространством, в которой они содержатся в виде абстрактного набора данных и остаются нерасшифрованными. Именно в это пространство «сырые» данные собираются при сканировании и содержатся там до их преобразования в окончательное анатомическое изображение.
Эпиграф к предисловию этой книги особенно хорошо подходит к этой главе. Простейший вариант изучения к-пространства — просто просмотреть текст книги и поверить во всё сказанное. Однако такой подход не поможет, если читатель захочет понять, как функционируют методики построения изображении, и в чём заключаются их недостатки (рис. 7-1).
k-Пространство — исключительно вымышленное, условное понятие. В М Р-томографе не существует специального оборудования, отвечающего за него. Это компьютерная матрица для сбора, хранения и обработки сложных данных, представленных тысячами синусоидных и косинусоидных волн, из которых и строится МР-изображение.
Термин «k-пространство» — математический. Букву «к» используют математики и физики для описания пространственной частоты распространения света, звука или (в общем случае) волновых процессов.
Эквивалентный пример из оптики
Для того чтобы разобраться и понять механизмы функционирования k-пространства, можно обратиться к другому физическому процессу, представить который будет гораздо проще: преломление линзой светового сигнала. Его описал Мецрих (Mezrich) в своей замечательной статье о k-пространстве [4|.
Обработка линзой падающего света в значительной степени определяет разрешение, размер и контраст изображения. Лишь малая доля лучей света, проходящих через линзу, направлена в её центр, большинство из них попадает на периферию. В идеальных линзах после преломления лучи встречаются в одной точке — фокусе, где и образуется инвертированное изображение (рис. 7-2).
Обработка линзой световых данных — более сложный процесс, чем это обычно представляется: от точки к точке не существует точного соответствия между
84
Глава 7. к-Пространств
точками внутри линзы (или внутри центральной плоскости в середине линзы) и окончательным изображением, создаваемым линзой. Все точки внутри линзы обрабатывают данные от всех точек исходного объекта. Но в нашем случае будет удобно представить такую центральную плоскость как место, где происходит обработка данных (рис. 7-3).
Видимый свет в действительности состоит из волн различных частот. Как уже упоминалось в главе 2, частотный анализ можно провести при помощи призмы. Линза — более сложное устройство. Её можно представить как специальный фильтр, в зависимости от своих характеристик пропускающий волны определенных частот. Она принимает сигнал, анализирует его, обрабатывает и создаёт изображение. По существу, она выполняет преобразование Фурье. Мы допустили, что преобразование Фурье выполняется в вымышленной центральной плоскости линзы. Попробуем поместить впереди линзы диафрагму или изменить размер линзы (рис. 7-4).
Изменение размера линзы или диафрагмы влияет на размер нашей «обрабатывающей плоскости». Чем круче угол падения света на линзу, тем чётче будет фокусное изображение; чем больше размер линзы, тем лучше будет пространственное разрешение. Чёткость окончательного изображения определяется внешними участками «плоскости преобразования Фурье». Пространственное разрешение также главным образом определяется точками, находящимися во внешних частях плоскости, потому что они пропускают высокие пространственные частоты, в отличие отточек, расположенных ближе к центру.
Низкие пространственные частоты проходят ближе к центру плоскости. Они отвечают главным образом за распределение ярких и тёмных элементов, т.е. определяют контраст изображения.
МР-изображение и к-пространствс
Всё, что было сказано про оптические линзы, сходны', образом относится и к к-пространству в МРТ (рис. 7-5 Так же как и в линзе, к-пространство собирает «сырые данные для преобразования Фурье. Одно из основны-различий — форма: линзы — круглые, тогда как к-про странство — прямоугольное.
В к-прошранстве диафрагма заменяется градиентным магнитными полями: частотно-кодирующим в одном направлении и фазово-кодирующим — в другом (рис. 7-6).
В МРТ k-пространство разделяют на три измерена (кх, к и ку). Причём обычно используют только два-кх и kv. Третье, kz, соответствующее направлению выбирающего срез градиента, чаше всего не используют
Точки, находящиеся в центре этой матрицы «сырых-данных, представляют небольшие значения градиентов тогда как с удалением от центра напряжённости соот ветствующих градиентных полей увеличиваются |3,7].
Возвращаясь ещё раз, в MP-изображении низки пространственные частоты определяют общий уровень сигнала и основные детали изображения (контраст), тогда как высокие частоты преимущественно определяют чёткость деталей (резкость изображения), кав показано на рис. 7-7.
Чёткость отображения пространственных детали небольших объектов также существенно влияет на кон траст, благодаря этому высокие пространственные час готы тоже вносят свой вклад в контраст изображения. Максимальная интенсивность сигнала записывается!1 центре k-пространства, так как считывающий и фазовый градиенты, соответствующие этим точкам, имеют относительно небольшие значения, и поэтому под тв влиянием процесс расфазировки спинов происходите меньшей степени.
Рис. 7-4.
Увеличение размеров линзы при неизменном фокусном расстоянии увеличивает пространственное разрешение изображения, потому что точки, составляющие изображение, становятся меньше. То же самое относится и к к-пространству: чем больше к-простран ст во при одинаковом поле изображения, тем лучше пространствеппое разрешение изображения.
Глава 7. к-Пространство
S5
Рис. 7-5.
От линзы к МРТ. Если сравнить этот рисунок с рис. 6-20, там к-пространство следует расположить как раз перед вторым преобразованием Фурье.
Рис. 7-6.
Матрица «сырых» данных, k-пространство, состоит из областей, которые заполняются информацией, необходимой для построения MP-изображения. Координаты к-пространства называют «пространственными частотами» (измеряют в циклах на миллиметр). Матрица заполняется в зависимости от напряжённости частотно-кодируюшего (считывающего градиента: красная стрелка, х-направление) и фазово-кодирующего (подготавливающего градиента: синяя стрелка, у-на-правление) градиентов. Напряжённость градиентных магнитных полей изменяется от низких (—1) до высоких (+1) значений, проходя через нуль (0) в центре.
Рис. 7-7.
k-Пространство с фильтрованием пространственных частот. Слева (рис. а и f) изображены к-пространство и реконструированная томограмма. На рис. b и g — аналогичное к-пространство с фильтром высоких частот; в реконструированном изображении теряется резкость, оно выглядит размытым, хотя контраст сохранён. На рис. с и h — k-пространство с фильтром низких частот; в реконструированном изображении теряется контраст, то1да как пространственные детали изображения практически не затронуты На рис. d и i показано влияние низкочастотного фильтра в считывающем направлении, а на рис. е и j — высокочастотного фильтра в подготавливающем направлении; результаты сходны с рис. b и с. Амплитуда (величина) сигнала соответствует абсолютной яркости изображения, потому что k-пространство — представление амплитуд зарегистрированных эхо-сигналов Самая высокая интенсивность находится в центре к-пространства.
86
Глава 7. к-Пространен
Программа MR Image Expert поможет вам разобраться, как функционирует к-пространство.
Артефакты к-пространства
MR Image Expert помогает получить представление о том, на что похоже к-пространство и что произойдёт, если с ним манипулировать.
Выберите File/Open или иконку с изображением головного мозга в меню программы MR Image Expert. Дважды нажмите правой кнопкой мыши на файл 1,5 Т: Normal Brain, transversal slice.
Теперь выберите Option/к-Space Filling, оставьте выбранными позиции (Direction/Frequency и Filter Туре/Low Pass, 100%) и нажмите OK.
Туманное изображение, которое при этом появится, — карта k-пространства. Подвиньте её вправо. Тем временем исходное изображение головного мозга подверглось повторно преобразованию Фурье, но новое изображение выглядит так же, как и первоначальное.
Вам не удастся выделить какое-либо анатомическое образование на построенной вами карте к-пространсгва.
Давайте попробуем сделать то же самое с другой областью тела человека. Поместите два изображения головного мозга в правую половину экрана.
Выберите File/Open или иконку с изображением тела в меню программы MR Image Expert. Дважды нажмите правой кнопкой мыши на файл 1.5 Т: Knee, sagittal slice.
Теперь выберите Option/к-Space Filling, оставьте выбранными позиции (Direction/Frequency \л. Filter Туре/Low Pass, 100%) и нажмите ОК.
Появится ещё одно туманное изображение к-пространства. Подвиньте его вправо. Исходное изображение коленного сустава подверглось повторно преобразованию Фурье.
Карты k-пространства головного мозга и коленного сустава выглядят одинаково, и нет никакого намёка па то, какие анатомические структуры скрываются в них.
Теперь давайте попробуем фильтровать какие-нибудь части k-пространства и посмотрим, что при этом произойдёт. Начнем с частотных фильтров
Сначала закройте два изображения коленною сустава и карту k-пространства изображения головного мозга.
Теперь выберите Option/k-Space Filling, нажмите на Frequency, выберите High Pass Filter 5% и нажмите ОК
На карте k-пространства будет показано, какие час тоты вырезаются. МР-изображение после повторное преобразования Фурье показывает анатомически структуры головы и головного мозга, но контраст прак тически отсутствует.
Закройте карту k-пространства и повторите тако же эксперимент, используя Low Pass Filter. Теперь MF изображение теряет резкость, но контраст есть.
Разберём ещё один пример.
Выберите File/Open или иконку с изображение позвоночника в меню программы MR Image Exper Дважды нажмите правой кнопкой мыши на файл 1.51 Lumbar Spine, sagittal slice.
Теперь выберите Option/k-Space Filling, нажмите н Phase, выберите High Pass Filter 5% и нажмите OK.
На карте k-пространства будет показано, какие час тоты вырезаются. Вы снова увидите МР-изображенс позвоночника и спинного мозга после повторного пре образования Фурье, но контраст будет практическт отсутствовать.
Закройте карту k-пространства и повторите тако же эксперимент, используя Low Pass Filter. Теперь MP изображение теряет резкость, но контраст есть.
А что произойдёт, если использовать фильтр в обо их направлениях?
Выберите Option/k-Space Filling, нажмите н. Frequency+Phase, выберите Low Pass Filter 25% и нажми те ОК.
На карте k-пространства будет показано, какие час тоты вырезаются. Получившееся изображение напоми нает одно из изображённых на рис. 7-7 b и g: на не сохранён контраст, но потеряна резкость.
Повторите то же самое с High Pass Filter 5%.
Проверьте самостоятельно, как будут влиять н изображения различные фильтры в различных на правлениях.
Вы увидите, что при 80% Low Pass Filtering качеств окончательного изображения будет вполне удовлетво рительным. Такие изображения часто используют дли уменьшения времени сканирования.
Дополнигельную информацию об этих методах bi можете найти в следующих главах.
Чтобы узнать про артефакты, образующиеся при манипуляциях с к-пространством, прочитайте главу 17 у описание программы MR Image Expert на стр. 208.
Глава 7, к-Пространство
87
Заполнение к-пространства данными и реконструкция изображения
В большинстве MP-импульсных последовательностей, применяемых в настоящее время в клинической практике, «сырые» данные помещаются в прямоугольное к-пространство [ 1 ].
В стандартной последовательности спин-эхо каждый 90° импульс образует новую строку (рис. 7-8). Длина строки определяется напряжённостью частотно-кодирующего градиента и временем сбора данных, а её расположение — напряжённостью фазово-кодирующего градиента.
Расположение линии определяется следующим образом. После начального 90° возбуждающего импульса спины упорядочиваются в направлениях фазово-кодирующего G* и частотно-кодирующего Gk (жёлтая стрелка на рис. 7-9 а) градиентов. Затем они разворачиваются 180° импульсом (красная/малиновая стрелки). После этого снова включается частотно-кодирующий градиент, и начинается регистрация сигнала. Всё это повторяется при различных амплитудах фазово -кодирующего градиента, пока k-пространство не будет заполнено (рис. 7-9 Ь).
В этом случае время, затрачиваемое на получение «сырых» данных, равно количеству шагов фазово-кодирующего градиента (NG ), умноженному на время повторения (TR) и количество возбуждений (NEX — number of excitation): NGvxTRxNEX.
Итак, мы заполнили матрицу данных, причём каждая строка содержит информацию от одного эхо-сигнала.
Теперь каждая точка подвергается преобразованию Фурье в х-направлении, в результате чего получится новая матрица данных, в которой каждая точка в каждом столбце содержит информацию, соответствующую определённой частоте, а фазовая информация отличается от точки к точке в разных строках.
Второе преобразование Фурье производится в у-направлении для извлечения фазовой информации. Это опять приведёт к появлению новой матрицы данных, в которой будет содержаться и частотная, и фазовая информация.
Таким образом, получилась матрица, содержащая изображение по модулям интенсивностей сигналов от различных точек, т.е. полный набор MP-сигналов от каждой точки. Необходимо обязательно выполнить фазовую коррекцию для устранения фазовых переходов от 0° к 360°.
Градиенты выбора среза (G)
Фазово-кодирующие градиенты
(G)
Рис. 7-8.
Графическое изображение импульсной последовательности спин-эхо.
Рис. 7-9.
Заполнение k-пространства при импульсной последовательности спин-эхо. Определение расположения одной линии (а). Заполнение всего к-пространства (Ь). Фазовое направление — синяя стрелка, частотное направление — красная стрелка. В обычных импульсных последовательностях, таких как спин-эхо, одна строка k-пространства заполняется за один TR-цикл (чаще всего при получении изображений используют 256 таких циклов, а не 10, как указано на рисунке).
88
Глава 7. к-Пространств;
Основные параметры, на которые могут оказать влияние данные, находящиеся в k-пространстве, перечислены в табл. 7-1. Читатель может ознакомиться с более углублёнными дискуссиями о k-пространстве и его практическом применении в обзорах Хеннига (Hennig) [2|, MeupHxa(Mezrich) [4|, Пелкаисоавт. (Pelc et al.) [51 и Петерса (Peters) [6].
Список литературы
1. Edelstein WA, Hutchison JMS, Johnson G and Redpath TW. Spin warp NMR imaging. Phys Med Biol 1980; 25: 751-756.
2. Hennig J. К-space sampling strategies. Eur Radiol 1999; 9; 1020-1031.
3. Ljunggren S. A simple graphical representation of Fourier-based imaging methods. J Magn Reson 1983; 54: 338-343.
4. Mezrich R. A perspective on k-space. Radiology 1995; 195: 297-315.
5. Pelc NJ, Glover GH. A stroll through k-space. In: Medical Physics Monograph no. 21: The Physics of MRI. American Institute of Physiscs 1993; 21: 771.
6. Peters TM. An introduction to k-space. In: Medical Physics Monograph no. 21: The physics of MRI. American Institute of Physiscs 1993; 21: 754.
7. Twieg DB. The k-trajectory formulation of the NMR imaging process with applications in analysis and synthesis of imaging methods. Med Phys 1983; 10: 610—621.
I* Скорость получения изображения
• Пространственное разрешение
• Поле изображения
• Контраст
Таблица 7-1. Основные параметры, на которые оказывав влияние модификация данных, находящихся в к-прс-странегве
Глава 8
Быстрые методики МРТ
Рис. 8-1.
Некоторые люди действуют медленно, другие — быстро. Оба стиля имеют свои преимущества и недостатки. Этот венский кэбмен не любит спешить, нам же хотелось бы проехать чуть быстрее. Вопрос в том, в каком случае будет лучше качество? Кто в результате «дальше будет»?
Введение
Обычная МРТ — медленный метод получения изображений. При использовании любой классической импульсной последовательности время исследования достаточно велико: например, для получения одного спин-эхо-изображсния необходимо 4—12 мин.
Это обусловлено, с одной стороны, длинными временами релаксации тканей, а с другой, — требованиями к величине отношения сигнал/шум и пространственному разрешению изображения.
Практически полное восстановление намагниченности спинов происходит за время, равное 5Т1 тканей. Для получения оптимального сигнала такое количество времени нужно пропустить перед воздействием каждого возбуждающего импульса. Поэтому, чтобы получить изображения, в которых влияние неполного восстановления намагниченности за время TR незначительно, необходимо использовать относительно длинные TR-значения, особенно в сильных магнитных полях, где Т1 тканей превышает 1 с.
В предыдущей главе мы узнали, что время получения одного изображения t можно определить по следующей формуле:
t=NG xTRxNEX,
У
где TR — время повторения; NG — количество шагов фазового кодирования (или количество строк в изображении, обычно на практике используют 256), а NEX — количество возбуждений (т.е. количество усреднений данных).
Если TR=2 с, NGy=256, NEX=2, то время получения изображения составит 1024 с (т.е. 17 мин 4 с).
Обычно как раз столько времени и необходимо для получения классической Т2-взвешенной томограммы. Как показано на рис. 8-2, на время получения изображения влияет много параметров, и изменение одного из них тотчас же окажет влияние на другие.
Рис. 8-2.
Время получения изображений зависит от множества факторов, среди которых необходимо отметить отношение сигнал/шум и пространственное разрешение. Для получения лучшего пространственного разрешения при том же значении отношения сигнал/шум или более высокого значения сигнал/шум при том же пространственном разрешении может потребоваться большее количество усреднений, что приведёт к увеличению времени сканирования.
90
Глава 8. Быстрые методики МР’
С первых дней существования МРТ были приложены значительные усилия, чтобы сократить время сканирования. Например, улучшения значения отношения сигнал/шум достигали увеличением напряжённости магнитного поля MP-томографов. Оборудование (в частности РЧ-катушки) и программное обеспечение также постоянно улучшали.
Были предложены мультисрсзовые последовательности с множественными эхо-сигналами (мульти-эхо), которые используют длинные интервалы TR для создания большого количества изображений. Но несмотря на это, до начала 1990 х годов получение изображений за секунды, а тем более в реальном времени, казалось невозможным.
В начале 1980-х голов многие физики полагали, что быстрая МРТ невозможна из-за ограничений, установленных временами релаксации. Основным препятствием сны и несколько секунд восстановления намагниченности после каждого возбуждения. И только в середине 1980-х появились новые идеи относительно того, как ускорить получение МР-изображений.
Чтобы облегчить понимание быстрых последовательностей, вспомним некоторые из основных принципов обычной МРТ. Первый этан МР-исследовапия — получение сигнала, содержащего информацию о пространственном нахождении ядер. Второй важный этап — регулировка контраста изображения, определяемого импульсной последовательностью. Вообще, реконструкция изображений и импульсные последовательности между собой никак не связаны, поэтому любую импульсную последовательность можно комбинировать с любым методом реконструкции. Для лучшего понимания основ быстрых импульсных последовательностей предположим, что сканирование будут проводить при помощи двумерной пакетной спиновой последовательности с селективным возбуждением одного или нескольких срезов, а реконструкцию — при помощи двумерного преобразования Фурье, в результате чего получится двумерное изображение.
Вид MP-сигнала определяют многочисленные факторы: протонная плотность (р), Tl, Т2, кровоток и диффузия. Подготовив спины соответствующим образом, можно выделить вклад одного или нескольких из этих факторов.
Основные импульсные последовательности (спин-эхо, «инверсия-восстановление», «частичное насыщение») кратко описаны в главах 4 и 6. Для построения изображений эти последовательности должны быть модифицированы, так как в этом случае появляется необходимость повторно формировать сигнал (спад свободной индукции) в присутствии градиентных магнитных полей, чего достигают при помощи спинового или градиентного эхо. При этом появляется достаточное количество времени для воздейщвия других кодирующих пространственное местонахождение градиентных полей (срез- и фазово-кодирующис градиенты в двумерном пакетном спиновом исследовании).
Модифицированная таким образом импульсна последовательность спин-эхо создаёт одно спин-эхо изображение, причем уровень сигнала главным образом определяется двумя параметрами: временем повто рения (TR) и временем эхо (ТЕ). Поскольку в это. последовательности чаше всего используют относ» тельно длинные TR, для повышения её эффективное ти та один интервал времени повторения можно полу чать несколько срезов.
По-разному изменяя значения TR и ТЕ, можно получить Т1- или Т2-взвешепные изображения. Подрой но это будет описано в следующих главах.
Кроме того, Т1-контраст можно создать при помощи инвертирующего импульса (180°) и задержки! перед воздействием возбуждающего импульса (90! Однако в любо"м случае после этого используют 180 импульс, инвертирующий z-намагниченность и визы вающий рсфокусировку поперечной намагниченное ти, приводя к образованию спип-эхо-сигнала.
Количество информации, получаемой с помощь» последовательности спин-эхо, можно увеличить, ест использовать серию 180° импульсов, создающих множественные эхо-сигналы. Обычно после каждого возбуждения каждый эхо-сигнал заполняет одну строю «сырых» данных в k-пространстве одного изображения Поэтому при создании п эхо-сигналов можно заполнить по одной строке в п изображениях. Томограммы, полученные при помощи последовательностей мульти-эхо, имеют различный контраст, что обусловлен увеличивающимся временем эхо. Разнообразные варианты последовательности спин-эхо и формирование контраста изображений подробно описаны в следующих главах.
RARE
Последовательность RARE (Rapid Aquisilion with Relaxation Enhamcement; сё также называют Rapid Spin Echo — RSE, Fast Spin Echo — FSE и Turbo Spir Echo — TSE) была предложена Юргеном Хеннигом (Jurgen Hennig) в 1986 г. [9]. Она основана на последовательности мульти-эхо. В течение нескольких лет RARE частично заменила «мульти-эхо», бывшую самой распространённой последовательностью в клинической МРТ Однако окончательной замены не произошло из-за некоторой нечёткости тонких деталей на RARE-изображсниях.
Вместо одинаковых фазокодирующих градиентов для каждого эхо-сигнала, используемых для построения одной строки нескольких изображений (каждое из которых соответствует определённому значению ТЕ), в последоваюльности RARE во время каждого эхо-сигнала воздействуют различные фазово-кодирующие градиенты. Это позволяет использовать эхо-сигналы для построения различных строк одного изображения (рис. 8-3 и 8-4).
Глава 8. Быстрые методики МРТ
91
180°...
(дополнительные 180° импульсы)
Рис. 8-3.
Импульсная последовательность RARE — модифицированная мульти-эхо последовательность. В ней создастся цепочка эхо-сигналов, причем каждый регистрируется при воздействии определённого фазово-кодируюшего градиента. Обычно используют от 8 до 16 эхо-сигналов. Существует несколько разновидностей последовательности с различными вариантами переключения градиентов.
Фазово-
кодирующие градиенты (GJ
Частотно-кодирующие градиенты (GJ
Рис. 8-4.
Сравнение импульсных последовательностей мульти-эхо (а) и RARE (b). Каждый эхо-сигнал в мульти-эхо последовательности используют для создания отдельного изображения (один эхо-сигнал — одна строка k-пространства), тогда как в RARE-послсдовательности каждый эхо-сигнал используют для заполнения соответствующей строки матрицы «сырых» данных (к-пространства) одного (как в этом примере) или двух изображений.
1-й эхо-сигнал 2-й эхо-сигнал 3-й эхо-сигнал 4-й эхо-сигнал
1-е изображение 2-е изображение 3-е изображение 4-е изображение
1-й эхо-сигнал 2-й эхо-сигнал 3-й эхо-сигнал 4-й эхо-сигнал
1-я линия 2-я линия 3-я линия 4-я линия
92
Глава 8. Быстрые методики МР
Например, мульти-эхо последовательность с 8 эхо-сигналами, применённая как RARE, позволяет получить 8 строк k-пространства одного изображения или по 4 строки двух изображений. Это приводит к 8- или 4-кратному сокращению количества возбуждений, необходимых для получения полного объёма данных, при сохранении полезного для клинической диагностики контраста последовательности спин-эхо.
В последовательности RARE, в которой 8 эхо-сигналов используют для получения 8 строк изображения с матрицей 128x128, каждой строке соответствует различное значение времени эхо, и, следовательно, разная степень Т2-взвешснности. Это становится нежелательным ограничением RARE, но его можно преодолеть, изменяя соответствие эхо-сигналов определённым строкам к-пространства. Наиболее подходящим для клинической практики вариантом последовательности RARE, возможно, является использование первой половины цепочки эхо-сигналов для получения нескольких строк изображения, взвешенного по протонной плотности, а второй половины — Т2-взвешенного изображения. В этом случае удаётся, сохранив клиническую пользу последовательности «двойное эхо», уменьшить время томографии в 2—8 раз в зависимости от количества используемых эхо-сигналов [13].
Градиентные импульсные последовательности
Совершенно иной подход к быстрой томографии реализован в импульсных последовательностях, существенно сокративших время получения М P-изображений для повседневной клинической практики. Их общее название — градиентные последовательности (GE — gradient echo sequences), хотя правильнее их называть «последовательности эхо-сигналов, вызванных градиентами» (GRE — gradient recalled echo sequences). Кроме того, для их обозначения существует бескрайнее множество различных акронимов. Обзор быстрых импульсных последовательностей, их названия и акронимы приведены в табл. 8-1. Описание основных принципов образования градиентных эхо-сигналов можно найти в главе 6.
Первая последовательность в этой группе была предложена в 1986 г. Акселем Хаазе (Axel Haase) и соавт. и названа FLASH (Fast Low Angle Shot) [6]. FLASH — последовательность «насыщение-восстановление» с коротким временем повторения (TR <200 мс), небольшим углом отклонения намагниченности (FA <90°) и рефокусированием сигнала при помощи градиентного эхо.
Применение углов отклонения, отличных от 90° и 180°, положило конец идеологии необходимости долгого времени исследования, основанной на уверенности в том, что Т1 — фактор, определяющий время в МРТ.
Рис. 8-5 хорошо иллюстрирует основной принцип, ставший причиной использования небольших углов
отклонения. 90° угол отклонения переводит всю пр<. дольную намагниченность (направленную вдоль осн в поперечную (сигнал в плоскости х’-у’), тогда как например, 30° угол отклонения образует только поле вину максимальной величины поперечной намагнь ченности (sin 30°), но при этом сохраняется 87% z-на магниченное™ (cos 30°)- z-Намагниченность бум восстанавливаться со скоростью, определяемой Т значением, в течение промежутка времени междуш пульсами. Однако, так как в последовательност FLASH используют короткие TR, z-намагниченноси оставшаяся после предыдущего импульса, значите» но увеличивает интенсивность сигнала, получаемо! после следующего РЧ-импульса.
Для установленного времени повторения можн вычислить угол отклонения, обеспечивающий получе ние максимальной интенсивности сигнала. Его назы вают углом Эрнста [3]:
Угол Эрнста=со8 1 [exp(-TR/Tl)].
На рис. 8-6 представлены основные различия иу пульсных последовательностей спин-эхо и градиент ное эхо (FLASH).
В отличие от спин-эхо, во всех градиентных после довательностях влияния неоднородностей магните го поля не компенсированы, поэтому для получени изображений высокого качества необходимо исполь зовать короткие ТЕ. Это исключает возможность ш личения времени эхо для получения Т2-контраста Один из вариантов уменьшения влияния неоднороа ностей магнитного поля — использование воксела небольших размеров, что ограничивает амплитуду рас фазировки внутри воксела.
Для уменьшения ТЕ необходимо достаточно быс тро переключать градиенты и поддерживать их ста бильными после включения. При переключении гра диентов для создания эхо-сигнала затрачиваете-меньшее количество энергии, чем при использованш 180° импульсов. Именно поэтому градиентные после довательности способствуют меньшему поглощении энергии телом пациента, в чём заключается их пре имущество. Тем не менее, у этих последовательное тей существует и большое количество недостатков препятствующих полной замене стандартного спин эхо последовательностью FLASH.
И з-за короткого значения TR последовательност FLASH уменьшает не только время сбора данных, н( также и количество срезов, которые можно получить Поэтому приходится искать оптимальное время повто рения, учитывая необходимое количество срезов и дру гие факторы, например продолжительность задержки дыхания при исследовании брюшной полости или частоту сердечных сокращений при исследовании сердца. Уменьшение времени томографии способствуе снижению числа артефактов от движения, тогда как количество артефактов от кровотока, наоборот, возрас тает, поскольку при использовании коротких времеь
Глава 8. Быстрые методики МРТ
93
Таблица 8-1. Быстрые импульсные последовательности. Градиентные импульсные последовательности представлены обычным шрифтом, спин-эхо — курсивом. Некоторые компании используют различные акронимы для описания одних и тех же импульсных последовательностей. Особенно это относится к градиентным последовательностям. Некоторые из упомянутых акронимов — зарегистрированные торговые марки. Обратите внимание, что некоторые акронимы, такие как FAST, FISP hSSFP, используют разные компании для описания различных импульсных последовательностей. Втаблицу включены только наиболее широко используемые методики. См. также обзор основных семейств градиентных импульсных последовательностей в табл 10-7.
1 Акроним Пояснение названия Акроним Пояснение названия
Balanced FFE СЕ-FAST СЕ-FAST Т1 СЕ-FAST Т2 CSFSE DE FGR DEFAISE DESS DFSE E-SHORT FADE FAME fase FAST FATE FE FED1F FEER FESUM FFE FGR FISP balanced fast field echo сбалансированное быстрое полевое эхо contrast-enhanced устойчивое состояние с Fourier-acquired steady Фурье-обработкой и усилен-state ным контрас гом contrast-enhanced fast быстрое полевое эхо с field echo (Т1- усиленным контрастом (Т1- weighted) взвешенное) CE-FFE (T2-weightcd) быстрое полевое эхо с усиленным контрастом (Т2-взвсшепнос) continuous-slice fast- быстрое получение непрерыв-acquisition spin echo пых срезов при помощи спин- эхо driven-equilibrium fast получение изображений при gradient-recalled управляемом равновесии, быс- acquisition in the steady тром переключении градиен-state тов, в устойчивом состоянии dual-echo fast- быстрое получение изображс- acquisition interleaved ний при помощи двойного эхо spin echo и чередующихся спиновых эхо-сигналов double-echo steady- двойное эхо в устойчивом costate (combination of стоянии (комбинация FISP и FISP and PS1F) PSIF) double-fast spin echo двойное быстрое спиновое эхо steady-state gradient градиентное эхо в устойчивом echo with spin-echo состоянии со сбором инфор- sampling мации при помощи спин-эхо FASE acquisition РЛЗЕ-последователыюсть с double echo двойным эхо Fast-acquisition multi- быстрое получение изображе- echo ний при помощи множествен- ных эхо-сигналов fast spin echo быстрое спиновое эхо Fouiier-acquired steady устойчивое состояние с state Фурье-обработкой fast turbo echo (=FADE) быстрое «турбо»-эхо (=FADE) field echo полевое эхо field echo with echo полевое эхо co временем эхо, time set for water and установленным таким обра-fat signals in opposition зом, чтобы сигналы от воды и жировой ткани находились в противофазе field even-echo by полевое чётное эхо, получен- rcversal ное при полном изменении полярности (градиентов) field echo with echo полевое эхо со временем эхо, time set for water and установленным таким обра-fat signals in phase зом, чтобы сигналы от воды и жировой ткани находились в фазе fast field echo быстрое полевое эхо fast gradient-recalled быстрое получение изображе-acquisition in steady state ний при помощи переключения градиентов в устойчивом состоянии fast imaging with steady быстрая томография с устой-precession чивой прецессией FLARE fast low-angle recalled echo FLASH fast low-angle shot FRE field-reveisal echo FS fast scan FSE fast spin echo F-SHORT steady-state gradient echo based on free induction decay FSPGR fast spoiled gradient-recalled G E gradient echo GFE gradient field echo GFEC gradient field echo with contrast GRASE gradient and spin echo GRASS gradient-recalled acquisition in the steady state GRE gradient echo (as «generic» name); gradient-recalled echo GREC gradient field echo with contrast GRECO gradient-recalled echo GRECHO gradient-recalled echo 1R FGR inversion recovery' fast gradient-recalled acquisition in the steady state MESS multi-echo single shot MPGR multiplanar gradient- recalled MP-RAGE magnetization-prepared rapid gradient echo PF1 partial flip imaging PS partial salination PSIF reverse fast imaging with steady precession QUEST quick echo-split imaging technique RAM-FAST rapidly acquired magnetization-prepared Fourier-acquired steady state RARE rapid acquisition with relaxation enhancement RF-FAST RF-spoiled Fourier-acquied steady state быстрые вызванные эхо-сигналы с небольшими углами отклонения быстрая экспозиция с малым углом отклонения эхо, получаемое при полном изменении полярности градиентного поля быстрое сканирования быстрое спиновое эхо градиентное эхо в устойчивом состоянии, основанное на спаде свободной индукции быстрое, очищенное, вызванное градиентами эхо градиентное эхо градиентное полевое эхо градиен гное полевое эхо с контрастом градиентное и спиновое эхо получение изображений при помощи переключения градиентов в устойчивом состоянии градиентное эхо (как общее «родовое» название); эхо-сигналы, вызванные градиентами градиентное полевое эхо с контрастом эхо-сигналы, вызванные градиентами эхо-сигналы, вызванные градиентами быстрое получение изображении при помощи инверсии-восстановления и переключения градиентов в устойчивом сост оянии однокадровое мультиэхо многоплоскостные, вызванные градиентами эхо-сигналы быстрое градиентное эхо с подготовкой намагниченности получение изображений с частичным отклонением намагниченности частичное насыщение быстрое получение изображений с устойчивой прецессией и инверсией градиентов методика быстрого получения изображений с разделением эхо-сигнатов быстро получаемое устойчивое состояние с подготовкой намагниченности и Фурье-обработкой быстрое получение изображений с усилением релаксации РЧ-очи щен ное стационарное состояние с Фурье-обработкой
94
Глава 8. Быстрые методики МР
Акроним Пояснение названия Акроним Пояснение названия
.«г spoiled KF-sponea rbuner-acquired RISE rapid imaging spin echo ROAST resonant offset avera- ging in the steady state RS rapid scan RSb rapid spin echo SHORT shoit repetition technique SMASH short minimum-angle shot SPGR spoiled gradient reca led SSFP steady-state free precession STAGE small tip angle gradient echo STAGE:T1W small tip angle gradient echo: TI-weighted STEP stimulated echo progressive imaging РЧ-очищение с Фурье-обработкой быстрое получение спин-эхо-изображении резонансное усреднение со сдвигом в устойчивом состоянии быстрое сканирование быстрое спиновое эхо методика с короткими временами повторения быстрый импульс с минимальным углом отклонения очищенные, вызванные градиентами эхо-сигналы свободная прецессия в устойчивом состоянии ipa щентное эхо с небольшими углами отклонения градиентное эхо с небольшими углами отклонения (Т1 -взвешенное) прогрессивное получение изображений при помощи стимулированного эхо TFI 3D MPRAGE TI FAST TI FFE Т2 FFE TRUE F1SP TSE Tuibo-FE Turbo-FLASH Turbo SE Turbo SHORT «tnibo»-field echo «турбо»-полевое эхо 3D magnetization- трёхмерное быстрое градиент- prepared rapid ное эхо с подготовкой намагни- gradient echo ценности Fourier-acquired устойчивое состояние с Фуры steady state (Т1 - обработкой (Т1-взвешенное) weighted) contrast-enhanced быстрое полевое эхо с усиленным fast field echo (TI- контрастом (TI-взвешенное) weighted) contrast-enhanced быстрое полевое эхо с усиленным fast field echo (Т2- контрастом (Т2-взвешенное) weighted) fast imaging with быстрое получение изображе- stcady precession ний с устойчивой прецессией (heavily Т2-weighted) (сильно Т2-взвешенное) «turbo»”spin echo «турбо»-спин-эхо «turbo» field echo «турбо»-полевое эхо «turbo»-fast low angle «турбо»-быстрая экспозиция c shot малым углом отклонения «turbo» spin echo «турбо»-спин-эхо «tuibo» short «турбо»-методика с коротким! repetition technique временами повторения
STERF steady-state technique with refocused free induction decay
методика попучения устойчивого состояния с рефокусировкой спада свободной индукции
повторения разница интенсивностей сигнала от крови и стационарных тканей становится более заметной.
Эту особенность используют в кино-MPT, основанной на последовательности FLASH, когда за один сердечный цикл получают от 8 до 32 первых строк изображений одного и того же среза, затем всё это повторяют последовательно для всех следующих шагов фазово-кодирующего градиента. В результате получают от 8 до 32 изображений, каждое из них представляет различную фазу сердечного цикла. Эти изображения воспроизводятся в виде замкнутой кино-петли, что позволяет продемонстрировать функцию и динамику сокращений сердца.
Поперечная когерентность
Когда во FLASH-последовательности время повторения убывает настолько, что становится меньше Т2, это начинает оказывать влияние на процесс релаксации из-за наличия поперечных когерентностей [51. При их использовании или, наоборот, подавлении возможно несколько различных быстрых схем получения изображений, основанных на последовательности FLASH.
Чтобы понять, почему возникают поперечные когерентности, нужно несколько модифицировать общее представление о спиновом эхо. После 90° импульса спины начинают расфазироваться. Когда через время т после 90° импульса воздействует 180° импульс, намагниченность начинает рефазироваться, и через время т после 180° импульса образуется спиновое эхо. Эта модель очень полезна, поскольку она создаёт чёткую
картину формирования спинового эха. Однако не та; просто представить влияния импульсов с углом < 180:
Дело в том, что такие импульсы тоже образуют спи новое эхо. Но когда угол отклонения не равен 180' амплитуда эхо-сигналов гораздо меньше, чем амплитуда аналогичных эхо-сигналов, образованных 180 рефокусирующими импульсами. Получается, что по мимо процесса эволюции z-намагниченности, появля ется также эволюция поперечной намагниченности: регистрируемый сигнал представлен двумя составля ющими: новой поперечной намагниченностью и эхо составляющей, представляющей собой сумму всех воз можных спиновых эхо-сигналов, образующихся результате воздействия РЧ-импульсов <180°.
Манипулируя этими параметрами, можно получит три вида быстрых импульсных последовательностей основанных на FLASH. Всех их можно воспроизвест) при помощи программы MR Image Expert. Необходи мые для этого инструкции приведены в главе 10.
Рефокусированный FLASH (известен также как FFE FISP, FAST, GRASS, ROAST). В этих последовательное гях регистрируют весь сигнал после РЧ-импульса, соответствующего комбинации новой поперечной намаг ниченности и эхо-составляющей [4, 17].
В этом случае получают высокое значение отноше иия сигнал/шум, но, как правило, не очень хороши! контраст. Очень интенсивный сигнал образуется от те кущей крови, поскольку намагниченность спинос притекающих в исследуемый срез, будет находиться равновесном состоянии (Мо), в отличие от устойчиво го состояния намагниченности спинов стационарны тканей (обычно 10% Мо).
Ечава 8. Быстрые методики МРТ 9:
Рис. 8-5.
Стандартная импульсная последовательность (а) в сравнении с быстрой последовательностью типа FLASH (b). В обоих случаях в состоянии равновесия вектор макроскопической намагниченности направлен вдоль оси z. В стандартной последовательности 90° импульс отклоняет вектор намагниченности в плоскость х’-у’. При этом продольной компоненты намагниченности не остаётся. В последовательности FLASH происходит воздействие импульса с углом отклонения ос<90°. Такой импульс разделяет вектор макроскопической намагниченности на две компоненты: продольную и поперечную. В нашем примере (с) угол а равен 30°. В этом случае сохраняется 87% продольной намагниченности, тогда как образующаяся поперечная намагниченность будет составлять 50% максимально возможною значения (Мо).
Рис. 8-6.
Стандартная импульсная последовательность (а) в сравнении с быстрой последовательностью типа FLASH (b). (а) В импульсной последовательности спин-эхо эхо-сигнал образуется при помощи 180° импульса. Это требует сравнительно больших задержек времени и вызывает заметное накопление энергии в исследуемом образце. Из-за зависимости времени повторения от Т1, TR должно быть относительно длинным. (Ь) В последовательност и FLASH вместо первого 90° импульса можно использовать импульс с любым углом отклонения. Эхо-сигнал образуется при помощи переключения полярности градиентных полей. Это можно сделать гораздо быстрее и с меньшей нагрузкой на пациента (т.е. метод потенциально менее опасен). Поэтому значения TR (и ТЕ) можно выбрать короче. SE — спиновое эхо; GRE — градиентное эхо.
96
Глава 8. Быстрые методики МР
FLASH с усиленным контрастом (Contrast-Enhanced. СЕ; известен также как CE-FFE, PSIF, SSFP). В этих последовательностях регистрируют только эхо-составляющую [8]. Чтобы избежать её смешивания с новой поперечной намагниченностью, появляющейся после очередного РЧ-импульса, эхо-составляющую регистрируют как раз до воздействия РЧ-импульса в виде градиентного эхо.
СЕ-FLASH последовательности обеспечивают хороший Т2-взвешенный контраст, по сравнительно низкое отношение сигнал/шум. Сокращение TR улучшает отношение сигнал/шум, но также и ухудшает контраст. Артефакты от кровотока при использовании СЕ-FLASH, как правило, отсутствуют, поскольку кровь за интервал TR покидает исследуемый срез, поэтому её поперечная намагниченное! ь нс может быть рефокусирована для образования эхо-сигнала.
Очищенный (Spoiled) FLASH. В этом виде быстрых импульсных последовательностей регистрируют только новую поперечную намагниченность. Эхо-составляющую удаляют (вычищают) при помощи очищающих градиентов или методами фазового очищения. При использовании больших углов отклонения очищенные FLASH-поеледовагсльности могут дать хороший Т1-взвешенный контраст.
Существует ещё два варианта последовательности FLASH - FADE 116] и FISP [14].
• Последовательность FADE объединяет рефокусированный и СЕ-FLASH в одну последовательность, в которой два результирующих сигнала регистрируют в отдельные промежутки времени в течение одного интервала между РЧ-импульсами. Поэтому в ней используют большие значения TR, но последовательность более эффективна, поскольку позволяет получить два изображения с различным контрастом.
• Последовательность FISP разработана, чтобы совместить два сигнала, регистрируемых отдельно в последовательности FADE, в один с превосходным значением отношения сигнал/шум. К сожалению, эта последовательность не очень практична, поскольку при малейшей неточности в совмещении двух изображений появляются артефакты [18].
Нелишне напомнить, что акроним F1SP используют для обозначения двух различных импульсных последовательностей (как только что упомянутой, так и рефокусированного FLASH). Модификацию рефокусированного FLASH с рефокусировкой всех трёх градиентов называю! «True FISP» или «Balanced FFE». Эти последовательности широко используют для исследования сердца.
Сверхбыстрые градиентные последовательности
Одним из последних нововведений стало использование очень быстрых FLASH-нослсдовательностей
(с TR от 4 до 10 мс) для получения изображений за се кунды или даже доли секунды. Такие последователь ности используют, например, для исследования оргы нов брюшной полости, и, как правило, в односрезово1 режиме. Они позволили проводить сканирование в время задержки дыхания, что помогло устранить артг факты-«при зраки» и эффект «размывания» изображу пий, возникающие из-за дыхательных движений.
В основной последовательности «мгновенный FLASI] используют очень маленькие углы отклонения, соотве ствующие углу Эрнста для очень коротких TR, без какм либо очищающих или рефокусирующих градиентов.
При этом почти (или даже совсем) не образуется эф фекта поперечной когерентности, а получающиеся изо& ражения бывают взвешенными по протонной плотно, ти. Для улучшения контраста можно использоват । юд! отапливающий импульс. Его роль заключается в под готовке z-намагниченности до начала сканирования [7|
Время получения изображении с матрицей 128x12 на клинических томографах варьирует от 0,5 до 1 с.
К основным областям применения мгновении FLASH-последовагсльностей можно отнести исследо вания органов брюшной полости, сердца, а также функ циоиальную (динамическую) томографию с примете писм контрастных средств. В первых двух случаях пр использовании других методик возникают проблема связанные с артефактами отдыхательных движений ид (при синхронизации с дыханием) слишком болышг временем сканирования. Необходимого для проведены динамической томографии временного разрешения (1-Зс можно достичь при помощи мгновенных последователь постой. Однако их следует использовать только в тог случае, если получаемое пространственное разрешены (128х 128) приемлемо. Для проведения двумерных иссле дований головы предпочтительнее стандартные после дователыюсти спин-эхо или RARE, поскольку обычно1 этом случае артефакты от движений не становятся серь ёзной проблемой, но к сверхбыстрой томографии при ходится прибегать при использовании последовательно стой, высоко чувствительных к движениям (например при исследованиях диффузии).
Следующая группа быстрых последовательностей коренным образом отличается от двух уже упомянуты' методик.
Эхо-планарная томография
Эхо-планарная томография (EPl — echo-planai imaging) — самая быстрая последовательность из все? известных в настоящее время. В отличие от остальные последовательностей, рассмотренных в этой главе, она не использует пакетный спиновый метод.
Тем не менее, современные варианты эхо-планарной томографии принципиально очень похожи на пакетные спиновые последовательности. EPI впервые
Глава 8. Быстрые мегодики МРТ
97
была предложена Петером Мейсфилдом (Peter Mansfield) в 1977 г. [12|. Её основной принцип заключается в однократном возбуждении спинов, за которым следует быстрое переключение сильных градиентных полей, образующих серию градиентных эхо-сигналов, каждый из которых регистрируют в присутствии соответствующего фазово-кодирующего градиента, поэтому полученный в результате объём данных можно использовать для реконструкции изображений.
Фазовый градиент может иметь либо постоянное значение, что и использовали в первоначальных эхо-планарных исследованиях (рис. 8-7), либо состоять из серии небольших «вспышек», каждая из которых соответствует одному шагу фазового кодирования [101. Пример, изображённый на рис. 8-7, состоит из 9 периодов сканирования. Для изображения с матрицей 64x128 необходимо 64 таких периода, причём за каждый из них нужно получить сигнал от 128 точек. Траектория заполнения k-пространства напоминает пилообразную кривую (рис. 8-8).
Одна из основных проблем первоначальной эхо-ппанарной последовательности — Т2*-расфазировка сигнала влечение сканирования. Уменьшить этот эффект можно, образуя последовательность эхо-планарных сигналов вокруг спинового эха, тем нс менее и в этом случае в начале и конце EPI-последовательности происходит значительная Т2*-расфазировка. Чтобы минимизировать этот эффект, необходимо добиваться оченькоротких времён сканирования [2, 15].
Однако по мере сокращения времени сканирования происходит снижение отношения сигнал/шум, и для получения заданного разрешения требуется увеличение амплитуды считывающего градиента. По этим при
Рис. 8-7.
Импульсная последовательность ЕР1 (последовательность MBEST, основанная на спаде свободной индукции).
чинам при одноимпульсной (single-shot) ЕР1 размер матрицы обычно ограничивается значением 128x256.
Высокое быстродействие эхо-планарной томографии очень привлекательно. К сожалению, сопутствующие технические проблемы препятствуют её применению во многих клинических ситуациях, для которых она предназначена.
Тем не менее, последние усовершенствования градиентной техники позволили отчасти преодолеть эти проблемы, и в настоящее время одноимпульсная EPI доступна на большинстве новых томографах с полем 1,5 Тл.
Одноимпульсная эхо-планарная томография по-прежнему подвержена артефактам от химического сдвига, поскольку ширина полосы частот, приходяшей-
Рис. 8-8.
Траектория заполнения к-просгранства при EPI-исследовании.
98
Глава 8. Быстрые методики МР
ся на один пиксел вфазово-кодирующсм направлении, меньше величины химического сдвига между водой и жиром. Области применения эхо-планарной томографии аналогичны перечисленным для мгновенной FLASH-последовательности.
Мультиимпульсная (multi-shot) EPI позволяет радикально улучшить качество изображений.
Некоторая неопределённость остаётся относительно вопроса о безопасности эхо-планарной томографии, поскольку очень быстрое переключение сильных градиентов вызывает образование электрических токов в организме человека, что может стимулировать нервы, в том числе и сердечные [1]. Никакой реальной опасности пока обнаружено нс было, однако дальнейшие исследования этой проблемы продолжаются.
Рис. 8-9.
k-Пространство, заполняемое данными при сокращении объёма сканирования (а) и половинном сканировании (Ь). Во втором случае заполняяют чуть больше 50% к-пространства.
Рис. 8-10.
к-Пространство, заполняемое данными при полном сканировании (а) и прямоугольном поле изображения (Ь).
Ускорение получения изображений при помощи манипуляций с к-пространством
Совершенно иной подход к быстрой томограф) реализуют посредством ускорения получения изобр. жения без усовершенствования импульсных последе ватсльностей.
В настоящее время предложено несколько разл№ ных вариантов.
Сокращение объёма сканирования (Reduce Acquisition). Этот метод уже обсуждался в описани программы MR Image Expert в главе 7. Например, и 256 строк k-пространства мы заполним только 80% да1 ными, а остальные строки — нулями. При этом нескод ко ухудшится пространственное разрешение, однако в многих клинических случаях такого объёма «сырьв данных оказывается вполне достаточно (рис. 8-9 а).
Половинное сканирование (Halfscan). В этом случа получают только несимметричную часть массива дан ных. Остальные данные заменяют симметричными и другой части k-пространства. В этом варианте про страпственное разрешение поддерживается на тома. уровне, однако ухудшается отношение сигнал/ш\ (рис. 8-9 Ь).
Прямоугольное поле изображения. Окончательно; MP-изображение можно сделать прямоугольным, собрав только половину строк k-пространства. При это
Рис. 8-11.
Замещение к-пространства. Сначала сканируют весь объё) к-пространства первоначального изображения до введем, контрастного агента (а). Для проведения динамического не следования удаляют центральную часть k-пространства пер воначального изображения (Ь). После введения контрастно) средства проводят сканирование только центральных части k-пространства (с), которые впоследствии объединяются первоначальным изображением (d).
Глава 8, Быстрые методики МРТ
99
время сбора данных, так же как и поле изображения, сократится вдвое, что достаточно удобно для исследования конечностей, позвоночника или ангиографии (рис. 8-10). Однако отношение сигнал/шум в этом случае также в значительной степени снизится.
Замещение k-пространства (k-space substitution). Для ускорения получения динамических изображений применяют методику замещения k-пространства, также называемую томографией по принципу «замочной скважины» («keyhole» imaging) [11,18]. Для первоначального изображения заполняют весь объём k-пространства, а пя последующих изображений записывают только отдельные строки. Затем эти данные объединяются с внешними строками данных первоначального изображения, которые отвечают за резкость изображения и чёткость очертания краёв. Это даёт возможность очень быстро выполнить серию исследований после введения контрастного вещества (рис. 8-11).
Спиральное и радиальное сканирование. Альтернативами построчного заполнения k-пространства служат методики спирального или радиального сканирования (рис. 8-12). Они очень быстры, поэтому хорошо подходят для динамической томографии или исследования сердца. Реконструкцию изображений проводят при помощи описанного ранее метода реконструкции по проекциям (метод обратных проекций).
Рис. 8-12.
Спиральное заполнение к-пространства. Чаще всего сначала заполняют центральную часть к-пространства. Спиральное сканирование можно проводить как в одноимпульсном (single-shot), так и в мультиимпульсном (multi-shot) режимах, причём последний позволяет добиться более высокого пространственного разрешения.
Список литературы
1. BudingerTF, Fischer Н, Hentschel D, Reinfelder НЕ, Schmitt F. Neural simulation dB/dt thresholds for frequency and number of oscillations using sinusoidal magnetic gradient fields. Book of Abstracts. Ninth Annual Meeting of the Society of Magnetic Resonance in Medicine. New York 1990; 276.
2. Cohen MS, Weisskoff RM. Ultrafast imaging. Magn Reson Imag 1991; 9: 1—37.
3. Ernst RR, Anderson WA. Applications of FT spectroscopy to magnetic resonance. Rev Sci Instrum 1966; 37: 93-98.
4. Frahm J, Hanicke W, Merboldt K. Transverse coherence in rapid FLASH NMR imaging. J Magn Reson 1987; 72: 307.
5. Freeman R, Hill HDW. Signal and intensity anomalies in FT NMR. J Magn Reson 1971; 4: 366—383.
6. Haase A, Frahm J, Matthaei KD. FLASH imaging; rapid NMR imaging using low flip angles. J Magn Reson 1986: 67: 258-266.
7. Haase A. Snapshot FLASH MRI - applications to TI, T2 and chemical shift imaging. Magn Reson Med 1990; 13: 77-89.
8. Hawkes RC, Patz S. Rapid Fourier imaging using SSFP. Magn Reson Med 1987; 4: 9-23.
9. Hennig J, Nauerth A, Friedburg H. RARE imaging -a fast imaging method for clinical MR. Magn Reson Med 1986; 3: 823-833.
10. Johnson G, Hutchison J MS, Redpath TW, Eastwood LM. Improvements in performance time for simultaneous three-dimensional NMR imaging. J Magn Reson 1983; 54: 374—384.
11. Jones RA, Haraldseth O, Muller ТВ, Rinck PA, Oksendal AN. K-space substitution: a novel dynamic imaging technique. Magn Reson Med 1993; 29. 830-834.
12. Mansfield P. Multi-planar image formation usingNMR spin echoes. J Phys C Solid State Phys 1977; 10: 155—158
13. Melki PS, Mulkern RV, Panych LP, Jolez FA. Comparing the FAISE method with conventional dual echo sequences. J Magn Reson Imaging 1991; 1: 319—326
14. Oppelt A, Graumann R, Barfuss H, Fischer H, Hartl W, Schajor W. FISP: a new fast MRI sequence. Electromedica 1986; 54: 15-18.
15. Pykett IL, Rzedzian RR. Instant images of the body by magnetic resonance. Magn Reson Med 1987; 5: 563-571.
16. Redpath TW, Jones RA. FADE: a new fast imaging sequence. Magn Reson Med 1988; 6: 224—234.
17. Sekihara K. Steady state magnetisation in rapid NMR imaging using small flip angles and short repetition times. IEEE Trans Med Imaging MI 1987; 6, 2: 157—164.
18. van Vaals J, Brummer M, Dixon W, et al. ‘Keyhole’ method for accelerating imaging of contrast agent uptake. J Magn Reson Imaging 1993; 3: 671.
19. Zur Y, Stokar S, Bendel P. An analysis of fast imaging sequences with steady state transverse magnetization refocusing. Magn Reson Med 1988; 6: 175—193.
Интерлюдия 4
Алфавитный суп
(с комментариями из «Гамлета»*)
* Строки Шекспира взяты из книги «Гамлет» в переводе М. Лозинского.
Трудно представить медицинскую терминологии без аббревиатур. Многие термины заменяют короткими названиями. Среди них есть как широко распрос траненные, понятные каждому (например, ЭКГ-электрокардиограмма или ТБ — туберкулёз), так и сокращения, понятные только тем, кто сталкивается, ними каждый день (например, СС — соматостатин!.
В общем, аббревиатуры нужны для того, чтобы как-то скрасить ежедневные медицинские будни. Кто захочет говорить «компьютерная томография», «магнит но-резонапсиая томография» или «ретроградна, холангиопанкреатография», когда для того, чтобы про изнссти «КТ», «МРТ» или «РХПГ». потребуется меньше одной секунды! Или, как сказал Вильям Шекспир:
«Краткость есть душа ума»
(Шекспир, «Гамлет», акт 2, сцена 2).
Из повседневной жизни известен пример, подтверждающий явные преимущества использования аббревиатур: когда вы сидите в барс и двенадцать раз за полчаса произносите «С&Т», то вы выпьете горазде быстрее и больше, чем парень за соседним столиком который будет говорить: «Официант, мне, пожалуйста ещё один джин с тоником». За полчаса у него получится сказать это только шесть раз.
«Поменьше бы искусства».
(Шекспир, «Гамлег», акт 2, сцена 2).
В последние годы в радиологии идёт бум использования аббревиатур и акронимов, особенно в МРТ. Аббревиатуры — принятые сокращения, заменяющие известные слова или фразы, тогда как акронимы составляются из начальных буквтерминов и часто созвучны с существующими словами.
К сожалению, в медицинских статьях в журналах ИЛ1 книгах часто можно встретить аббревиатуры, не расшифрованные в тексте, потому что авторы полагают, что ваш мозг работает так же, как и их. Однако очень часто оказывается, что в голову не приходит даже мысли о значении специфической аббревиатуры или акронима.
Существуют простые правила (не всегда выполняемые! использования аббревиатур в статьях. Нельзя использовать аббревиатуры в названиях статей и тезисах. Аббревиатуры, впервые встречающиеся в тексте, необходимо обяза тсльно расшифровывать. А также, если публикация достаточно объёмная, следует обязательно включить список сокращений в приложение к статье или главе книги.
Ситуация ещё бочее усложняется, когда сокращения можно расшифровать по-разному. Например, IQ может означать «качество изображения» (image quality)
Интерлюдия 4. Алфавитный суп
101
и «коэффициент умственного развития» (intelligence quotient), PC — «фазово-контрастный» (phase contrast) и «персональный компьютер» (personal computer), ADC — «аналогово-цифровой преобразователь» (analog-to-digital converter) и «кажущийся коэффициент диффузии» (apparent diffusion coefficient), RO I — «область интереса» (region-of-interest) и «оборот капи галовложе-ний» (return-on-investment), GE — «градиентное эхо» (gradient echo) и «General Electric».
Достаточное количество подобных примеров можно найти в сборнике тезисов конгресса международного общества по МР в медицине, проходившего в 1996 г. в Нью-Йорке (The Book of Abstracts of the 1996 meeting of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine in New York):
Что означает ERPF? Это кряканье уток или что? Мы, бедные читатели, сами должны это разыскивать.
«Увы, бедный Йорик!»
(Шекспир, «Гамлет», акт 5, сцена 1).
Большинство аббревиатур и акронимов, используемых в радиоле! ии, происходит от англоязычных слов, поскольку на сегодняшний день, нравится нам это или нет, именно английский служит международным медицинским языком. На других языках тоже есть различные медицинские сокращения, и иногда их просто переносят из одного языка в другой.
В немецком, русском и скандинавских языках для обозначения магнитно-резонансной томографии используют «МРТ» вместо английского «MRI» (Magnetic Resonance Imaging). Столкнувшись с «MRT» в английском тексте, читатель все-таки может догадаться, что имеют в виду «MRI». То же самое можно сказать и про «SIDA» (что, конечно, означает «СПИД» |AlDSJ).
Однако иногда вы можете встретить сокращения, которые не так просто распознать: SEP (на французеком языке «sclerose cn plaque») в английском тексте лучше читать как MS (multiple sclerosis — рассеянный склероз).
В последнее время целая лавина радиологических акронимов вырвалась на свободу после вспышки молнии — FLASH, что означает «быстрая экспозиция с малым углом отклонения» (fast low angle shot). Это сокращение было введено Хаазе (Haase) и соавт. для описания основной градиентной импульсной последовательности [3], и это сокращение было принято фирмой Siemens. Сейчас компании продают различные импульсные последовательности под одинаковым именами, даже не внося никаких изменений в акроним. Точно так же, сокращение FISP в МРТ имеет два значения и описывает две различные импульсные последовательности.
Если вы думаете, что «FISP» означает неправильно произнесённое английское слово «оса» (wasp), то вы ошибаетесь. В этом случае вам следовало бы прочитать обзор акронимов и аббревиатур в статье Элстера (Elster), опубликованной в журнале «Radiology» в 1993 г. [2]; краткое резюме, составленное для Руководства по МР-ре-сурсам (MResource Guide) и напечатанное в Journal of
Magnetic Resonance Imaging (4]; обзор Брауна и Се мелка (Brown и Semclka) [1] (или просто обратиться к габл. 8-1 и 10-7). К сожалению, из-за лавинообразного распространения акронимов даже эти основательные словари могут оказаться неполными.
Ещё большую путаницу создают ситуации, когда различные акронимы описывают одни и те же процессы. Было высказано несколько предложений навести порядок путем создания «родовых» некоммерческих названий функциональных групп импульсных последовательностей.
• Названия последовательностей «спин-эхо» (SE) и «инверсия-восстановление» (IR) можно оставить, как есть.
• Градиентные импульсные последовательности (GRE, а не GE) — следует разделить на три группы: S-GRE (очищенное градиентное эхо [spoiled GRE1), СЕ-GRE (градиентное эхо с усиленным контрастом [contrast-enhanced GRE]) и R-GRE (рефокусированное градиентное эхо [refocused GRE]).
• Все Turbo-SE, fast SE и RARE последовательности лучше бы объединить под общим сокращением RSE (быстрое спин-эхо [rapid SEJ).
Однако общее согласие по применению терминологии всё ещё не достигнуто.
С конца 1980-х годов компании пытались перехитрить друг друга, придумывая новые акронимы, легче произносимые и более привлекательные в маркетинговом (а может и сексуальном?*) отношении. Насколько привлекательными — судить читателю.
«Хоть это и безумие, но в нём есть последовательность».
(Шекспир, «Гамлет», акт 2, сцена 2).
К сожалению, этот не всегда благозвучный сленг зачастую непонятен посторонним людям, которые никогда не сталкивались с продукцией компании. Тем не менее, ci о используют в научных публикациях, он прокрадывается в научную литературу (например, сборники тезисов научных конгрессов).
По большому счёту, нет существенных различий между создающими новые акронимы компаниями и исследовательскими группами университетов или институтов. Они преследуют одинаковые цели — способствовать распространению своей продукции и собственному признанию. В результате получается полнейшая неразбериха, за которой следует игнорирование общественностью.
Абсолютной путаницы можно добиться, если при написании акронимов использовать не заглавные, а строчные буквы. Что Вы будете делать с «гаге»** импульсной последовательностью? Лично я предпочитаю — по аналогии с бифштексом — «хорошо сделанные (прожаренные)» импульсные последовательности. (Чтобы
‘Игра слов: маркетинговая (sales appeal) и сексуальная (sex appeal) привлекательность.
**В английском языке одно из значений слова «гаге» — недожаренный, недоваренный.
102
Интерлюдия 4. Алфавитный суп
полностью нейтрализовать шутку, отмечу, что я считаю RARE на самом деле хорошо сделанной импульсной последовательностью).
В одной статье мне встретился акроним «SELESTRA», используемый для обозначения спии-эхо-импульсной последовательности с длинным временем эхо и коротким временем повторения (Spin Echo, Long Echo, Short TR Acquisition; TR=600 мс, TE=50 мс). Во-первых, этот акроним, как и многие другие, неточен (поскольку он описывает длинное эхо вместо длинного времени эхо, т.е. ТЕ). Во-вторых, он абсолютно не нужен и неуместен.
Достаточно было просто упомянуть: «Мы выбрали значения ТЕ=50 мс и TR=600 мс», чтобы предоставить читателям всю необходимую информацию, вместо того чтобы смущать их термином «SELESTRA».
Некоторые люди полагают, что они содействуют развитию науки гем, что выдумывают различные «смешные» акронимы. А иногда акронимы могут приуменьшить или вовсе уничтожить истинное значение им пульсной последовател ьн ости.
«То лишь созданье твоего же мозга».
(Шекспир, «Гамлет», акт 3, сцена 4).
Угадайте, откуда пришло RODEO (вращающаяся передача возбуждения вне резонанса — rotating delivery excitation off-resonance)? Конечно, из Техаса!
Я всегда думал, что PIPS' — куриная бопезнь, однако и ее можно применить в МРТ. FLAT TIRE** — акроним для fluid attenuated turbo inversion recovery, тогда как FLAT BRAIN*** не существует вообще. EPISTAR"** описывает эхо-планарную томографию на звёздах, причем, скорее всего, где-то в районе Млечного Пути. CEPI, IEP1 и SEPI — европейские родственники Йети — гималайского снежного человека.
Давайте продолжим.
«PRESTO (быстро), принесите мою FASTCARD (быструю карту) и при этом будьте FAST (быстро), BRISK (проворно) и HASTE (торопливо). STIR (размешайте) SPARE (запасную) PASTA (макароны) для DANTE со STEAMed (варёным на пару) и SMASHed (разбитым вдребезги) RARE (недоваренным) SPIDER (пауком) и ROAST (жареной) PEAR (грушей). Я SENSE (чувствую) P1LS (пиво) и GRAPPA (граппа).
«Не будьте CRITICAL (критичны) с этой FAIR (хорошей) и COSY (уютной) SUPER (супер) DIET (пищей), потому нас беспокоит BURP (отрыжка) и мы хотим BURST (взорваться). FREEZE (заморозьте) и SHORTen (укоротите) ваш CRAZED (сумасшедший) RAGE (гнев), иначе вас, возможно, посетит ONG (oblique Nyquist ghost — косой призрак Найквиста). RISE (встаньте) утром пораньше и будьте SMART (умным), а не S1SSI (неженкой)!
‘Pip — типун (птичья болезнь).
"‘Flat tire — спущенная шипа
’“Flat brain — простофиля, плоский ум.
““Star — зведа.
«Что это за MESS (путаница)! Давайте FLASH (промахнём) эту акронимоманию...»
«Нс стоит призраку вставать и з i роба, чтоб это нам поведать»
(Шекспир, «Гамлет», акт 1, сцена 5).
Надеюсь, что мы никогда нс встретим новук импульсную последовательность из Франции magnetization-enhanced rapid double-echo (быстрое двойное эхо с усиленной намагниченностью) или MERDE'
Чтобы быть искренним и справедливым, следуй отметить, что некоторые акронимы, описывающие импульсные последовательности или МР-методики действительно необходимы и довольно уместны, кроме того, они дают названия специализированным диагностическим исследованиям. Шекспир тоже сомневался в том, полезны они или нет:
«Блаженный ты или проклятый дух...» (Шекспир, «Гамлет», акт 1, сцена 4).
Большинство акронимов по существу не несёт никакой смысловой нагрузки, это всего лишь «упаковка» В эру борьбы за чистоту окружающей среды они наи не нужны. Скорее, нам требуются какие-нибудь ори ентиры, чтобы не заблудиться в джунглях акронимов Изначальная идея облегчить общение изобретателей и реальных пользователей при помощи сокращения терминологии имеет положительное значение, но различные манипуляции с ней не приносят никакой пользе уже запутанному клиенту. Рано или поздно такие пользователи или другие научные работники нанесут ответный удар, покинув рынок или научную область.
В заключение я бы хотел извиниться перед теми людьми, компаниями и исследовательскими группами, чьи акронимы нс были включены в этот подраздел, но для всех просто не хватило бы места. Я также приношу извинения чем, чьи творения были выбраны.
Как уже упоминалось ранее, не все из них плохие или бесполезные. Выбор был произведён исключительно на основании того, что сокращения хорошо подходили по смыслу текста.
«Из жалости я должен быть жесток».
(Шекспир, «Гамлет», акт 3, сцена 4).
Список литературы
I. Brown МА, Semclka RC. MR imaging abbreviations, definitions, and descriptions: a review. Radiology 1999; 213: 647-662.
2. Elster AD. Gradient-echo MR imaging: techniques and acronyms. Radiology 1993; 186: 1-8.
3. Haase A, Frahm J, Matthaci KD. FLASH imaging: rapid NMR imaging using low flip angles. J Magn Reson 1986; 67: 258-266.
4. MResource Guide. Journal of Magnetic Resonance Imaging (J Magn Reson Imaging) 1994.
Дерьмо (фр)
Глава 9
МР-изображение
Рис. 9-1.
Характеристики зеркального отражения мужчины с метлой вскоре радикально изменятся. Он смешает «элементы изображения» и изменит «поле изображения».
Рис. 9-2.
Вокселы и пикселы. Для создания изображения фигуры человека её математически разделяют на объёмные элементы. Сигнал, получаемый от каждого объёмного элемента, усредняется и превращается в числовое значение, которое представляет уровень интенсивности по серой шкале. Эти числа и используют для построения изображения, состоящего из пикселов.
В медицинской визуализации изображения должны сражать сущность оригинальной информации настолько объективно, насколько это возможно. Однако, как уже было замечено ранее, существуют различные ограничения, обусловленные оборудованием или программным обеспечением М Р-томографа, влияющим на содержащуюся в получаемом изображении информацию. Более того, сами характеристики изображения в большой степени определяют его содержание (рис. 9-1).
Объёмные элементы и элементы изображения
В компьютерной визуализации (сцинтиграфии, рентгеновской КТ или ангиографии, МРТ и т.д.) все изображения состоят из элементов, называемых элементами изображения — пикселами (pixel — picture element), которые в свою очередь отражают информацию, содержащуюся в объемных элементах — вокселах (voxel — volume element). Это наглядно представлено на рис. 9-2. Теоретически размер вокселов может быть сколь угодно малым, вплоть до размеров клетки. Однако на практике оказывается, что размер воксела зависит от множества ограничивающих факторов, основные из них включают объём памяти компьютера и амплитуду сигнала, получаемого от каждого отдельного воксела.
Поэтому в одном срезе, проводимом через исследуемый объект, обычно создаётся 256x256x1 вокселов, которые впоследствии превращаются в пикселы. Эти 256x256 элементов изображения (пикселов) образуют матрицу изображения.
Матрица изображения и поле изображения
Матрица изображения — количество пикселов в х-и у-направлениях. Размер матрицы определяется наклоном х-градиента (частотно-кодируюшего градиента) и количеством шагов фазового кодирования у-градиен-та. Матрица заполняет поле изображения (FOV— field of view), что продемонстрировано на рис. 9-3.
Если поле изображения охватывает голову и имеет размер 25,6 см, то при матрице 256x256 размер одного пиксела будет равен 1 мм. Если же поле изображения меньше (например, 12,8 см), то при том же размере матрицы пространственное разрешение составит 0,5 мм.
104
Глава 9. MP-изображение
Пространственное разрешение и эффект частичного объёмного усреднения
Как и в других методах получения цифровых изображений, размеры вокселов и пикселов влияют на пространственное разрешение, а следовательно, и на контраст.
Сигналы от всех морфологических образований, содержащихся внутри одного воксела, складываются, образуя общий усреднённый сигнал от воксела в окончательном изображении. Воксел большого размера содержит много различных образований и тканей. В пикселе окончательного изображения они будут неразличимы. Если размеры воксела уменьшить, каждый пиксел будет представлять меньшее количество морфологических образований, поэтому пространственное разрешение и контраст будут лучше.
При получении данных и реконструкции изображений используют две формы вокселов. Изотропные вокселы имеют кубическую форму, тогда как у анизотропных вокселов одна сторона длиннее, чем остальные две. Хотя на двумерном изображении они могу? выглядеть одинаково, их объём, и, соответственно, численные значения интенсивности сигнала пикселов но серой шкале различаются (рис. 9-4).
Иногда нечёткость мелких деталей изображения бывает вызвана усреднением сигнала от различных структур. Это явление известно как эффект частичного объёмного усреднения.
Чем меньше размер пикселов, тем менее выражен эффект частичного объёмного усреднения (рис. 9-5).
Однако чем больше размер воксела, тем больше будет интенсивность сигнала (и значение сигнал/шум). Определяющим фактором окончательного размера вокселов (пикселов) служит именно значение сигнал/шум. Увеличение матрицы изображения с 128x128 до 256x256 при одинаковом поле изображения, а также толщине среза и контрасте приведёт к снижению отношения сигнал/шум в 4 раза. Таким образом, для того чтобы увеличить пространственное разрешение, величина отношения сигнал/шум должна быть довольно высокой.
Определение контраста
От элементов изображения (пикселов) до контраста всего один шаг.
«Контраст» —довольно спорный термин медицинской визуализации. Он характеризует относительную разность интенсивностей двух соседних областей исследуемого объекта по серой или цветной шкале. В последние годы было предложено несколько определений контраста.
Достаточно сложно определить контраст на обычной рентгенограмме. Это можно сделать только на качественном уровне, конечно, если нс использовать специальные измерительные приборы.
Рис. 9-3.
Матрица и поле изображения. На рисунке представлена матрица изображения размером 6x6, т.е. решётка, состоящая и: 6 строк и 6 столбцов, содержащая 36 пикселов. В МРТ чащ( всего используют матрицу размером, по меньшей мере 256x256. Обычно при MP-исследовании тела размер воксе лов и пикселов больше, чем при исследовании головы.
Изотропные
Анизотропные
Рис. 9-4.
Различная толщина срезов (а) ведёт к появлению изотрог ных и анизотропных объёмных элементов (Ь) и различно интенсивности сигнала пикселов.
Глава 9. МР-изображение
105
Рис. 9-5.
Пространственное разрешение и эффект частичного объёмного усреднения: размер матрицы 256x256 (а), 128x128 (Ь), 64x64 (с) и 32x32 (d) элемента. Вследствие эффекта частичного объёмного усреднения анатомические детали изображения становятся нечёткими.
Получение цифровых изображений при помощи радионуклидных методов и рентгеновской КТ распахнуло дверь к прямому количественному определению контраста. Сейчас стал доступным количественный анализ элементов изображения. Их интенсивность по серой шкале можно выразить определённым числом. Разность интенсивностей двух элементов изображения и служит количественным определением контраста.
Если нет различия интенсивности двух соседних пикселов, значит, их невозможно различить, т.е. нет контраста. Чем больше разность интенсивностей двух пикселов, тем лучше контраст (рис. 9-6).
Количественное значение контраста определяют по следующей формуле:
C=(la-Ib)/(Ia+Ib),
где С — контраст; 1а и 1b — интенсивности сигнала двух соседних пикселов или вокселов.
Важно понимать, что интенсивность сигнала на MP-томограммах не стандартизована. Интенсивность MP-изображений не имеет никакой связи со шкалой Хаунсфилда, применяемой в рентгеновской КТ. Интенсивность сигнала на MP-изображениях определяется сложным взаимодействием времён Т1- и Т2-релакса-ции, протонной плотности, кровотока, диффузии, перфузии и других факторов, влияющих на сигнал, испускаемый структурами, которые содержатся в объёмном элементе.
Поэтому сравнение интенсивностей сигнала двух различных М Р-томограмм бессмысленно и не может использоваться для постановки клинического диагноза.
Только стандартизация изображений, например при помощи ампулы с водой, помещенной вне тела пациента, позволяет приблизительно оценить относительные интенсивности сигнала, которые после этого можно сравнить между собой. Однако эти величины являются только полуколичественными. Они широко варьируют на различных MP-томографах и не имеют диагностического значения.
Отношение сигнал/шум и усреднение данных
Чем больше интенсивность МР-сигиала, тем лучше качество изображения. Вследствие низкой интенсивности MP-сигнала на него зачастую серьезно воздейству-
Рис. 9-6.
Два примера соседства четырех объемных элементов В первом случае все четыре воксела имеют одинаковую относительную интенсивность сигнала (SI), и в результирующем изображении пикселы нельзя отличить друг от друга. Во втором случае все вокселы имеют разные относительные интенсивности сигнала, поэтому на изображении пикселы можно легко отличить друг от друга.
106
Глава 9. МР-изображение
ет фоновый шум. подобный шуму, сопровождающему радиосигналы от удалённых радиостанций. Качество сигнала определяется отношением сигнал/шум.
Цель медицинской визуализации — достижение максимально высокого значения сигнал/шум и контраста при максимально коротком времени получения изображения.
Один из способов увеличения отношения сигнал/шум — усреднение данных. Если повторить МР-исследование несколько раз, то регистрируемые каждый раз MP-сигналы будут суммироваться. Случайные положительные и отрицательные хаотические шумовые сигналы будут также суммироваться, однако, благодаря статистической природе шума, их амплитуда будет увеличиваться медленнее, чем амплитуда МР-сигнала.
В большинстве случаев для получения МР-изобра-жений с удовлетворительным значением сигнал/шум достаточно двух усреднений. При п усреднениях общее увеличение отношения сигнал/шум равно квадратному корню из п. Например, при использовании четырёх усреднений значение сигнал/шум увеличивается вдвое (рис. 9-7).
Значение сигнал/шум увеличивается при увеличении напряжённости магнитного поля. В аналитических ЯМР-спектрометрах, используемых для исследования маленьких образцов при отсутствии градиентных магнитных полей, значение сигнал/шум линейно зависит от напряжённости магнитного поля.
В МРТ используют градиентные магнитные поля для кодирования пространственной информации, причём их напряжённость должна быть достаточно большой, чтобы компенсировать неоднородности постоянного магнитного поля и химический сдвиг между водой и жировой тканью. С увеличением напряжённости магнитного поля усиливаются влияния как неоднородностей поля, так и химического сдвига. Поэтому при использовании более сильных постоянных магнитных полей необходимо увеличение напряжённости градиентных полей, чтобы добиться удовлетворительного подавления артефактов химического сдвига.
При увеличении напряжённости градиентного поля в 2 раза полоса частот на один пиксел также увеличивается в 2 раза. При этом шум увеличивается в квадратный корень из 2 раз. Следовательно, при двукратном увеличении напряжённости магнитного поля увеличение значения сигнал/шум происходит не в 2 раза, а в квадратный корень из 2.
Это приводит к тому, что кривая зависимости значения сигнал/шум от напряжённости магнитного поля выходит на плато при сильных полях, поскольку с увеличением напряжённости поля прирост значения сигнал/шум уменьшается (рис. 9-8).
Интенсивность шума зависит как от электрического сопротивления катушек, так и от потерь проводимости тканей тела человека (1,3], однако преобладаю-
Рис. 9-7.
2 (а), 8 (Ь), 32 (с) и 128 (с!) усреднений данных. «Загрязняющий» изображение шум исчезает постепенно при использовании большего количества усреднений.
Рис. 9-8.
Отношение сигнал/шум (S/N, %) при различных значениях напряжённости магнитного поля (Т1-взвешенные импульсные последовательности).
Глава 9. MP-изображение
107
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние изменения отношения сигнал/шум.
Сигнал и шум
Выберите File/Open case в меню программы MR Image Expert или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т. Normal brain, transversal slice.
Выберите Draw/Spoiled GRE или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «S GRE». Установите TR=400 мс, ТЕ=20 мс, FA=5° и нажмите ОК. На экране появится изображение, полученное при помощи последовательности «очищенное (spoiled) GRE» с указанными параметрами.
Выберите Option/Noise Level. Появится диалоговое окно.
Установите Add Noise 20% и нажмите ОК. Вы получите новое изображение, содержащее некоторый уровень шума. Повторите аналогичные манипуляции для получения очищенных GRE-изображений с увеличивающимися значениями угла наклонения: 20°, 35°, 50°, 65° и 80°. Полученные вами томограммы должны быть аналогичными изображённым ниже (рис. 1).
Наиболее высокого уровня значения сигнал/шум при использовании подобных импульсных последовательностей обычно достигают при угле наклонения между 30° и 60°. Более подробно закономерности изменения интенсивности сигнала при очищенных градиентных импульсных последовательностях описаны в главе 10.
Попробуйте выполнить те же самые манипуляции с последовательностью спин-эхо.
Усреднение сигнала и шум
Выберите File/Open case в меню программы MR Image Expert или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice.
Выберите Draw/Spoiled GRE или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «S GRE». Установите TR=400 мс, ТЕ=20 мс, FA=10° и нажмите ОК. На экране появится изображение, полученное при помощи последовательности «очищенное GRE» с указанными параметрами.
Выберите Option/Noise Level. Установите Add Noise 20% и нажмите ОК. Создайте второе точно такое же изображение.
Выберите Option/NSA (количество усреднений — number of signal averages). Установите NSA=2. Повторите то же самое с NSA=3, NSA=4, NSA=8 и NSA=16. Вы увидите, как качество изображений будет постепенно улучшаться. Полученные вами томограммы должны быть аналогичными изображённым ниже (рис. 2).
Если вы нажмёте на правую кнопку мыши внутри изображения, то появится меню, в котором вы сможете узнать время сканирования (Scan Time) при помощи левой кнопки мыши. Сравните времена сканирования: чем лучше качество изображения, тем больше нужно времени для его получения.
TR400/TE20 TR400/TE20 TR400/TE20 TR400/TE20 TR400/TE20 TR400/TE20
FA 5° FA 20° FA 35° FA 50° FA 65° FA 80°
Рис. 1. Изменение значения сигнал/шум в последовательности «очищенное GRE». Обратите внимание, что пока установлена опция «шум» (noise), изменить параметры импульсной последовательности невозможно. TR — время повторения, ТЕ — время эхо, FA — угол отклонения.
NSA=1 NSA-2 NSA-3 NSA=4 NSA=8 NSA=16
Рис. 2.
Улучшение значения сигнал/шум при увеличении количества усреднений (NSA). Эг,от параметр иногда называют количеством возбуждений (NEX — number of excitation) или количеством повторений получения изображения (number of acquisition).
108
Глава 9. МР-изображение
щии фактор — потери проводимости тканей при резонансных частотах более 10 МГн.
Отношение контраст/шум
Решающий критерий сравнения контраста различных изображений или различных МР-томографов — отношение контраст/шум. Рис. 9-9 поясняет влияние шума на контраст. Даже если между двумя тканями есть достаточный контраст, шум может сгладить контраст до такой степени, что различить ткани будет невозможно. На рисунках, приведённых в описании программы MR Image Expert, есть примеры изображений головного мозга с различными уровнями шума.
С увеличением напряжённости магнитного поля увеличивается время Т1 -релаксации Это также оказывает негативное влияние на отношение сигнал/шум, а для того чтобы получить прежнее значение сигнал/шум, необходимо увеличить время повторения (TR). Только в том случае, когда спиновой системе предоставлено достаточное время для восстановления после начального возбуждающего импульса, интенсивность сигнала будет высокой. Если применить следующий импульс через промежуток времени, меньший чем 5Т1, то исследуемый образец будет насыщен, и интенсивность сигнала будет меньше (рис. 9-10). Таким образом, для получения интенсивного сигнала TR должно быть достаточно большим. Однако ТI -зависимое уменьшение сигнала чаще всего компенсируется за счёт увеличения сигнала при использовании более сильных магнитных полей.
Необходимо отметить, что при любом заданном пространственном разрешении и контрасте величину сигнал/шум необходимо увеличивать лишь до уровня, позволяющего уверенно обнаружить патологию. Дальнейшее увеличение значения сигнал/шум сделает изображение более презентабельным, однако, с другой стороны, «красивые» изображения не гарантируют точности диагноза.
Пытаясь оптимизировать условия получения изображений, никогда не забывайте о многочисленных взаимосвязях между различными факторами, влияющими на изображение и контраст.
Например, если выбрать в качестве основного фактора скорость получения изображений, то необходимо помнить, что она напрямую связана с отношением сигнал/шум и пространственным разрешением. Пространственное разрешение — с контрастом и уменьшением количества артефактов. Контраст также связан со значением сигнал/шум и артефактами.
Рис. 9-9.
Отношение контраст/шум. Без шума две соседние ткани с разными интенсивностями сигнала можно без труда отличить друг ci друга. Если уровень шума низкий (средний рисунок), то отношение контраст/шум достаточно для того чтобы ткани были различимы. В том случае, когда уровеш шума высокий и отношение контраст/шум низкое, отличии гкани друг от друга будет трудно или совсем невозможно S1 — интенсивность сигнала.
SI
100 •
50"
Короткое TR:
Низкая интенсивность сигнала
I
2
3
4
Длинное TR.
Высокая ингенсивност: сигнала
5 TR (с)
Рис. 9-10.
Чем больше время повторения (TR), т.е. больше степень вое становления спиновой системы, тем выше интенсивност
сигнала.
Глава 9. МР-изображспие
ТОУ
Как будет ещё изложено в следующих главах, изменение одного незначительного параметра может повлечь за собой изменение цепочки других параметров.
Выбор «окна»
На экране серую шкалу изображения можно настраивать. Эта процедура хорошо известна из рентгеновской КТ и называется выбором «окна» (windowing). Выбор «окна» влияет на контраст изображения: определённым значениям величины сигнала присваиваются соответствующие интенсивности элементов изображения по серой шкале. Выбор окна абсолютно нс зависит от получения МР-изображений.
На рис. 9-11 изображено, каким образом интенсивность сигнала пиксела определяют при помощи выбора окна. Серая шкала изображения зависит ог положения центра (уровня) и размера (ширины) окна.
Рис. 9-11.
Выбор «окна», при котором интенсивность сигнала изображения настраиваю! таким образом, что белому цвету соответствует наибольшая интенсивность сигнала, а черному — наименьшая Размер «окна» можно расширить или сузить (а), а положение центра «окна» можно перемешать вверх и вниз (Ь). Шкала интенсивности сигнала изображения зависит как от положения центра «окна», так и от его размера Первоначальная шкала численных значений интенсивности сигнала (nS I) нс соответствует окончатсяьной интенсив! юсз и сиг нала по серой шкгпе (image SI)
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать, как проводят выбор «окна».
Выбор «окна» (windowing)
Следующие функции позволят вам изменить установки «окна», т.е. присвоить определённым значениям интенсивноеги сигнала соответствующие оттенки серой шкалы.
Window Setting/Change
Вы можете настроить как положение центра (window level), так и ширину (window width) активного «окна» при помощи перемещения двух полос
MR Image Expert 2 5
скроллинга. Цифры над полосами указывают текущие значения положения центра и ширины «окна».
Window Setting/Default
Эта функция позволяет установить положение центра и ширину «окна» по умолчанию, указывая процент пикселов, которые должны определять нижнюю и верхнюю границы. Нажав мышкой на Default Window
Setting, вы можете включить или выключить определение установок «окна» по умолчанию. Выключение вычисления параметров «окна» по умолчанию может оказаться полезным для ускорения работы на«медпенных» компьютерах. Обратите внимание, что это изменение будет применяться только к изображениям, созданным после переключения Default Window Setting.
по
Глава 9. МР-изображение
Сравниваемые друге другом изображения всегда должны иметь одинаковые уровень и ширину окна. Если это условие не соблюдать, сравнение образований с различными интенсивностями сигнала может оказаться ошибочным.
Возраст
Состав тканей организма человека меняется с возрастом. Особенно это касается головного мозга, где уже в течение первых лет жизни содержание воды значительно уменьшается, а содержание миелина — увеличивается. В результате этого времена TI- и Т2-релак-сации ткани головного мозга уменьшаются.
Головной мозг ребёнка после рождения на 93—95% состоит из воды и имеет большие времена Т1- и Т2-релаксации (рис. 9-12). В течение первых двух лет жизни благодаря процессу миелинизации происходит резкое уменьшение содержания воды до 82—84%.
Поэтому временные параметры импульсных последовательностей необходимо соответствующим образом настраивать. При использовании последовательности «инверсия-восстановление» в средних полях в неонатальном периоде для получения изображений с хорошим контрастом мягких тканей рекомендуют использовать TR=3000 мс и Т1=100() мс, тогда как в аналогичной ситуации для двухлетнего ребёнка значения TR и TI следует уменьшить вдвое. При использовании последовательности спин-эхо значение TR необходимо увеличить, как для получения Т2-взвешенных изображений. Применение у де гей таких же параметров импульсных последовательностей, как и у взрослых, может привести к получению изображений, которые не будут представлять никакой диагностической ценности (рис. 9-13).
Только начиная с 3-6 лет можно проводить МР-ис-следование с такими же параметрами, как и у взрослых.
Рис. 9-12.
Изменение времён Т1- (сверху) и Т2-релаксации (снизу) серого и белого вещества головного мозга с возрастом в миллисекундах (с изменениями из Холланд и соавт. [2]). Обратите внимание, что прибзизительно от рождения до 6 мес как Т1 -, гак и Т2-значения серого вещества меньше, чем аналогичные значения белого вещества. При измерениях in vivo в слабых полях стандартное отклонение составляет приблизительно 25%.
Температура
Влияние температуры на времена релаксации давно известно из аналитической ЯМР-спектроскопии.
Рис. 9-13.
Изображения головного мозга ребёнка в возрасте 11 мес (а) и взрослого (Ь), полученные в магнитном поле 0,5 Тл. Были использованы одинаковые параметры импульсных последовательностей (спин-эхо, TR=500 мс, ТЕ=20 мс). Настройки «окна» немного разные. Тем не менее, контраст изображения, в частности контраст между серым и белым веществом, различается, поскольку у ребёнка процесс миелинизации нс достиг такой же степени, как у взрослого, а Т1- и Т2-значсния белого вещсствг1 бозьше, чем Т1- и Т2-значения серого вещества.
Глава 9. МР-изображение
111
Рис. 9-14.
Радикальные изменения температуры ведут к изменению интенсивности сигнала. Зелёная кривая показывает локальное снижение интенсивности сигнала при использовании Т1-взвешенной импульсной последовательности до, в течение и после локального нагревания (красная кривая) ткани головного мозга при эксперименте ex vivo. При повышении температуры от 25 °C до значений, превышающих 60 °C, относительная интенсивность сигнала снизилась на 50%. SI — относительная интенсивность сигнала (%); температура в градусах Цельсия (°C).
Температура также влияет на коэффициент диффузии и химический сдвиг пика воды.
Поэтому возникает вопрос: а может ли при МР-исследовании изменение температуры тела человека повлиять на времена релаксации тканей, и, соответственно, на контраст? Это, конечно, может произойти, например если у пациента была повышенная температура тела в день проведения МР-исслсдования, а полученные изображения сравнивают с томограммами, которые были сделаны в другой день, когда температура тела у того же пациента была нормальная. Однако при помощи измерения времён релаксации было доказано, что все различия, вызванные изменением температуры, не выходят за пределы случайной ошибки и не влияют на контраст в МРТ [7].
Тем не менее, дальнейшая разработка МР-термо-метрии для мониторирования локальных изменений температуры довольно перспективна, например, для планирования и контроля проведения лазерной терапии злокачественных образований. Было показано, что эффект лечения зависит от температуры, и его можно картировать в динамике |4—6|.
Несмотря на это, к настоящему времени подобные измерения остаются ненадёжными, хотя в исследованиях, проведённых на фантомах и in vitro, были получены многообещающие результаты (рис. 9-14).
Список литературы
1. Chen C-N, Sank VJ, Cohen SM, Hoult DI. The field dependence of NMR imaging. I: laboratory assessment of signal-to-noise ratio and power deposition. Magn Reson Med 1986; 3: 722-729.
2. Holland BA, Haas DK, Norman D, Brant-Zawadzki M, Newton TH. MRI of normal brain maturation. Amer J Neuroradiol 1986; 7: 201-208.
3. Hoult DI, Chen C-N, Sank VJ. The field dependence of NMR imaging. 11: arguments concerning optimal field strength. Magn Reson Med 1986; 3: 730—746.
4. Hynynen K, Vykhodtseva NJ, Chung A.H., Sorrentino V, Colucci V., Jolesz FA. Thermal effects of focused ultrasound on the brain: determination with MR imaging. Radiology 1997; 204: 247—253.
5. LeBihan D, Delannoy J, Levin RL. Temperature mapping with MR imaging of molecular diffusion: application to hyperthermia. Radiology 1989; 171: 853-857.
6. Matsumoto R, Mulkern RV, Hushek SG, Jolesz FA. Tissue temperature monitoring for thermal interventional therapy: comparison ofTl -weighted MR sequences. J Magn Reson Imaging 1994; 4: 65—70.
7. Rinck PA, Muller RN, Fischer H. Feld- und Tempe-raturabhangigkeit des Kontrastes in der Magnetresonanz-bildgebung. Fortschr Rontgcnstr 1987; 147: 200-206.
Глава 10
Контраст изображения
Рис. 10-1.
Контраст чрезвычайно важен для медицинской томографии, цель которой — различить и охарактеризовать различные морфологические образования на изображении. При обычном рентгеновском исследовании или даже КТ выявление и описание поражений часто бывает основано на косвенных данных. На верхнем рисунке (а) изображена рюмка, заполненная жидкостью, однако мы не знаем, что это может быть за жидкость На рисунке (Ь) показана та же рюмка, а за ней — бутылка с красным вином. Несмотря на то, что качест во этого изображения гораздо хуже, чем (а), мы можем догадаться, что в рюмке налито красное вино. Цель медицинской томографии. и в частности МРТ, уходит на шаг дальше. Контраст должен быть настолько хорошим, чтобы можно было и выявить, и охарактеризовать поражение. Мы не хотим полагаться на косвенные данные.
Введение
Все люди, занимающиеся медицинской визуализацией, мечтают об одном: сделать так, чтобы все морфологические образования исследуемого объекта можно было различить с максимальной чёткостью и точностью, что полностью исключало бы какие-либо сомнения при постановке диагноза. Выделение патологических изменений среди нормальных анатомических структур необходимо проводить легко и точно. Это подразумевает, что хороший метод визуализации, помимо превосходного пространственного разрешения, должен обладать и контрастом.
МРТ привлекла внимание многих исследователей, пленив их именно разнообразием факторов, влияющих на контраст. Предполагали, что можно будет добиться качества контраста, позволяющего раз и навсегда решить не только проблему выявления поражений, но даже и определения их гистологической структуры.
Этот первоначальный энтузиазм быстро рассеялся, сменившись частичным разочарованием. Было не совсем ясно: или этот метод действительно не способен выявить все заболевания, для которых он был предназначен, или плохое понимание теоретических основ МРТ ведёт к её неправильному применению.
Сейчас объяснены многие ранние ошибки и недоразумения.
В этой главе рассмотрены основные факторы и параметры, влияющие на MP-изображение. Один задру-гим разобраны основные параметры импульсных последовательностей и показано, как они влияют на контраст изображения.
Поскольку для понимания кривых, изображающих интенсивность сигнала и поведение контраста, необходимо незаурядное воображение, очень полезным окажется персональный компьютер с установленной программой M[R Image Expert, который для изучения этой главы вполне заменит настоящий МР-томограф, наглядно иллюстрируя теоретический материал.
В большинстве примеров этой главы разобраны изображения головного мозга, поскольку именно так можно лучшим образом продемонстрировать поведение контраста. Однако точно так же изменения контраста и интенсивности сигнала можно наблюдать и на томограммах любой другой части тела.
В программу MR Image Expert включены дополнительные примеры, позволяющие получить изображения различных анатомических областей, не описанные в этой главе.
116
Глава 10. Контраст изображения
вателы-юсти. Большинство последовательностей, называемых сейчас «насыщение-восстановление», на самом деле являются градиентными. Поведение контраста при использовании этих последовательностей будет обсуждаться далее.
ТЕ — время эхо
Импульсная последовательность спин-эхо. Любая последовательность спин-эхо состоит из 90° импульса, за которым после интервала времени т следует 180° импульс, образующий спиновое эхо через время эхо ТЕ после первого импульса (подробно эта последовательность описана в главе 4).
В начале использования МРТ в клинической практике некоторые заведомо известные поражения головного мозга не были видны на томограммах из-за отсутствия контраста между нормальными и патологически изменёнными тканями. В частности, SE-изображсния с ТЕ <60 мс иногда не позволяют обнаружить бляшки рассеянного склероза, астроцитомы, менингиомы, очаги инфаркта или другие поражения. Причину этого
можно описать при помощи кривых спада сигнала поел ед о ва I ел ы i осте й спин- эхо.
Вы можете сами разобраться с этим при помощи программы MR Image Expert, следуя описанию на развороте страницы.
Спад сигнала зависит от времён релаксации и протонной плотности соответствующей ткани. Кривые интенсивности сигнала достигают нуля быстрее или медленнее в зависимости от состава ткани.
Спин-эхо-сигнал содержит информацию о протонной плотности, гак же как и о временах спин-решёточной и спин-спиновой релаксации. Интенсивность сигнала последовательности спин-эхо можно определить из следующего соотношения:
SI=Kxpx 11 - exp {-(TR - ТЕ)/Т1}]хехр{-ТЕ/Т2},
где SI — интенсивность сигнала; К — константа, зависящая от кровотока, диффузии, перфузии и других параметров; р — протонная плотность; TR — время повторения; ТЕ — время эхо; Т1 и Т2 — времена релаксации.
Из лого соотношения видно, что в SE-последова-тельностяхТ2-взвешенность увеличивается при увеличении времени эхо, а Т1-взвешенность зависит как от TR, так и от ТЕ. В последовательности спин-эхо с од-
Рис. 10-3.
Последовательность спин-эхо: кривые спада интенсивности сигнала серого вещества, белого вещества головною мозга и СМЖ при сильных машитных полях. Кривые зависимости относительной интенсивности сигнала (SI) от времени эхо (ТЕ) при постоянном времени повторения (TR=2000 мс). Ин1снсивность сиз нала от различных тканей убывает при увеличении ТЕ. Наиболее интересное поведение контраста наблюдают в точке пересечения кривых, где сигналы от тканей головного мозга изоинтснсивпы, поэтому контраст между ними практически отсутствует: они неразличимы. Многие патологические процессы образуют сигнал, изоинтенсивныи нормальным тканям головного мозга и потому неразличимый на изображениях, полученных при коротких ТЕ (Т1- и нромежуточпо-взвешенные томограммы). См. также описание программы MR Image Expert на странице 121
Глава К). Контраст изображения
117
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние параметров TR и ТЕ на контраст изображения.
Зависимость контраста от TR
Запустите программу MR Image Expert и выберите FUe/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice. По умолчанию на экране появится спин-эхо-изображение, полученное при TR=500 мс, ТЕ=40 мс.
Выберите Draw/Spin Echo три раза, установив TR=1000, 3000 и 5000 мс для трёх изображений соответственно. ТЕ оставьте без изменения (40 мс).
Каждый раз после нажатия на кнопку «ОК» в диалоговом окне «Spin Echo» будет появляться новое изображение. Сейчас на экране должно находиться четыре томограммы.
С увеличением TR контраст изменяется. Сравните контраст между белым и серым веществом. При коротких TR белое вещество светлее серого, а с удлинением TR становится темнее. Другими словами, с удлинением TR контраст вместо позитивного становится негативным. Причина этого пояснена на рис. 10-2.
Обратите внимание, что созданные вами томо
граммы могут отличаться от изображений, полученных на МР-томографс.
В программе MR Image Expert используют приблизительно оценённые значения времён релаксации и протонной плотности. Они могут отличаться от ана-
Зависимость контраста от ТЕ
Если вы вышли из программы, запустите её снова и следуйте описанию, в противном случае продолжайте со второго пункта.
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга программы MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice.
Выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «SE». Устано
вите TR=2000 мс, ТЕ=10 мс и нажмите «ОК». На экране появится спин-эхо-изображение с установленными параметрами. [Закройте первое изображение.]
Выберите Draw/Spin Echo ещё три раза, установив ТЕ=40, 70 и 100 мс для трёх изображений соответственно. Каждый раз после нажатия на кнопку «ОК» в диалоговом окне «Spin Echo» будет появляться новое изображение. С увеличением ТЕ томограммы становятся всё более Т2-взвешенными. Контраст между СМЖ и окружающими тканями изменяется. СМЖ тёмная на промежуточно-взвешенных изобра
жениях (их также называют «р-взвешенными» или «взвешенными по протонной плотности»), но ста
новится светлой на Т2-взвешенных томограммах.
Почему контраст изменяется так сильно?
Этот феномен объяснён на рис. 10-3.
логичных параметров в реальных условиях и потому не могут быть использованы как абсолютные значения для клинической практики.
Рис. 1.
Изменение TR: изображения, полученные при помощи программы MR Image Expert. TR=500 мс (a), TR=1000 мс (b), TR=3000 мс (c), TR=5()00 мс (d). TE=40 мс во всех случаях.
Рис. 2.
Изменение ТЕ: изображения, полученные при помощи программы MR Image Expert. ТЕ=10 мс (а). ТЕ=40 мс (Ь), ТЕ=70 мс (с), ТЕ=100 мс (d). TR=2000 мс во всех случаях.
118
Глава 10. Контраст изображения
ним эхо-сигналом Т1-взвешенные изображения получают, используя короткие TR и ТЕ. В общем случае ранние эхо-сигналы (полученные при коротком ТЕ) образуют р- и Т1-взвешенные изображения. Поздние эхо-сигналы образуют все более промежуточно- и Т2-взвешенные изображения [7].
На рис. 10-4 приведено два примера, объясняющих влияние времени повторения TR на интенсивность сигнала и контраст. При коротких TR начальная интенсивность сигнала будет низкой, а при небольших ТЕ спин-эхо-изображения будут сильно Т1-взвешены. С удлинением времени повторения начальная интенсивность сигнала будет больше. Отношение интенсивностей сигнала от различных тканей также изменяется в зависимости от TR, потому контраст тоже сильно зависит от TR.
Лучше разобраться с этим вам поможет программа MR Image Expert. Следуйте описанию на развороте страницы.
Рис. 10-4.
В последовательности спин-эхо контраст зависит как orTR. гак и от ТЕ. Начальная интенсивность сигнала и контраст зависят от времени повторения TR. Использование коротких времён повторения (TR=250 мс) приводит к получению Т1-взвешенных изображений (а). Использование длинных времён повторения (TR-I500 мс) приводит к получению Т2-взвешеппых изображений (Ь). При исследовании головного мозга точки пересечения кривых спада интенсивности сигнала, в которых контраст практически отсутствует, с увеличением TR сдвигаются к меныпим значениям ТЕ.
Главе! 10. Контраст изображения
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние параметров TR и ТЕ па контраст изображения.
Настройка параметров TR и ТЕ
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга в программе MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1,5Т: Normal brain, transversal slice. После этого выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «SE». Установите TR=250 мс, ТЕ—20 мс и нажмите «ОК». [Закройте первое изображение.] На экране появится спин-эхо-изображсние с установленными параметрами. Спин-эхо-томограммы, полученные при коротких TR и ТЕ. имеют Т1-взвешенный контраст.
Выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «SE» ещё три раза, установив ТЕ=30, 60 и 90 мс для трех изображений соответственно, a TR оставив без изменения (250 мс).
Повторите то же самое для TR=1500 мс (ТЕ=20/ 30/60/90 мс) и TR=3000 мс (ТЕ=20/30/60/90 мс).
Четыре изображения в каждой группе становятся всё более промежуточно- и Т2-взвешенными, тогда как первые из них (с короткими TR и ТЕ) являются Т1-взвешенными.
Наиболее Т1-взвешенным на рис. 1 является изображение (а) в верхнем ряду (TR=250 мс, ТЕ—20 мс), типичное промежуточно-взвешенное изображение — томограмма (Ь) в нижнем ряду (TR=3000 мс, ТЕ=30 мс), наиболее Т2-взвсшенным в этом примере является изображение (d) в нижнем ряду (TR=3000 мс, ТЕ—90 мс).
Рис. 1.
Изменение TR и ТЕ. Верхний ряд — TR=250 мс, средний ряд — TR= 1500 мс, нижний ряд — TR=3000 мс. ТЕ=20 мс (а), ТЕ=30 мс (b), ТЕ-60 мс (с), ТЕ=90 мс (d).
120
Глава 10. Контраст изображения
Зная нормальную анатомию исследуемой области, контраст можно предугадать. Однако в случае, когда необходимо выявить очаги поражения, предсказание становится невозможным. В описании программы MR Image Expert, находящемся на следующей странице, приведён пример того, как патологическое образование может быть видимым или скрытым в зависимости от значений TR и ТЕ. Иногда кривые спада интенсивности сигнала различных тканей пересекаются, что приводит к полному исчезновению контраста между ними. Лучшего контраста достигают, когда интенсивности сигналов от двух тканей максимально различаются. Если основные параметры (т.е. TI, Т2, р. TR и ТЕ) известны, то с определённой ошибкой можно рассчитать кривые спада интенсивностей сигнала. Однако, если значения TI, Т2 и р неизвестны и, кроме того, используются неверные параметры импульсной последовательности, патологический очаг можно нс заметить.
Последовательности спин-эхо не ограничены одним 180° импульсом и одним эхо-сигналом. Их преимущество — возможность создания множества эхо-сигналов при помощи воздействия последовательности 180° импульсов. Таким образом, можно получить несколько изображений с увеличивающимися значениями ТЕ. Лучшая последовательность мульти-спин-эхо (MSE — multi spin-echo) — последовательность Карра—Пурселла—Мейбоома—Гилла (Carr— Purcell—Meiboom-G ill). Последовательность мульти-эхо гораздо эффективнее, чем импульсная последовательность спин-эхо, состоящая из одного эхо-сигнала, или последовательность «инверсия-восстановление» (как с точки зрения времени исследования, так и получаемого контраста) 110].
Последовательности спин-эхо и с одним, и с множественными эхо-сигналами можно применять в од-носрезовом (single-slice), многосрезовом (multiple-slice) и трёхмерном режимах.
Многосрезовая томография ограничена значениями TR и ТЕ. При этом на контраст также влияют величина промежутков между срезами и кровоток в сосудах.
При трёхмерной томографии сразу весь исследуемый объём подвергают воздействию возбуждающего импульса, а для разделения на срезы применяют дополнительный фазово-кодируюший градиент. Однако трёхмерное сканирование с использованием последовательности спин-эхо занимает много времени, поэтому исследование получается чрезмерно долгим для клинического применения.
Как уже было упомянуто в главе 4, важно чётко представлять различие между расчётными Т1- и Т2-томограммами и Т1-, Т2- и промежуточно-взвешенными (взвешенными по протонной плотности) томограммами. В первом случае каждый пиксел изображения представляет вычисленное значение времени релаксации (Т1 или Т2). Во втором случае пикселы отражают интенсивность сигнала (например, в случае Т1-взвешенных изображений), на которую преимущественно
влияет Т1, хо । я в то же время Т2 и протонная плотность также вносят свой вклад.
В табл. 10-2 пояснено взвешивание изображений в последовательностях спин-эхо. При коротких TR и ТЕ получаются Tl-взвешепные томограммы, при длинных TR и ТЕ — Т2-взвешенные. Комбинируя длинные TR и короткие ТЕ, можно устранить часть влияния Т1 и Т2 на интенсивность сигнала. В этом случае получатся р-взве-шенныс томограммы. В табл. 10-3 показано поведение интенсивности сигнала во взвешенных изображениях.
От ТЕ к эффективному ТЕ Длина цепочки эхо-сигналов (echo train length)
Быстрое спин-эхо (RSE — Rapid Spin-Echo, RARE -Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement, FSE — Fast Spin-Echo, TSE — Turbo Spin-Echo). Эта импульсная последовательность основана на последовательности множественных эхо-сигналов (мультиэхо). Однако вместо того, чтобы регистрировать каждый эхо-сигнал при одинаковом значении фазового градиента, каждый раз получая одну и ту же строку к-пространства адя нескольких изображений с разными значениями ТЕ (и соответственно, Т2-взвешенностью), в последовательности RARE каждый эхо-сигнал регистрируют при разном значении фазово-кодирующего градиентного поля. Эти эхо-сигналы используют для заполнения различных линий к-про-странства одного изображения.
р- или промежуточно-взвешенные изображения
Т1-взвешенные изображения
Т2-взвешенные изображения
Длинное TR (например, 2000 мс)
Короткое ТЕ (например, 15—30 мс)
Короткое TR (например, 200—500 мся
Короткое ТЕ (например, 15—30 мс)
Длинное TR (например, 2500 мс)
Длинное ТЕ (например, 100—200 мс)
Таблица 10-2. Взвешивание и юбражений. Томограммы, взвешенные по протон нои плотности (р), предпочтительнее называть промежуточно-взвешенными, поскольку максимальная интенсивность сигнала на этих изображениях может нс соответствовать максимальному содержанию воды. TR и ТЕ зависят от напряжённое]и магнитного поля В сильных нолях как для Т1-, так и для Т2-взвешивапия необходимо использовать меньшие значения TR и ТЕ, чем в средних или слабых полях
Ечава 10. Контраст изображения
121
Попробуйте выявить поражение, выбрав правильные значения TR и ТЕ, при помощи программы MR Image Expert.
Важность использования различных значений TR и ТЕ
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга программы MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Old MCA infarction, plain, transversal slice. На экране появится томограмма, полученная при TR=500 мс, ТЕ=40 мс. После этого выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кноп
ку мыши на иконке с надписью «SE». Установите TR=2000 мс, ТЕ=20 мс и нажмите «ОК». Повторите то же самое для TR=2000 мс и ТЕ=60 мс, ТЕ=100 мс и ТЕ-180 мс.
Перед вами пять спин-эхо-томограмм с различным контрастом (взвешиванием) (рис. 1).
На более Т2-взвешенных изображениях находится чётко различимое поражение. Однако, описывая Т1-взвешенные томограммы (слева на рис. 1), только самые осторожные радиологи упомянут о возможных патологических изменениях.
Рис. 1.
TR=250 мс, ТЕ=40 мс (а); для всех остальных изображений TR=2000 ТЕ—180 мс (е).
мс, ТЕ=20 мс (Ь), ТЕ=60 мс (с), ТЕ=100 мс (d),
Серая шкала Промежуточно-взвешенные изображения Т1-взвешенные изображения Т2-взвешенные изображения
Серое и белое вещество Жировая ткань СМЖ
1 1 Костный мозг Серое и белое вещество
Жировая ткань Серое и белое вещество Жировая ткань
СМЖ СМЖ
Кортикальный слой кости Кортикальный слой кости Кортикальный слой кости
Текущая кровь Текущая кровь Текущая кровь
Таблица 10-3. Интенсивность си гнала от различных тканей на МР-изображениях. В клинической практике используют только взвешенные изображения (а не расчётные Т1- и Т2-изображения). Обратите внимание, что интенсивность сигнала от одной и той же ткани может изменяться в зависимости oi выбранных значений TR, ТЕ или напряженности магнитного поля. Наиболее простой способ различить Т1- и Т2-взвешениые томограммы — взглянуть на сигнал от неподвижных жидкостей, близких по составу к воде: на Т1-взвешенных изображениях они тёмные, на Т2-взвешенных — светлые
122
Количество регистрируемых за одно возбуждение эхо-сигналов, используемых для построения одного изображения, определяет степень сокращения времени сканирования.
Например, при использовании последовательности спин-эхо с матрицей 256x256 время сканирования составит 256 с (4 мин 16 с), тогда как в аналогичных условиях при использовании последовательности RARE с 8 эхо-сигналами — 256/8=32 с, а с 16 эхо-сигналами — 256/16=16 с. Время сканирования для многосрезовых последовательностей увеличивается в соответствии с количеством срезов
В отличие от стандартных импульсных последовательностей, совсем не очевидно, какими параметрами обусловлен контраст в «быстрых» последовательностях спин-эхо. Вывести соотношения, из которых можно было бы напрямую определить интенсивность сигнала, как это было сделано для последовательности спин-эхо, невозможно. По существу, контраст зависит от того, в каком порядке переключается фазово-кодирующий градиент. Получения изображений с различным контрастом достигают за счет различной последовательности заполнения k-пространства. Ни TR, ни ТЕ не изменяют, однако используют разные эхо-сигналы для заполнения определённых строк к-пространства. При этом томограммы могут быть Т2-взвешенными или взвешенными по протонной плотности.
Получить TI-взвешенные RSE-изображения тоже можно, но при этом сокращение времени сканирования по сравнению со стандартными последовательностями спин-эхо минимально. Уменьшить время получения Т1-взвешенных изображений можно только при помощи последовательностей «инверсия-восстановление» или «частичное насыщение» при использовании
Глава 10. Контраст изображения
более коротких TR. Однако для решения большинства диагностических вопросов р-взвешениые изображения вполне могут заменить TI-взвешенные томограммы.
Существует несколько отличий контраста RSE- и SE-изображений, хотя их достаточно трудно уловить. В большей степени это относится к различной интенсивности сигнала от жировой ткани.
Интенсивность сигнала от липидов на RSE-изобра-жениях обычно больше, чем на аналогичных спин-эхо-томограммах. Считают, что это вызвано несколькими факторами, втом числе спин-спиновыми взаимодействиями (spin coupling) между протонами, входящими в состав глицерина. Кроме того, вследствие феномена переноса намагниченности происходят следующие изменения: ткани, содержащие белки, становятся темнее по сравнению с аналогичными SE-изображениями; очаги кровоизлияний, содержащие гемосидерин, становятся менее тёмными, а СМЖ — относительно светлой. Это ведёт к уменьшению контраста между желудочками головного мозга и, например, перивентрикулярными бляшками рассеянного склероза [8].
«Быстрые» последовательности спин-эхо добавляют к уже известным параметрам TR и ТЕ ещё два: количество эхо-сигналов на одно возбуждение (также его называют длиной цепочки эхо-сигналов [echo tram length]. TSE-фактором или турбо-фактором) и временной интервал между эхо-сигналами. Вместо ТЕ в RSE-после-доватсльностях используют параметр «эффективное ТЕ» — ТЕ эхо-сигнала, используемого для заполнения центральной части k-пространства (рис. 10-5).
Новые последовательности, недавно пополнившие арсенал RSE-мстодик (такие как HASTE, GRASE и подобные), позволяют значительно увеличить длину по-слсдовател ьности эхо-сигналов.
Глава 10 Контраст изображения
123
Испытайте последовательности RSE, RARE, FSE, TSE при помощи программы MR Image Expert.
«Быстрое спин-эхо»
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice. После этого выберите Draw/RSE или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «RSE». УстановитеTR=3000 мс, (эффективное) ТЕ=64 мс и Echo Spacings 16. Нажмите «ОК».
Изображение, которое у вас должно получиться, показано на рис. 1 а. Сравните его со спии-эхо-томо-граммой с аналогичными параметрами (TR- и ТЕ-зна-чениями).
Интенсивность сигнала RSE-изображений, в отличие от других импульсных последовательностей, невозможно выразить математическими соотношениями, поэтому точно симулировать RSE-изображения гораздо труднее, чем SE-, IR- или GRE-томограммы. Многочисленные факторы, связанные с кровотоком, последовательностью переключения фазово-колирующего градиента, взаимодействиями протонов различных срезов, обусловливают непредсказуемые изменения контраста. Кроме того, у МР-томографов различных производителей зачастую различаются ме-
тоды реконструкции изображений. По этой причине RSE-томограммы, получаемые на вашем МР-томог-рафе, могут отличаться от аналогичных изображений в программе MR Image Expert.
Программа MR Image Expert в каждом исследовании создаёт только один срез, поэтому можно ошибочно прийти к заключению, что получить Т1-взвешенное изображение при помощи последовательности RSE просто: достаточно выбрать небольшие значения TR, ТЕ и интервала между эхо-сигналами и регистрировать два эхо-сигнала после каждого возбуждения. Однако на практике обычно необходимо сканировать сразу несколько параллельных срезов, а для этого нужно значительно увеличить время повторения. Таким образом, приходится выбирать: либо получать обычные спин-эхо TI-взвешенные томограммы нескольких параллельных срезов, либо Т1-взвешенное RSE-изображение только одного среза, но быстрее.
Изменяя дополнительные параметры импульсной последовательности RSE в программе MR Image Expert, вам необходимо установить только временной интервал между эхо-сигналами (echo spacing), тогда как соответствующее количество эхо-сигналов за одно возбуждение будет рассчитано автоматически.
Кроме того, пробуя различные значения других параметров последовательности RSE, всегда помните, что значение ТЕ должно быть кратно временному интервалу между эхо-сигналами (echo spacing).
Рис. 1.
Быстрое спин-эхо: TR-3000 мс, (эффективное) ТЕ=64 мс, интервал между эхо-сигналами= 16 мс. Спин-эхо: TR-3000 мс, ТЕ-64 мс. За исключением сигнала от подкожной жировой клетчатки, контраст двух изображений получился практически одинаковым.
Таблица 10-4. Параметры импульсных последовательностей «быстрое спин-эхо» и обычное спин-эхо различаются (за исключением TR). В случае, представленном на рис. 10-5, а также приведенном в качестве примера в описании программы MRlmage Expert, используют следующие параме тры: ETL—8, eff. ТЕ=64 мс, ES=16 мс, TR=3000 мс
Рис. 10-5 (слева).
В «быстрых» спин-эхо-импульсных последовательностях применяют начальный 90° импульс, за которым следуют многочисленные 180 рефокусирующие импульсы, что приводит к возникновению цепочки эхо-сигналов. В пашем примере все эхо-сигналы используют для заполнения одного к-пространства. Эхо-сигнал с эффективным ТЕ используют для заполнения центральной части k-пространства, он определяет контраст изображения. Данные от друз их эхо-сигналов образуют остальные строки к-пространства.
Параметры импульсной последовательности «быстрое спин-эхо»
одно возбуждение
ТЕ эхо-сигнала, используемого для заполнения центральной части к-пространства Время между двумя 180° рефо-кусирующими импульсами
Длина последовательное- Количество эхо-сшналов за ти эхо-сигналов (ETL — Echo Train Length) Эффективное время эхо (eff ТЕ — Effective Echo Time)
Временной интервал между эхо-сигналами (ES — Echo Spacing) Время повторения (TR — Repetition Time)
Время между 90° импульсами
124
Глава 10. Контраст июбраженш
TI — время инверсии
Импульсная последовательность «инверсия-восстановление». В начале 1980-х годов группа исследователей из клиники Хаммерсмит (Hammersmith Hospital, Лондон) достигла такого пространственного разрешения и контраста при МРТ головного мозга, что полученные ими изображения можно было сравнивать разве что со срезами, которые до этого можно было видеть только на аутопсии 11]. Они использовали импульсную последовательность «инверсия-восстановление» (IR — inversion recovery).
В последовательности «инверсия-восстановление» сначала намагниченность «переворачивается» 180° импульсом. Восстановление начинается с отрицательных значений и достигает нуля через промежуток времени, равный 0,69 Т1, после чего становится положительной и возвращается к равновесному состоянию приблизительно через 5 Т1 (рис. 10-6 а).
В определённый момент в течение этого времени исследуемый объект подвергают воздействию 90° импульса, переводящего частично восстановленную продольную намагниченность в поперечную, которую можно зарегистрировать в виде сигнала. Чаще всего за этим следует еще один 180° импульс, образующий спиновое эхо. Подробное описание этой последовательности дано в главе 4.
В действительности первоначальный отрицательный знак намагниченности теряется, поскольку при построении изображений используется модуль величины интенсивности сигнала (сплошные линии на рис. 10-6 а), что в настоящее время стало стандартной процедурой на большинстве томографов. Таким образом, отрицательный сигнал регистрируется как положительный такой же интенсивности, поэтому сигнал имеет положительную величину по обе стороны от нуля.
Контраст изображения в последовательности «инверсия-восстановление» полностью отражает это поведение (рис. 10-6 Ь).
Для сохранения всей информации, содержащейся в сигнале, необходимо построение дополнительного референтного изображения, по которому можно было бы сравнить фазы каждого пиксела. Один из путей достижения этого — совмещение последовательностей «инверсия-восстановление» и «частичное насыщение».
На изображениях с большим временем инверсии (TI) достаточно сложно достичь заметного контраста между соседними тканями, за исключением контраста, обусловленного различием по протонной плотности. В то же время, изображения с маленькими значениями TI позволяют получить хороший контраст.
На интенсивность сигнала в последовательности «инверсия-восстановление», как и в последовательности «частичное насыщение», главным образом влияет время спин-решёточной релаксации Т1. Интенсивность усреднённого сигнала можно определить из следующего соотношения:
Sl=KxpxM0(l-2expl-TI/Tl]+exp|-TR/Tll),
где SI — интенсивность сигнала; К — константа зависящая от кровотока, диффузии, перфузии и jpj гих параметров; р — протонная плотность; М() — величина намагниченности в начальный момент времени Т1 — время инверсии; TR — время повторения; Т1 -время спин-решёточной релаксации.
Интенсивность сигнала при заданном Т1 сильно зависит от времени инверсии и времени повторения.
В последовательности «инверсия-восстановление» применяемой в медицинских MP-томографах, после 90° импульса добавляют второй 180° импульс для ре фокусировки сигнала, быстро убывающего в результате Т2-взаимодсйствий. Поэтому на медицинские МР-томограммы, полученные этим методом, Т2 также оказывает некоторое влияние, хотя и нс становится основным фактором, определяющим контраст для последовательности «инверсия-восстановление». В контексте этой книги им вполне можно пренебречь.
Если значение TR выбрать меньше, чем Т1 некоторой структуры исследуемого объекта, может случиться! что при определённом TI (которое также меньше Т1) относительная интенсивность сигнала ог ткани этого образования будет выше, чем от окружающих тканей с меньшим значением Т1. Это сложное и двусмысленное поведение контраста хорошо объяснено в описании программы MR Image Expert на стр. 126.
Ечава 10. Контраст изображения
125
Рис. 10-6.
(а) Поведение интенсивности сигнала (SI) в последовательности «инверсия-восстановление» при TR=2000 мс. В = 1,5 Тл. Обратите внимание, что до достижения времени 0,69 Т1 сигнал имеет отрицательное значение (пунктирная линия) Сплошные линии демонстрируют интенсивность сигнала, используемую для построения изображений (величина по модулю): положительный сигнал убывает до нулевого значения, после чего вновь возрастает до достижения состояния равновесия. (Ь) Относительный контраст (С) между серым и белым веществом, а также белым веществом и СМЖ в последовательности «инверсия-восстановление» с аналогичными параметрами. При маленьких значениях времени инверсии наблюдают достаточноплохой контраст, затем он увеличивается и достигает пикового значения при Т1, приблизительно равном 400 мс. Сразу после этого контраст между серым и белым веществом резко падает, полнос тью исчезает и далее становится отрицательным, достигая второго пика. При больших значениях TI он исчезает вновь. Контраст между белым веществом и СМЖ ведёт себя сходным образом. Обратите внимание, что пики, соответствующие оптимальным значениям контраста, могут быть расположены очень близко к точкам с полным отсутствием контраста. На практике это означает, что очаги поражения можно очень легко пропустить, если выбрать неправильное значение TI.
126
Глава 10. Контраст и юбражсния
Изображения из этого описания показывают, что интервал между хорошим контрастом и его отсутствием очень мал. Если в исследуемом образце нет каких-либо непредсказуемых патологических образований, контраст можно предугадать. Проблемы возникают, когда необходимо выявить заранее неизвестные поражения.
Во избежание неправильной интерпретации МР-томограмм желательно получать несколько изображений с различными значениями TI. Однако в этом случае удлиняется время проведения исследования. Существует лаже специальная разновидность последовательности «инверсия-восстановление», которая как раз позволяет получать несколько томограмм с разными TI, однако отношение сигнал/шум при этом снижается, потому что для каждого возбуждения используют углы отклонения <90° |5, 12].
Обычно последовательность «инверсия-восстановление» применяют в миогосрсзовом режиме, т.е. чаще всего одновременно сканируют нс один, а сразу несколько параллельных срезов. Это позволяет довольно элегантно сократить время получения изображений
и значительно повысить эффективность IR-исследований, занимающих очень много времени.
Для многосрезовой IR используют импульсную последовательность BIR (balanced IR — сбалансированная IR), иногда также называемую MDEFT (modified driven-equilibrium Fourier transformation — изменённое преобразование Фурье с управляемым равновесием). Эти последовательности позволяют добиться более качественного Т1-1ззвешенного контраста по сравнению с Т1-взвешен-ными последовательностями спин-эхо.
Подавление сигнала от жировой ткани и воды (STIR и FLAIR)
Иногда бывает очень полезно избавиться от интенсивного сигнала жировой ткани или жидкостей. Для подавления сигнала предложено множество методик. В двух из них используют последовательность «инверсия-восстановление». остальные будут обсуждены в главе 11
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние параметров TR и TI на контраст изображения.
Зависимость контраста от TI
Основная проблема использования последовательности «инверсия-восстановление» заключается в том, что даже минимальное изменение времени инверсии TI может кардинально отразиться на контрасте изображения.
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга в программе MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice. После этого выберите Draw/Inversion Recovery или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью
«1R». Установите TR=4000 мс, Т1=200 мс, ТЕ=10 мс. Нажмите «ОК». Выберите Draw/Inversion Recovery ещё три раза. TR и ТЕ оставьте прежними, тогда как Т1-значения установите 400 мс, 600 мс и 800 мс соответственно. Обратите внимание, что с увеличением TI изменяется контраст между серым и белым веществом, причём когда Т1 превосходит приблизительно 500 мс, контраст становится негативным. К настоящему моменту времени на вашем экране должно находиться четыре IR-изображения.
Чтобы облегчить понимание поведения контраста в последоватольности «инверсия-восстановление», в этом примере умышленно не изменяли время эхо (ТЕ).
Рис. 1.
Изменение TI: TR=4000 мс, ТЕ=10 мс на всех томограммах; Т1=200 мс (а), Т1=400 мс (Ь), Т1=600 мс (с), Т1=800 мс (d). Контраст между серым и белым веществом головного мозга и СМЖ заметно меняется, Нс забывайте о возможности программы MR Image Expert в реальном времени изменять параметры импульсной последовательности (нажмите на правую кнопку мыши, поместив указатель на окно с томограммой, затем выберите «Sequence» и нажмите на левую кнопку).
Глава 10. Контраст изображения
127
Изображения с большими временами инверсии (TI) обладают слабым контрастом между соседними тканями, за исключением тех случаев, когда контраст обусловлен различием по протонной плотности. В то же время в томограммах, полученных при маленьких значениях TI, контраст может оказаться достаточно высоким. На этой особенности основана особая разновидность последовательности «инверсия-восстановление» — STIR (Short Time Inversion-Recovery — короткое время инверсии-восстановление).
Последовательное!ь STIR чаще всего используют, когда необходимо выявить высокоинтснсивныс очаги поражения (например, опухолевую ткань с контрастным усилением), находящиеся около или внутри жи ровой ткани. Интенсивность сигнала от жировой ткани достигает нулевого значения при TR >3000 мс.
Т1=200 мс, ТЕ=20 мс (в поле 1,5 Тл). При меньших значениях напряженности магнитного поля необходимо использовать меньшие значения Т1.
FLAIR (Fluid Attenuated Inversion-Recovery — последовательность «инверсия-восстановление» с ослабленным сигналом от жидкости) устраняет сигнал от воды и СМЖ за счет очень больших времён инверсии (2000—2500 мс). Она особенно полезна для выявления поражений головного мозга, обладающих слабым контрастом. Как продемонстрировано на рис. 10-6, сигнал от СМЖ достигает нулевого значения (т.е. исчезает) при времени инверсии около 2000 мс (TR >8000 мс, ТЕ>100мс) |3|.
Обе методики можно объединить с последовашль-ностью «быстрое спин-эхо». В этом случае их называют «Fast STIR» и «Fast FLAIR».
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно устранить сигнал от некоторых тканей.
Подавление сигнала от жировой ткани (STIR)
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга в программе MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Orbit, sagittal slice. После этого выберите Draw/Inversion Recovery или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «IR». Установите TR=4000 мс, Т1=50 мс, ТЕ=10 мс. Нажмите «ОК».
Попробуйте в реальном времени изменять TI, обращая внимание на то, как будет изменяться сигнал от ретробульбарной жировой клетчатки (три возможных варианта приведено на рис. 1). Опухоль, находящаяся позади зрительного нерва (при исследовании с контрастным усилением или без него), будет лучше всего видна при использовании последовательности STIR с ТЕ200-250 мс.
Рис. 1.
STIR. TR=4000 мс, ТЕ=10 мс на всех изображениях. Т1=50 мс (а), 'П-240 мс (Ь), Т1=450 мс (с). Жировая ткань, находящаяся около зрительного нерва, исчезает при TI около 240 мс
Подавление сигнала от воды (FLAIR)
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга в программе MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Meningioma, plain, transversal slice. После этого выберите Draw/Inversion Recovery или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «IR». Установите TR=8()00 мс, Т1=2500 мс, ТЕ=Т20 мс Нажмите «ОК». Постройте ТТ- и Т2-взвешенные спин-эхо-изображения и сравните их с FLAIR. Очаги поражения головного мозга, вызванные сдавлением ткани огромной менингиомой, которые находятся пе-ривентрикулярно и в других участках мозга, лучше всего видны на FLAIR-томограммах.
Рис. 2.
FLAIR. TR-8000 мс, ТЕ—120 мс, Т1=2500 мс.
128
Глава 10. Контраст изображения
FA — угол отклонения
Градиентные последовательности. Во многих клинических ситуациях использование «быстрых» импульсных последовательностей необходимо, поскольку сокращение времени исследования позволит избежать артефактов оз движений, а также увеличит количество пациентов, которых можно обследовать за то же время. Время сканирования можно сократить от нескольких минут для стандартной последовательности спин-эхо до секунд или даже миллисекунд. В течение нескольких последних лет количество показаний для использования разнообразных «быстрых» последовательностей неуклонно растёт.
Для ускорения процесса получения изображений необходимо сократить количество усреднений, точек матрицы, линий изображения или время повторения. В общем случае отношение сигнал/шум и пространственное разрешение при этом ухудшатся. Однако, как уже было отмечено, для постановки точного клинического диагноза важно иметь изображения достаточного (а вовсе не обязательно превосходного) качества.
Основные параметры стандартных и «быстрых» импульсных последовательностей, влияющие на контраст изображения, представлены в табл. 10-5. Взвешенность изображений, получаемая при использовании этих последовательностей, зависит от большого количества факторов, поэтому некоторые виды контраста могут быть доступны не на всех МР-томографах.
В настоящее время среди «быстрых» последовательностей чаще всего применяют GRE, хотя популярность RSE постоянно увеличивается. Градиентные последовательности имеют преимущество, обусловленное особенностями насыщения спиновой системы, позволяющее использовать короткие TR. Интенсивность сигнала после серии 90° импульсов уменьшается и полностью исчезает, когда система достигает состояния равновесия (т.е. насыщения). В таких условиях более эффективны импульсы с углом отклонения менее 90°.
Никто не ожидал, что при сокращении TR до величины менее 100 мс и даже менее 10 мс, всё равно можно будет получать изображения с соотношением сигнал/шум, достаточным для постановки клинического диагноза. Градиентные последовательности, имеющие такие короткие TR, называют FLASH [6]. В коммерческих томографах они доступны под различными торговыми наименованиями (см. табл. 8-1 и 10-6).
Интенсивностьсигналадля быстрых импульсных последовательностей, если TR меньше Т1, но больше Т2*, или при использовании специальных очищающих градиентных полей для устранения поперечных когерентностей можно определить из следующего соотношения:
Sl=sinax| 1 —exp(-TR/T 1 )]хехр(-ТЕ/Т2)/[ 1 -cosaxexp(-TR/T 1)],
где ос — угол отклонения; TR — время повторения; ТЕ — время эхо; Т1 — время спин-решёточной релаксации, Т2 — время спин-спиновой релаксации.
PS 1R SE RSE GRE
р Р Р Р Р
Т1 Т1 Т1 [Т1] Т1
(Т2*) |Т2] Т2 Т2* Т2*
| коток] [поток] [поток] [поток] поток
Таблица 10-5. Импульсные последовательности и факторы, влияющие на контраст изображений. Протонная плотность (р) и объемные потоки оказывают влияние на все последовательности. Т2*-взвсшснная последовательность «частичное насыщение» (PS) cooi ветствуст градиентным последовательностям (GRE)
К основным параметрам (TR, ТЕ и TI) последовательность FLASH добавляет четвёртый — угол отклонения (FA). Аналогично последовательностям спин-эхо, градиентные также позволяют получать взвешенные изображения в зависимости от выбранных значений времени повторения, времени эхо, угла отклонения и вида используемой последовательности
Однако есть одно большое различие: тогда как в последовательностях SE и RSE Т2-взвешенныс изображения отражают истинное значение Т2, при использовании последовательностей GRE можно получить только Т2+-взвсшеиный контраст. На рис. 10-7 изображеноти-пичиое для градиентных последовательностей поведение интенсивности сигнала. В данном случае была использована последовательность «очищенный FLASH» (spoiled FLASH). Обычно интенсивность сигнала достигает максимального значения при использовании угла отклонения 30—60°. Как мы уже убедились при изучении последовательностей спин-эхо, лучшего контраста достигают совсем не обязательно в точке максимальной интенсивности сигнала. Это утверждение также имеет силу и для GRE-последовательностей, что подтверждено поведением контраста на томограммах головного мозга на рис. 10-7. В точках, соответствующих максимальной интенсивности сигнала, контраст либо плохой, либо вообще отсутствует. Оказывается, что контраст изображений, полученных при воздействии импульсов с углом Эрнста (углом отклонения, при котором ин тенсивность сигнала будет максимальной), чаще всего плохой. Для улучшения контраста необходимо использовать большие утлы отклонения, в результате чего величина z-намагниченности после РЧ-импульса становится меньше.
Интенсивность сигнал а зависит от скорости восстановления z-намагниченности в течение TR, а следовательно, и от TL На томограммах, представленных на рис. 10-7 и в описании программы MR Image Expert на стр. 129, продемонстрировано, как контраст изменяется при увеличении угла отклонения. Градиентные последовательности обеспечивают резкий контраст между СМЖ. спинным мозгом и позвоночником. Одним из примеров клинического применения GRE-
Глава 10. Контраст изображения
129
последовательностей служит получение Т2‘-взвешен-ных изображений позвоночника — быстрый скрининговый метод для выявления протрузий межпозвонковых дисков. Однако SE-последовательности и, в некоторых случаях, RSE-последовательности обычно более чётко представляют пространственные детали изображений. Кроме того, контраст градиентных последовательностей чаще всего оказывается хуже, чем при использовании обычного спинового эхо. Улучшить контраст можно при помощи контрастных средств, причём при больших углах отклонения Т1-эффект парамагнитных веществ усиливается.
При неоднородностях магнитного поля получение изображений с Т2’-взвешенным контрастом затруднено, поскольку при градиентном эхо не происходит рефокусировки изображений. При таких неоднородностях необходимы небольшие значения ТЕ, что ограничивает использование больших ТЕ, необходимых для достижения Т2*-взвешенного контраста.
Сокращение времени повторения до значений, меньших чем Т2 тканей, ведёт к появлению поперечных когерентностей, которые можно либо устранить, либо использовать при реконструкции изображений, как уже было описано в главе 8 (см. также табл. 10-7).
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние угла отклонения на контраст изображения
Градиентные импульсные последовательности
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга в программе MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, sagittal slice. После этого выберите Draw/Spoiled GRE или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «S GRE». Установите TR=:200 мс, ТЕ—60 мс, угол отклонения (FA) 5°. Нажмите «ОК».
Выберите Draw/Spoiled GRE ещё пять раз. TR и ТЕ оставьте прежними, тогда как FA установите 20°, 35°, 50°, 65° и 80° соответственно. Обратите внимание на то, как изменяется контраст между паренхимой головного мозга и СМЖ при увеличении угла отклонения
На вашем мониторе сейчас расположено шесть томограмм, полученных с помощью последовательности «очищенное (spoiled) GRE». Эти же изображения приведены на рис. 1.
Изменение трёх параметров (TR, ТЕ и FA) даёт практически неограниченные возможности для выбора контраста.
В программе MR Image Expert вы можете экспериментировать без каких-либо сомнений. На рис. 10-7 продемонстрирован один из тысячи возможных вариантов поведения контраста. Обычно при больших
углах отклонения преобладает влияние Т1, тогда как при маленьких FA контраст определяется протонной плотностью.
Эта версия программы MR Image Expert предоставляет вам возможность разобраться с тремя различными градиентными последовательностями: рефокусированное градиентное эхо (R-GRE), очищенное градиентное эхо (S-GRE) и градиентное эхо с усиленным контрастом (СЕ-GRE). Они различаются несколькими дополнительными компонентами, встроенными в последовательности. Очищенное GRE — самая популярная градиентная последовательность. Основные термины, используемые для обозначения градиентных последовательностей, приведены в табл. 10-7. Далее вам предагается самостоятельно испытать различные параметры для этих последовательностей, чтобы получить полное представление об их влиянии па контраст изображении.
К сожалению, программа не может симулировать одну из основных составляющих контраста градиентных последовательностей. Речь идёт о кровотоке и движущейся СМЖ.
Кроме того, изображения с малыми углами отклонения будут значительно качественнее аналогичных, полученных на MP-томографе. Обычно такие изображения имеют невысокое качество из-за низкого отношения сигнал/шум. Действительно, как показано на графике на стр. 131, при самых малых значениях угла отклонения сигнал может вообще отсутствовать.
130
Етавг! 10. Контраст изображения
Последовательность «очищенная FLASH» полностью устраняет влияния поперечных когерентностей, обычно с помощью специальных очищающих градиентных полей, восстанавливая естественный контраст последовательности «частичное насыщение».
Рефокусирующие последовательности добавляют поперечные когерентности в обрабатываемый сигнал, поэтому они обладают более высоким отношением сигнал/шум. Вместе с тем, последовательность «рефокусированный FLASH» обладает скорее плохим контрастом (зависящим от Т1/Т2). Градиентные последовательности с усиленным контрастом (СЕ-FLASH) обладают хорошим Т2-контрастом, причем Т2-взвеши-вание зависит от значений TR и ТЕ. При больших ТЕ
(например, 30—60 мс) достигают лучшего Т2-взвеши-вания, но отношение сигнал/шум при этом хуже, чем при использовании коротких TR. Градиентные последовательности очень чувствительны к локальным изменениям магнитной восприимчивости (т.е. на томограммах хорошо видны кровоизлияния и продукты распада гемоглобина) и кровотоку (ангиография). В табл. 10-7 представлены характеристики стандартной градиентной последовательности FLASH при высокой напряженности магнитного поля.
В «мгновенных» градиентных последовательностях (snapshot GRE) сигнал в течение исследования проходит несколько уровней развития. Поэтому, изменяя начальные параметры последовательности во время
Таблица 10-6. Термины, используемые для обозначения градиентных последовательностей.
GFE gradient field echo градиентное полевое эхо CE'-FFE TI contrast-enhanced’ fast field быстрое полевое эхо с усиленнь м контрастом echo (Tl-weighted) (Т1-взвешенное) FLASH fast low-angle shot быстрая экспозиция с небольшими углами от- клонения
S-GRE, очищенное градиентное эхо
PS partial saturation частичное насыщение RFS-FAST RF-spoiled Fourier-acqured РЧ очищенное стационарное состояние с steady state technique Фурье-обработкой SHORT short repetition technique методика с короткими временами повторения SPGR spoiled gradient-recalled очищенные, вызванные градиентами эхо-сиг- (spoiled GRASS) палы STAGE:T1W Tl-weighted small tip angle Т1-взвешенное градиентное эхо с небольши-gradient echo ми углами отклонения TI FAST Tl-weighted Fourier- Т1-взвешенное устойчивое состояние с Фурье- acquired steady state обработкой technique TI FFE Tl-weighted contrast- T1 -взвешенное быстрое полевое эхо с усилен- enhanced fast field echo ним контрастом FAST Fourier-acquired steady устойчивое состояние с Фурье-обработкой state technique FFE fast field echo быстрое полевое эхо FISP List imaging with steady быстрая томография с устойчивой прецесси- prccession ей
R-GRE, рефокусированное градиентное эхо
F-SHORT short repetition technique методика с короткими повторениями, based on free induction основанная на спаде свободной индукции decay GFEC gradient field echo with градиентное полевое эхо с контрастом contrast GRASS gradient-recalled acquisition получение изображений при помощи пере- in the steady state ключения градиентов в устойчивом состоянии ROAST resonant offset averaging in усреднение резонансных сдвигов в сзацио- the steady state нарном состоянии SSFP steady-state free precession свободная прецессия в устойчивом состоянии
CE-GRE, градиентное эхо с усиленным контрастом4 CE-FFE contrast enhanced’ fast field быстрое полевое эхо с усиленным контрас- (FAST) echo (FAST) том* (FAST) PSIF reverse fast imaging with быстрое получение изображений с устойчи- steady-state precession вой прецессией и инверсией градиентов SSFP steady-state free precession свободная прецессия в устойчивом состоянии
*В данном контексте «с усиленным контрастом» (contrast-enhanced) относится к последовательности РЧ-импульсов, а не подразумевает использование контрастных веществ.
Глава 10. Контраст изображения
131
сканирования, можно повлиять на динамику развития сигнала и, следовательно, на контраст. Чаще всего используют подготовительный 180° инвертирующий импульс, после которого в течение некоторого времени происходит восстановление намагниченности. И только потом выполняют сканирование (последовательность MP-RAGE).
Как мы уже убедились при изучении последовательностей спин-эхо, при неверно выбранных параметрах импульсной последовательности патологические изменения могут быть нс видны. То же самое можно сказать и про градиентные последовательности. Если выбрать Т1-взвешенную последовательность, невозможно будет различить очаги поражения, у которых время TJ-релак-
Параметры последовательности Т1 (взвешенная) Т2* (слабо взвешенная) Т2* (сичьно взвешенная) р (промежуточно взвешенная)
TR (мс) 200-400 20-50 200-400 200-400
ТЕ (мс) 12-15 12-15 30-60 12-15
а() 45-90 30-60 5-20 5-20
Таблица 10-7. Характеристики контраста для стандартной градиентной последовательности FLASH при высокой напряжённости магнитного ноля (ориентировочные данные)
сации близко по значению с соседними тканями. С другой стороны, при использовании Т2-взвешенной последовательности трудно выявить поражения, имеющие такое же время Т2-релаксации, как и у окружающих тканей. Хорошим примером этому служит интенсивность сигнала от артериовенозной мальформации на рис. 10-8 и 10-9.
Другие «быстрые» импульсные последовательности
В главе 8 описано несколько новых быстрых последовательностей, например эхо-планарная томография.
Контраст в EPI зависит от подготовительного модуля. Он представляет собой несколько SE-, GRE- или IR-им-пульсов, применяемых перед EPI-модулем. Соответственно, выбранная для подготовительного модуля импульсная последовательность и определяет поведение контраста.
В табл. 10-1 перечислено большое количество факторов, влияющих на контраст. Как мы уже увидели при обсуждении основных последовательностей, главные из них — времена Т1- и Т2-релаксации. При их изменении контраст также меняется.
В следующем разделе мы узнаем, какое влияние оказывает на времена релаксации изменение напряжённости магнитного поля.
Серия томограмм головного мозга здорового человека. Градиен тная последовательность (очищенное GRE). TR.M00 мс, ТЕ=20 мс, а=15° (а). а=30° (Ь). а=45° (с), а=6(Г (d), а=75° (е). При больших углах отклонения преобладает влияние TI на контраст изображения, тогда как при маленьких углах — влияние протонной плотности. Сравните кривые зависимости интенсивности сигнала от угла отклонения для белого вещества и СМЖ, а также для белого и серого вещества.
Рис. 10-7.
132
Глава 10. Контраст изображения
Рис. 10-8 (наверху) и 10-9 (внизу).
Поперечная томограмма головного мозга (градиентная последовательность «очищенное GRE») пациента с артериовенозной мальформацией в затылочной доле правого полушария.
Рис. 10-8: TR= 400 мс, ТЕ=20 мс, а= 15° (а), 30° (Ь), 45° (с), 60° (d), 75° (е).
Рис. 10-9: TR-400 мс, ТЕ=120 мс, а=15° (а), 30° (Ь), 45° (с), 60° (d), 75° (е).
Очаг поражения, практически невидимый на изображениях с меньшим значением ТЕ (рис. 10-8), хорошо различим на томограммах с большим ТЕ (рис. 10-9). Выбор правильных параметров импульсных последовательностей — важный момент в МРТ. Для разрешения разных диагностических вопросов можно применять множество различных импульсных последовательностей. В большинстве случаев поведение интенсивности сигнала определено эмпирически, а параметры для импульсных последовательностей включены в специальные протоколы.
Напряжённость постоянного магнитного поля
К сожалению, большинство характеристик контраста, рассмотренных до сих пор, изменятся при переходе от одной напряжённости магнитного поля к другой. Причём TI сильно зависит от напряжённости поля, тогда как на Т2 изменения напряжённости в пределах, применяемых в МРТ, влияют лишь в минимальной степени.
TI зависит от нескольких факторов, сильно различающихся в разных полях. Поэтому, даже зная Т1-значение ткани в одном поле, довольно трудно предположить, чему оно будет равно в магнитном поле другой напряжённости.
Релаксометрия — наилучший метод для изучения времён релаксации. Релаксометрия — исследование поведения спин-решёточной и спин-спиновой релаксации в зависимости от внутренних и внешних параметров, например молекулярных и надмолекулярных структур, температуры, вязкости, pH, напряжённости магнитного поля, наличия парамагнитных или ферромагнитных вешеств. Релаксометрия с циклически меняющимся полем позволяет изучать зависимость значений времён релаксации oi напряжённости магнитного поля [ 111.
На рис. 10-10 изображены кривые зависимости времени TI-релаксации белого и серого вещества головного
мозга взрослого человека от напряжённости магнитного поля. В обоих случаях Т1-значения увеличиваются с напряжённостью поля, но в различной степени. Поэтому изображения, полученные при одинаковых параметрах импульсной последовательности, но в разных полях, имеют несколько разный контраст. Именно по этой причине их нельзя непосредственно сравнивать друг с другом, что наглядно продемонстрировано в описании программы MR Image Expert на следующей странице.
Рис. 10-10.
Зависимость времени Т1-релаксации серого и белого вещества от напряжённости магнитного поля. Обратите внимание на увеличение Т1 при увеличении напряжённости поля
Глава 10. Контраст изображения
133
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние напряжённости магнитною поля на контраст изображения.
Напряжённость магнитного поля и контраст
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice.
Выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «SE». Установите TR=2000 мс, ТЕ=25 мс. Нажмите «ОК». Повторите то же самое ещё три раза, выбрав ТЕ=50 мс, 100 мс и 200 мс соответственно. Взгляните на томограммы и обратите внимание — контраст между СМЖ и окружающим белым веществом изменяется так, что СМЖ выглядит тёмной на промежуточно-взвешенныхизоб-ражениях с маленькими ТЕ и становится более светлой на Т2-взвешенных изображениях с большими ТЕ.
При времени эхо 50—100 мс интенсивности сигнала от СМЖ и белого вещества практически одинаковы. Переходная точка соответствует значению ТЕ около 65 мс. В этой точке контраст между двумя компонентами головного мозга полностью исчезает, и их
1.5 Тл
Рис. 1.
<=2000 медля всех томограмм. ТЕ=25 мс (а), ТЕ=50 мс
Выстройте четыре изображения в ряд в нижней части экрана.
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга. Двойным нажатием вызовите файл 0,5Т: Normal brain, transversal slice. Перед вами поперечный срез головного мозга, полностью аналогичный предыдущим, но полученный при напряжённости магнитного поля 0,5 Тл.
Выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «SE». Установите TR=2000 мс, ТЕ=25 мс, 50 мс, 100 мс и 200 мс соответственно.
Вы получили четыре изображения с такими же параметрами импульсной последовательности, как и в серии томограмм, соответствующих напряжённости магни гного поля 1,5 Тл. Но контраст отличается! Переходной точки исчезновения контраста между СМЖ и белым веществом можно достичь при больших значениях ТЕ.
Причина этих различий — увеличение времени TI-релаксации в более сильных полях. Поэтому в разных полях контраст различается, несмотря на использование одинаковых параметров импульсных последовательностей.
134
Глава 10. Контраст изображен!!,
Сравнивая поведение контраста различных тканей при магнитных полях, используемых в МРТ, можно обнаружить, что контраст на расчётных Т1-изображениях в слабых и ультраслабых полях в большинстве случаев невелик. В средних полях он увеличивается и достигает пика, а затем снова уменьшается в сильных полях (рис. 10-11).
Этот факт едва ли имеет значение для клинического применения метода, поскольку расчётные Т1-изображения на практике не используют. Обычно, если импульсные последовательности и их основные параметры выбраны правильно, медицинские МР-томограммы (Т1-, Т2- или промежуточно-взвешенные) обладают достаточным контрастом даже при сверхсильных полях [2,4, 9, II].
Однако при анализе сильно TI-взвешенных томограмм, полученных с помощью любой импульсной последовательности, на данную особенность следует обратить внимание, потому что в таком случае при некоторых значениях напряжённости поля очаг поражения можно пропустить.
Этот феномен известен уже долгое время из опыта применения МРТ, но объяснить его смогла только ре-лаксометрия с циклически меняющимся полем.
Список литературы
1. Bydder GM, Steiner RE, Young 1R, et al. Clinical NMR imaging of the brain: 140 cases. Amer J Roentgenol 1982; 139: 215-236.
2. Chen C-N, Sank VJ, Cohen SM, Hoult DI. The field dependence of NMR imaging. 1: laboratory assessment of signal-to-noise ratio and power deposition. Magn Reson Med 1986; 3: 722-729.
3. De Соепе В, Hajnal J, Gatehouse Р, LongmoreD White S, Oatridge A, Pennock J, Young I, Bydder G. MRo‘ the brain using fluid-attenuated inversion recovery (FLAIR pulse sequences. Amer J Neuroradiol 1992; 13: 1555—1564
4. Fischer HW, Rinck PA, van Haverbeke Y, Muller RR Nuclear relaxation of human brain gray and white matler analysis of field dependence and implications for MRI Magn Res Med 1990; 16: 317—334.
5. Graumann R, Barfuss H, Fischer H, Hentschel D. Oppelt A. TOMROP: a sequence for determining th longitudinal relaxation time TI in magnetic resonance tomography. Electromedica 1987; 55: 67—72.
6. Haase A, Frahm J, Matthaei D, Hnnicke W, Met-boldt К-D. FLASH imaging. Rapid NMR imaging usinglot* flip-angle pulses. J Mag Reson 1986; 67: 258—266.
7. Harms SE, Morgan TS, Yamanashi WS, Harle TS. Dodd GD. Principles of nuclear magnetic resonance imaging. Radio Graphics 1984; 4: 27—47.
8. Henkelman RM, Hardy PA, Bishop JE, Poon CS Plewes DB. Why fat is bright in RARE and fast spin-echo imaging. J Magn Reson Imaging 1992; 2: 533—540.
9. Hoult DI, Chen C-N, Sank VJ. The field dependence of NMR imaging. 11: arguments concerning optimal field strength. Magn Reson Med 1986; 3: 730-746.
10. Rinck PA, Bielke G, Meves M. 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. Also in: Magn Reson Med 1984; 1: 237.
11. Rinck PA, Fischer HW, Vander Elst L, Van Haverbeke Y, Muller RN. Field-cycling relaxometry: medical applications. Radiology 1988; 168: 843—849.
12. Young 1R, Hall AS, Bydder GM. Design of a multiple inversion-recovery sequence for TI measurement. Magn Reson Med 1987; 5: 99-108.
Рис. 10-11.
Зависимость контраста на расчётных Т1 -изображениях от напряжённости магнитного поля. Контраст относительно низкий при слабых и сильных полях и достигает пиковых значений при напряжённости поля от 0,2 до 0,8 Тл в зависимости от исследуемой ткани.
Рис. 10-12.
Бляшки рассеянного склероза и некоторые другие поражения головного мозга имеют сходные интенсивности сигнала с окружающими тканями при исследовании в средних и сильных полях при помощи стандартной TI-взвешенной последовательности спин-эхо. Контраст присутствует только в сверхслабых полях (логарифмическая шкала).
Глава 11
Контраст: новые концепции
За последние несколько лет появились новые идеи и концепции по поводу того, как можно улучшить контраст, подавляя или усиливая сигнал от некоторых морфологических структур и образований. Сейчас эти концепции широко используют как стандартные диагностические функции в М Р-томографах для решения специфических клинических вопросов или исследовательских задач (конечно, нс таких, как на рис. 11-1).
Некоторые из этих методик будут освещены в следующих подразделах.
Рис. 11-1.
Что это за светлое пятно на небе: солнце или луна? Otbci на этот вопрос приведён на следующей странице. Иногда довольно трудно точно определить, что изображено на рисунке. Даже если четко видны мелкие детали. В этом случае оказываются полезными специальные методики и дополнительная информация.
Методики подавления сигнала
Жировая ткань, так же как и вода, может создавать трудности при интерпретации изображений во многих клинических ситуациях. Она обладает высокоинтенсивным сигналом на Т1-взвешенных спин-эхо-томограм-мах, поэтому другие ткани или патологические образования, имеющие интенсивный сигнал и находящиеся около жировой ткани, становятся незаметными.
В некоторых случаях устранение интенсивного сигнале! от жировой ткани даёл большое преимущество. Примером тому служат исследование поражений, находящихся в жировой ткани (диагностика образования в глазнице или при жировой инфильтрации печени), визуализация сердца, а также дифференциальная диагностика заболеваний костей и костного мозга.
В главе 10 мы уже обсуждали две методики подавления сигнала: от жировой ткани и воды (STIR и FLAIR). Далее рассмотрим ещё три.
Фазово-чувствительные методы
В главе 5 мы познакомились с понятием химического сдвига: различное химическое окружение протонов воды и жировой ткани заставляет их прецессировать с разными частотами. Если MP-исследование проводят в сильных магнитных полях, химический сдвиг приводит к тому, что одно и то же анатомическое образование образует два разных изображения. Это явление известно как артефакт химического сдвига. Происхождение этого артефакта объяснено на рис. 11 -2.
Полезная сторона химического сдвига заключается в том, что его можно использовать для устранения нежелательного сигнала от жировой ткани.
В градиентных последовательностях эффекты химического сдвига не рефокусируются и зависят от времени эхо, как это продемонстрировано ниже.
136
Глава 11. Контраст: новые концепции
Вода и жировая ткань имеют химический сдвиг 145 Гц в поле 1 Тл и 225 Гц — в поле 1,5 Тл. В последнем случае сигнал от жировой ткани, находящийся вне резонанса, будет совершать полный поворот на 360° каждые 4,4 мс. Поэтому при ТЕ, чётно кратных 4,4 мс, сигналы от воды и жировой ткани будут находиться в фазе, а при ТЕ, нечётно кратных 2,2 мс, — в противофазе (рис. 11-3). Неоднородности поля В() вызывают локальные вариации точной фазы каждой компоненты, но разность фаз сохраняется. Выбирая определённое значение ТЕ, можно увеличить или ослабить вклад сигнала от жировой ткани, а суммируя два усреднения, в одном из которых сигнал от жира находится в фазе, а в другом — в противофазе, сигнал от жировой ткани можно полностью устранить.
Такой способ подавления сигнала от жировой ткани называют методом Диксона (Dixon). Кроме того, он сходен с химически-сдвиговой (chemical-shift imaging) или фазово-контрастной томографией [4, 5, 19].
Пресатурация
Если перед импульсной последовательностью, используемой для построения изображения, на исследуемый образец воздействовать РЧ-импульсом определённой частоты, то можно устранить сигнал от соответствующей ткани. Этот метод также зависит от напряжённости магнитного поля. Его лучше всего использовать в сильных полях, когда химический сдвиг между водой и жировой тканью имеет большее значение.
Частота пресатурационного импульса соответствует частоте прецессии жировой ткани (или, в общем случае, ткани, сигнал от которой нужно устранить). Этот импульс не будет влиять на протоны воды той же ткани.
Чаще всего используют последовательность CHESS (chemical-shift selective pulse sequence — последовательность с селективным импульсом химического сдвига) или её разновидности. Селективный 90° импульс переводит намагниченность жировой ткани в поперечную плоскость, где процесс расфазировки сигнала усиливается за счёт специального очищающего (spoiler) или разрушающего (crusher) градиента. После этого используют обычную импульсную последовательность, вызывающую возбуждение только протонов воды.
На рис. 11-5 показан пример применения подавления сигнала от жировой ткани.
Ещё одну разновидность пресатурации используют для уменьшения артефактов при исследовании потоков (см. главу 17).
Рис. 11-2.
За счёт химического сдвига между сигналом от воды и жировой ткани изображение жира (жёлтый цвет) сдвинуто в частотном направлении относительно соседнего изображения воды (синий цвет). Другими словами, одна и та же структура образует два изображения. В высокопольной МРТ это нежелательное явление распространено и известно как артефакт химического сдвига. Однако его можно использовать на практике для устранения сигнала от жировой ткани.
Рис. 11-3.
Расфазировка сигнала от жировой ткани. При выборе подходящих значений ТЕ в градиентной последовательности сигналы от воды и жировой ткани будут находиться либо в фазе, либо в противофазе. Этот пример показывает поведение фазового контраста в поле 1,5 Тл, когда разница частот между водой и жировой тканью составляет 225 Гц. Сигнал от жира поворачивается на 360° каждые 4,4 мс (1/225 с). Это означает, что сигналы от воды и жировой ткани находятся в фазе при ТЕ=0 мс, 4,4 мс, 8,8 мс и т.д. (стрелки вверх), а в противофазе — при ТЕ=2,2 мс, 6,6 мс, 11,0 мс и т.д. (стрелки вниз).
Рис. 11-1.
Решение: (а) закат солнца в Манхеттене, (Ь) восход луны в Швейцарии.
Глава II Контраст новые концепции
137
Рис. 11-4.
Селективное насыщение жировой ткани. На исследуемый обратен воцеиствуют насыщающим жир РЧ-импульсом (а), переводящим намагниченность жира (жёлтая стрелка) в горизонтальную плоскость (Ь). Спины жировой ткани начинают расфатироваться в плоскости х-у, что усиливается специальным очищающим градпепгом (с). После мою только намагниченность воды (синяя стрелка) используется для построения изображений (d).
Рис. 11-5.
Пример подавления сигнала от жировой ткани — опухоль правой глазницы. TI-взвешенные спин-эхо-изображспия Томограмма без контрастного усиления (а). Томограмма после применения контрастного вещества Gd-DTPA и подавления сигнала от жировой ткани (Ь). На втором изображении опухоль стала светлой и четко выделяется па фоне темной глазницы.
Подавление сигнала от воды, связанной с белками: перенос намагниченности
Мюллер (Muller) и соавт. в 1983 г. впервые описали во зможность влияния на контраст посредст вом воздействия на исследуемый образец внерезонансными импульсами |16|.
Исследователи Вольф (Wolff) и Балабан (Balaban) ввели термин «перенос намагниченности» (Magnetization transfer) |21|. Липтон (Lipton), Сеппонен (Sepponcn) и соавторы улучшили /тот метод, добившись ещё большею усиления контраста [15]. Контрастирование переносом намагниченности связано со спин-блокирующей томографией (spin-lock imaging) (см. стр. 33).
Контрастирование с помощью феномена переноса намагниченности основано на том, что в большинстве биологических тканей происходит процесс перекрёстной релаксации между свободными протонами (Hf, подвижными протонами воды) и связанными протонами (Нг, прогонами макромолекул или неподвижной волы) |6. 15]. Связанные протоны Н имеют гораздо более короткое Т2, чем подвижные прогоны Н , поэтому сиг нал от них нельзя зарегистрировать!гри стандартном МР-исследовании.
Таким образом, в стандартных импульсных последовательностях влияние связанных протонов на контраст использовать нельзя. Кросс-релаксация и/или химический обмен между двумя видами протонов обусловливает то, что насыщение исследуемого образна с резонансной частотой одних прогонов будет влиять па сигнал от других (рис. 11-6).
Насыщение Н приводит к уменьшению сиг нала or Н Процесс перекрестной релаксации происходит только на границе разделения двух видов протонов, однако диффузия переноси! эффект на основную массу свободной воды. Известно, что Н обладают очень коротким временем Т2-релаксании, поэтому поведение намагниченности !зо время РЧ-импульса управляется релаксацией.
Большинство современных импульсных последовательностей, применяемых для МТС-гомографии (МТС — Magnetization Transfer Contrast, кон грае гирование с помощью переноса намагниченности) [10, 211, исполь-зус г относительно длинные маломощные внерезонанс-ныс насыщающие импульсы для селективного насыщения Н(. Недавно для оптимизации МТС были предложены новые импульсные Поспеловагельности 111].
До настоящею времени практическое применение кон грает ирования переносом намагниченности было ограничено. Однако сейчас этот метод используют во время-пролётной МР-апгиографии (МРА) для подавления сигнала от окружающих тканей. На Т2-взвешепных изображениях перенос намагниченности может помочь выявить оча!и демиелинизации на ранних стадиях.
Объединение переноса намагниченности и контрастных средет 13 усиливает конт раст даже в тех случаях, когда применение только одной методики не позволяет
138
Глава 11. Контраст: новые концепции
добиться достаточного контраста, например для выявления очагов рассеянного склероза или других поражений головного мозга, а также визуализации недавних инфарктов мозга или миокарда (рис. 11-7) [9, 20].
Диффузионная томография
Поток, перфузия и диффузия — термины, характеризующие движение жидкостей в организме человека (табл. 11-1). Молекулы тканевой воды движутся беспорядочно. Однако различные препятствия, такие как клеточные мембраны, оказывают влияние на диффузию и даже могут нарушить хаотический характер движения. В результате этого диффузия тканевой воды может стать частично направленным процессом. Например, диффузия в белом веществе. Миелиновые оболочки, покрывающие нервные волокна, фактические непроницаемы для молекул воды, поэтому они ограничивают диффузию, которая становится чётко направленной.
Возможность визуализировать диффузию обсуждали в течение долгого времени, поскольку это позволило бы осуществить дифференциацию тканей в соответствии с их клеточной структурой.
Диффузия характеризуется коэффициентом диффузии (D). Этот коэффициент зависит от многих факторов, основной из них — вязкость. Изменения внутри клеточной или внеклеточной вязкости вызывают изменения диффузии и поэтому приводят к изменению контраста в диффузионно-взвешенной МРТ Диффузия не зависит от времён релаксации, поэтому является ещё одним независимых! фактором, влияющим на контраст [3, 13].
Основной принцип диффузионной томографии — тот факт, что хаотическое движение молекул приводит к нормальному распределению фаз. Влияние этих изменений усиливается при помощи Т2-взвешепного спин-эхо, градиентного эхо или эхо-планарной томографии при использовании сильных градиентов. Способность этих последовательностей отображать диффузию зависит от величины и продолжительности диффузионных градиентов, а также от направления, в котором их прикладывают. На рис. 11-8 представлен пример того, как диффузия влияет на контраст.
Последовательности, применяемые для диффузионной томографии. предельно чувствительны к объёмным потокам (кровотоку или потоку СМЖ) и движениям пациента. Поэтому были попытки изготовления специальных механических приспособлений для иммобилизации пациентов, однако это сильно ограничивало практическое применение метода. Преодолеть эти проблемы удалось при использовании более быстрых импульсных последовательностей и дополнительного программного обеспечения.
Патологическое увеличение диффузии в головном мозге обнаружено при инфаркте, опухолях, отёке, рассеянном склерозе, кистах [7, 15]. Кроме того, измене-
Рис. 11-6.
В обычном МР-исслсдовании сигнал состоит из узкого пика, образуемого свободными протонами (Hf), и широкого пика от связанных протонов (Нг). Оба вида протонов взаимодействую! друг с другом и обмениваются информацией. Связанные прогоны можно насытить, воздействуя на исследуемый образец импульсами внерезонансной частоты (В|оП). В результате чего их суммарная намагниченность снизится до нуля (в идеальном случае). Кроме того, благодаря процессу кросс-релаксации произойдёт снижение сигнала и от свободной воды.
Рис. 11-7.
Пример практического применения контрастирования переносом намагниченности. Пациент с рассеянным склерозом. Т1 -взвешенные томограммы головного мозга после применения гадолиниевого контрастного вещества (а). Аналогичное изображение, по с дополнительных! использованием контрастирования nepenocoxi намагниченности (Ь) Объединение переноса намагниченности с применением контрастного вещества вызывает чёткое усиление контраста и позволяет визуализировать большее количество очагов поражения, хотя по-прежнему остаётся неясным, всели очаги становятся видимыми.
Глава II. Контраст: новые концепции
139
Поток Чаще всего объемный гююк крови или СМЖ. Определяется как объём (крови) за единицу времени, т.е. характеризует макроскопическое физиологическое движение крови. О потоках и ангиографии см. также главу 14
Перфузия Распределение крови но тканям, характеризует движение на капиллярном уровне. См. также раздел о функциональной МРТ (на следующей странице) и главу 16 о динамической МРТ
Диффузия Хаотическое (броуновское) движение молекул тканевой воды внутри клеток. Молекулы сталкиваются друге другом и проходят сквозь клеточные мембраны
Таблица 11-1. Виды движения жидкости в организме человека
Рис. 11-8.
Поперечные диффузионно-взвешенные томограммы Нет диффузионного взвешивания. Ь=0 с/мм2 (а); Ь=600 с/мм2 (Ь); Ь=900 с/мм2 (с); b-1200 с/мм’ (d). Значение b определивг степень диффузионной чувствительное г и.
ния диффузии позволяют выявить на ранних стадиях ишемию. Это помогло МРТ стать методом выбора при обследовании пациентов с подозрением на инфаркт головного мозга.
Функциональная томография
«Функциональная томография» — термин, вводящий в заблуждение, потому что его преимущественно используют для обозначения исследований локального кровотока коры головного мозга, активированного специальными стимулами. Динамическую или кино-MPT других органов, например суставов, обычно не называют функциональной МРТ (fMPT). Однако жестких ограничений использования термина нет, поэтому и диффузионную, и перфузионную МРТ, наряду с исследованиями активности коры головного мозга, иногда относят к фМРТ Функциональная МРТ, в отличие от электроэнцефалографии или магнитоэнцефалографии, нс производит непосредственной оценки активности нейронов.
В 1990 I. Белливью (Belliveau) впервые описал наблюдение стимуляции зрительной коры головного мозга человека при помощи МРТ fl I- Он исследовал первое прохождение болюса контрастного вещества, чтобы показать изменение перфузии коры головного мозга при её активации световыми стимулами. Использование болюса контрастного вещества для изучения перфузии было точным аналогом предыдущих экспериментов, проведенных с помощью ПЭТ или ОФЭКТ. В таком исследовании выполняют два последовательных исследования с введением контрастного вещества: одно со стимулом, другое — без него.
Успешное проведение подобных экспериментов в МРТ. в отличие от радионуклидных методик, давало несколько дополнительных преимуществ: значительно лучшее временное и пространственное разрешение и отсутствие необходимости во введении радиоактивных препаратов (см. также описания исследований глобального и локального мозгового кровотока в главе 16). Тем не менее, недостатком метода оставалась необходимость двукратного введения контрастного вещества, особенно при исследовании активности коры головною мозга у здоровых людей.
Решение этой проблемы предложил Огава (Ogawa), продемонстрировав возможность исследования активности коры головного мозга с помощью BOLD-контра-стирования 117|. Этот элегантный метод способствовал быстрому распространению фМРТ во многих медицинских центрах в течение последних нескольких лет.
BOLD-контраст
BOLD-контраст (blood oxygenation level dependent) — контраст, зависящий от уровня оксигенации крови, — основан на том факте, что парамагнитный дезоксигсмо-
140
Глава 11. Контраст: новые концепции
глобин (в отличие от диамагнитного оксигемоглобина) обладает сильным магнитным моментом. При взаимодействии суммарной намагниченности дезоксигенированной крови с внешним магнитным полем образуется различие локального магнитного поля внутри и вокруг кровеносных сосудов. Эффект изменения магнитной восприимчивости можно оценить, используя специальные МР-импульсные последовательности.
В норме единственным источником энергии для клеток головного мозга служит гликолиз. Поскольку запасы глюкозы в клетках незначительны, для головного мозга чрезвычайно важна постоянная доставка глюкозы и кислорода через капиллярное русло. Поэтому в активированных областях коры головного мозга увеличивается кровоток. В свою очередь, при усилении притока оксигенированной крови уменьшается локальное различие магнитной восприимчивости, что можно визуализировать, используя специальные импульсные последовательности, чувствительные к магнитной восприимчивости.
Различия магнитной восприимчивости особенно выражены в сильных полях, поэтому такие исследования предпочтительно проводить на MP-томографах с сильным магнитным полем.
В первых исследованиях активности коры головного мозга, проведённых Вонгом (Kwong), была использована градиентная эхо-планарная томография (GRE-EPI) [12]. Последовательность EPI предполагает множественное рефокусирование сигнала при помощи градиентов для получения полного объёма данных, необходимых для реконструкции изображений, после единственного возбуждающего РЧ-импульса. Благодаря короткому времени получения изображений EPI оказалась очень эффективной для исследования активности коры головного мозга, несмотря на то, что поведение сигнала для этой последовательности практически не определено.
Стандартные градиентные последовательности с длинными ТЕ (40-60 мс в зависимости от напряжённости магнитного поля) также подходят для fMPT [8]. Их преимущество перед ЕР1-последовательностями заключается в том, что они позволяют получать изображения с высоким пространственным разрешением, тогда как разрешение в EPI определяется количеством эхо-сигналов, которые можно зарегистрировать за время Т2-релаксации паренхимы головного мозга.
Однако стандартные градиентные последовательности обладают многочисленными серьёзными недостатками. Долгое время получения изображений ограничивает применение метода: его используют только в односрезовом режиме, поэтому до проведения исследования необходимо точно определить область, которую будут подвергать активации. Эффект неполного объёмного устреднения затрудняет интерпретацию данных. Кроме того, градиентные последовательности очень чувствительны к кровотоку. А поскольку кровоток в сосудах, особенно больших венах, также изменяется при сти-
Кровь в капиллярах: притекающая / вытекающая оксигенированная дезоксигенированная
Увеличивающиеся локальные
градиентные поля
Интенсивность сигнала
Рис. 11-9.
BOLD-контраст. Присутствие дезоксигемоглобина в капиллярах — причина возникновения различия магнитной восприимчивости между кровеносными сосудами и окружающими тканями. Это приводит к ускорению расфазировки спинов, т.е. сокращению Т2* и снижению интенсивности сигнала на Т2-/Т2*-взвешенных томограммах.
• При помощи метода выполняют не прямую оценку активности коры головного мозга, а скорее исследуют локальные изменения гемодинамики. • Артефакты от дыхательных движений и сердечных сокращений. • Физиологические шумы от пульсации артериальной крови и СМЖ. • Пространственное разрешение ограничено 3—4 мм. • Эффект неполного объёмного усреднения. • Временное разрешение ограничено гемодинамическим ответом. MP-томограф может получать изображения каждые 100 мс, однако изменение гемодинамики в ответ на стимуляцию происходит гораздо медленнее.
Таблица 11-2. Ограничения BOLD-томографии для исследования активности коры головного мозга
Гл а ва II. Контраст: новые концепции
141
Рис. 11-10.
При проведении теста тренировки памяти происходит активация париетальной коры, при когнитивной или речевой стимуляции — дорсолатеральной
Рис. 11-11.
BOLD-конграсг Активированные области головного мозга (зеленый цвет) после электрической стимуляции срединного нерва Жёлтым цветом обозначена цен тральная борозда
муляции коры головного мозга, «эффект активации» можно зафиксировать в нескольких сантиметрах от зоны головного мозга 118|. Более юго, изменения сигнала, вызванные кровотоком в сосудах, чаще значительно превосходят изменения, вызванные процессами в паренхиме мозга, редко превышающие 2—3% (табл. 11-2).
Качество изображений, получаемых при помощи всех методик, чувствительных к различиям магнитной восприимчивости, сильно зависит от макроскопических неоднородностей поля, возникающих на границе «мягкие ткани/кость/воздушные полости», величина которых может сост авлять несколько сантиметров. В тех случаях, когда такие неоднородности появляются по направлению считывающего градиента, они вызывают некоторое искажение изображений, что обычно нс имеет практического значения. Однако неоднородности поля, находящиеся поперёк исследуемого среза, приводят к ослаблению сигнала и сильно влияют на качество изображений. Поэтому для fMPT предпочтительно использование тонких срезов или получение трёхмерного массива данных. Интенсивность ответа на стимуляцию не будет зависеть от толщины среза, потому что область распространения BOLD-эффекта небольшая.
Применение метода
Для первых экспериментов с ГМРТ использовали тот известный факт, что световая стимуляция мерцающим экраном или изменяющимся шахматным узором приводит к значительным изменениям перфузии. Это послужило хорошим инструментом для создания новых 1 юсл еловател ьностей.
Между тем, было проведено несколько исследований, которые привели к новому пониманию нейроког-нитивных процессов. Кроме активации первичной зрительной коры, была продемонстрирована активация связанных (ассоциированных) областей при проведении многочисленных тестов когнитивной обработки движения, текстуры, цвета, распознавания объектов, звука, тренировки памяти и др (рис. 11-10 и 11-11). Успешно были проведены различные эксперименты по активации двигательной коры. Исследовали активацию мозга при обработке информации на различных языках. Помимо активации коры головного мозга, было показано вовлечение коры мозжечка при выполнении обучающих заданий. Кроме того, была обнаружена даже субкортикальная активация, например в коленчатом теле (при зрительной стимуляции).
К сожалению, на современных высокопольных томографах (1,5 и 3,0 Тл), на которых проводят fMPT-исследования, BOLD-томография имеет слишком низкие чувствительность и отношение сигнал/шум. Изменения интенсивности сигнала, связанные с активацией кровотока в коре головного мозга, немногим отличаются от уровня шума, поэтому необходимы многочисленные дополнительные методики обработки сигнала.
142
Глава IL Контраст: новые концепции
В настоящее время ряд исследователей — после первых опубликованных данных, полученных Белливью и соавт. в 1990 г., — возвращаются к изучению изменений гемодинамики в коре головного мозга при помощи введения экзогенных контрастных средств.
Список литературы
1. Belliveau JW, Rosen BR, Kantor HL, el al. Functional cerebral imaging by susceptibility-contrast NMR. Magn Res Med 1990; 14: 538-546.
2. Buxton R, Kwong K, Brady T, Rosen B. Diffusion imaging of the human brain. J Comput Assist Tomogr 1990; 14: 514-520.
3. Chen YC, Mandeville JB, Nguyen TV, Talele A, Cavagna F, Jenkins BG. Improved mapping of pharmacologically induced neuronal activation using the IRON technique with superpara-magnetic blood pool agents. J Magn Reson Imaging 2001; 14: 517—524.
4. Dixon WT. Simple proton spectroscopic imaging. Radiology 1984; 153: 189-194.
5. Dixon WT and Lee J KT. Separate water and fat MR images (letter). Radiology 1985; 157: 552—553.
6. Edzes HT, Samulski ET. The measurements of crossrelaxation effects in the proton NMRspin-lattice relaxation of water in biological systems: hydrated collagen and muscle. J Magn Reson 1978; 31: 207-208.
7. Doran M, Hajnal JV, Van Bruggen N, King MD, Young IR, BydderGM. Normal and abnormal white matter tracts shown by MR imaging using directional diffusion weighted sequences. J Comput Assist Tomogr 1990; 14: 865-873.
8. Frahm J, Bruhn H, Merboldt KD, Ндтске W. Dynamic MR imaging of the human brain oxygenation during rest and photic stimulation. J Magn Reson Imag 1992; 2: 501-505.
9. Jones RA, Haraldseth O, Schjmtt J, Brurok H, Jynge P, Oksendal AN, Rinck PA. Effect of Gd-DTPA-BMA on magnetization transfer: application to rapid imaging of cardiac ischemia. J Magn Reson Imaging 1993; 3: 31—39.
10. Jones RA, Southon ТЕ. A magnetization transfer preparation scheme for snapshot FLASH imaging. Magn Reson Med 1991; 19: 483-488.
11. Jones RA, Southon ТЕ. Improving the contrast in rapid imaging sequences with pulsed magnetization transfer contrast. J Magn Reson 1992; 97: 171—176.
12. Kwong KK, Belliveau JW, Chester DA, et al. Dynamic magnetic resonance imaging of human brain activity during primary sensory stimulation. Proc Natl Acad Sci USA 1992; 89: 5675-5679.
13. Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E, Laval-Jeantet M. MR imaging of intravoxel incoherent motions: applications to diffusion and perfusion in neurologic disorders. Radiology 1986; 161: 401—407.
14. Leite FP, Tsao D, Vanduffel W, Fize D, Sasaki Y. Wald LL, Dale AM, Kwong KK, Orban GA, Rosen BR. Tootcll RB, Mandeville JB. Repeated fMRI using iron oxide contrast agent in awake, behaving macaques at 3 Tesla Neuroimage 2002; 16: 283-294.
15. Lipton MJ, Sepponen RE, Tanttu JI, Kuusela T Magnetization transfer technique for improved magnetic resonance imaging contrast enhancement in whole body imaging. Invest Radiol. 1991; 26 SI: S255-256; and S263-265.
16. Muller RN, Marsh MJ, Bernardo ML, Lauter-bur PC. True 3-D imaging of limbs by NMR zeugmatography with off-resonance irradiation. Eur J Radiol. 1983; 3, SI: 286-290.
17. Ogawa S, Lee TM, Nayak AS, Glynn P. Oxygenation-sensitive contrast in magnetic resonance image of rodent brain at high magnetic fields. Magn Res Med 1990; 14: 68-78.
18. Segebarth C, Belle V, Delon C, et al. Functional MR1 of the human brain: predominance of signals from extracerebral veins. NcuroReport 1994; 5: 813—816.
19. Szumowski J, Plewes DB. Fat suppression in the time domain in fast MR imaging. Magn Reson Med 1988; 13: 534-535.
20. Tanttu JI, Sepponen RE, Lipton MJ, Kuusela T. Synergistic enhancement of MRI with Gd-DTPA and magnetization transfer. J Comput Assist Tomogr 1992; 16:19—24.
21. Wolff SD, Balaban RS. Magnetization transfer contrast (MTC) and tissue water relaxation in vivo. Magn Reson Med 1989; 10: 135-144.
Интерлюдия 5
Что есть норма?
Когда в 1920 г., вскоре после первой мировой войны, Уоррен Г. Хардинг (Warren G. Harding) стал президентом Соединённых Штатов, его девизом были слова «назад, к нормальной жизни». К сожалению, Хардиш и его единомышленники никогда не давали определения нормальности. Однако их подход к нормальности во внутренней политике США был скорее ошеломляющим и ужасным.
В медицине понятие нормы несколько иное, но оно тоже достаточно туманно. В начале развития рентгенологии немецкие профессора Рудольф Грэши (Rudolf Grashey) в 1905 г. |1] и Эл бан Келер (Alban Kohler) в 1910 г. [2| опубликовали две книги о норме в радиологии. С тех пор многочисленные переиздания и новые книги описывают границы, за которыми в рентгенологии заканчивается норма и начинается патология. И сейчас всё ещё выпускают множество книг, посвящённых этому вопросу.
За последние десятилетия были получены десятки тысяч рентгеновских изображений всех частей тела человека для составления каталога нормальных и зображс-ний и указания диапазона вариации нормы В результате было пересмотрено понятие нормы и была более чётко очерчена граница, разделяющая норму и патологию.
С появлением МРТ в рутинной клинической практике на радиологов обрушилась лавина новых понятий. Они оказались лицом к лицу с тканями и изменениями в тканях, прежде доступных и известных только патологоанатомам. Например, раньше никто в клинической диагностике не мог видеть настолько точные и отчётливые изображения срезов головного мозга, какие получают с помощью МРТ. Практическим врачам пришлось заново учить анатомию и патологию.
Поэтому МРТ оказалась мощной поддержкой для авторов анатомических атласов. Рынок книг и компакт-дисков, сравнивающих анатомические и радиологические изображения, и по сей день остаётся оживлённым.
Когда неразличимые ранее структуры стали видимыми, интерпретация полученных изображений превратилась в довольно деликатную и трудную задачу. Природа контраста тканей на MP-изображениях оказалась трудно предсказуемой из-за большого количества параметров, влияющих на неё. Вновь границы между вариантами нормы и патологией стали нечёткими.
Диагноз рассеянного склероза — стандартный пример того, что может случиться, когда нет чётких понятий о вариабельности нормы. Бляшки рассеянного склероза хорошо видны на MP-томограммах, потому возможность верификации диагноза оказалась привле-
144
Интерлюдия 5. Что сеть норма?
кательной для огромного количества врачей, пациентов и их родственников.
У многих пациентов при MP-исследовании выявляли очаговые поражения белого вещества головного мозга, на основании чего им ставили диагноз «рассеянный склероз». Однако вскоре стало ясно, что аналогично выглядящие поражения белою вещества встречаются и в контрольных группах здоровых лиц. Высокоинтенсивные участки мозговой ткани, названные некоторыми авторами НЯО — «неопознанными яркими объектами» (англ. UBO — unidentified bright object; по аналогии с UFO — unidentified flying object), — обнаруживают как у здоровых людей, так и у пациентов с самыми разнообразными заболеваниями [3|.
Появление этих участков связано с повышенным содержанием воды и изменениями структуры миелина. Локальное поражение (например, отёк мозга, вызванный изменениями микроциркуляции или нарушением гематоэнцефалического барьера) может привести к атрофической периваскулярной демиелинизации, обесцвечиванию миелина, глиозу, инфаркту и/или порэнцефалии. Все эти изменения могут выглядеть как гинеринтенсивныс участки па промежуточно- и Т2-взвешенных изображениях.
Сначала эти очаги вызвали некоторую путаницу, однако вскоре эта проблема была решена. Джозеф Дюран (Joseph Durand), французский врач из Лиона, описал такие поражения белого вещества ещё в 1843 г. и назвал их etat lacunaire и etat crihle. Теперь их можно увидеть у пациентов in vivo.
Во многих исследованиях было показано, что гиперинтенсивные очаги в белом веществе часто обнаруживают на MP-томограммах, но эти изменения не характерны для людей моложе 40 лет. Частота их выявления увеличивается с возрастом обследуемых. Также было обнаружено, что наличие факторов риска цереброваскулярных заболеваний и ишемии мозга в анамнезе положительно коррелирует с количеством участков поражения белого вещества. Курение, известный фактор риска развития атеросклероза, также связано с наличием изменений белого вещества [4]. В то же время у многих пациентов и здоровых людей, имеющих подобные очаги в белом веществе, не было никакой неврологической симптоматики или психометрических изменений. С точки зрения здоровья они были нормальными.
Раньше такие находки были описаны в заключении радиолога как «соответствующие демиелинизирующему заболеванию». Сейчас их описывают (я надеюсь) более осторожно. Подобные формулировки в заключение вносят только в тех случаях, когда симптоматика или история заболевания указывает на возможность наличия рассеянного склероза или существует другая причина развития очаговых поражений белого вещества. В некоторых заключениях единичные яркие очаги в белом веществе головного мозга упоминают при описании изображений, однако их не трактуют как
патологические и не выносят в заключение, поскольку они не имеют клинического значения. Окончательный вердикт — норма.
Затем возник вопрос: где же проходит граница между нормой и патологией? Когда такие очаги следует расценивать как патологические? Этот вопрос становится крайне важным для пациентов, если он может иметь отдалённые последствия или, как будет описано ниже, когда речь идёт о группе людей, которые могут оказаться потенциальными пациентами.
Во фрагменте одного крупного исследования изучали MP-томограммы головного мозга глубоководных водолазов. Водолазы оставались на большой глубине и работали под водой в течение нескольких недель. Перед поднятием на поверхность их подвергали декомпрессии. Было высказано предположение, что декомпрессия может вызывать минимальные повреждения головного мозга, которые спустя годы могут трансформироваться в стойкие нарушения.
Как и во всех подобных исследованиях, была необходима группа сравнения. Эта группа должна быть похожей на группу водолазов, но нормальной. В случае с водолазами в группу сравнения были отобраны полицейские и рыбаки, поскольку они проходили такой же строгий профессиональный медицинскии отбор и контроль, но нс работали под водой.
Результаты MP-исследования были поразительными. Изменения белого вещества у водолазов и в контрольной группе составили 33% и 43% соответственно [5]. Согласно литературным данным, эти изменения находят не более чем у 20% людей в общей популяции.
Очевидно, что контрольная группа в полной мере нс соответствовала нормальной популяции. Для того чтобы удостовериться в этом, методом рандомизации была набрана другая группа сравнения. В ней подобные изменения белого вещества были обнаружены менее чем в 20% случаев, как и ожидалось. Осталось неясным, почему у рыбаков и полицейских изменения в белом веществе встречались чаще, чем у водолазов и лиц из общей популяции.
Так или иначе, выражаясь эпидемиологическими терминами, выбор рыбаков и полицейских в качестве контрольной группы был неверен.
Каковы уроки этого исследования?
Во-первых, вопреки тому, что за последние 20 лет были получены миллионы MP-томограмм головного мозга, границы нормы в этой области всё ещё нс определены. Эго касается нс только головного мозга, но и спинного мозга, печени и т.д.
Во-вторых, выбор контрольной группы для клинического исследования может оказаться сложнее, чем само исследование, особенно если нет чёткого определения нормы. Это значит, что результаты таких исследований следует интерпретировать cum grano sails*.
*Сит grano satis (ла t.) — доел, «с крупинкой соли»; здесь: критически, с некоторой поправкой, с известной оговоркой.
Интерлюдия 5. Что есть норма?
145
Много лег спустя стали доступными и даже модными функциональные М P-исследования головного мозга. И снова возникает тот же вопрос: что есть норма, чго патология, а что — артефакт?
Многие изменения кровотока, описанные в функциональных MP-исследованиях головного мозга, основаны на изменениях интенсивности сигнала величиной менее 5%.
Густав фон Шультссс (Gustav von Schulthess) однажды заметил:
«...предостережение для интерпретации результатов функциональной МРТ: это очень интересная методика, но изменение сигнала составляет всего несколько процентов. Следовательно, метод технически очень сложен, и тот порог, когда истина переходит в абсурд, весьма низок» [6].
Список литературы
I. Grashey R. Atlas typischer Rontgcnbilder vom normalen Menschen. Munich: Lehmann 1905.
2. Kohler A. Grenzen des Normalen und Anfange des Pathologischen im Rontgenbilde. Hamburg: Grufe und Sil Icm 1910.
3. Refer to list of references cited in the article in reference 4.
4. Rinck PA, Svihus P, De Francisco P. MR imaging of the central nervous system in divers. J Magn Reson Imaging 1991; 1: 293-299.
5. Todnem K, Skeidsvoll H, Svihus R, et al. Electroencephalography, evoked potentials and MRI brain scans in saturation divers. An epidemiological study. Electroenccphalogr Clin Neuro physiol 1991; 79: 322—329.
6. von Schulthess G. Clinical MR in the year 2010. MAGMA 1999; 8: 133-145.
Глава 12
Контрастные средства для МРТ: теоретические основы
Рис. 12-1.
Ферромагнитные вещества: магнитные моменты связаны между собой и выстроены параллельно друг другу (а). Парамагнитное вещество во внешнем магнитном поле: магнитные моменты слабо связаны между собой (Ь). Ферримагнитное вещество: слабая суммарная макроскопическая намагниченность (с). Антиферромагнитное вещество: атомные магнитные моменты расположены параллельно и направлены противоположно друг другу, в результате суммарная макроскопическая намагниченность равна нулю (d).
Больше магнетизма
МР-контрастные средства предназначены для изменения интенсивности сигнала и, следовательно, контраста на изображениях. Основные параметры, влияющие на контраст в МРТ: протонная плотность, времена релаксации и магнитная восприимчивость.
Изменить содержание воды в тканях довольно сложно, поэтому цель для разработки веществ, изменяющих контраст, — именно магнитные свойства.
Магнитная восприимчивость — способность веществ намагничиваться под влиянием внешнего магнитного поля.
Все вещества обладают диамагнетизмом. Сильное внешнее магнитное поле ускоряет или замедляет движение электронов по орбиталям атомов таким образом, чтобы противодействовать влиянию внешнего поля. Поэтому магнитное поле внутри вещества становится меньше, чем внешнее поле, в которое оно помещено. Величина магнитной восприимчивости диамагнетиков всегда отрицательная (табл. 12-1).
Диамагнетизм некоторых веществ может быть скрыт либо сильным притяжением (ферромагнетизм), либо слабым притяжением (парамагнетизм).
Некоторые вещества обладают ферромагнитными свойствами, например железо, никель, кобальт и их сплавы. Ферромагнетики сильно притягиваются магнитами. В ферромагнитных веществах магнитные моменты связаны между собой, причём они выстроены параллельно друг другу (рис. 12-1 а).
Ферромагнетики теряют магнитные свойства при нагревании до температуры, называемой точкой Кюри (770 °C для железа, 358 °C для никеля, 1120 °C для кобальта).
Тогда они начинают проявлять магнитные свойства другого вида, называемые парамагнитными. Многие вещества и смеси — парамагнетики при любой температуре, например кислород, гадолиний, марганец.
Парамагнетизм обусловлен тем, что при отсутствии внешнего магнитного поля атомные магнитные моменты распределены беспорядочно, и суммарный магнитный момент вещества равен нулю, однако при наложении магнитного поля происходит ориентация магнитных моментов в направлении действия поля, поэтому внутри вещества поле будет увеличиваться (рис. 12-1 Ь). Парамагнетики довольно слабо реагируют на появление внешнего магнитного поля. Суперпарамагнетики обладают шачительно большей магнитной восприимчивостью.
148
Глава 12. Контрастные средства для МРТ: теоретические основы
Магнит гя восприимчивое ь
Диамагнетики Отрицательная магнитная восприимчивость, х <0
Парамагнетики Слабо положительная магнитная восприимчивость, х >0
Суперпарама!нетики Магнитная восприимчивость на 2-3 порядка больше, чем у парамагнетиков, х >0-
Ферромагнетики Сильно положительная магнитная восприимчивость, х»0.
Таблица 12-1. Магнитная восприимчивость х
Рис. 12-2.
Различные магнитные вещества и внешнее магнитное поле
Антиферромагнетики сосюях из элементарных магнитных моментов, которые связаны между собой в противоположных направлениях, поэтому суммарная макроскопическая намагниченность вещества оказывается равной нулю (рис. 12-1 d).
В ферримагнетиках, например ферритах, магнитные моменты также параллельны и направлены противоположно, однако один из магнитных моментов превышает по силе другой. Поэтому появляется небольшая суммарная намагниченность (рис. 12-1 с).
На рис. 12-2 изображен ответ диамагнетика, парамагнетика и ферромагнетика на внешнее магнитное поле.
В табл. 12-2 приведена стандартная номенклатура терминов для МР-контрастных средств.
Времена релаксации: Tl, Т2 (с, мс).
Скорости релаксации: Rl, R2 (с1).
Факторы ускорения релак- часга|а; '«“'ммтура г2 конграег сации (relaxivities): rl, г2 (s 'xmM ’xL) |pH = ...].
Факторы ускорения релаксации rl, г2 необходимо:
• выражать в пересчёте на один магнитный центр (по меньшей мере);
• измерять при стандартных условиях (т.е. 37±2 °C, при физиологическом pH, в воде или солевом растворе).
При работе в стандартных условиях факторы ускорения релаксации можно обозначить более кратко.
incroia r2 (s 'xmM 'xL)
Обратите внимание.
• Одной цифры (десятичной) достаточно.
• Измерения RI и R2 необходимо проводить в растворах со скоростями релаксации не менее 3 с 1 (приблизительно в 10 раз больше, чем R1 или R2 растворителя).
• г не должны зависеть от концентрации.
• Произношение констант предпочтительно в следующем порядке: Т1/Т2, R1/R2, г 1/г2
Таблица 12-2. Рекомендации по номенклатуре терминов для МР-коитрастных средств. Этот стандарт принят в 1990 г. и пересмотрен в 1992 и 1996 гг. (опубликовано в Acta Radiol 1997; 38. Sl:5)
Глава 13
Контрастные вещества
Рис. 13-1.
Природа предпочитает мимикрию; радиологи же любят, чтобы поражения были чётко выделены. Иногда на фотографии (или MP-томограмме) исследуемый объект виден, но нечетко очерчен. В таких случаях изменить контраст можно при помощи внешнего агента, например выкрасить фон каким-либо цветом или ввести контрастное вещество.
Цели Требования
Улучшение.
| • контраста тканей;
• определения типа тканей;
• обшей чувствительности;
• общей специфичности
Вследствие этого улучшение:
• качества диагностики;
• качества лечения
Мониторинг функций органов
Уменьшение:
• количества артефактов;
• времени сканирования;
• общей стоимости
контрастного вещест ва
Адекватные:
• факторы ускорения релаксации;
• магнитная восприимчивость;
• осмолярность;
• распределение по тканям;
• переносимость;
• стабильность;
• элиминация из организма
Таблица 13-1. Важнейшие цели разработки контрастных веществ для МРТ и требования к ним
Gd3+ Mn2+ Dy3+ Fe3+
Число неспарен- В х ктр нов I
Врае
цииэлек ронно- I ‘ ‘ ’
Таблица 13-2. Важнейшие парамагнитные химические элементы (переходные металлы) и их свойства: гадолиний, марганец, диспрозий, железо
Общие замечания
Несмотря на то, что контраст на МР-изображениях при выборе оптимального режима томографии можно улучшить в гораздо большей степени, чем при других методах медицинской визуализации, для ответа ъа некоторые диагностические вопросы необходимо введение контрастных средств (рис. 13-1). Применение контрастных веществ наиболее полезно в тех случаях, когда успешно изменить исходный контраст обычным путём не удаётся.
В табл. 13-1 перечислены важнейшие цели разработки МР-контрастных средств и требования к ним.
Поскольку изменить содержание воды в тканях практически невозможно, контрастные вещества, используемые в настоящее время или находящиеся на стадии клинических либо доклинических испытаний, направлены на изменение времён релаксации и магнитной восприимчивости. Большинство из них — либо парамагнетики, либо суперпарамагнетики. Ещё в 1946 г. в одной из первых статей о ЯМР было упомянуто о парамагнитных катализаторах, ускоряющих процесс Т1-релаксации [4]. Сразу после изобретения МРТ эти вещества были применены для изменения контрастности изображений [12].
При разработке контрастных средств основные усилия были направлены на облегчение химического синтеза без учёта дальнейшего клинического применения. Поэтому первое поколение контрастных средств, применяемых в клинической практике, сравнительно безопасно, хорошо усиливает сигнал, но неспецифично. Эго означает, что они выявляют нс специфические патологические очаги, а скорее неспецифические изменения в тканях. Во многих случаях усиление сигнала при помощи контрастных веществ в МРТ очень сходно с контрастным усилением в рентгеновской КТ Это позволяет перенести накопленный рентгенологами опыт по интерпретации КТ-изображений с контрастированием на МРТ. Однако следует принять во внимание, что механизм действия МР-контрастных агентов отличается от рентгеноконтрастных средств, и картина усиления сигнала в этих двух случаях далеко не всегда одинакова.
В настоящее время чаше всего используют парамагнитные контрастные вещества. Самые эффективные химические элементы перечислены в табл. 13-2. Другой класс включает контрастные средства в виде частиц. Все контрастные вещества можно разделить на позитивные и негативные. В табл. 13-3 представлены МР-контрастные средства, применяемые в клинической практике и находящиеся в стадии разработки.
150 Глава 13. Контрастные вещества
Таблица 13-3. Классификация основных MP-контрастных веществ, применяемых в клинической практике или находящих ся в стадии разработки. Некоторые из перечисленных веществ уже не используют; разрабатывают множество новых агента
Сокращённое название Полное название или сокращение Торговая марка* Контрастное усиление
Внеклеточные жидкие контрастные вещества *
Gd-DTPA Гадопентата димеглюмин Магневист (Magncvist) Позитивное
Gd-DOTA Гадотетрата меглюмин Дотарем (Dotarem) Позитивное
Gd-DTPA-BMA Гадодиамид для инъекций Омнискан (Omniscan) Позитивное
Gd-HP-DO3A Гадотеридол для инъекций ПроХенс (ProHance) Позитивное
Gd-DTPA-BMEA Гадоверсетамид Оптимарк (Optimark) Позитивное
Gd-DO3A-butriol Гадобутриол Гадовист (Gadovist) Позитивное
Gd-ВОРТА Гадобенаг МультиХенс (MultiHance) Позитивное
Прицельные или орган-специфичные контрастные вещества* ‘
Печень
Mn-DPDP Мангафодипира тринатриевая соль Тесласкан (Teslascan) Позитивное
Gd-EOB-DTPA Гадоксстовая кислота Примовист (Primovist) Позитивное
Gd-ВОРТА Гадобенат МультиХенс (MultiHance) Позитивное
AMI-25 Оксиды железа (SP1O ') Эндоре м/Фериде кс Негативное
(Endorem/Feridex)
SH U 555 A Ферриксан (SPIO* ) Резовист (Resovist)/ Негативное
Клавист (Clavist)
Лимфатические узлы
AMI-227 Фсррумокстран (USPIO*****) Синерем/Комбидекс Негативное
(Sinerem/Combidex)
AMI-25 Оксиды железа (SP1O****) Эндорем/Феридекс Негативное
(Endorem/Feridex)
Очаги некроза миокарда
Gd-DTPA-мезопорфирин Гадофрин Позитивное
Внутрисосудистые контрастные вещества
NC-I00150 PEG-ферон (USPIO‘““) Кларискан (Clariscan) Позитивное
SH О 555 С Ферукарботран (USPIO “) Суправит (Supravist) Позитивное
MS-325 Гадофосвесет ранее: Ангиомарк (Angiomark) Позитивное
— Гадомер-17 Позитивное
— Гадофлюорин-8 Позитивное
Р729 Производное Gd-DOTA Вистарем (Vistarem) Позитивное
AMI-227 Фсррумокстран (USPIO *) Синерем/Комбидекс Негативное
(Sinerem/Combidex)
Gd-ВОРТА Гадобенат МультиХенс (MultiHance) Позитивное
Энтеральные контрастные вещества (для приёма внутрь или ректально)
Gd-DTPA Гадопентата димеглюмин Магневист для приема Позитивное
внутрь (Magnevist enteral)
— Феррипитрат аммония Феррисельц (Ferriseltz) Позитивное
— Хлорид марганца ЛюменХенс (LumenHance) Позитивное
— Насыщенный гадолинием цеолит Гадолит (Gadolite) Позитивное
ОМР Ферисген Абдоскан (Abdoscan) Негативное
AMI-121 Ферумоксил (SPIO1 ‘) Люмиреп/Гастромарк Негативное
(Lumitem/Gastromark)
PFOB Перфтороктил бромид Имагент-GI (Imagent-Gl) Негативное
— Суспензия сульфата бария Негативное
— Глина Негативное
Ингаляционные контрастные вещества
Перфторированные газы, гадолиниевые аэрозоли, гиперполяризованныс газы (Tie, |29Хе), кислород
‘Зарегистрированные торговые марки (,м или ®).
“При больших локальных концентрациях (например, при первом прохождении болюса) можно достигнуть негативного трастиро вания
‘“Все внеклеточные жидкие контрастные вещества специфичны для почек.
““SP1O — superparamagnetic iron oxyde particles, суперпарамагнитные частицы оксида железа.
‘“"USPIO — ultrasmall superparamagnetic iron oxyde particles, сверхмелкие суперпарамагнитныс частицы оксида железа.
Глава 13. Контрастные вещества
151
Позитивные контрастные агенты
Магнитное поле, создаваемое электроном, гораздо сильнее, чем поле, создаваемое протоном. Однако в большинстве веществ электроны спарены, и их результирующее магнитное поле очень слабое. Как видно из табл. 13-2, гадолиний со своими семью неспаренными электронами и сравнительно большим временем релаксации электронного спина обладает наибольшей способностью изменять времена релаксации протонов, находящихся по соседству (наибольшее значение фактора ускорения релаксации).
Парамагнитные контрастные вещества, за исключением диспрозия, позитивны. Они оказывают одинаковое влияние на Т1 и Т2, но поскольку Т1 тканей гораздо больше, чем Т2, то при низких дозах преобладает эффект сокращения Т1. Таким образом, ткани, накапливающие такие контрастные вещества, становятся яркими на Т1-взвешенных томограммах (рис. 13-2 и 13-4). На рис. 13-3 приведён наглядный клинический пример, когда только применение позитивного контрастирующего агента позволило поставить правильный диагноз.
Рис. 13-3.
Пациентка с раком молочной железы и появившимися неврологическими симптомами. Ни компьютерные томограммы (не показаны), ни MP-томограммы без контрастного усиления не позволили обнаружить очаговые поражения головного мозга. Однако при МР-исследовании с применением контрасшого вещества было выявлено большое количество метастазов. Т1-взвешенные томограммы без контрастирования (а) и (с), Т1-взвешенныстомограммы после контрастного усиления (Ь) и (с!).
Рис. 13-2.
Влияние позитивного (Т1) и негативного (Т2, Т2‘) МР-кон-трастного вещества на интенсивность сигнала. Парамагнитные агенты используют главным образом для сокращения времени Т1 релаксации, поэтому они увеличивают яркость области интереса, тогда как ферро- и суперпарамагнетики укорачивают Т2 и Т2’, вследствие чего снижают интенсивность сигнала (красные стрелки).
152
Глава 13. Контрастные вещества
Негативные контрастные агенты
Негативные контрастные вещества изменяют интенсивность сигнала, сокращая Т2* или Т2. Они вызывают снижение интенсивности сигнала в области их накопления (см. рис. 13-2).
В эту группу входят суперпарамагнитные и ферромагнитные вещества. Ферромагнетики состоят из мелких частиц, которые постоянно намагничены. Если ещё больше уменьшить их размер, они теряют постоянные магнитные свойства, тогда их называют суперпарамагнитными частицами [31]. В зависимости от размера и покрытия такие частицы могут также стать веществами, влияющими на Т1.
Ферро- и суперпарамагнетики создают локальные градиентные магнитные поля, нарушающие однородность магнитного поля. Т2 уменьшается благодаря диффузии воды в этих градиентных полях. Тем не менее, основной эффект этого процесса — сокращение Т2\ По этой причине влияние таких контрастных веществ наиболее заметно при использовании градиентных последовательностей, когда Т2*-эффекты наиболее выражены. Влияние ферро- и суперпарамагнетиков на Т2 и Т2*
называют эффектом восприимчивости. Он зависит от напряжённости магнитного поля: эффект увеличивается пропорционально квадрату напряжённости поля.
Примером суперпарамагнитных частиц служит магнетит, Fe,O4. В оболочке из инертной смолы его можно принимать внутрь или внутривенно. Причём после внутривенного введения магнетит избирательно захватывается ретикулоэндотелиальной системой. Наиболее простой пример — захват купферовскими клетками. Это приводит к снижению сигнала от ткани печени, на фоне чего инородные образования (опухоли) остаются светлыми (см. рис. 13-14). Суперпарамагнитные контрастные вещества также используют для усиления контраста при исследовании печени, селезёнки, лимфатически)» узлов и других органов после внутривенного введения, а также при исследовании органов брюшной полости и таза после приёма внутрь (см. рис. 13-17).
В качестве внутривенного негативного контрастного агента также используют диспрозий. Dy-DTPA-BMA -парамагнитное перфузионное контрастное вещество, вызывающее эффекг восприимчивости. Он обладает большим магнитным моментом и мало влияет на Т1-релаксацию, несмотря на близкое родство с гадолинием и марганцем [ 10].
Рис. 13-4.
Влияние позитивного (Т1) и негативного (Т2, Т2’) контрастных агентов на интенсивность сигнала (SI). Позитивное контрастное вещество ускоряет Т1-релаксацию, и восстановление спинов происходит быстрее. Поэтому при заданном TR интенсивность сигнала от тканей, содержащих контрастное вещество (жёлтая кривая), выше, чем от тех же тканей без контрастного вещества (красная кривая). Такое усиление контраста хорошо видно только при использовании Т1-взвешенных последовательностей спин-эхо с коротким ТЕ. Негативное контрастное вещество ускоряет Т2-рслаксаиию, интенсивность сигнала уменьшается (синяя кривая).
Глава 13. Контрастные вещества
153
Рис. 13-5.
Слово «хелат» по-гречески означает «клешня». Атом гадолиния захвачен молекулой, как клешнёй, и нс может высвободиться. В этом примере представлено графическое изображение молекулы гадодиамида (омнискана). Агом гадолиния обозначен тёмно-бордовым цветом (в центре). Большинство контрастных веществ имеет сходное строение.
Гадолиниевые внеклеточные жидкие контрастные вещества
Низкомолекулярные парамагнитные контрастные вещества в организме человека распределяются во внутрисосудистом и межклеточном пространствах. Поэтому их называют внеклеточными контрастными веществами. Из позитивных контрастных веществ чаще всего используют именно их (см. табл. 13-3). Ме-ханизм действия обусловлен находящимся в центре ионом металла, содержащим нсспарсииыс электроны. Дополнительную информацию о безопасности применения контрастных веществ можно найти в главе 18.
Хелаты. Металлы, используемые для изменения времён релаксации, так же как и их соли, очень токсичны. Поэтому их необходимо связать в стабильные комплексы, в которых они обычно и находятся до тех пор, пока контрастный агент не выведется из организма (рис. 13-5) 118]. Примеры таких комплексов — DTPA, DTPA-BMA, DTPA-BMEA, DOTA и НР-DO3A. Соединяясь с ними, металлы образуют низкомолекулярные растворимые в воде комплексы, выводимые главным образом почками. Gd-DTPA и Gd-DOTA — высокоосмолярные ионные вещества, тогда как Gd-DTPA-BMA и Gd-HP-DO3A — неионные вещества, обладающие низкой осмолярностью. В данном контексте термины «ионные» и «неионные» широко используют, хотя правильнее говорить «заряженные» и «нейтральные».
Сейчас продолжается разработка лигандов, связывающих гадолиний и другие парамагнитные металлы, которые более липофильны и выводятся не только почками, нои печенью (например, ВОРТА, EOB-DTPAh др.).
Гадолиниевые соединения считают безопасными, они практически не вызывают побочных эффектов. Однако есть сообщения о развитии тяжёлых аллергических реакций на введение этих препаратов. Поэтому желательно обеспечить наблюдение за пациентом после инъекции и, кроме того, предусмотреть возможность перевода пациента в блок интенсивной терапии.
Выбор времени томографии. Накопление контрастного вещества в тканях происходит сравнительно быстро (см. рис. 16-6). Стандартные импульсные последовательности позволяют зарегистрировать усиление контраста через 4—5 мин, хотя часто исследование следует начинать уже через 2 мин. В зависимости от вида ткани, локальный пик усиления контраста в межклеточном пространстве наблюдают в течение 5—30 мин после введения контрастного вещества.
Параметры импульсных последовательностей. Парамагнитные контрастные вещества воздействуют главным образом наТ1. поэтому их влияние наиболее выражено на Т1-взвешенных МР-изображениях: например, на спин-эхо-томограммах с короткими значениями TR и ТЕ или градиентных томограммах с короткими TR и большими углами отклонения (50—90°)-
154
Глава 13. Контрастные вещества
На протонно-взвешенных томограммах контрастное усиление также заметно. Однако использование таких контрастных веществ для Т2-взвешенпых изображений неэффективно: в большинстве случаев интсн-сивность сигнала не меняется (рис. 13-4 и 13-6).
Протоколы получения изображений обязательно должны включать Т1-взвешенные томограммы до контрастного усиления лля исключения (или проведения дифференциальной диагностики) патоло! ических образований, обладающих высокоинтенсивным сигналом (например, гематомы), и Т2-взвсшениые изображения для исключения таких патологий, как мелкоочаговыс поражения белого вещества сосудистою генеза. Получение только Т1-взвешенных томограмм (до и после введения контрастного вещества) нс рекомендуется, особенно в тех случаях, когда речь идёт об исключении неизвестной патологии головного мозга.
Накопление. И шачалыю разработка низкомолекулярных парамагнитных контрастных веществ была направлена на их использование для выявления поражений цен тральной нервной системы, т.е. в той области, в которой МРТ стали впервые применять в клинической практике.
Контрастные вещества нс проникают через неповреждённый гематоэнцефалический барьер. Усиление
контраста при исследовании здорового головного мозга наблюдают только в местах, где гематоэнцефалический барьер отсутствует, например в сосудистых сплетениях Увеличение интенсивности сигнала в норме также встречают в области гипофиза и воронки, кавернозного синуса, твёрдой оболочки головного мозга и слизистой оболочки носовой полости. Кроме того, возможно усиление сигнала от кровеносных сосудов, особенно после первого прохождения болюса контрастирующего агента (рис. 13-7).
Патологическое нарушение или полное исчезновение гематоэнцефалического барьера приводит к проникновению контрастного вещества в межклеточное пространство, в результате чего происходит локальное изменение времени Т1-релаксации. Такая ситуация может возникнуть при различных патологических процессах, таких как опухоли, очаги некроза, инфекции, острая демиелинизация и др.
На рис. 13-8 (верхний ряд) представлен пример возможного усиления сигнала от опухоли головного мозга после внутривенного введения гадолиниевого контрастного вещества. Применение контрастного средства позволяет очертить границы и определить размер опухоли (с некоторыми ограничениями, причина которых пояснена в нижнем ряду рис. 13-8).
Рис. 13-6.
Последовательность мультиэхо до (верхний ряд) и после (нижний ряд) внутривенною введения гадолиниевого контрастного вещества. Томограммы, находящиеся слева, сильно Т1-взвешены, в середине — р- взвешены, слева направо увеличивается Т2-взвешснность. У пациента — огромная менингиома в левой лобной доле, хорошо визуализируемая на томограммах без контрастного усиления главным образом за счёт масс-эффскта и наличия яркого (на Т2-взвешенных изображениях) перифокального отёка. Этот случаи служит хорошим примером, демонстрирующим действие гадолиниевых контрастных веществ. На Т1-взвешенных изображениях усиление контраста выражено: опухоль становится яркой. На р взвешенных томограммах усиление все ещё присутствует. Однако на Т2-взвешенных томограммах контраст до и после введения контраст ного вещества нс различается. Если менингиома или другое аналогично кон i расти рус мое образование имеет очень маленький размер, и отсутствуют косвенные признаки объёмного поражения головного мозга, то обнаружить её удастся только при использовании контрастного усиления (см. рис. 13-3). Более подробно разобраться с этим примером вы можете при помощи программы MR Image Expert
Diana 13. Контрастные вещества
155
Доза. Все гадолиниевые внеклеточные водорастворимые контрастные вещества выпускают в стандартной концентрации 500 ммоль. Увеличение дозы контрастного вещества выше рекомендуемой (т.е. более 0,1 ммоль/кг = 0,2 мл/кг) имеет свои преимущества, но вместе с тем может ввивать и нежелательные эффекты (рис. 13-9). В зависимости от величины напряжённости магнитного поля, увеличение дозы облегчает выявление небольших поражений ЦНС с минимальным повреждением гематоэнцефалического барьера. Хотя при другой патологии это может привести к позере контраста, поскольку также происходит сокращение времени Т2-релаксации, что может нивелировать основное влияние
Рис. 13-7.
Сверху: томограммы ребенка с небольшой эпендимомой до (а) и после (Ь) контрастного усиления. Контрастное вещество способствует усилению сигнала от опухоли, однако вместе с этим увеличивается интенсивность сигнала и от других хорошо кровоснабжаемых областей: гипофиза и воронки, костного мозга, слизистой оболочки полости носа и кровеносных сосудов. Снизу: томограммы головного мозга взрослою человека до (с) и после (d) контрастного усиления. Нормальное усиление сигнала от сосудистого сплетения и поверхностных вен.
Рис. 13-8.
Верхний ряд. Злокачественная опухоль головного мозга. Протонно-взвешенная томограмма (а), Т2-взвсшсниая томограмма (Ь), Т1-взвешснная томограмма до (с) и после (d) контрастною усиления. Хотя уже из первых трёх изображений вполне очевидно, что довольно большое объемное образование сдавливает боковой желудочек, точно определить границы опухоли невозможно Т2-взвешенное изображение хорошо показывает область отёка, однако тёмный силуэт опухоли очерчен плохо. Только после введения Gd-DTPA опухоль стала яркой, а граница её активной части стала чётко очерчена. Нижний ря д. Контрастные вещества усиливают сигнал только от очагов нарушения гематоэнцефалического барьера или сильно васкуляризированных поражений. В этом ряду представлены графические схемы Т1-взвешенной (а’) и Т2-взвешеннои (Ь') томограмм без кошрастного усиления злокачественной опухоли головного мозга (аналогичной той, что в верхнем ряду); Т1-взвешенной томограммы после контрастного усиления (с’) и точные границы опухоли по данным микроскопического исследования (d'), которая на самом деле прорастает в мозолистое тело, что не видно на МР-изображсниях. Томограмма после контрастного усиления показывает только участок опухоли, в котором нарушен гематоэнцефалический барьер.
156
Ечава 13. Контрастные вещества
Тип поражения Усиление Патологии, дающие сходную Комментарии Доза, контраста MP-картину -ммоль/кг
Интрапаренхимальные опухоли Метастазы Глиомы (на ранних стадиях): астроцитомы 1 и 11 ст. Етиомы (на поздних стадиях): анапластические астроцитомы, глиобластомы Е Есть Нет Есть г - б 1лиооластома, ггбсцесс Эпендимома и субэпендимома (также может накапливать КВ), энцефалит, рассеянный склероз, ол и г оде ндрогл иома, инфаркт Гемангиома, первичная лимфома, анапластическая олигодендроглиома, герминома, медуллобластома, метастазы, абсцессы, тератома Большие метастазы не требуют применения КВ. При предоперационном исследовании множественных метастазов обязательно применение КВ. При наличии трёх и более метастазов различной локализации применения КВ обычно не требуется. Для раннего выявления небольших метастазов Обычно контрастное усиление проводят не для выявления поражений, адля разграничения очага опухоли и перифокального отёка, а также повышения специфичности исследования. Может быть полезным получение изображений с 30-минутной задержкой после введения высокой дозы КВ 0.1 0,3 0.1 0,1 0,3
Менингеальные опухоли Лептоменингеальный карциноматоз, карциноматозный менингит Менингиома Есть Есть Менингит, послеоперационные ичи постгеморрагические изменения, воспаление (саркоидоз) Метастазы в твёрдую оболочку головного мозга Очаговое или узловое усиление контраста (также может быть пятнистое или линейное), см. ниже «Инфекции». Если остаётся подозрение, можно применить высокую дозу КВ 0,1 0.3 0.1
Микроаденомы гипофиза Нет Применение КВ может привести к снижению контраста. При макроаденомах контраст усиливается 0.1
Поражения мостомозжечкового угла и внутреннего слухового прохода Невринома слухового нерва Шваннома Есть Есть Менингиома Выраженное усиление контраста. Может быть достаточной половинная доза Усиление контраста зависит от типа клеток, преобладающих в опухоли 0,1 0.05 0,1
Воспаление Демиелинизирующие заболевания (исключение — рассеянный склероз) Острый диссеминированный энцефаломиелит Нет Есть Возможно Рассеянный склероз Усиление контраста происходит при нарушении ГЭБ (в активных бляшках) 0,1 0,1
Инфекции Токсоплазмоз Туберкулома Возможно Есть Есть Усиление контраста происходит при нарушении ГЭБ. Ободок (капсула) — при абсцессах, однородное линейное образование — при менингите Узловое или кольцеобразное усиление контраста 0,1 0,1 0,1
Ишемия и инфаркт Возможно В зависимости от стадии развития пятнистое или линейное усиление контраста. Старые очаги инфарктов не накапливают КВ 0,1
Кистозные поражения Нет Эпидермоидные кисты Коллоидные кисты могут накапливать КВ по-разному (например, однородно или кольцеобразно) 0.1
Таблица 13-4. Применение контрастных веществ при некоторых патологиях головного мозга. Всегда обязательно получение стандартных Т1- и Т2-взвешенных изображений без контрастного усиления. Только после этого можно проводить исследование с контрастным усилением или в дополнительных проекциях. (Перепечатано с изменениями из Ринкка и Мира [21 ] Для более подробного изучения вопроса обратитесь к соответствующим справочникам и руководствам.) ГЭБ — гематоэнцефалический барьер; КВ — контрастное вещество
Глава 13. Контрастные вещества
157
Рис. 13-9.
Схематическое изображение влияния на сигнал различных концентраций Gd в тканях (т.е. разных вводимых доз) и величины напряжённости магнитного поля. До введения контрастного вещества контраст между глиобластомой и белым веществом головного мозга отсутствует (нс показано). Цветные кривые показывают величину контраста между глиобластомой и белым веществом головного мозга после контрастного усиления (красный цвет — половина стандартной дозы, жёлтый цвет — стандартная доза 0,1 ммоль/кг, синий цвет — двойная доза, зелёный цвет — восьмикратная доза). Только стандартная и двукратная дозы обеспечивают достаточный контраст при всех значениях напряженности ма> нитного поля.
Основные показания
Дополнительные показания
Опухоли спинного мозга Лептоменингеальные опухоли Лептомснингит Спондилодисцит Эпидуральные абсцессы
Сосудистые заболевания Дегенеративные заболевания межпозвонковых дисков Эпидуральные опухоли Травмы
Си ри н го м и ел ия
Первичные или метастатические опухоли
Рассеянный склероз
Некоторые врождённые аномалии Осложнения после операций на позвоночнике
Таблица 13-5. Показания для применения контрастных веществ при исследованиях спинного мозга
на контраст изображения. То же самое имеет силу и для уменьшения дозы, что в большинстве случаев приводит к обратным результатам.
Показания. Гадолиниевые соединения, помимо других показаний, полезны для ускорения обнаружения метастазов и маленьких опухолей и получения дополнительной информации для лучшего определения типа опухоли [5, 6, 8, 21], поскольку они позволяют дифференцировать живую опухолевую ткань (хорошо кровоснабжаемую при нарушенном или отсутствующем гематоэнцефалическом барьере) от зон центрального некроза, перифокального отёка и ткани головного мозга, не вовлечённой в опухолевый процесс.
Эффект усиления контрастности изображений, характерный для гадолиниевых препаратов, в сочетании с лёгкостью получения изображений патологического образования в различных плоскостях (сагиттальной, фронтальной и поперечной), присущей МРТ, неоспоримо доказали свою пользу как для планирования хирургического лечения, лучевой или химиотерапии, так и для контрольных обследований в течение или после курса лечения.
Среди основных показаний для применения парамагнитных контрастных веществ можно выделить изоинтен-сивиые нормальной ткани мозга доброкачественные опухоли, например менингиомы или гамартомы. Хорошо усиливается сигнал от неврином слухового нерва, особенно расположенных во внутреннем слуховом проходе. При злокачественных опухолях применение контрастных веществ полезно для разграничения опухоли и зоны перифокального отёка. Иногда отсутствие контрастного усиления столь же ценно, как и его наличие, например для дифференцировки некоторых видов астроцитом от менингиом, а также небольших очагов сосудистого генеза в белом веществе головного мозга от метастазов. Случай, представленный на рис. 1 в описании программы MR Image Expert на следующей странице, служит примером поражения, сигнал от которого не усиливается после применения контрастных веществ.
В табл. 13-4 и 13-5 приведены общепринятые показания для применения контрастных веществ при исследовании головного и спинного мозга.
Помимо патологии ЦНС, контрастные вещества применяют при исследовании опорно-двигательной системы, заболеваний уха, горла и носа, сердца, печени, поджелудочной железы, почек и надпочечников, гинекологических заболеваний, лимфом, суставов и молочных желёз. Более подробно ознакомиться с этим можно в многочисленных книгах по клиническому применению МРТ.
Один из вариантов увеличения специфичности МРТ — применение быстрых импульсных последовательностей. Эти последовательности позволили уменьшить время получения изображения от нескольких минут до десятков секунд и даже нескольких секунд. Такие последовательности позволяют проследить динамику накопления контрастных веществ в различных органах. Подробнее такие методики описаны в главе 16.
158
Глава 13. Контрастные вещества
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно испытать влияние контрастных веществ.
Усиление контраста после применения контрастных веществ
Давайте посмотрим, что произойдёт после введения гадолиниевого контрастного вещества пациенту с опухолью.
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга на панели меню программы MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Meningioma, plain, transversal slice. Измените параметры импульсной последовательности: TR—450 мс, ТЕ—20 мс и нажмите «ОК». На экране появится Т1-взвешенная томограмма с указанными параметрами.
Выберите Draw/Spin Echo или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с надписью «SE» 3 раза, установив TR=2000 мс и ТЕ=30, 60 и 90 мс для трех изображений соответствснно.
На трёх изображениях увеличивается ТЕ. Первая томограмма промежуточно-взвешенная (взвешена по протонной плотности), две другие — всё более Т2-взвешены.
На всех четырёх томограммах визуализируется огромная менингиома в левой лобной доле. Поскольку её размер очень большой, она хорошо видна и чётко отделяется от зоны перифокального отёка. Отёк хорошо различим на Т2-взвешенных томограммах. Если обратить внимание на интенсивность сигнала от ткани менингиомы, можно заметить, что контраст между менингиомой и тканью серого и белого веществе! головного мозга минимален.
Добавим в наше наблюдение немного цифр. С помощью команды «RO1» вы легко сможете определить значения TI, Т2 и протонную плотность опухоли.
Теперь мы можем получить аналогичные изображения того же пациента, но после введения контрастного вещества.
Выберите File/Open Case или нажмите на левую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга на панели меню программы MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Meningioma, postcontrast, transversal slice. Получите четыре изображения так же, как было описано выше. Установите для первого изображения TR=450 мс, ТЕ=20 мс и TR=:2000 мс; для трёх других ТЕ=30, 60 и 90 мс.
Настройте уровень окна изображений так, чтобы контраст между опухолью и окружающими тканями был максимально выражен.
Теперь видно, что усиление контраста от опухоли наиболее выражено на TI-взвешенных томограммах. Даже на промежуточно-взвешенных томограммах
усиление контраста незначительно, тогда как на Т2-взвешенных оно вовсе отсутствует.
Теперь измерьте значения ТI, Т2 и протонную плотность аналогичной области интереса, как вы делали раньше. Вы увидите, что Т1 снизилось менее чем до 1/3 своего первоначального значения, Т2 — приблизительно на 25%, а протонная плотность осталась прежней.
Усиление сигнала от
искусственных очагов поражения
Маленькие менингиомы — изоинтенсивные опухоли. Какую импульсную последовательность вы бы пи выбрали, сигнал от них будет таким же, как и от окружающих тканей. А если менингиома очень мала, то обнаружить её ещё сложнее.
Однако посте введения контрастного вещества, интенсивность сигнала от них значительно увеличивается.
Выберите File/Open Cave ил и нажмите палевую кнопку мыши на иконке с изображением головного мозга на панели меню программы MR Image Expert. Двойным нажатием вызовите файл 1.5Т: Normal brain, transversal slice. Выберите параметры импульсной последовательности TR=450 мс, TE=z20 мс и нажмите «ОК». Увеличьте изображение, нажав на соответствующую иконку.
Выберите ROI/Freehand. Поместите курсор на передний полюс правой лобной доли головного мозга, нажмите на левую кнопку мыши и, удерживая её, нарисуйте маленькую менингиому, после чего отпустите кнопку.
Когда вы окончите манипуляцию, появится диалоговое окно. Установите р=68%, Т1 — 1350 мс, Т2=94 мс. Замените название «Lesion 1» на «Менингиома» и нажмите «ОК».
MR Image Expert перерисовал томограмму. Менингиома, которую вы определили, едва заметна на Т1-взвешсином изображении.
Уменьшите томограмму до прежнего размера. Выберите Draw/Spin Echo ещё 3 раза, установив TR=2000 мс, ТЕ=30, 60 и 90 мс. После нажатия «ОК» в окне «Spin Echo» каждый раз будет появляться новая томограмма.
Вместе с ТЕ увеличивается Т2-взвсшенность изображений. Менингиома, которую вы определили, по-прежнему остаётся едва различимой.
Что же произойдёт, если мы введём 0,1 ммоль/кг гадолиниевого контрастного вещества? Изменятся времена Т1- и Т2-релаксации.
В таблице на стр. 159 вы найдете нужные значения.
Дважды нажмите на левую кнопку мыши на менингиоме. В появившемся диалоговом окне устано
Глава 13. Контрастные вещества
159
вите Т1=400 мс, Т2=70 мс. Протонную плотность оставьте без изменения.
Вы сразу заметите, что менингиома стала яркой на Т1-взвешенной томограмме, но наТ2-взвешенной томограмме контраст практически не изменился
Изменение дозы гадолиниевого контрастного вещества
Обратимся ещё к одному примеру. Небольшие метастазы также чрезвычайно сложно обнаружить.
Очистите экран и создайте, как и ранее, Т1-взвешенное и три всё более Т2-взвешениых изображения. Нарисуйте в глубине белого вещества левого полушария небольшое поражение так же, как было описано ранее. Установите Т1=920 мс, Т2—72 мс, р=72%. Получившиеся поражения практически невидимы на всех четырёх томограммах.
Теперь введём контрастное вещество в половинной дозе (0,05 ммоль/кг). Т1 сократится до 412 мс, Т2 — до 60 мс. На Т1-взвешенной томограмме поражение стало слабо видно.
Если мы применим стандартную дозу 0,1 ммоль/кг, Т1 снизится до 205 мс, Т2 — до 50 мс. Теперь поражение отчётливо видно.
Попробуем удвоить дозу: Т1=102 мс, Т2=44 мс. Поражение стало ещё немного ярче, но диагностическая информация осталась прежней.
Всегда помните, что эти изображения — только имитация. В жизни на накопление контрастного вещества влияют многочисленные дополнительные факторы.
Увеличение дозы вовсе необязательно пропорционально усилит контраст, напротив, может даже и уменьшить его. Это зависит от величины магнитного поля МР-томографа.
Используйте контрастные вещества только в дозах, рекомендуемых производителем для определённых показаний.
Ткань или патологическое образование ________________________
Белое вещество
Серое вещество
СМЖ
Отёк головного мозга
Инфаркт
Бляшка рассеянного склероза
Менингиома
Невринома слухового нерва Глиобластома
’Небольшие метастазы в
юловном мозге
Т1 (мс) Т2 (мс) р(%)
582 73 72
980 90 82
4000* 1900* 100*
1150 140 88
1000 95 88
1400 140 84
1350 94 68
1450 86 70
1300 170 81
920 72 72
Т1 (мс) Т2 (мс)
После в/в введения 0,1 ммоль/кг Gd-контрастного вещества
400 70
325 68
470 85
205 50
Протонная плотность (р) и времена Т1- и Т2-рслакса-иии некоторых тканей в поле 1,5 Тл.
Обратите внимание, что данные значения измерены и специально настроены для использования в программе MR Image Expert.
*Эти значения обычно меньше из-за эффекта частичного объемного усреднения
TR=250, ТЕ=20 мс
TR=2500, ТЕ=30 мс
TR=2500, ТЕ=90 мс
TR=25O', 11-15 । мс
TR-250, ТЕ=20 мс
TR=2500, ТЕ=30 мс
TR=2500, ТЕ=90 мс
TR=2500, ТЕ=150 мс
Рис. 1.
Поражение, сигнал от которого не усиливается после применения контрастного вещества (1,5 Тл, старый инфаркт в бас-сеннс средней мозговой артерии). Верхний ряд — до, нижний ряд — после введения контрастного препарата.
16(J
Глава 13. Контрастные вещества
Специальные и органоспецифичные контрастные вещества
Как уже было упомянуто, низкомолекулярные контрастные вещества, используемые в настоящее время в клинической практике, неспецифичны. Хотя их можно рассматривать как избирательно накапливающиеся в почках, потому что они выводятся только при помощи клубочковой фильтрации. Избирательное накопление такого вида называют пассивным.
Одна из задач разработки контрастных веществ для МРТ — создание соединений, специфичных для определённых тканей или патологических образований, активно накапливаемых в патологических очагах.
Существует по крайней мерс три параметра, по которым следует оптимизировать контрастные вещества.
• Улучшение переносимости, даже если уже достигнута очень хорошая переносимость. Необходимо добиться химической и биологической инертности, так же как и обеспечения полной элиминации препарата из организма.
• Улучшение эффекта усиления контраста.
• Достижение высокой локальной концентрации препарата в результате селективного распределения по организму (использование меток, специфичных для органа или патологическою образования). Этот пункт имеет особую важность.
Для обеспечения селективного накопления контрастных веществ в органах и повышения специфичности выявления заболеваний особый интерес представляют оксиды железа и липосомы.
Оксиды железа
Захват частиц оксида железа клетками ретикулоэндотелиальной системы происходит посредством фагоцитоза. Это открывает путь для селективного контрастирования печени, селезёнки, лимфатических узлов и костного мозга. Кроме того, оксиды железа можно использовать для контрастирования рецепторов и антител, а так же для исследования кровоснабжения сердца и головного мозга. Оксиды железа могут быть как позитивными, так и негативными контрастными агентами в зависимости от размера, состава, концентрации, насыщения намагниченностью исследуемой области, а также оборудования томографа и используемой импульсной последовательности. Их распределение по тканям определяется размером, формой, зарядом, гидрофильностью или гидрофобностью, химическим составом и оболочкой.
Большинство веществ имеет полидисперсную (больше одной группы кристаллов оксида железа разного размера) или поликристаллическую (каждая частица содержит множество кристаллов) структуру. Оксиды железа, выпускаемые для активного накопления, имеют моно-дисперсную (группа кристаллов одного размера) и монокристаллическую (MION, каждая частица содержит только один кристалл) структуру. В них желательно добавлять более мелкие суперпарамагнитные метки.
Липосомы
Липосомы — ещё один вид контрастных веществ, выпускаемых в виде частиц. Парамагнитный ион можно либо инкапсулировать в водную часть, либо присоединить к липидному бислою. Клинические испытания прошли липосомы как с хелатами гадолиния, так и марганца. Сейчас предлагают использовать липосомы, имеющие более сложное строение, например фосфолипидные спин-меченые и амфипатические хелатные комплексы (amphipathic chelate complexes).
Печень
Печень была выбрана в качестве основной мишени при создании пассивно накапливающихся контрастных веществ. В табл. 13-6 приведены вещества для контрастирования печени, используемые в клинической практике, а также проходящие доклинические и клинические испытания. На рис. 13-10 представлены различные варианты усиления контраста.
Помимо сосудистых структур, можно добиться контрастирования гепатоцитов или клеток ретикулоэндотелиальной системы. Сосудистые структуры и сильно васкуляризированные образования обычно контрастируются при динамических исследованиях с помощью стандартных низкомолекулярных контрастных веществ.
Среди препаратов, разработанных для накопления в печени, следует выделить Mn-DPDP |25], Gd-BOPTA [26] и Gd-EOB-DTPA.
• Mn-DPDP — позитивный, специфичный для печени контрастный агент, накапливающийся преимущественно в гепатоцитах (рис. 13-12 и 13-13). Контрастное усиление связано с высвобождением иона марганца. Оно длительно сохраняется. Для достижения эффекта достаточно дозы 10 ммоль/кг.
• Gd-EOB-DTPA и Gd-BOPTA/Dimcg — положительные гадолиниевые контрастные вещества с липофильными боковыми группами (рис. 13-11). Gd-EOB-DTPA—специфичный печёночный контрастный агент, тогда как Gd-BOPTA/Dimeg можно применять для различных целей.
Частицы оксида железа и липосомы избирательно захватываются ретикулоэндотелиальной системой [19, 20]. Частицы оксида железа могут влиять и на время Т1-релаксации, и на Т2/Т2*. Вводимые внутривенно частицы оксида железа, такие как SP1O (superparamagnetic iron oxydes — суперпарамагнигные частицы оксида железа) и USP1O (ultrasmall superparamagnetic iron oxydes — сверхмелкие cy-перпарамагнитныс частицы оксида железа), должны обладать размером частицы менее 50 нм в диаметре, чтобы не захватываться при прохождении через легкие (рис. 13-14).
Контрастные вещества, связывающиеся со специфическими рецепторами (например, асиалогликопротеиновыми), могут позволить дифференцировать злокачественные опухоли печени, такие как печёночноклеточный рак, от доброкачественных новообразований, таких как фокальная узловая гиперплазия или аденома.
Ещё одна группа контрастных веществ, которые можно использовать при исследовании печени, — липосомы, например липосомы, содержащие хелаты га-
Глава 13. Контрастные вещества
161
Сосудистые
Gd-DTPA Gd-DOTA Gd-DTPA-BMA Gd-HP-DO3A Gd-DTPA-ВМЕА Gd- DO3A-butriol Gd-BOPTA/Dimeg
Магневист (Magnevist) Дотаре.м (Dolaiem) Омнискан (Omniscan) ПроХенс (ProHance) Оптимарк (Optimark) Гадовист (Gadovist) МультиХеис (MultiHance)
Таблица 13-6. MP-контрастные вещества, накапливающиеся в печени, применяемые в клинической практике и находящиеся на стадии клинических и доклинических испытаний
Гепатобилиарные
Mn-DPDP Gd-EOB-DTPA (Gd-BOPTA/Dimeg Arabinogalactan- U S PIO
Тесласкан (Teslascan) Эовист (Eovist) МультиХеис (MultiHance))
Ретикулоэндотелиальные
Частицы оксида железа SPIO, USPIO, M1ON
Липосомы
Эг гдорем/Фери зеке (Endorem/Feridex), Резовист (Resovist)
Таблица 13-7 Очаговые поражения печени и накопление МР-контрастных веществ. ПКВ — контрастные вещества, накапливающиеся в печени; РЭС — контраст ныс вещества, накапливающиеся в ретикулоэндотелиальной системе; (+) — накопление в области патологии, (—) — отсутствие накопления в области патологии.
Патология Накопление контрастных веществ
Метастазы Печёночноклеточный рак Аденоматозная гиперплазия Аденома Фокальная узловая гиперплазия Кавернозная гемангиома Печёночные кисты ПКВ(+), РЭС (+) ПКВ накапливаются в опухоли, РЭС (-) ПКВ (+). РЭС (-) ПКВ (+), РЭС (-) ПКВ (+), РЭС(-) Mn-DPDP (—), AMI-25 (+) на поздних изображениях ПКВ (-), РЭС(-)
Изображение без введения КВ
Позитивные КВ, накапливающиеся в нормальной паренхиме печени
Позитивные КВ, накапливающиеся в очаговых образованиях печени
Негативные КВ, накапливающиеся в нормальной паренхиме печени
Негативные КВ, накапливающиеся в очаговых образованиях печени
КВ — контрастные вещества
Рис. 13-10.
Разновидности усиления контраста при использовании контрастных веществ для исследования печени. (Перепечатано с изменениями из Линдера (Leander) 113].)
долиния 111, 26| Эти вещества обеспечивают продолжительное усиление контраста сосудистых структур, печени и селезёнки.
В табл. 13-7 суммированы места накопления контрастных веществ, специфичных для печени.
Селезенка, поджелудочная железа, костный мозг, лимфатические узлы, надпочечники, сердце, также как очаги воспаления и специфические опухоли, — дополнительные органы-мишени для некоторых из перечисленных выше контрастных веществ.
Селезёнка
Едва ли есть необходимость создавать специфические вещества для контрастирования селезёнки, гж. вещества, накапливающиеся в печени, также усиливают интенсивность сиг нала и от селезёнки. Частицы оксида железа улучшают выявление метастазов в селезёнке, а также позволяют дифференцировать доброкачественную и злокачественную спленомегалию (например, при лимфоме или лейкозе).
Поджелудочная железа
Mn-DPDP (Тесласкан) изначально был разработан для исследования печени. Но после того как было замечено, что после инфузии Mn-DPDP происходит усиление сигнала от поджелудочной железы, это контрастное вещество стали использовать и как селективное для МРТ поджелудочной железы. Результаты показали, что Mn-DPDP улучшает МР-контрастирование опухолей поджелудочной железы [7, 24].
Лимфатические узлы
Специфические контрастные агенты, накапливающиеся в лимфатических узлах, пока ещё не используют в клинической практике. МР-лимфография — область научных исследовании. Здесь также очень перспективным кажется применение частиц оксида железа. Покрытые
162
Глава 13. Контрастные вещества
Рис. 13-11.
Метастазы в печени из опухоли поджелудочной желе зы. Контрастирование Gd-ВОРТА. Т2-взвешенная i радиол тная томограмма без контрастного усиления (а). Т1-взвешенная градиентная томограмма без контрастного усиления (Ь). Tl-взвсшенная градиенгнаятомограмма. полученная через 40 мин после иньекции контрастного вещества (с). TI взвешенная градиентная томограмма, полученная через 90 мин после инъекции контрастного агента. Хотя химический состав Gd-BOPTA напоминает состав внеклеточных га долиниевых контрастных препаратов, он обладает свойствами как внеклеточных, так и печёночных контрастных веществ, поскольку приблизительно 5% препарата выводится через печень. На рисунке это продемонстрировано на примере множественных метастазов. (Изображения печатаются с любезного согласия докторов Каудана |Caudana|, Морана [Могапа] и Пистоле зи |Pistolcsi| из Вероны).
Рисунки 13-12 (сверху) и 13-13 (снизу).
Накопление Mn-DPDP в печени обусловлено спо собностью гепатоцитов выводить ионы металлов. Марганец отсоединяется от комплекса DPDP и захватывается гепатоцитами. На Т1 взвешенной гра-(иентной томограмме (рис. 13-12), полученной через 15 мин после введения контрастного вещества (а), метастазы хорошо выделяются. Даже через 24 ч после инъекции некоторое количество препарата остаётся (b). Т1-взвешенные градиентные томограммы (рис 13-13) без контрастного усиления (а) и после введения контрастного вещества (Ь) чётко показывают один большой и несколько маленьких метастазов. (Изображения печатаются с любезного разрешения доктора Марти-Бонмарти [Marti-Bonmarti] из Валенсии).
Рис. 13-14.
Контрастные агенты в виде частиц захватываются эндотелиальными и купфсровскими клетками. Они делают паренхиму печени тёмной благодаря эффективному воздействию нгт время Т2-релаксации. В данном случае приведён пример исследования с фсрриксаном Метастазы в печени чётко выделяются пгт постконтрастных томограммах. Нормальная ткань печени становится чёрной.
Рис. 13-15.
М Р - j I и м фо г ра ф ия. П р и мене н и с га д о фл у о р и н а - 8 (gadofluonne-8) при исследовании модели опухоли на кролике (а) Наверху на томограмме видны большая опухоль и яркий после контрастного усиления лимфатический узел. Некоторые части лимфатического узла более тёмные; они соответствую! очагам мгыиг-низации, хорошо видимым на гистологическом срезе (Ь). (Изображения печатаются с любезного разрешения доктора Миссельвитца | Missclwit/] из Берлина).
лава 13. Контрастные вещества
163
оболочкой из декстрана, такие частицы доставляются к шмфатичсским узлам. Метод выбора — внутривенное зведенис вещества, хотя введение контрастных веществ ; виде частиц в лимфатический узел или межклеточное
эстранство также дало положительные результаты Кроме того, можно использовать позитивные копотные агенты, например гадофлуорин-8 (рис. 13-15). Надпочечники
Метаболиты холестерина, меченые Gd-DO3A, ус-
но используют для усиления сигнала от надпочеч-эв на животных 115]. Этот метод был разработан для юизотопных исследований. Кроме того, было по-но, что полилизин, меченый Gd-DTPA, накапливается в надпочечниках. Хотя механизм захвата пока еще не совсем ясен 132].
Опухоли, миокард
Главнейшая задача разработки контрастных веществ — усиление сигнала от опухолей. Развитие оборудования и программного обеспечения должно позволить проводить быстрые скрининговые исследования для выявления рака, включающие проведение быстрого МР-исслсдоваиия всею тела с введением специфических контрастных веществ, избирательно накапли
вающихся в опухолях.
Металлопорфирины — соединения, специфически аккумулируемые различными опухолями 116]. Растворимые в воде порфирины, меченые марганцем, можно использовать в качестве контрастных веществ, специфичных для опухолей.
Открытие этою способствовало появлению новой волны исследований, однако они еще не достигли стадии клинических испытаний.
Так, гадолиний-мезопорфирин (Gd-MP) и марга-пец-тетрафенилпорфирин (Mn-ТРР) показали неспе-цифическос увеличение интенсивное ги сигнала от опухолей в раннюю фазу и резко выраженное усиление сигнала от очагов некроза в позднюю фазу контрастирования. Это открытие может выявить новые области применения этих веществ, например определение очертаний области инфаркта миокарда или мониторинг противоопухолевой терапии 117]
Кроме того, можно синтезировать специфичные для опухоли моноклональные антитела, меченые гадолинием или частицами M10N. В исследованиях на животных показано, что такие контрастные вещества усиливают сигнал от специфичных опухолей и мест, содержащих антигены, например при инфаркте миокарда или инфекционных заболеваниях |29, 30|.
Более подробно этот вопрос изложен в нескольких обзорах [1, 2] и ежегодных изданиях.
Ингаляционная томография
Не все контрастные вещества разрабатывают для протонной MP-томографии. Также можно воспользо
ваться магнитными свойствами ядер, отличных от 'Н (например, 19F). Возможность применения перфторированных соединений in vivo была продемонстрирована при исследовании вентиляции и перфузии лёгких (см. рис. на стр. 230) |22|.
Недавно в качестве возможных ингаляционных контрастных веществ были предложены аэрозоли, содержащие гадолиний, гиперполяризованные газы и кислород. Среди гиперполяризованных газов Не кажется более подходящим, чем |2уХе [3, 14]. Однако для таких исследований необходимо специальное оборудование: устройства для получения, хранения и доставки гиперполяризованных газов, так же как и специальные катушки и приёмники. Это делает ингаляционную томографию с гиперполяризованными газами сложнее, чем сравниваемые методики.
Внутрисосудистые контрастные вещества
Ещё одна довольно важная область применения контрастных веществ — ангиография Хотя МРТ позволяет получать изображения сосудов без введения контрастных веществ, после инъекции стандартных (или, возможно, в будущем — внутрисосудистых) контрастных веществ качество MP-ангиограмм становится гораздо лучше. Применение таких контрастных веществ описано в главах 14 и 16.
Существует четыре разновидное! и контрастных веществ, которые можно применяю для МР-ангиогра-фии. Их классификация приведена на рис. 13-16. Разделение на разновидное!и основано на способности контрастных веществ проходить через эндотелий сосудов и фильтроваться почечными клубочками.
Стандартные хелаты гадолиния — внеклеточные, не внутрисосудистые контрастные вещества. После медленного введения внеклеточных жидких контрастных веществ их концентрация в крови быстро уменьшается. В зависимости от вида, период пол увы ведения составляет всего 5—10 мин. Однако при болюсном введении (продолжительность инъекции менее 60 с) начальная концентрация высокая, хотя она быстро уменьшается сразу после прекращения инъекции. Контрастное вещество перемешивается с общим объёмом крови, выходит из капилляров в межклеточное вещество во многих тканях (например, мышцах) и выводится почками. Таким образом, в ангиографии такие контрастные вещества можно использовать только при первом прохождении болюса.
Внутрисосудистые вещества остаются в крови значительно большее количество времени, их накопление 13 тканях минимально. Поэтому временной интервал, в который можно проводить исследование, значительно шире. Более того, если нужно, исследование можно даже повторить. Идеальное контрастное вещество для MP-ангиографии со светлой кровью должно обла
164
Глава 13. Контрастные вещества
дать высоким фактором ускорения релаксации rl, чтобы добиться сокращения TI <TR во избежание эффекта TI-насыщения, а также низким фактором ускорения релаксации г2, чтобы поддерживать Т2 >2ТЕ во избежание эффекта спиновой расфазировки.
Кроме гадолиниевых контрастных веществ, для МРА также подходят свсрхмелкис супсрпарамагнит-ные частицы оксида железа, обеспечивающие достаточное и продолжительное позитивное усиление сигнала от сосудов.
Эти вещества остаются практически полностью внутри кровеносного русла и селективно выделяют кровеносные сосуды. Благодаря продолжительному периоду по-лувывсдсния их также можно использовать для усиления сигнала от образований с изменённой проницаемостью сосудов, т.е. они накапливаются в опухолях. Кроме того, сверхмелкие парамагнитные частицы оксида железа могут помочь выявить ишемию или реперфузию после лечения инфаркта мозга или миокарда. При использовании соответствующих алгоритмов их можно применять ддя оценки кровоснабжения при ишемии миокарда или головного мозга, эмболии легочной артерии, васкуляризации трансплантатов, опухолей (см. главу 16).
Энтеральные контрастные вещества
Проблемы абдоминальной МРТ связаны с двигательными артефактами от дыхания, сердцебиения и перистальтики. Кроме того, происходит потеря контраста между слипшимися, заполненными содержимым петлями кишечника и окружающими органами или патологическими образованиями. Часть проблем удалось решить при помощи синхронизации с сердечными сокращениями и дыханием, специального программного обеспечения, использования быстрых импульсных последовательностей и контрастных веществ.
В течение последних лет было предложено и испытано на фантомах, животных и в клинических исследованиях множество энтеральных контрастных веществ. Среди них были как позитивные (гадолиниевые), таки негативные (фторсодержащие соединения и магнитные частицы) контрастные агенты (рис. 13-17) [9, 231.
Однако их клиническое использование ограничено, а современные импульсные последовательности позволяют решить большинство клинических вопросов без применения энтеральных контрастных веществ.
Рис. 13-16.
Фармакокинетическая классификация разновидностей контрастных веществ для ангиографии. Внеклеточные водорастворимые контрастные вещества (а), мало диффундирующие контрастные вещества (Ь), быстро выводящиеся внутрисосудистые контрастные вещества (с), медленно выводящиеся внутрисосудистые контрастные вещества (d). Мало диффундирующие контрастные вещества занимают промежуточное положение между внеклеточными и внутрисосудистыми контрастными веществами: их диффузия в межклеточное вещество происходит с меньшей скоростью, чем у внеклеточных жидких контрастных веществ. Быстро выводящиеся внутрисосудистые контрастные вещества преимущественно не выходят за пределы сосудистого русла, но они свободно выводятся почками, тогда как почечная зкекреция медленно выводящихся внутрисосудистых контрастных веществ очень ограничена.
Свободно проникают в межклеточное вещество
Внеклеточные' жидкие КВ
Быстровы водящиеся внутрисосудистые КВ
Межклеточное вещество
Не проникают в межклеточное вещество
КВ — контрастные вещества
Глава 13. Контрастные вещества
165
Рис. 13-17.
Промежуточно-взвешенные томограммы верхних отделов брюшной полости. Рецидив опухоли брыжейки. Без контрастного усиления (а) и после приема внутрь негативного энтерального контрастного вещества (Ь). На томограммах после контрастного усиления контур опухоли чётко отграничен от находящихся по соседству печени и кишечника. Виден артефакт от электрокардиографического электрода на брюшной стенке слева.
Молекулярная томография
Существует и множество других направлений в исследовании контрастных веществ. Новое направление — молекулярная томография с использованием так называемых «умных агентов» (intelligent agents), позволяющая селективно пометить, например, локальные изменения температуры (см. также главу 9).
Молекулярная томография стремится к тому, чтобы специальные молекулы служили источником контраста на изображениях. Это может дать более глубокое понимание молекулярных механизмов заболеваний и способствовать развитию новых методов лечения на генетическом уровне (рис. 13-18). Некоторые из существующих направлений разработки контрастных веществ потеряют своё значение. Вместо поисков относительно грубых про-явлений заболевания, диагностические исследования можно будет проводить на тканевом, клеточном и даже молекулярном уровнях. Конечная задача молекулярной томографии — оценка эффективности лечения на молекулярном уровне задолго до того, как и зменения начнут проявляться фенотипически [281. В таких исследованиях ещё очень много неясного, однако именно они станут одним из крупнейших открытий в области томографии и изучения контрастных агентов за последние 20 лет.
Рис. 13-18.
Сегодня диагностическая томография способна на органном уровне визуализировать и описать грубые проявления заболевания, например наличие опухоли. В будущем станет возможно специфически мстить опухоли, после чего прицельно вводить как контрастные вещества, так и лекарства. Более того, появится возможность на генетическом уровне выявлять мутации и в соответствии с этим проводить (енетичсс-кую терапию.
Весь организм: радиоизотопное исследование
Органный уровень: MP-томограмма без контрастного усиления
Тканевой уровень: гистологическое
исследование
Генетический уровень: скрининг хромосом
166
Глава 13 Контрастные вещества
Список литературы
EMRF дважды в год публикует отчёты о новых направлениях в исследованиях контрастных веществ. Подробности можно найти на сайте www.emrf.org.
Следующие две книги содержат специализированные обзоры по MP-контрастным веществам:
1. Thomsen HS, Muller RN, Mattrey RF (eds). Trends in contrast media. Berlin, Heidelberg, New York: Springer 1999.
2. Dawson P, Cosgrove DO, Grainger RG (eds). Textbook of contrast media. Oxford: Isis Medial Medici 1999.
3. Albert MS, Cates GD, Driehuys B, el al. Biological magnetic resonance imaging using laser polarized 129Xc. Nature 1994; 370: 199-201.
4. Bloch F, Hansen WW, Packard M. Nuclear induction. Phys Rev 1946; 69: 127.
5. Claussen C, Laniado M, Schorner W cl al. Gadolinium-DTPA in MR imaging of glioblastomas and intracranial metastases. Am J Ncuroradiol 1985; 6: 669—674.
6. Curat i W, Graif M, Kingsley D el al. Acustic neuromas: Gd-DTPA enhancement in MR imaging. Radiology 1986; 158: 447-451.
7. Gchl H-B, Vorwerk D, Klose K-C, Gunther RW. Pancreatic enhancement after low-dose infusion of Mn-DPDP. Radiology 1991; 180: 337-339.
8. Graif M, Bydder GM, Steiner RE et al. Contrast enhanced MR imaging of malignant brain tumors. Am J Ncuroradiol 1985; 6: 855-862.
9. Hamm B. Contrast materials for cross-sectional imaging of the body. Current Opinion in Radiology 1992; 4 111: 93-104.
10. Haraldscth O, Rinck PA, Jyngc, P, Jones RA. Perfusion imaging of pig hearts and rat brains with gadodiamidc inj (Gd-DTPA-BMA) and sprodiamide inj. (Dy-DTPA-BMA). in: Rinck PA, Muller RN (eds.). New developments in contrast agent research. Proceedings of the 3rd special topic seminar (Hamburg, Germany). European Magnetic Resonance Forum: Minusio, Switzerland 1993. 117—126.
ll. Kabalka GW, Buonocore E, Hubner K, Davis M, Huang L. Gadolinium-labeled liposomes containing paramagnetic amphipathic agents: targeted MRI contrast agents for the liver. Magn Reson Med 1988; 8; 89-95.
12. Lauterbur PC, Mendonga-Dias MH, Rudin AM. Augmentation of tissue water proton spin-lattice relaxation rates by in vivo addition of paramagnetic ions. Frontiers of Biological Energetics 1978; 1: 752—759.
13. Leander P. Liver-specific contrast media for MRI and CT. Experimental studies. Acta Radiol Supplcmcntum 1995: 36: S 396.
14. Middleton H, Black R, Saam B, et al. MR imaging with hypcrpolarized H-3gas. Magn Reson Med 1995; 33: 271-275.
15. Muhler A, Platzek J, Raduchcl B, Frenzel T, Weinmann H-J. Characterization of a gadolinium-labeled cholesterol derivate as an organ-specific contrast agent for adrenal MR imaging. J Magn Reson Med 1995; 5: 7-10.
16. Nelson JA, Schmicdl U, Shankland EG. Metalloporphyrins as tumor-seeking MRI contrast media
and as potential selective treatment sensitizer. Invest Radiol 1990; 25, SI; S71-S74.
17. Ni Y, Marchal G, Hcrijgers P, et al. Paramagneticmetalloporphyrins: from enhancers of malignant tumors to markers of myocardial infarct. Acad Radiol 1996; 3 Suppl 2: S395-397.
18. Niendorf HP, Haustcin J, Cornelius I, AlhassanA. Clauss W. Safety of gadolinium-DTPA; extended clinical experience. Magn Reson Med 1991; 22: 222—228.
19. Paley MR, Mergo PJ, Torres GM, Ros PR Characterization of focal hepatic lesions with ferumoxides-enhanced T2-weightcd MR imaging. Am J Roentgenol. 2000; 175: 159-163.
20. Reimer P, Muller M, Marx C, et al. TI effectsofa bolus-injectable supcrparamagnetic iron oxide, SH U 555 A: dependence on field strength and plasma concentrationpreliminary clinical experience with dynamic TI-weighted MR imaging. Radiology 1998; 209; 831-836.
21. Rinck PA, Myhr G. Gadolinium chelates: clinical applications. In ref. 2, 333—354.
22. Rinck PA, Petersen SB, Lauterbur PC. NMR-Imaging von fluorhaltigen Substanzen. 19-Fluor Ventilations- und Pcrfusions-darstellungcn. Fortschr Rontgcnstr 1984; 140: 239-243.
23. Rinck PA, Smcvik O, Nilsen G, Klepp O, Onsrud M, 0ksendal A, Borseth A. Oral magnetic particles in MR imaging of the abdomen and pelvis. Radiology 1991; 178: 775-779.
24. Romijn MG, Stoker J, van Eijck CHJ, van Muiswinkcl JM, Torres CG, Lamcris JS. MRI with Mangafodipir trisodium in the detection and staging of pancreatic cancer. J Magn Reson Med 2000; 12: 261-268.
25. Rummeny EJ, Torres CG, Kurdziel JC, Nilsen G, Op de Beeck B, Lundby B. MnDPDP for MR imaging of the liver. Results of an independent image evaluation of the European phase III studies. Acta Radiol 1997; 38, Pt2: 638-642.
26. Spinazzi A, Lorusso V, Pirovano GP, Kirchin M. Safety, tolerability, biodistribution and MR enhancement of the liver with Gd-ВОРТА: results of clinical pharmacology and pilot imaging studies in non-patient and patient volunteers. Acad Radiol 1999; 6: 282—291.
27. Unger E, Cardenas D, Zcrclla A, Fajardo LL, Tilcock C. Biodistribution and clearance of liposomal gadolinium-DTPA. Invest Radiol 1990; 25: 638-644.
28. Weissleder R. Molecular imaging: exploring the next frontier. Radiology 1999; 212: 609-614.
29. Weissicdcr R, Lee AS, Fishman AJ, et al. Polyclonal human immunoglobulin G labeled with polymeric iron oxide: antibody MR imaging. Radiology 1991; 181: 245—249.
30. Weissleder R, Lee AS, Khaw BA, et al. Antimyosin-labelled monocrystallinc iron oxide allows detection of myocardial infarct: MR antibody imaging. Radiology 1992; 182: 381—385.
31. Weissleder R, Papisov M. Pharmaceutical iron oxides for MR imaging. Reviews Magn Reson Med 1992; 4: 1—20.
32. Weissleder R, Wang YM, Papisov M. et al. Polymeric contrast agents for MR imaging of adrenal glands. J Magn Reson Imaging 1993; 3: 93—97.
Интерлюдия 6
Прародитель гадолиния
Портрет Ю. Гадолина с автографом
«Так, вводите гадолиний... получаются отличные изображения. Ты только подумай о тех химиках, которые считали гадолиний никому не нужным редкоземельным элементом. Без сомнения, кто-то как будто предвидел, что через сотни лет мы изобретём магнитный резонанс, и гадолиний окажется превосходным к о н траст н ы м с ре дет во м!»
М. Палмер «Пациент»
Сегодня клиническая МРТ немыслима без гадолиния. Этот редкоземельный металл составляет основу большинства парамагнитных контрастных средств (см. главу 13). Однако мало кто знает, как этот металл получил своё название. Более того, однажды мне удалось услышать упоминание о том, что гадолиний был открыт русским химиком Иваном Гадолиным. Обращение к литературе позволило обнаружить мною интересного о жизни человека, в честь которого столь важный для МРТ металл получил своё название
Юхан (Иоганн, Иван) Гадолин родился в 1760 г. в Финляндии, в г. Турку (тогда он имел шведское название Або). В то время страна входила в состав Швеции. Дед и отец Гадолина были известными людьми, профессорами физики в Королевской Академии Або. Гадолин получил отличное образование в шведских университетах Або и Упсалы (1775—1783), а также в нескольких европейских университетах, которые он посетил во время своих путешествий в Германию и Англию. Свою самостоятельную работу он начал в 1785 г. на кафедре химии Академии Або, где занимался научными исследованиями и преподаванием до ухода в отставку в 1822 г. Полным профессором кафедры химии он стал в 1798 г., после смерти своего предшественника на этом посту.
Гадолин был энциклопедически образованным человеком, его можно поставить в один ряд с самыми выдающимися учёными эпохи Возрождения. Так, Гадолин знал шведский, немецкий, английский, французский, русский и латинский языки. В круг его научных интересов входили, помимо химии, математика, физика, минералогия, металлургия, экономика, а также музыка. Профессор Гадолин был членом Санкт-Петербургской, Стокгольмской и Дублинской академий наук и принимал активное участие в работе научных обществ Москвы, Лондона, Геттингена, Марбурга, Упсалы и других европейских городов. Гадолин был автором 58 статей и нескольких книг; самая известная их них — первый в Скандинавии учебник по химии (им пользовались более 50 лет). За огромный вклад в преподавание химии студентам-медикам он был удостоен почётного звания
168
Интерлюдия 6. Прародитель гадолиния
доктора медицины (как будто кто-то предвидел, что именно медицина окажется одной из важнейших областей применения гадолиния!). В 1809 г., после войны со Швецией, Финляндия вошла в состав Российской империи, поэтому Гадолина можно (с известными оговорками) назвать и российским ученым (он шал русский язык и активно участвовал в работе российских научных обществ и Академии наук). Гадолин был удостоен множества наград, среди которых были российские ордена Св. Владимира и Св. Анны.
Гадолин оставил кафедру в возрасте 62 лет (ио издал свою последнюю книгу 5 годами позже) и прожил ещё 30 лет. Он отличался отменным здоровьем и, по воспоминаниям домашних, никогда не принимал никаких лекарств. У Гадолина было семь детей, и некоторые из его потомков в свою очередь гоже слали известными людьми. Поэтому Юхана Гадолина иногда путают с его племянником, Акселем Вильгельмовичем Гадо-линым (1828—1892), жившим в Петербурге. Генерал артиллерии А.В. Гадолин был известным русским ученым с широким спектром научных интересов, включающим и химию (видимо, сказалось влияние знаменитого дедушки). Он был членом Санкт-Петербургской Академии наук, занимался проблемами кристаллографии, минералогии, механической обработки металлов и разработки артиллерийского вооружения. За одно из своих исследований (выделение групп симметрии кристаллов) генерал Гадолин в 1868 г. был удостоен Ломоносовской премии.
В 1794 г. молодой Гадолин (ему тогда было всего 33 года) публикует свой самый известный труд. В статье «Изучение тёмного плотного минерала из каменоломни Иттсрбю» на 29 страницах он описывает новый тяжёлый минерал тёмного цвета, привезённый из каменоломен, расположенных в окрестностях Стокгольма. Он назвал эту «иттриевую землю» «иттербитом» (от названия деревни Иттербю, где этот минерал был найден). В то время Гадолин полагал, что открыл новый металл. На самом деле это вещество (что удалось доказать значительно позже) представляло собой смесь оксидов нескольких редкоземельных элементов, в которой преобладал оксид иттрия. Два студента Гадолина предложили назвать этот минерал гадолинитом — в честь своего учителя. Лишь после великого открытия Д.И. Менделеева и создания спектрометра удалось полностью устранить существовавшую более полувека путаницу с номенклатурой редкоземельных элементов. В 1880 г., через 120 лет после рождения Гадолина, шведский химик Жан-Шарль-Галинар де Мариньяк (Jean-
Charlcs-Galinard de Marignac) получил оксид гадолиния, а соавтор его работы, французский химик Поль-Эмиль Лекок де Буабодраи (Paul-Emile Lecoq de Boisbaudran) предложил назвать элемент «гадолинием», что и было сделано в 1886 г., через 34 года после смерти Гадолина. Чистый металлический гадолиний был получен лишь в 1935 I. Вопреки общепринятому мнению, гадолиний достаточно распространён в природе (он встречается в 10 раз чаще йода и занимает 43-е место по распространённости). Гадолиний (Gd), относящийся к лантаноидам, имеет 64-й номер в таблице Менделеева (атомная масса 157,25). Помимо МР, его используют в различных магнитных сплавах, аккумуляторах, люминофорах телевизионных экранов (в гом числе применяемых в рентгенографии), стержнях атомных реакторов и для некоторых других целей. Но для специалистов но лучевой диагностике, конечно, наиболее важно его использование в роли позитивного парамагнитного контрастного средства для МРТ. Впервые использование гадолиния с этой целью было описано X. Вайнманом (Н. Weinmann) в 1981 г., а в 1988 г. препараты гадолиния получили в Западной Европе регистрацию для клинического использования.
Гадолин был одним из первых учёных, по имени которого был назван новый химический элемент (чуть раньше тот же Буабодран назвал в честь русского геолога В. Самарского 62-й элемент таблицы Менделеева самарием). Позже некоторые тяжёлые радиоактивные элементы получили названия по имени таких великих людей, как Менделеев, Нобель, Кюри, Ферми, Эйнштейн и др. Но только гадолиний — единственный природный нерадиоактивный элемент, название которого берёт своё начало от имени великого финского (а также шведского и русского!) химика — Юхана Гадолина. Болес того, поскольку слово «гадолиний» близко сердцу любого специалиста, занимающегося МРТ. имя этого великого человека постоянно звучит и будет звучать всегда, что служит одним из лучших памятников для «дедушки» гадолиния.
Список литературы
1. Dean Р.В., Dean K.l. Sir Johan Gadolin of Turku: The grandfather of Gadolinium. Acad Radiol., 1996; 3: 165—169.
2. Pyykko P. Johan Gadolin’sl 788 paper mentioning the several oxidation states of tin and their disproportionation reaction. New J.of Chemistry, 1988; 12; 881—883.
Глава 14
От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
Рис. 14-1.
Проверка сосудов. Какой здесыюгок: ламинарный или плоский? А может, атеросклеротическая бляшка создаёт турбу-лентный поток?
Рис. 14-2.
Ламинарный поток (а), плоский поток (Ь) и турбулентный поток за участком стеноза сосуда (с). Ламинарный поток относительно медленный, тогда как плоский поток (частный отучай турбулентного) быстрее. Приведённые примеры потоков служат абстрактными схемами.
Введение
Объёмный, или макроскопический, ток крови или СМЖ добавляет ещё один параметр, влияющий на контраст на MP-изображениях. Такой тип движения жидкости отличается от диффузии и перфузии и управляется специфическими законами. Многочисленные особенности контраста движущейся жидкости в МРТ и МРА достаточно сложны. Объяснения, представленные в этой главе, дают лишь общие представления, не пытаясь охватить в деталях всю сложность предмета (рис. 14-1).
На MP-томограмме текущая кровь и СМЖ могут оказаться и тёмными, и светлыми — в зависимости от скорости, направления движения, типа потока и используемой импульсной последовательности. При стандартном МР-исслсдоваиии нормальные эффекты кровотока могут имитировать патологию. Поэтому очень важно чётко представлять механизм влияния кровотока на контраст изображения, так же как и знать анатомию кровеносных сосудов и основы гемодинамики.
В сосудах небольшого калибра кровь течёт ламинарным потоком (рис. 14-2). Вследствие сил трения кровь возле стенки сосуда двигается медленнее. По направлению к центру сосуда скорость тока крови увеличивается. Ламинарное течение — самый распространённый тип потока в организме человека.
Кровь в сосудах большего калибра течёт быстрее и создаёт турбулентности, особенно в местах, где изменяется диаметр сосуда (например, после стеноза или в сосудах с неровностями контуров), т.е. течение становится беспорядочным, в результате чего образуется фазовый сдвиг между спинами клеток крови. Спины расфазируются, а интенсивность сигнала от крови уменьшается.
Плоский поток — частный случай турбулентного потока с плоским профилем. Все слои жидкости текут с одинаковой скоростью (рис. 14-2).
Скорость кровотока в артериях и венах различается.
Пульсирующий поток в артериях и, в меньшей степени, в венах бывает циклическим и неравномерным, зависит от фазы сердечного цикла (систолы или диастолы). Поэтому характер потока и его скорость будут зависеть от того, в какую фазу сердечного цикла получена томограмма.
Такой вид потока в течение некоторых частей цикла часто бывает турбулентным.
170
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
Рис. 14-3.
Пациент с гидроцефалией. На Т2-в звешенпой спин-эхо томограмме СМЖ должна быть светлой. Однако, благодаря эффекту поIока, в сильвиевом водопроводе и верхней части IV желудочка СМЖ выглядит темной.
Рис. 14-4.
Срединный сагиттальный срез головного мозга в норме Т1-взвешепные (а), промежуточно-взвешенные (Ь и с) и Т2-взве-шенные (d) спип-эхо-томограммы. Сигнал от СМЖ изменяется соответс твенно виду кош раста. а текущая кровь в прямом синусе остаётся темной.
Рис. 14-5.
Промежуточно-взвешенная спин- эхо-томограмма брюшной полости ребёнка. Тёмные области спереди — заполненные воздухом петли кишечника. Тёмное образование впереди позвоночника — быстро текущая кровь в портокавальном шунте.
Таблица 14-1. Диапазон значений скорости кровотока в организме человека. Поданным публикаций [1,2, 11]
Максимальная скорость (см/с) Средняя линейная скорость (см/с)
Аорта, диастола 65-80 20-80
Аорта, систола 100-180 —
Нижняя полая вена 40 10-20
Верхняя полая вена 20 —
Наружная подвздошная артерия 98-140 —
Бедренная артерия 90-138 —
Поверхностная бедренная артерия 77-103 —
Подколенная артерия 56-82 —
Общая сонная артерия 80-120 —
Внутренняя сонная артерия 80-120 —
Позвоночная артерия 27-45 —
Базиллярная артерия 32-50 —
Артериолы — 1
Венулы — 1-10
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
171
Рис. 14-6.
Влияние время-пролётного эффекта на интенсивность сигнала от движущихся жидкостей на спин-эхо-томограммах. Один и тот же срез подвергается воздействию 90°. а затем 180° импульсов. Если нет потока, будет регистрироваться яркий сигнал. Интенсивность сигнала от медленного потока соответствует светлой части серой шкалы, тогда как увеличение скорости потока ведёт к снижению интенсивности сигнала и даже полному его исчезновению. К тому времени, когда включается 180° рефокусирующий импульс, все спины, возбуждённые 90е импульсом, успевают покинуть исследуемый срез, v — скорость потока.
Стандартные спин-эхо-импульсные последовательности
На спин-эхо-томограммах быстро текущая кровь выглядит тёмной, а медленно текущая — светлой. Медленно движущаяся СМЖ выглядит тёмной на TI-взвешенных изображениях и светлой — на Т2-взвешенных, потому что время Т1-релаксации крови (в поле 1,5 Тл) приблизительно равно 1200 мс, тогда как Т1 СМЖ —3000 мс, времена Т2-релаксации соответственно равны 150 мс и 500-3000 мс.
Однако относительно быстро движущаяся СМЖ выглядит так же, как и кровь. На рис. 14-3 приведён пример быстрого движения СМЖ и её влияния на контраст Т2-взве-шенной томограммы. Быстро текущая кровь становится тёмной наТ1-, Т2- и промежуточно-взвешенных спин-эхо-томограммах (рис. 14-4). Этот факт может оказаться очень полезн ым для дифференциальной диагностики аневризм, гемангиом, артерио-венозных мальформаций и сходных патологий (рис. 14-5). Высокая интенсивность сигнала в тех местах, где следует ожидать её снижения из-за эффектов потока, даёт основание предположить замедление кровотока или тромбоз.
На рис. 14-6 объяснено это явление для крови. При использовании последовательностей спин-эхо поведение интенсивности сигнала от текущей крови обусловлено вре-мя-пролётным эффектом (time-of-flighf), возникающим вследствие того, что в промежутке времени между возбуждающим и рефокусирующим РЧ-импульсами кровь движется. Причём кровь может двигаться настолько быстро (табл. 14-1), что она будет подвергаться воздействию не обоих 90° и 180е импульсов последовательности спин-эхо, а только одного из них. И каким бы этот импульс ни оказался, никакого сигнала от движущейся крови зарегистрировано не будет, сосуд останется тёмным. Турбулентные потоки способствуют усугублению этого эффекта.
Нет потока v = 0 см/сек
Медленный v ~ 10 см/сек
Промежуточный v ~ 25 см/сек
Быстрый
v ~ 50 см/сек
ность сигнала
172
Глава 14. От движения жидкости к МРА н МРТ сердца
Градиентные импульсные последовательности
При использовании двумерных быстрых градиентных импульсных последовательностей поведение интенсивности сигнала проще, чем на спин-эхо-томограммах. Стационарные ткани подвергаются воздействию всех РЧ-им-пульсов, что приводит к частичному насыщению: интенсивность сигнала от них значительно ниже, чем отана-логичных тканей, находящихся в состоянии равновесия.
В потоке спины, попавшие в исследуемый срез, замещаются другими спинами, которые не подвергались воздействию предшествующих РЧ-импульсов. Поэтому интенсивность сигнала от кровеносного сосуда будет гораздо больше, чем от стационарных тканей, при условии, что ток крови не турбулентный.
При увеличении скорости кровотока интенсивность сигнала увеличивается до тех пор, пока не достигнет равновесного состояния (рис. 14-7). Скорость кровотока — не единственный фактор, влияющий на интенсивность сигнала. Толщина и очертание среза, Т1 крови (а поэтому и напряжённость поля), TR и ТЕ, другие внутренние и внешние факторы ещё более усложняют крайне запутанную природу поведения интенсивности сигнала от движущейся жидкости в МРТ (рис. 14-8).
На рис. 14-9 приведён пример высокой интенсивности сигнала от движущейся крови при исследовании органов малого таза.
Такое поведение интенсивности сигнала от движущихся жидкостей используют для проведения МРТ сердца (рис. 14-10). Оно служит основой МРА, в которой используют градиентные последовательности.
Рис. 14-8.
При использовании градиентных импульсных последовательностей сигнал от движущихся жидкостей состоит из двух компонентов: сигнала от спинов, вошедших в исследуемый срез как раз перед воздействием возбуждающего импульса, и сигнала от спинов, подвергшихся воздействию также и предыдущего РЧ-импульса и оставшихся в исследуемом срезе. «Свежие» спины, движущиеся с большей скорое гью, обладают всей равновесной намагниченностью и вносят наибольший вклад в сигнал. Частично насыщенные спины, движущиеся с меньшей скоростью, вносят меньший вклад. Поэтому интенсивность сигнала (SI) зависит от скорости кровотока: чем быстрее кровоток, тем ярче сигнал, как и показано на рис. 14-7.
Рис. 14-7.
Интенсивность сигнала от движущихся жидкостей при использовании градиентных последовательностей, v — ско-
рость потока.
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
173
Рис. 14-9.
На градиентных томограммах движущаяся кровь выглядит яркой (0,5 Тл, TR=400 мс, ТЕ=28 мс, FA=20°)- Обратите внимание: эти изображения — градиентные томограммы без контрастного усиления; их (пока) нельзя считать ангиограммами.
Рис. 14-10.
Влияние кровотока на интенсивность сигнала в последовательностях спин-эхо и градиентных импульсных последовательностях. На спин-эхо-томограмме (а) текущая кровь в камерах сердца и восходящей аорте выглядит тёмной, тогда как на градиентных томограммах (Ь) — яркой.
Ангиография
МРА развилась из методов МРТ, чувствительных к движущейся жидкости. В отличие от рентгеновской ангиографии, при МРА нет необходимости введения контрастных веществ. Напротив, сама кровь становится как бы природным контрастным агентом.
Однако все MPA-методики сталкиваются со сложными проблемами. К ним следует отнести снижение интенсивности или полное исчезновение сигнала от областей, где преобладают турбулентные потоки, а также трудности изображения сосудов мелкого калибра.
Для получения изображений движущихся жидкостей в артериях, венах и пространствах, содержащих СМЖ, применяют две группы методов:
• время-пролётная (TOF — time-of-flight) ангиография;
• фазово-контрастная (PC — phase-contrast) ангиография.
Хотя эти методы принципиально отличаются друг от друга, они явно зависят от того, нормальный или ненормальный кровоток в сосуде.
Оба метода представляют ангиографию со светлой кровью, т.е кровь на ангиограммах выглядит светлой (рис. 14-11). Оба могут работать в двумерном и трёхмерном режимах, а фазово-контрастная ангиография — ещё и в кино-режиме.
Выбор метода зависит от скорости кровотока, допустимого времени для получения изображений и множества других условий. Оба метода имеютсвои преимущества и недостатки, перечисленные в табл. 14-2.
Ангиография с тёмной кровью происходит от вре-мя-пролётнои ангиографии. На ангиограммах кровь выглядит тёмной. Этот метод предпочтительно использовать в местах с наличием турбулентных потоков для более точной оценки степени стенозов.
Время-пролётная ангиография
Время-пролётная ангиография впервые описана Джеромом Р. Сингером (Jerome R. Singer) в 1959 г. 19]. Её основной принцип иногда называют феноменом притока (inflow) или притока/оттока (wash-in/wash-out).
Как уже было сказано, во время-пролётной ангиографии используют контраст между притекающей кровью с намагниченностью, находящейся в равновесном состоянии, и насыщенными стационарными тканями (см. рис. 14-7). В этом случае текущая кровь выглядит светлой, а окружающие ткани — тёмными [4].
Зависящее от движения усиление контраста на спин-эхо-томограммах в мультисрезовом режиме. Жёлтым цветом обозначены спины, входящие в плоскость среза 1, и то, как эти спины распределяются, проходя через область исследования (срезы 1—4). При параболическом ламинарном потоке кровь течёт с максимальной скоростью в центре сосуда, поэтому на томограммах сосуды выглядят как кольцеобразные структуры. Такой вид сигнала от сосудов не считают патологическим. Если направления потока и последовательности возбуждения срезов совпадают, поток называют однонаправленным. Интенсивность сигнала от потока изменяется в зависимости от направления течения крови и последовательности возбуждения срезов. При противонаправленном (не показан на рисунке) и однонаправленном потоках усиление интенсивности сигнала от сосуда различно.
174
Глава 14. Ог движения жидкости к МРА и МРТсердца
Таблица 14-2. Преимущества и недостатки время-пролётной и фазово-контрастной ангиографии (АГ).
Преимущества Недостатки
Время- Хорошие результаты от применения пресатурации; Тромб или другое образование с коротким Т1 может
, • лётн'лл АГ возможность получения различных проекций, в том числе отдельных участков объёма имитировать кровоток; снижается контраст от извитых сосудов; двигательные артефакты
Двумерная Чувствительность к медленному кровотоку; отсут- Толстые срезы и большой размер вокселов; длинные
время-прол ётная АГ ствие эффектов насыщения ТЕ; не чувствительна к кровотоку в плоскости исследования; относительно продолжительное время сбора данных
Трёхмерная Короткое время сбора данных; высокое простран- Не чувствительна к медленному кровотоку; эффекты
,vb.- ственное разрешение; короткие ТЕ; высокое отно- насыщения; артефакты искажения поля (например.
пролётная АГ шение сигнал/шум градиенты восприимчивости на границе кость/воздух)
Фазово- Возможность кодирования скорости; возможность Относительно длинные ТЕ; нресатурация менее эф-
контрастная АГ визуализации быстрого и медленного кровотока; отличное устранение сигнала от стационарных тканей; минимальные эффекты насыщения; дифференцировка текущей и стоячей крови; определение направления тока крови фективна
Двумерная фазово -контрастная АГ Короткое время сбора данных Невозможность построения изображений в любой проекции; большой размер вокселов; низкое отношение сигнал/шум; появление участков «выпадения» (ослабления) сигнала в местах перекрёста сосудов
Трёхмерная Маленький размер вокселов; возможность получе- Большое время сбора данных; относительно длил-
фазовоконтрастная АГ ния изображений в разных проекциях, в том числе отдельных участков обьёма пые ТЕ; артефакты вследствие искажения поля
Возможность кодирования скорости при исследо- Появление участков «выпадения» (ослабления) сиг-
кон вании СМЖ, венозной или артериальной крови; ко- нала в местах перекрёста сосудов; большой размер
АГ в кинорежиме личественное измерение кровотока; многофазное исследование; гемодинамическая информация вокселов; необходимость синхронизации с ЭКГ
Однако так происходит только при исследовании в односрезовом режиме. При переходе к многосре-зовому режиму потоковые эффекты становятся более сложными. Чтобы понять это, вернемся к потоку крови в сосуде, что обсуждалось на странице 167 . Интенсивность сигнала от потока и контраст изображения в МРТ зависят, помимо внутренних факторов, от нескольких принципиальных внешних параметров. Например, на интенсивность сигнала от кровотока на миогосрсзовых томограммах влияют местоположение каждого среза и направление тока крови в зависимости от последовательности возбуждения срезов.
При вхождении крови в исследуемый срез происходит возбуждение одного среза текущей крови. Но эта возбуждённая кровь продолжав! течь ламинарным потоком по сосуду, что приводит к различной интенсивности сигнала от крови в соседних срезах (однонаправленный поток, см. рис. 14-11).
В течение всего времени сканирования исследуемый объём подвергается воздействию множественных РЧ-импульсов, что приводит к насыщению спинов внутри этого объёма. Текущие спины, обладающие намагниченностью, находящейся в равновесном состоянии, входят в исследуемый объём и
образуют сигнал большей интенсивности, чем стационарные гкани.
Если возбуждение срезов производить в противоположном направлении, это изменит поведение интенсивности сигнала от потока (противонаправленный поток). В этом случае центральное затемнение сигнала от сосуда обычно менее выражено, хотя всё равно заметно.
Обычно для время-пролёт ной ангиографии получают серию параллельных тонких срезов при помощи быстрой градиентной последовательности, чаще всего с применением компенсирующих поток градиентов, минимизирующих расфазировку спинов.
Компенсация потока включает следующие методики: GMN (gradient moment nulling, обнуление градиентного момента), MAST (motion-artifact supression technique, методика подавления артефактов от движения), FEER (field even echo rephasing, полевая рефазировка чётных эхо-сигналов). В результате действия этих методик спины движутся с постоянной скоростью, направленной вдоль градиентного поля, вращаясь в фазе со спинами стационарных тканей. Это приводит к усилению сигнала от крови или СМЖ (рис. 14-12).
Кровь, текущая перпендикулярно срезу или имеющая перпендикулярную срезу компоненту скорости, даёт сильный сигнал. Серия срезов изображается на экране в
Глава 14 От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
175
Рис. 14-12.
Время-пролёгная ангиография.
Фазовый контраст. Спиновая система в нулевой момент времени (а) Спины начинаю! расфазироваться (Ь) и рефазиро-ваться после переключения полярности градиента (с). Фаза стационарных спинов вернулась в исходное положение (d) Благодаря переключению полярности градиентною поля ационарныс спины в окружающих тканях полностью ре-фазирхются. Движущиеся спины сохраняют фазовый сдвиг. Это явление используют в фазово-контрастной ангиографии Фазовый угол зависит от скорости кровотока. Красная стрелка представляет расфазировку движущихся спинов, а синяя — расфазировку стационарных спинов.
виде трёхмерного объема, который образует трёхмерную ангиограмму, составленную из потоков, перпендикулярных каждому срезу, и отображаемую в виде плоскостных проекций.
Фазово-контрастная ангиография
Реконструкцию стандартных MP-изображений выполняют на основе величины интенсивности сигнала, измеряемой по модулю. Фазово-контрастная МРА использует фазовый сдвиг, появляющийся, когда спины двигаются в присутствии градиентного поля [3].
Как уже было сказано в главе 6, включение градиентного поля немедленно запускает процесс расфазировки спинов. Если поток перпендикулярен градиентному полю, движение спинов приведёт к тому, что они будут подвергаться воздействию градиентного поля разной напряжённости. Для устранения воздействия градиентного поля на стационарные спины производят переключение полярности градиентов, после чего их фаза возвращается в исходное положение (см. рис. 6-9). Однако воздействие градиентов на движущиеся спины приводит к появлению суммарною фазового сдвига (рис. 14-13 и 14-14), причём фазовый угол зависит от скорости потока.
Метод имеет преимущество: его чувствительность можно настроить в соответствии со скоростью движения крови или СМЖ. Слабые градиентные поля позволяют обнаружить быстрые потоки, тогда как сильные градиенты более чувствительны к медленным потокам. Поскольку в организме человека скорость кровотока может изменяться в широких пределах (см. табл. 14-1), это преимущество имеет большое значение. Величина фазового сдвига зависит от величины градиента, времени его воздействия и скорости кровотока.
Поэтому, если известны параметры градиентного поля (величина и время воздействия), можно определить скорость кровотока. Более того, фазово-контрастная ангиография позволяет построить количественные изображения, каждый пиксел которых представляет величину скорости кровотока (картирование скорости — velocity mapping).
Поскольку фазово-контрастная ангиография зависит от потока во всех трёх пространственных направлениях, получение изображений занимает больше времени, чем время-пролётная ангиография. После получения фазового изображения (reference phase image) необходимо реконструировать три изображения, отражающих потоки в трёх пространственных направлениях, устранить сигнал от стационарных тканей, после чего фазовое изображение вычитается из каждого из трёх изображений. При сравнении двумерных и трёхмерных изображений справедливы рассуждения: двумерная ан-I иография быстрее, но трёхмерная имеет лучшее отношение сигнал/шум и пространственное разрешение.
176
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
Рис. 14-14. Фазово-контрастная ангиография.
Для построения фазово-контрастных ангиограмм необходимо знагь приблизительное значение скорости кровотока — VENC-значспис (VENC — velocityencoding, кодирование скорости). Это значение представляет максимальную величину скорости кровотока в исследуемом объёме.
Чем быстрее спины движутся в кровеносном сосуде, тем больше фазовый сдвиь Если спины движутся со скоростью, превышающей VENC-значсние, это вызовет появление артефактов наложения на окончательном изображении (см. главу 17).
Обзор преимуществ и недостатков время-нролётной и фазово-контрастной ангиографии приведён в табл. 14-2.
Проекции максимальной интенсивности
Сосуды на двумерных или трёхмерных изображениях, полученных при помощи методов врсмя-пролётпой или фазово-контрастной ангиографии, выглядят как изолированные фрагменты. Однако ангиограмма должна отражать все сосудистые структуры в двумерном или псевдотрёхмерном виде.
В стандартной рентгеновской и цифровой субтракционной ангиографии этого достигаю! путём вычита-
Рис. 14-15.
Проекции максимальной интенсивности. На этом примере получены томограммы шести срезов. Структуры, относящиеся к кровотоку, имеют максимальную интенсивность сигнала (большой белый круг на окончательном изображении), хотя часто бывают видны и другие образования с промежуточной интенсивностью сигнала (небольшие серые крути на исходных изображениях). На окончательное изображение переносятся только пикселы с максимальной интенсивностью сигнала, поэтому другие образования исчезают. Неюшаток проекций максима шной интенсивное! и — тот факт, что в клинической практике на исходных срезах яркими могут быть, помимо сосудов, и другие ткани (например, жировая ткань), поэтому они также будут’ проецироваться на ангиограммы. Отграничить их от сосудистых структур можно то 1ько вручную по анатомическим признакам.
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
177
ния маски из ангиографических изображений после контрастного усиления.
В МРА используют специальный компьютерный алгоритм — создание проекций максимальной интенсивности (MIP — maxi mum-intensity projection).
Сосудистые образования на MP-ангиограммах имеют высокую интенсивность сигнала. Проекции максимальной интенсивности — алгоритм, позволяющий выбрать яркие пикселы из всех параллельных двумерных срезов, трёхмерного слоя или всего исследуемого объёма и спроецировать их на одно изображение. Проще понять это на примере с двумерными срезами (рис. 14-15).
Проекции максимальной интенсивности похожи на теневые силуэты за тем исключением, что на окончательное изображение проецируются только самые яркие пикселы. Соответствующие пикселы каждой исходной томограммы образуют в результате проекционную ангиограмму.
В трёхмерном варианте алгоритм можно использовать для получения ангиограмм в любой проекции. На экране можно видеть вращающуюся трёхмерную ангиограмму.
Проекции максимальной интенсивности — относительно простой и полезный метол обработки М Р-ангио-графических данных. Он имеет некоторые ограничения: не различает артерии и вены, а также несосудистые образования с высокой интенсивностью сигнала, например жировую ткань. Для преодоления этих проблем разрабатывают новые методики, среди них необходимо отметить автоматическое отслеживание хода сосудов (vessel tracking) и объёмный рендеринг.
В ангиографии с тёмной кровью используют алгоритм, противоположный проекциям максимальной интенсивности: выбираются пикселы с наименьшей интенсивностью сигнала, и при помощи проекций минимальной интенсивности (mIP — minimum-intensity projection) создаётся ангиограмма с тёмной кровью.
Уменьшение эффектов насыщения
Эффекты насыщения — постепенное снижение интенсивности сигнала при повторяющихся возбуждающих импульсах. Применение слишком короткихТИ, так же как и больших FA, приводит к снижению Mz.
Эффекты насыщения особенно выражены при МРА с толстыми слоями, поэтому методика, называемая MOTSA (multiple overlapping thin slabs acquisition — получение множественных перекрывающихся тонких слоёв), позволяет отчасти решить эту проблему. Вместо одного толстого слоя в ней получают несколько тонких. Однако при использовании MOTSA появляется артефакт «жалюзи» (рис. 14-16 и 14-20).
Избежать появления этих артефактов можно при использовании TONE (tilted optimized non-saturation excitation — оптимально наклонённые ненасыщающие
возбуждающие импульсы). TONE для разных срезов в одном и том же слое использует углы отклонения разной величины. Увеличение углов отклонения противодействует эффектам насыщения, появляющимся в медленно текущей крови в наиболее глубоких срезах.
TONE можно объединить с контрастированием при помощи переноса намагниченности, что будет снижать сигнал от неподвижной паренхимы головного мозга. В результате улучшится визуализация мелких сосудов (рис. 14-17).
МРА с контрастным усилением
Врсмя-пролётная и фазово-контрастная ангиографии имеют свои ограничения. Увеличение интенсивности сигнала от крови происходит неравномерно, главным образом, благодаря неравномерности кровотока. В некоторых органах дыхательные движения, перистальтика кишечника или сердечные сокращения затрудняют построение ангиограмм. Эффекты насыщения отрицательно влияют на интенсивность МР-сигнала и контраст от кровеносных сосудов.
Существует множество других особенностей МРТ. ухудшающих качество как время-пролётных, так и фазово-контрастных ангиограмм.
Рис. 14-16.
MOTSA (multiple overlapping thin slabs acquisition — получение множественных перекрывающихся тонких слоёв). Вместо одного толстого слоя получают множество тонких. Применение MOTSA уменьшает эффекты насыщения, однако появляется артефакт «жалюзи».
Рис. 14-17.
Ангиограмма внутричерепных сосудов, полученная с исполь-юванисм TONE и контрастирования при помощи переноса намагниченности.
178
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
Таким образом, мечта о создании совершенного неинвазивного метода визуализации кровеносных сосудов была снова разбита вдребезги. Для конкуренции МРА с рентгеновской ангиографией первому методу необходимо улучшить временное и пространственное разрешения, а также обеспечить более надежное усиление сигнала от кровеносных сосудов. Этого можно добиться при применении контрастных веществ.
Если объединить время-пролётную МРА с введением внеклеточного контрастного вещества, можно получить ангиограммы превосходного качества (контрастная МРА) [5, 6]. В будущем внеклеточные контрастные вещества могут быть заменены на внутрисосудистые.
МРА с контрастным усилением больше основана на сокращении Т1, нежели на эффектах время-пролётной или фазово-контрастной ангиографии.
Если кровь (во время инъекции и сразу после неё) будет иметь самое меньшее время Т1-релаксации среди всех других тканей, она даст яркий сигнал и будет видна на изображениях, полученных при помощи проекций максимальной интенсивности. Более того, даже при медленном кровотоке (во время диастолы для большинства сосудов) всё равно будет регистрироваться интенсивный сигнал от крови, что уменьшит нечёткость изображений контуров сосудов и устранит необходимость синхронизации с сердечными сокращениями. Это делает МРА с контрастным усилением более лёгким для выполнения методом. Однако, даже при использовании контрастных веществ, время сканирования остаётся относительно большим (от 20 с до 2 мин). Поэтому необходимо непрерывно поддерживать высокую концентрацию препарата в крови путём введения его на протяжении всего исследования. Для приблизительной оценки можно ориентироваться на то, что продолжительность инъекции должна быть равна времени сканирования или быть немного меньше него (рис. 14-18). Величина задержки между началом введения и началом сканирования определяется временем, за которое болюс контрастного вещества достигает области интереса. Это зависит от длины артерий от сердца до области интереса, сердечного выброса и особенностей вен, в которые вводят контрастный препарат (рис. 14-19, 14-20). При решении вопроса о вводимой дозе контрастного агента следует принимать во внимание как максимально допустимую дозу, так и его цену. Обычно используют стандартную (0,1 ммоль/кг) или двойную дозу.
Чтобы убедиться, что сбор данных производится во время прохождения через область интереса болюса контрастного вещества с максимальной концентрацией, используют несколько методов.
Время, за которое болюс контрастного вещества после начала инъекции достигает области интереса, можно определить, проведя пробное введение 1—2 мл препарата. Срезы при этом могут быть ориентированы в любой плоскости, но при использовании срезов, перпендикулярных кровотоку, необхочимо с обеих сторон
Рис. 14-18.
Схематическое изображение введения болюса контрастного вещества для МРА с контрастным усилением.
Рис. 14-19.
MP-ангиограмма брюшной аорты с контрастным усилением.
Рис. 14-20.
Время-пролётная ангио! рамма кисти с контрастным усилением.
Глава 14 . Oi движения жидкости к МРА и МРТ сердца
179
Рис. 14-21.
MP-ангиограмма брюшной аорты и нижних конечностей с контрастным усилением. Быстрое автоматическое движение стола, введение контрастного вещества автоматическим шприцем и отслеживание продвижения болюса позволили успешно получить фронтальные срезы, из которых были реконструирован ы ан гиограммы.
ере та установить области пресатурации, чтобы подавить влияние феномена притока. В результате этого усиление сигнала от кровотока происходит только благодаря сокращению Т1. Другим методом служит проспективное обнаружение болюса, когда импульсную последовательность для МРА запускают после того, как будет зарегистрировано повышение интенсивноеги сигнала на заданную величину при достижении болюсом контрастного вещества области интереса. Методы проспективного и ретроспективного обнаружения болюса трудно использовать для исследований на задержке дыхания, поскольку при применении этих методов интервал времени от начала введения контрастного вещества до попадания болюса в область интереса не-известен, поэтому пациенту нельзя дать чёткую инструкцию о продолжительности задержки дыхания.
Протокол, используемый для достижения сильной Т1-взвешенности, прост и аналогичен протоколам, применяемым в трёхмерной время-пролётной ангиографии. Главные особенности — величина угла отклонения и свобода выбора ориентации срезов. Обычно используют трёхмерную градиентную импульсную последовательность. Для подавления сигнала от стационарных тканей выбирают корот кие значения TR (чаше всего от 5 до 15 мс в зависимости от импульсной последовательности и градиентных полей) и большие РА(от40°до 70°). Такие большие углы отклонения нельзя применять для стандартной трёхмерной время-пролётной ангиографии без введения контрастных веществ, потому что насыщение крови происходит слишком быстро.
При использовании специальных механических устройств (автоматического стола для пациента, движущегося синхронно с болюсом) всю периферическую сосудистую систему можно исследовать после одной инъекции контрастною вещества (рис. 14-21).
По-прежнему остаётся проблемой различение артерий и вен Проще всею отличить артерии по анатомическим ориентирам или, если вводят контрастное вещество, проводить исследование при первом его прохождении через сосуды.
Для различения артерий и вен было опробовано много различных методов, направленных как на процесс получения данных, так и на последующую обработку изображений. Ни один из этих методов нс оказался достаточно надёжен. Один из них — метод применения пресатурации, описанный на рис. 17-10. Однако, если пресатурацию использовать для получения селективных изображений вен, можно подавить сигнал от вен, в которых кровь течёт в ретроградном направлении.
Введение гадолиниевых контрастных препаратов позволяв г и збежа гь зависимости от эффекта притока, а также получать изображения с большим полем изображения во фронтальной и сагиттальной плоскостях, даже если в них присутствует значительный венозный кровоток. В настоящее время пытаются провести селективное исследование вен с помощью субтракционных методов, получив сначала селективные изображения артерий )8|.
180
1лавг1 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
МРТ сердца
Исследование сердца с помощью МРТ — одна из самых сложных задач [7]. Мало того, что сердце сокращается, оно ещё движется при дыхании, в нём находится быстро движущаяся кровь, а его оси не совпадают с анатомическими осями тела человека (рис. 14-22).
МРТ — по существу трёхмерный метод получения изображений, поэтому выбор произвольной плоскости среза не представляет для неё никакой сложности. В отличие от этого, остальные перечисленные трудности в прошлом сильно ограничивали возможности метода для исследования сердца, поскольку МРТ была достаточно медленной методикой, а для получения изображений сердца необходимо временное разрешение менее 50 мс.
Поэтому для проведения MP-исследования сердца необходима синхронизация получения изображений с различными видами движения сердца, в противном случае качество томограмм значительно ухудшается.
Существует три вида синхронизации: гейтинг (gating), триггеринг (triggering) и отслеживание среза (slice following).
При гейтинге («стробировании») задают временной интервал («окно»), в течение которого выполняется сбор данных. Когда этот интервал заканчивается, исследование прерывается и во ^обновляется, когда наступает следующий момент открытия «окна». Отрезки времени, в течение которых «окно» гейтинга открыто, не обязательно одинаковы. Открытие и закрытие «окна» управляется физиологическим монитором, например монитором движения грудной клетки при синхронизации с дыханием.
При григгеринге регистрируемый сигнал запускает один или несколько импульсов. Количество импульсов всегда одинаковое. Для качественной синхронизации триггерные импульсы должны запускаться легко определяемым и точным физиологическим событием, например зубцом R комплекса QRS электрокардиограммы.
Искажения комплексов QRS часто бывают вызваны градиентными импульсами или материалами, из которых сделаны электрокардиографические электроды (ЭКГ-электроды). Некоторые проблемы обычно трудно преодолеть, например увеличение амплитуды зубца Т из-за движения крови в магнитном поле (см. главу 18). Этот эффект усиливается при увеличении напряжённости магнитного поля или проведении стрссс-тестов с до-бутамином. Поскольку увеличение зубца Т может быть неверно распознано как зубец R, установку параметров триггера и расположение электродов на теле пациента необходимо проводить с учётом конфигурации комплекса QRS. Сейчас разработано несколько современных систем ЭКГ, регистрирующих вне магнита векторокар-диограмму, а при MP-исследовании использующих её в качестве шаблона для коррекции ЭКГ внутри магнита.
Методика отслеживания среза подразумевает мониторирование движений диафрагмы (при синхронизации с дыханием) и сердца (при синхронизации с сердечными сокращениями). Проверяя положение
Рис. 14-22.
Длинная ось (синий цвет) и короткая ось (зелёный цвет) сердца
Рис. 14-23.
Морфология сердца: поперечный срез через сердце на уровне аортальных клапанов.
анатомических ориентиров непосредственно перед исследованием и после него, можно определить смещение исследуемого среза и не включать его в реконструкцию изображения, если смещение выходит за установленные границы, а также прогнозировать смещение следующего среза. Для достижения лучшего временного разрешения отслеживание среза чаще всего используют в сочетании с синхронизацией с ЭКГ.
Методика магнитной разметки миокарда (myocardial tagging) позволяет выполнить измерение локальной сократимости стенок сердца. Разметка предполагает нанесение на миокард узких полосок пресатурации. В результате появляется возможность непосредственно мониторировать движение стенок сердца 112].
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
181
Исследование морфологии
Для исследования морфологии сердца и магистральных сосудов получают изображения в нескольких фазах сердечного цикла, при этом обычно используют последовательности спин-эхо или «быстрое спин-эхо», поэтому кровь на томограммах выгляди г тёмной (рис. 14-23). Сканирование необходимо проводить в мультисрезо-вом, мультифазном режиме с двойной косой ориентацией среза, причём особое внимание следуе! уделить частоте сердечных сокращений пациента. Кроме того, важно правильно выбрать плоскость среза: для четырехкамерного сечения обычно используют фронтальные срезы, тогда как для получения сечении по короткой и длинной осям левого желудочка — сагиттальные
или поперечные срезы.
Исследование кровотока
Ток крови через отверстия в перегородках сердца, потоки при клапанной регургитации или кровоток в просвете сосудов визуализируют с помощью градиентных последовательностей.
Такие исследования необходимо проводить с приемлемым временным разрешением, позволяющим описать различные фазы сердечного цикла (обычно 16 и более в зависимости от диагностической задачи, рис. 14-24). В результате получается изображение, на котором мышечная ткань будет выглядеть серой, неподвижная жидкость — яркой, а высокоскоростные потоки — черными (отсутствие сигнала). Таким образом, как обычный кровоток, так и потоки регургитации становятся различимыми на томограммах, однако непосредственно количественно оценить их нельзя.
Рис. 14-24.
Пациенте несколькими преходящими нарушениями мозгового кровообращения. Градиентные томограммы позволили выявить источник артериальных эмболий — миксому левого предсердия.
Олин из методов количественной оценки основан на измерении площади (или объёма) потока регургитации (т.е. отсутствия сигнала) и сравнении его с площадью (или объёмом) камеры сердца.
При другой методике прослеживают интенсивность сигнала о г крови в камере сердца в течение сердечного цикла. В норме в систолу интенсивность сигнала увеличивается, а у пациентов с клапанной регургитацией — заметно уменьшается. Показано, что снижение интенсивности сигнала, выраженное в процентах, зависит от степени регургитации. Кроме того, возможно применение ангиографических методов количественной оценки кровотока, позволяющих довольно точно определять суммарный поток через сечение сосуда.
Клиническое применение
В настоящее время наиболее эффективный метод МР-исслсдования сердца — совмещение спин-эхо (или «быстрого спин-эхо») и быстрых градиентных последовательностей. Это позволяет объединить оценку морфологии сердца и функциональных особенностей кровотока. В клинической практике время проведения исследования нс должно превышать 30 мин. Обработка изображений и, особенно, их интерпрегания занимают гораздо больше времени. Поэтому на планирование и оптимизацию исследования сердца необходимо обратить особое внимание, тогда можно достигнуть компромиссного решения. Основной проблемой всегда будет выбор плоскости для серии срезов при проведении мультифазного. мультисрсзового спин-эхо-исследования.
На спин-эхо-томограммах видны нарушения локальной сократимости и толщины стенок сердца, гак же как и патологические изменения перикарда. Кроме того, как правило, без труда обнаруживают жировые отложения в миокарде правого желудочка, внутри- и внссердечные опухоли.
На градиентных томограммах несколько хуже определяется граница эндокарда, но хорошо выявляется г и-пертрофия различных отделов миокарда. Специально разработанные градиентные последовательности (истинный FISP или сбалансированное FFE) позволяют добиться отличного контраста кровь/мягкис ткани. Более того, с помощью градиентных методик легко определяют дилатацию полостей, нарушения сокрагимости миокарда, недостаточность клапанов и стенозы. Исследование особенностей кровотока и общей морфологии способствовало более глубокому пониманию работы сердца.
Новые методики
Исследования после первого прохождения болюса контрастно! о вещества, а также в позднюю фазу контрас
182
Глава 14. От движения жидкости к МРА и МРТ сердца
тирования. получили широкое распространение в МРТ сердца. Эти виды исследований после контрастного усиления применяют для оценки перфузии миокарда, резерва перфузии, а также определения жизнеспособности сердечной мышцы. Введение многочисленных последовательностей для трёхмерной томографии (RSE, быстрого GRE, SE-EPI, быстрого GRE-EPI) способствовало развитию коронарной ангиографии. Достигаемое разрешение достаточно для анализа первых 7—10 см основных коронарных артерий (правая коронарная артерия, передняя межжелудочковая ветвь и огибающая ветвь левой коронарной артерии), но выполнить оценку коллатерального кровотока все ещё невозможно (рис. 14-25). Коронарную МРА можно успешно применять для оценки состоятельности аортокоронарных и маммарокоронарных шунтов, а также для исследования коронарных артерий у пациентов с аллергическими реакциями на рентгеновские контрастные вещества, но она до сих пор недостаточно развита для применения в качестве скринингового и рутинного диагностического метода.
Вопрос о показаниях к МРТ в сравнении с другими клиническими и параклиническими методами исследования сердца, например рентгеновской КТ, сцинтиграфией или эхокардиографией, пока ещё остаётся открытым. В 1998 и 1999 гг. специальные комиссии, организованные Европейским обществом кардиологов и Европейской ассоциацией детских кардиологов, опубликовали рекомендации о клиническом значении МРТ для исследования пациентов с сердечно-сосудистыми заболеваниями [10].
Рис. 14-25.
Исследование коронарных артерии без введения контрастных веществ при помощи спиральной трёхмерной градиентной последовательности, синхронизации с дыханием методом эхо-навигатора и задержки триггера для сканирования во время диастолы.
МРТ признана методом выбора для исследования врождённых пороков сердца, приобретённых заболеваний магистральных сосудов, а также опухолей, ин-вазирующих в сердце или находящихся около него. Кроме того, она признана ценным методом при многих других патологиях (например, кардиомиопатиях, заболеваниях перикарда) и для исследования пересаженного сердца.
Список литературы
1. Bradley WG, Waluch V, Lai KS, et al. The appearance of rapidly flowing blood on magnetic resonance images. Am J Roentgenol 1984; 143: 1167-1174.
2. Bradley WG. Flow phenomena. In: Stark DD and Bradley WG (eds.). Magnetic resonance imaging. 2nd edition. Vol. 1. St. Louis (USA): Mosby Year Book Inc. 1992, 253-298.
3. Gcdroyc W. Phase-contrast magnetic resonance angiography in the abdomen. In: Aichner FT, Felber SR. Muller RN, Rinck PA (eds). Three-dimensional magnetic resonance imaging. Oxford: Blackwell 1994, 259—270.
4. Hausmann R. Time-of-flight M R angiography: physical principlesand clinical applications. In: Aichner FT, Felber SR, Muller RN, Rinck PA (eds). Three-dimensional magnetic resonance imaging. Oxford: Blackwell 1994, 247—258.
5. Marchal G, Bosmans H, Van Hecke P, Jiang YB. Aerts P, Bauer H. Experimental Gd-DTPA polylysine enhanced MR angiography: sequence optimization. J Comput Assist Tomogr 1991; 15: 711—715.
6. Marchal G, Michicls J, Bosmans H, Van Hecke P. Contrast-enhanced MRA of the brain. J Comput Assist Tomogr 1992; 16: 25-29.
7. Pettigrew Rl, Oshinski JN, Chatzimavroudis G, Dixon WT. MR1 techniques for cardiovascular imaging. J Magn Reson Imaging 1999; 10: 590—601.
8. Shindc TS, Lee VS, Rofsky NM, Krinsky GA, Weinreb JC. Three-dimensional gadolinium-enhanced MR venographic evaluation of patency of central veins in the thorax: initial experience. Radiology. 1999; 213: 555—560.
9. Singer JR. Blood flow rates by nuclear magnetic resonance measurements. Science 1959; 130: 1652—1653.
10. Task Force of the European Society of Cardiology, in Collaboration with the Association of European Paediatric Cardiologists. The clinical role of magnetic resonance in cardiovascular disease. Europ Heart J 1998; 19: 19—39.
1 l.van As H, Schaafsma TJ. Flow in nuclear magnetic resonance imaging. In: Petersen SB, Muller RN, Rinck PA (eds.) An introduction to biomedical nuclear magnetic resonance. Thieme: Stuttgart, New York 1985, 68—96.
12. Zerhouni EA, Parish DM, Rogers WJ, Yang A, Shapiro EP. Human heart: tagging with MR imaging — a method for noninvasive assessment of myocardial motion. Radiology 1988; 169: 59-63.
Глава 15
Обработка данных и трёхмерные реконструкции
Рис. 15-1.
Как специалист-радиолог, вы всегда должны быть готовы к неожиданному. Цифровые изображения приносят в нашу жизнь ещё больше неожиданностей. Тем не менее, в большинстве изображений всегда присутствуют легко распознаваемые характерные детали. Скорее всею, вы без труда ответите на следующие вопросы, (а) Когда, где и с какого места сделана эта фотография, что на ней изображено? (Ь) Когда и где сделана эта фотография? Ответы см. на обороте страницы.
Введение
Любые цифровые изображения можно обрабатывать тем или иным образом. Более того, в настоящее время можно дополнительно обрабатывать даже аналоговые изображения (рис. 15-1).
В начале 1980-х годов, когда медицинские МР-то-мографы стали доступными, обработка изображений была популярной областью научных исследований. Цифровая природа МРТ и широкий диапазон её клинического применения способствовали развитию бурной деятельности по изучению обработки МР-данных в 1980-х и 1990-х годах.
В этой главе дано краткое описание методик обработки изображений, применяемых в МРТ. Также мы обсудим методики получения трёхмерных реконструкций. Некоторые из методик, упомянутых в этой главе, непосредственно связаны с динамической томографией, описанной в следующей главе.
Основы
Основная цель обработки медицинских изображений — облегчение получения диагностической информации, которую трудно или вообще невозможно заметить на необработанных изображениях. В общем, обработка цифровых изображений направлена на повышение наглядности информации, предназначенной для интерпретации человеком, либо на представление данных в таком виде, в котором они могут быть восприняты компьютером и автоматически интерпретированы для получения результата исследования. Оба направления используют в МРТ, и в обоих случаях удалось достичь определённых успехов.
Для всех компьютерных методов обработки данных необходимы цифровые изображения. В цифровой рентгенологии получение изображения и его оцифровку производят непосредственно с помощью специализированных рентгеновских систем. В радионуклидных исследованиях, КТ, МРТ срезы разделяют на объёмные элементы. Численные значения интенсивности сигнала от каждого воксела можно перевести в отдельные градации интенсивности по серой шкале, которые и образуют пикселы на окончательном изображении (рис. 15-2).
Можно обрабатывать как одно изображение, так и всю серию аналогичных изображений, например выполнять такие манипуляции, как уменьшение шума, усиление резкости и контрастности [5]. В многоканальной
184
Глава 15. Обработка данных и трёхмерные реконструкции
томографии обработка изображения одновременно или последовательно может выполняться несколькими каналами (п), каждый из которых настроен на разные параметры. В рсзулыаге получают п изображений одного и того же объекта (рис. 15-3). Обработка данных позволяет связать друг с другом пикселы, которые находятся в одинаковых местах на нескольких изображениях, полученных с разными параметрами импульсных последовательностей. Таким образом, каждую интересующую точку можно обсчитать, используя специальные гипо-ритмы, с учётом поведения интенсивности сигнала в зависимости от параметров изображений. Такой метод предоставляет возможность извлечь дополнительную информацию или провести количественную оценку данных, благодаря чему объективно определить нгз изображении различные образования, ткани или метаболические процессы. Из нескольких отдельных изображений можно сделать новое комбинированное, многопараметрическое изображение, которое может сильно отличаться от исходного (рис. 15-4). Подробнее обработка данных описана в специальных монографиях [6, 12].
Есть несколько классификаций методов обработки данных, например их можно разделить по выполняемой задаче. Различают методики подавления шума, сегментации изображений, выделения признаков и классификации.
В отличие от методов визуализации, сопряжённых с высоким уровнем шума на изображениях (например, ультразвукового исследования), для которых подавление шума жизненно необходимо, у М РТ, благодаря быстрому развитию оборудования и программного обеспечения, потребность в этом методе обработки данных не столь велика. Исключением, пожалуй, следует признать динамическую томографию (см. главу 16).
Однако сегментацию изображении и их классификацию в МРТ применяют более широко. Причина отчасти скрыта в том, что с помощью МРТ можно получать данные с множеством параметров, которые хорошо подходят для такой обработки.
Ещё одна важная группа методов обработки данных — совмещение или наложение изображений. В этих случаях иногда используют методы сегментации. Совмещение изображений необходимо для сочетанного представления данных, полученных с помощью разных методов визуализации (например, сцинтиграфии и МРТ одного и того же пациента) либо в разное время.
Особая разновидность совмещения серий изображений, полученных в разнос время, — динамическая МРТ с контрастным усилением — описана в следующей главе. Ещё одним примером этого метода обработки данных служит функциональная МРТ головного мозга с BOLD-контрастом. В настоящее время в функционгшь-ной МРТ совмещение изображений применяют рутинно. Совмещение изображений, полученных в разное время, можно использовать для мониторирования роста опухолей или роста костей у детей.
Основная движущая сила исследований в области медицинской визуализации — стремление к улучшению диагностических методик до такой степени, чтобы максимально уменьшить сомнения, всегда присутствующие при постановке диагноза.
Так как зрительный анализатор человек?! не способен проводить многоканальный анализ при интерпретации изображений, методы обработки данных развивались вместе с введением МРТ в клиническую практику. Исследователи хотели извлечь из каждой томограммы или серии томограмм всю информацию — даже ту, которая может быть скрыта. Поскольку о том, как подойти к ре-
100 200 300 400 500
600 700 800 900 800
700 600 500 400 300
200 100 200 300 400
500 600 700 800 900
Рис. 15-2.
Численные значения интенсивности сигнала (слева) превращены в изображение (справа). Медицинские изображения обычно имеют матрицу 256x256 или 512x512 элементов и 256 градаций серой шкалы.
666
100
200
600
700
700
200
500
Ф23:
456
789
987
654:
777
888
999
888
Ж
300
400
500
666
34
800
900
800
555
567
600
500
400
300
222
100
200
300
400
777
600
700
800
900
890:
Рис. 15-3.
Если многоканальные изображения хороню совмещены, довольно легко подсчитать и сравнить интенсивности сиг-нала от одного и того же объекта на разных изображениях.
Ответы на вопросы к рис. 15-1.
(а) Этот вопрос был задан, чтобы сбить вас с толку. Кажется, что отвез очевиден: вид па Центральный Парк в Манхеттене с высоты птичьего полёта. Однако это неправильный ответ. Это рекламный плакат, на котором изображена бутылка водки, выглядящая как Центральный Парк. Это изображение было обработано с помощью компьютерной графики. Даже если вам кажется, что вы точно понимаете, что видите, — хорошо подумайте перед ответом. (Ь) Когда? Вы правы, до II Мировой Войны (в 1928 г.). Где? Неправильно, пе в Чикаго, а в Берлине. Всегда, прежде чем анализировать изображения и ставить диагноз, хорошо выясните анамнез заболевания. Нс нгз все диагностические вопросы можно ответить с помощью обработки изображений.
Глава 15. Обработка данных и трехмерные реконструкции
185
шению этой научной проблемы, существовали только минимальные представления, исследования по большей части носили эмпирический характер.
Исторически исследования проводили в следующих направлениях
• Вычитание или наложение (совмещение) мультиканальных изображений.
• Количественная оценка параметров МР-изобра-жений, т.е. TI, Т2 и протонной плотности.
• Сегментация изображений и многопараметричсс-кий анализ.
• Трёхмерные реконструкции.
Рис. 15-4.
Пример многоканальных изображении: протонно-взвешенная (а), Т1-взвешснная (Ь) и Т2-взвешснная (с) томограммы головного мозга. Анатомическое местонахождение пикселов в точности одинаковое, тогда как их интенсивности различаются в соответствии со взвешенностью. На рисунке d представлена компиляция томограмм а, b и с по принципу «пиксел за пискелом». Это искусственное изображение не несёт никакой дополнительной диагностической информации.
Вычитание или наложение изображений
Многопарамстрические изображения одной анатомической области можно легко наложить друг на друга, чтобы четко определить местонахождение образований с изменённым контрастом. Обычно TI-взвешенную томограмму с высоким пространственным разрешением используют в качестве фонового изображения для определения анатомических структур, на которое проецируют томограмму с усиленным тканевым контрастом.
Впервые такие исследования были осуществлены с ингаляционными томограммами, полученными после вдыхания перфторированных соединений 110, 11]. Сейчас их широко используют для функциональной МРТ или сравнения изображений, полученных различными методами медицинской визуализации (например, КТ, МРТ и ПЭТ). Информацию, полученную при ПЭТ-ис-следовапии, накладывают или отпечатывают поверх рентгеновской компьютерной или MP-томограммы, где анатомические детали видны подробнее.
Практическое применение
Польза метода заключается в том, что он позволяет определить точное местонахождение патологического процесса. Его реализация относительно проста. Главным образом его используют в качестве вспомогательного метода для более наглядного представления участков усиления сигнала на томограммах после контрастного усиления (рис. 15-5), а также и в МРА (для выделения вен после вычитания MP-ангиограмм, сделанных в артериальную фазу контрастирования), и в МРС (см. рис. 5-8).
Количественная оценка параметров МР-изображений
МРТ благодаря большому количеству тканевых параметров имеет значительный потенциал для распознавания и дифференциации тканей различных органов. Важнейшие внутренние факторы, влияющие на контраст изображений, — протонная плотность, времена Т1- и Т2-релаксапии и движение (потоки).
Рис. 15-5.
Пример многоканальных изображений: МР-томограммы печени пациента с фокальной узловой гиперплазией до (а) и после (Ь) введения контрастного вещества. Наложение очага поражения, выявленного на томограмме с контрастным усилением, на изображение, полученное до контрастного усиления (с).
186
Глава 15. Обработка данных и трёхмерные реконструкции
Впервые идея использования значений времён релаксации для медицинской диагностики была предложена в 1971 г. |4|. После этого многие исследователи пробовали измерять in vivo времена релаксации в каждом вокселе, что отчасти превратилось в построение Т1- и Т2-карт |13]. Однако расчетные Т1- и Т2-изоб-ражения так и нс вошли в клиническую практику. Они ограничивались только одним параметром и содержали меньше информации, чем обычные МР-изображе-ния, использующие несколько параметров с различной взвешенностью каждого из них.
Это стало одним из первых важных уроков в области обработки МР-ланпых: если на контраст изображения влияет более чем один из известных факторов, а также если изменения контраста различимы человеческим глазом, то извлечение отдельных факторов для построения параметрических изображений не даёт никаких результатов. Этот факт имеет особое значение в тех случаях, если параметр нельзя определить точно. В случае с временами релаксации in vivo их можно измерить только приблизительно. В 1985 г. было показано, что даже очень тщательное измерение Т2 in vivo нельзя использовать в качестве диагностического метода для выявления злокачественных опухолей, определения их морфологического или гистологического т ипа [9].
Практическое применение
Карты значений Т1 - и Т2-релаксации можно использовать для изучения поведения тканевого контраста на MP-изображениях. Расчётные томограммы можно получать с помощью специальных программ, например, таких как MR Image Expert 115, 16|. Симулированные изображения содержат существенно меньше шума, чем томограммы, полученные непосредственно на МР-гомографе; они будут полезны при подборе оптимальных параметров импульсных последовательностей, а также для обеспечения наилучшего контраста определённых анатомических или патологических образований. К недостаткам таких программ обработки данных можно отнести их зависимость оз импульсных последовательностей, а также дополнительные затраты времени.
Помимо этого, Т1-карты используют в динамической МРТ для определения концентрации контрастного всществгз в тканях. Необходимо выполнить два измерения (одно — до введения контрастного агента, друюс — после инъекции) и взять образец крови для определения концентрации препарата в крови. Это делаез метод слишком трудоёмким, поэтому его редко используют в клинической практике.
Сегментация изображений и многопараметрический анализ
Первые исследования многих методик обработки данных проводили в космической и военной промышленности, и только позднее они заняли своё место в ме
дицинской томографии. Важнейшая из них — программа НАСА «Ландсат», основанная на получении серии фотографии Земли, состоящей из четырёх или более изображений в различных участках спектра (обычно двух — в видимой области и ещё двух — в инфракрасной части спектра). Сегодня сходные методики применяют для обработки медицинских изображении. Сегментация изображений — одна из важнейших программ для авюматического анализа томограмм [2, 71.
В качестве многопарамстрических изображений можно использовать Т1-взвешенные томограммы до и после контрастного усиления, а также Т2-взвешенные и диффузионные томограммы. Сокращение информации, содержащейся в изображении, до небольшого количества составных частей — один из видов обработки данных, называемый выделением признаков. Оно позволяет разделить изображение на части, основываясь на ряде признаков, которые можно получить из изображения, и использовать их для определения других характеристик, например границ образования или вида ткани.
Сегментацию также проводят на этапе подготовки изображения к многопараметрическому анализу. Её можно использовать для статических томограмм, хотя на самом деле более важно её применение для динамических томограмм, полученных в разнос время после введения контрастного вещества. Прослеживание непрерывности величины интенсивности сигнала по серой шкале позволяет выделить точки, линии и края объектов на изображении.
С помощью подобной методики обнаруживают области с одинаковой интенсивностью сигнала, используя определенное пороговое значение, с возможностью увеличивать области, объединять их или разделять на части |6]. Все компоненты анализа изображения представлены на рис. 15-6. Более подробное описание сегментации изображений выходит за рамки этой главы, однако его можно найти в других источниках [3, 6. 12].
Многопараметрический анализ можно разделить на управляемый и неуправляемый Неуправляемая классификация (подобная кластерному анализу) обычно вполне достаточна для хорошего разделения изображения на важнейшие составные части. Управляемый анализ проводя! в тех случаях, когда необходима более надёжная классификация, основанная на заведомо известных параметрах тканей.
Пример сегментации серого и белого вещества головною мозга на основании значений времён релаксации представлен на рис. 15-7.
Практическое применение
В медицине сегментацию используют для разделения изображений на составные части, представляющие одинаковые или похожие ткани. На сегодняшний день сегментация и её применение для объёмною анализа занимают немного времени и вполне могут быть использованы в клинической практике. Этот метод позволяет определить анатомические области интереса для диаг-
Глава 15. Обработка данных и трёхмерные реконструкции
187
Выделение признаков
Сегментация
Классификация и описание
Оценка патологических изменений на сегментированных изображениях
Рис. 15-6.
Этапы анализа изображения. Во время подготовки проводят улучшение качества изображения за счёт устранения артефактов. Выделение признаков предполагает определение характеристик, на основании которых будез выполнена сегментация После сегментации, классификации и описания можно проводить оценку типологических изменений.
Рис. 15-7.
Исходная томограмма головного мозга (а). В сегментированном изображении выделено 90 различных тканей (Ь).
ностики и лечения, например при планировании проведения хирургических операций. Измерение объема опухолевой ткани до и после лечения благодаря сегментации становится сравнительно лёгкой задачей. Кроме того, метод используют, например, для количественной оценки степени атрофии головного мозга у пациентов с болезнью Альцгеймера или алкогольной деменцией.
В МР-исследованиях сердца сегментацию и методы обнаружения контуров успешно применяют для установления границ миокарда при определении таких параметров, как фракция выброса и масса миокарда. Автоматическое обнаружение контуров можно использовать для трёхмерной реконструкции костей и мягких тканей, что важно, например, для изготовления протезов.
Трёхмерные реконструкции
Как и в большинстве методов медицинской визуализации, MP-данные чаше всего представляются в виде двумерных изображений, в которых интенсивность сигнала кодируется в градациях серой шкалы. Тем не менее, по существу МРТ — трёхмерный метод, позволяющий получать трёхмерные данные фактически любого органа человека 11 ].
Самый простой метод просмотра трёхмерных данных заключается в последовательном просмотре двумерных срезов, образующих весь объём данных. Реконструкция объёмных структур происходит в воображении лучевого диагноста. Такой подход вполне применим для рутинных целей (постановка диагноза), однако для планирования проведения хирургических операций или лучевой терапии он не совсем приемлем. Таким образом, появляется необходимость в трёхмерных реконструкциях.
После сегментации трёхмерного объёма возможно осуществление поверхностного или объёмного рендеринга (восстановления наружной поверхности с различными свойствами) |8|. Преимущества поверхностного рендеринга заключаются в его простоте и возможности быстрой визуализации трёхмерно! о объёма данных и манипуляции с трёхмерными изображениями (вращения, масштабирования и г.д.).
Поскольку сегментация уже выполнена, трёхмерные данные можно изменять, устраняя некоторые ткани, а также определять объёмы, размеры некоторых образовании и пр (рис. 15-8). Недостаток методики заключается в необходимости проведения сегментации данных перед реконструкцией изображений, в результате чего часть информации теряется.
Альтернативный метод трёхмерной реконструкции — объёмный рендеринг. В этом случае сегментацию проводить не нужно. Однако метод требует более мощных компьютеров для обеспечения полной интерактивности и, кроме того, обычно необходимо некоторое взаимодействие с исследователем для визуализации интересующих образований.
188
Глава 15. Обработка данных и трёхмерные реконструкции
•* -.4-4 . & т
.««««У. . »?»
**»М4
SM
Мк»«
1ПИи. »***.( И!*нтЛт
A ’* •»ИИй<-’1
wn-Al 4» « If ьш» « if i'.M tRr, л|Л Я!?‘« «««‘Л j &r d *.<»•- ...•‘«‘'ПИ
!***»* ♦* li
W;
**и .uii«
W i mU »
Рис. 15-8.
Срез через модель головы человека, реконструированную из трехмерных MP-данных. Координатную сетку используют для обозначения плоскости среза 114|. Аналогичные реконструкции можно получать для планирования проведения хирургических операций или лучевой терапии Одна из главных проблем трехмерных реконструкций заключается в том, что структуры, находяшиеся внутри трёхмерной области, могут наслаиваться друг на друга. Поэтому перед проведением сегментации необходимо просматривать данные другим способом для идентификации трёхмерных областей, принадлежащих определённым органам.
Список литературы
1. Aichner FT, Felber SR, Muller RN, Rinck PA (eds.): Three-dimensional magnetic resonance imaging. An integrated clinical update on 3D-imaging and 3D-postprocessing. Oxford: Blackwell Scientific Publications 1994.
2. Bezdek JC, Hall LO, Clarke LP. Review of MR segmentation techniques using pattern recognition. Med Phys 1993; 20: 1033.
3. Clarke LP, Velthuizen RP, Phuphanich S, Schellenberg JD, Arrington JA, Silbiger M. MR1: Stability of three supervised segmentation techniques. Magn Res Imag 1993; 11: 95.
4. Damadian R. Tumor detection by nuclear magnetic resonance. Science 1971; 171: 1151.
5. Godtliebsen F. A study of image improvement techniques applied to NMR images. Doctoral thesis. Trondheim: The Norwegian Institute of Technology, Division of Mathematical Sciences 1989.
6. Gonzalez RC, Wintz P. Digital image-processing. 2nd ed. Reading (U.S.A.): Addison-Wesley 1987.
7. Lundervold A, Myhr G, Bosnes V, Myrheim J. Automatic recognition of pathological tissues in the central nervous system using MR1 contrast agents and pattern recognition techniques. Oslo: Norwegian Computing Center, Report 858, 1992.
8. Maintz J B, Viergever MA: A survey of medical image registration. Med Image Anal 1998; 2: 1—36.
9. Rinck PA, Meindl S, Higer HP, Bieler EU, Pfannenstiel P. MRI of brain tumors: discrimination and attempt of typing by CPMG sequences and in vivo T2-measuremenls. Radiology 1985; 157: 103.
10. Rinck PA, Petersen SB, Heidelberger E, et al. NMR ventilation imaging of the lungs using perfluorinated gases. Proceedings. The Society of Magnetic Resonance in Medicine. Second Annual Meeting. San Francisco 1983. 302-303, and: Magn Reson Med 1984; 1: 237.
11. Rinck PA, Petersen SB, Lauterbur PC. NMR-Imaging von fluorhaltigen Substanzen. 19-Fluor Ventilations- und -Perfusions-darstellungen. Fortschr Rontgenstr 1984; 140: 239.
12. Russ JC. The image-processing handbook. 2nd ed. Boca Raton (U.S.A.): CRC Press 1995.
13. Skalej M, Higer HP, Meves M, Bruckner A, Bielke G, Meindl S, Rinck PA, Pfannenstiel P. T2-Analyse normaler und pathologischer Strukturen des Kopfes. Digit Bilddiag 1985; 5: 112.
14. Ticdc U, Bomans M, Hohne KH, Pommert A, Riemer M, Schiemann T, Schubert R. A computerized three-dimensional atlas of the human skull and brain. In: Aichner FT, Felber SR, Muller RN, Rinck PA (eds.): Three-dimensional magnetic resonance imaging. An integrated clinical update on 3D-imaging and 3D-postprocessing. Oxford: Blackwell Scientific Publications 1994, 61—74.
15. Torheim G, Rinck PA, Jones RA, Kvaerness J. A simulator for teaching MR image contrast behavior. Magn Res Materials 1994; 2: 515.
16. Torheim G, Rinck PA. MR Image Expert -interactively teaching contrast behavior in magnetic resonance imaging. In: Lemke HU, Vannier MW, Inamura K, Farman AG (eds.): Computer Assisted Radiology, CAR ’96. Amsterdam: Exccrpta Medica 1996, 619.
Глава 16
Динамическая томография
Рис. 16-1.
Сочетание математической обработки изображении, получения серий динамических томограмм и введения контрастных веществ может привести к самым неожиданным результатам. Всегда следите за тем, чтобы результат имел смысл.
1
2
3
4
5
6
Получение серии динамических томограмм до и после введения контрастного вещества.
Фильтрация [[[ума (необязательно) Коррекция движений (необязательно). Определение кривых зависимости интенсивности си тала от времени.
Обработка кривых зависимости интенсивности сигнала от времени.
Представление данных
Таблица 16-1. Этапы процесса получения динамических томограмм и последующей обработки изображений. Фильтрация шума и коррекция движений — необязательные этапы, ново многих случаях они необходимы и достаточно сложны
Введение
Сочетание МРТ с введением контрастных веществ побудило многих исследователей к попыткам дифференцировать те анатомические и патологические образования, которые на отдельных томограммах без контрастного усиления не видны 118]. Получение серий изображений анатомических структур в течение некоторого времени до и после введения контрастного агента стало новой методикой МРТ, называемой перфузионной томографией.
Перфузия характеризует распределение крови по тканям, движение крови на капиллярном уровне. Перфузионную томографию можно разделить на два типа: методы, исследующие изменение интенсивности сигнала ткани-мишени после введения внешнего контрастного вещества, и методы, основанные на внутренних факторах, влияющих на контраст изображений, например возрастающий приток крови к органу или кровоток в капиллярах. В первом случае речь идёт о динамической томографии, во втором — о функциональной М РТ
Однако в некоторых случаях первичные изображения из серии динамических томограмм не могут передать всю содержащуюся в них информацию. Поэтому в динамической МРТ всегда необходима дополнительная математическая обработка изображений (рис. 16-1).
В этой главе представлен краткий обзор некоторых методик динамической томографии. Его нельзя назвать исчерпывающим, принимая во внимание ширину затронутой темы [15, 27].
Традиционно для анализа динамических томограмм после контрастного усиления используют следующие методики.
• Визуальная оценка кривых зависимости интенсивности сигнала от времени.
• Визуальная оценка серии динамических томограмм, запущенных в виде кино-петли.
• Анализ субтракционных изображений.
Однако наиболее интересный и интригующий способ обработки данных — построение и последовательный анализ параметрических карт. На таких картах совмещают параметрические изображения, полученные из информации, содержащейся в серии динамических томограмм, и анатомические изображения (табл. 16-1). Для применения в клинической практике такой метод обработки изображений должен быть устойчив, надёжен и полностью или частично автоматизирован.
190
Глава 16. Динамическая томография
Неизбежные проблемы
Для пиксельной обработки динамической серии (серии изображений, состоящей из одной или нескольких томограмм, полученных до и после контрастного усиления) пространственное расположение пикселов в матрице изображения должно быть строго одинаковым.
Во многих случаях такое требование не соблюдается из-за движения органов (рис. 16-2 и 16-3).
Это затрудняет расчёт и оценку кривых зависимости интенсивности сигнала от времени и параметрических изображений [5]. Поэтому пикселы или область интереса на каждой томограмме необходимо выделять снова: либо вручную, либо (что предпочтительнее) автоматически, например при помощи алгоритма распознавания контуров. При анализе динамических исследований необходимо выравнивание изображений из различных серий.
Проблема становится ещё более сложной при исследовании сокращающихся органов, например сердца [26]. В этом случае артефакты можно устранить, обрисовывая границы органа вручную, а также полуавтоматически или полностью автоматически, если известны изначальные очертания органа и отношение его длины к ширине (рис. 16-4) [28]. Существуют и более сложные методики автоматического определения области интереса [261.
Регистрация постконграстпыхизображений подвижных органов затрудняется ещё и тем, что, помимо изменения контраста тканей, происходит изменение размеров и формы самих структур, видимых на томограмме. Неподвижные органы (например, головной мозг) можно выровнять на разных томограммах динамической серии при помощи перемещения и вращения первоначального контура, в то время как для движущегося органа необходимо выполнять непрерывное преобразование границ, поскольку они могут меняться.
Дополнительная проблема — вероятность возникновения ошибок, например, вследствие артефактов, которые перестают распознаваться на обрабатываемых изображениях. Они могут возникать из-за изменения относительной или абсолютной интенсивности сигна-
Рис. 16-3.
Четыре томограммы из серии динамических изображений почек. Во время исследования почки вращаются и двигают-ся во всех трёх направлениях пространства. На этом примере пою запо, что на серии динамических изображений правая почка смещается вверх и вниз на несколько пикселов (красная линия). Устранить движения можно при помощи математической обработки изображений, ч то облегчит ана-л и з д и и а м и ч ес к и х го м о гра м м.
100
600
700
200
123
4S6
?'89W
Ж
666 777 888
200 300 400
999 888
500 666
700 800 900 800 555
32ф
234
569
600
100
500 400 300
200 300 400
222 890
3-й срез
2-й срез
500 600 700 800 900
1-й срез
Рис. 16-2.
Органы в организме человека могут двигаться во всех трёх направлениях пространства, а также вращаться. Из-за движений или вращения многоканальные изображения легко могут потерять выравнивание серии данных. Поэтому для обработки изображения и анализа пикселы необходимо выровнять снова.
Рис. 16-4.
Динамическое исследование почек. Выбран референтный срез (а). Границы почки можно обрисовать вручную и подправить на последующих изображениях из серии динамических томограмм (Ь). Их границы также можно определить с помощью специальной программы для обнаружения контуров. После лого серии и зображений можно выровнять и настроить, сравнивая соотношения установленных параметров (с).
Глава 16. Динамическая томография
191
ла на изображениях под действием внешних факторов, например поверхностных катушек.
Более того, вследствие ограниченного времени исследования отношение сигнал/шум на динамических постконтрастных томограммах зачастую несколько снижается. Это вынуждает применять методики подавления шума [21], чаше всего осуществляемые при помощи так называемых фильтров в пространственной или временной области.
Существует несколько очень сложных фильтров, позволяющих устранить шум до такой степени, которой раньше можно было добиться, только увеличив напряжённость магнитного поля или усовершенствовав усилители или другое оборудование.
Обработка динамических изображений
В течение долгого времени улучшение контраста МР-изображений при помощи «электронного контрастирования» без введения каких-либо препаратов извне было одной и з основных целей, которой стремились достичь исследователи. Первые разработки таких методов обработки данных вели в направлении построения расчётных изображений, отражающих времена релаксации, и позднее — сегментированных изображений.
Однако идея о существовании электронного контрастирования, которое можно использовать для выделения патологических образований во время обработки изображений, происходила от ошибочной гипотезы, утверждавшей, что при математической обработке «сырых» данных или первичных изображений можно получить скрытую информацию о тканевых структурах. На самом деле из исходных «сырых» данных — какие бы методы электронной обработки изображений мы нс использовали — нельзя получить ту дополнительную информацию, которую привносит введение фармакологического контрастного препарата (васкуляризация тканей, сосудистая проницаемость и пр.). Другими словами, если в «сырых» данных отношение контраст/шум равно нулю, никакого усиления контраста с помощью электронной обработки изображений добиться невозможно.
С другой стороны, при введении даже минимального количества контрастного вещества с помощью современных методов обработки данных можно добиться существенного усиления тканевого контраста.
Поскольку временная динамика поступления и вымывания контрастного вещества /7? vivo может разли-1 чаться в здоровых и патологических тканях, сё можно 1 использовать для дифференциальной диагностики. На кривых зависимости интенсивности сигнала от времени некоторые патологические образования демонстрируют более крутой подъём, высокий пик максималь-I ной интенсивности сигнала и быстрое вымывание контрастного вещества по сравнению с окружающими их нормальными тканями [7, II, 251.
Широкий разброс объёма кровотока и времени прохождения крови по разным органам вносит неопределённость в количественную оценку данных, получаемых при динамическом MP-исследовании. Так, в головном мозге объём кровотока и время прохождения крови имеют тенденцию к большим значениям в варолиевом мосту, мозжечке и продолговатом мозге по сравнению со средним и передним мозгом, что объясняется некоторыми различиями показателей местной микроциркуляции [16]. Такие различия могут быть довольно значительными и достигать величин, попадающих в диапазон, характерный для патологических изменений. Поэтому для окончательной оценки данных или анализа расчётных параметрических изображений необходимо точно знать пределы вариабельности нормальных анатомических или физиологических значений.
Динамическая томография была разработана для использования в радионуклидных методах исследования и КТ для того, чтобы выделить вклад этих дополнительных параметров, влияющих на контраст изображений.
Например, с помощью динамической ПЭТ можно за несколько секунд оценить локальный мозговой кровоток. Недостатки радиоизотопных методов включают отсутствие достаточно хорошего временного и пространственного разрешения, в то время как скорость получения изображений и пространственное разрешение КТ гораздо лучше.
Стандартная МРТ — относительно медленный метод визуализации. Для всех классических импульсных последовательностей необходимо достаточно много времени для сбора данных. Только в конце 1980-х голов стали доступны быстрые импульсные последовательности. Они позволили проследить в динамике изменения интенсивности сигнала после инъекции контрастного вещества (рис. 16-5).
Появление быстрых импульсных последовательностей стало предпосылкой к достижению достаточного пространственного и временного разрешения. Появилась возможность проводить мониторинг динамики накопления контрастного вещества с помощью МРТ.
Максимальную концентрацию внеклеточного контрастного вещества в сосудах наблюдают в сосудистую фазу при первом прохождении болюса препарата. Максимальная концентрация вещества в тканях, так же как и скорость его накопления, и время, по истечении которого тканевой контраст начинает усиливаться, зависти от множества пока ещё нс совсем изученных факторов (таких как васкуляризация, мембранная проницаемость, нарушение гематоэнцефалического или гемато-опухолевого барьера, венозный отток).
Таким образом, максимальную концентрацию препарата в тканях можно наблюдать от нескольких секунд до нескольких минут после инъекции (рис. 16-6). После этого вещество начинает диффундировать во внеклеточное пространство до достижения равновесного состояния, что соответствует фазе плато на кривой. Дальше следует фаза выведения, когда концентрация
192
Глава 16. Динамическая томография
События
Саккады
Потенциал действия
Сокращение сердца
Активация мозгового кровотока, глотание
Дыхание
Перистальтика
Прохождение болюса*
I Задержка дыхания I
Накопление в межклеточном веществе и фаза плато*
0,001
Импульсные последовательности
0,01 0,1 1
Однокадровая Мгновенные
ЕР* GRE
I
GRF
Многокадровая EPI
100 1000
RSE
T1W T2W
SE SE
Время
— (log шкала)
10000
Рис. 16-5.
Графическое представление временной шкалы, на которой обозначены различные физиологические события, происходящие в организме человека, и методы получения МР-изображений. Для проведения мониторинга скорость получения изображений должна быть в 3—10 раз больше скорости самого события. Имеется в виду контрастного вещества.
кот растного вещества уменьшается. Усиление контраста можно наглядно представить с помощью кривых зависимости интенсивности сигнала от времени.
Хотя сосудистая и внеклеточная фазы накопления идут рука об руку, важно различать динамические изменения интенсивности сигнала при первом прохождении болюса контрастного вещества (например, при исследовании головного мозга и сердца) и более медленное накопление его в тканях, как эго происходит, например, в опухолях молочной железы.
Временное разрешение, необходимое для изучения динамики накопления контрастного вещества в органе, зависит от требовании исследования. Более высокое временное разрешение улучшает анализ параметров прохождения болюса через область интереса, особенно, если изображения подвергают математической обработке 110].
Математические выкладки, с помощью которых выполняют расчёт параметрических изображений, выходят далеко за пределы возможностей человеческого мозга, который не способен оцепить взаимосвязь между различными параметрами, если одновременно оценивают более трёх признаков. Различия можно характеризовать, давая качественное описание изменения интенсивности сигнала в течение определённого отрезка времени или проводя количественную опенку параметров и подгоняя вид кривой зависимости интенсивности сигнала от времени к определённой фармакокинетической модели 113,23,251 Примеры используемых для подобного анализа параметров пояснены на рис. 16-7.
В данном контексте важно помнить, что в МРТ нет стандартной единицы измерения интенсивности сигнала. Её нельзя измерить в единицах, аналогичных едини
цам Хаунсфильда в КТ. Исследователи предприняли несколько попыток разработки количественной шкалы, однако ни одна из них не стала абсолютным стандартом.
Таким образом, кривые зависимости интенсивности сигнала от времени остаются лишь качественным представлением прохождения контрастного вещества через ткани. Для получения количественных данных кривые зависимости интенсивности сигнала от времени нужно скорректировать, учитывая кинетику разведения контрастного всшсства. Чтобы «сырые» данные лучше подходили дтя точного подсчёта параметров, необходимо устранить влияние рециркуляции болюса, например при помощи приведения кривой к гамма-распределению (gamma-variate fitting) (рис. 16-8) |6,21,22].
Обзор качественных и полуколичсственных параметров, определяемых из кривых зависимости интенсивности сигнала от времени, приведены в табл. 16-2.
Зная фактор ускорения релаксации rl контрастного вещества и соответствующие времена релаксации TI и Т1(|, можно определить концентрацию (С) контрастного вещества в любом пикселе в любой момент времени:
C=(R1—Rl(|)/rl,
где RI = 1 /Т1 в искомый момент времени в течение динамического исследования; R10= I/Т1 () в момент времени до введения контрастного вещества; г! — фактор ускорения снин-рсшёточной релаксации контрастного вещества при используемой напряжённости магнитного поля и температуре 37 °C.
Получаемые в результате кривые зависимости концентрации контрастного вещества от времени могут быть приведены к некоторым фармакокинетических моделям ]22|, из которых можно определить значения отражающие сосудйстую проницаемость и степень про-
Глава 16. Динамическая томография
193
Параметры
Рис. 16-6.
Инъекция болюса контрастного вещества: быстрое накопление препарата внутри сосудов во время феномена первого прохождения болюса опережает относительно медленное его накопление во внеклеточном пространстве. Отн. Si — относительная интенсивность сигнала (%).
Начало контрастирования (время появления контрастного усиления): временная задержка между инъекцией болюса и точкой, соответствующей, например, 10% максимальной интенсивности сигнала.
Наклон кривой усиления контраста в пределах определённого периода времени.
Максимальная относительная интенсивность сигнала (также пиковое усиление контраста, максимальное усиление контраста).
Время до пика контрастирования.
Максимальный наклон накопления, т.е. наиболее крутой наклон кривой усиления контраста.
Средний градиент: усреднённая скорость изменения интенсивности сигнала от 10% до 90% её максимального значения.
Относительная интенсивность сигнала/степень усиления контраста.
Наклон выведения
Среднее время прохождения контрастного вещества
Коэффициент перекрёстной корреляции между различными нормальными и патологическими областями интереса.
Площадь под кривой. Считают, что относительный объём локального кровотока пропорционален площади иод кривой, отражающей изменение концентрации контрастного вещества во времени, которую определяют с помощью численного интегрирования или приведения кривой к гамма-распределению
Появление Первое Второе усиления прохождение прохождение
Рис. 16-7.
Параметры введения болюса контрастного вещества. Одним из важнейших параметров считают наклон кривой во время накопления контрастного вещества, показывающий, например. васкуляризацию опухоли. Его определяют следующим образом: ([SI —SI |/SI xAt)x!00% (1/с), где SI —ин-тенсивность сигнала до введения контрастного вещества; SIKO|I — интенсивность сигнала после введения контрастного вещества; SI й| — интенсивность сигнала, соответствующая нулевому уровню; At — продолжительность введения контрастного вещества.
Таблица 16-2. Некоторые параметры динамической томографии. Обратите внимание: общего согласия по использованию приведённых терминов и их номенклатуре не достигнуто. так же как и согласия о диагностическом применении этих параметров
никновения контрастного вещества за гематотканевой барьер. Для расширенной обработки изображений и анализа данных разработано специальное программное обеспечение, запускаемое на отдельных компьютерах. Такие программы, как Dynalize, предлагают единый стандартизованный путь для обработки изображений и анализа данных всех видов динамических исследований независимо от типа томографа и вида оборудования, с помощью которого получены томограммы [26, 27].
Клинические примеры
Исследование молочной железы
Динамическое исследование молочной железы стало первой областью применения динамической МРТ с градиентными импульсными последовательностями. Совмещение быстрых последовательностей и введения кон граст-ного вещества увеличило чувствительность и специфичность MP-исследования молочной железы (МР-маммографии) и позволило проводить дифференциацию доброкачественных и злокачественных образований.
Кривые зависимости интенсивности сигнала от времени показали, что злокачественные образования накап-
194
Глава 16. Динамическая томография
Программа Dynalize поможет вам интерактивно обрабатывать динамические изображения.
Динамическая томография с контрастным усилением
В этом описании содержится краткий обзор того, как обрабатывать и анализировать данные, используя программу Dynalize.
Установите Dynalize, следуя инструкциям, данным в приложении к этой книге.
Запустите Dynalize. Когда вы будете работать с клиническими данными программы Dynalize, не забудьте загрузить эти данные.
»гч Выберите File/Open или нажмите на левую р—кнопку мыши на иконке, обозначающей открытие файла.
Выберите файл Breast TI .xv из директории Dynalize Data на компакт-диске или жёстком диске. Dynalize предложит вам выбрать срезы для загрузки. Выберите 22-й срез и нажмите «ОК».
В файле содержатся данные пациентки с карциномой молочной железы, включающие 44 среза, которые охватывают всю молочную железу. Изображения получены до, в течение и после введения гадолиниевого внеклеточного контрастного вещества Исследование каждого среза повторяли 9 раз с временным разрешением 58 с при помощи Т1-взвешенной очищенной градиентной импульсной последовательности.
Нажмите на правую кнопку мыши на изображении и выберите Window Setting. Настройте уровень и ширину окна по своему усмотрению
Чтобы оценить динамический характер данных, выберите в меню View/Cme Loop. Увеличьте скорость анимации, изменив положение полосы скроллинга и нажав «ОК». Контрастное вещество попадаег в исследуемый срез на 4-м кадре (frame 4). Закройте анимацию, нажав «Close».
Нажмите на кнопку «Select Frame» и перейдите к кадру 4. Поместите мышь на томограмму, нажмите на левую кнопку и, удерживая её, выберите эллиптическую область интереса. Отпустите кнопку мыши, когда подберёте желаемый размер и форму области. Обозначьте область интереса как показано на рис. 1.
Когда вы отпустите кнопку мыши, на экране появится диалоговое окно. Нажмите «ОК». Dynalize автоматически определит область интереса на изображении, создаст идентичные области на всех кадрах и построит кривую зависимости интенсивности сигнала от времени.
Каждая точка на кривой представляет собой среднее значение интенсивности сигнала от выбранной области интереса. Кривая должна походить на изображённую на рис. 3. Интенсивное и быстрое усиление сигнала коррелирует со злокачественностью образова
ния, хотя некоторые доброкачественные опухоли демонстрируют аналогичное поведение контраста.
Теперь создайте параметрическое изображение, выбрав в меню Analysis/Parametric Image/Enhancement/ Max (abs). Затем выберите Whole image, после чего -кадр 2 в качестве исходного изображения до введения контрастного вещества. Компьютер автоматически построит параметрическую карту, определив максимальное увеличение интенсивности сигнала от исходного изображения.
Теперь, если вы уже не смотрите на 4-й кадр, нажмите «Select Frame» и выберите кадр 4. Настройте уровень и ширину окна, чтобы получить изображение сходное с рис. 2.
Теперь давайте рассмотрим исследование перфузии головного мозга и ещё один вид параметрических карт.
Загрузите файл brain perf.xv из директории Dynalize Data с компакт-диска. Выберите срез 7.
В файле содержатся данные Т2*-взвешенного исследования кровоснабжения головного мозга, проведённого с помощью быстрой последовательности EPI у пациента, недавно перенёсшего ишемический инсульт. В отличие от Т1-взвешенного исследования молочной железы, при поступлении контрастного вещества в область интереса в данном случае происходит уменьшение интенсивности сигнала.
Создайте параметрическое изображение, выбрав Analysis/Parametric Image/Enhancement/Min (%). Выберите Frame 1. Вы получите изображение, аналогичное рис. 4 а.
Поскольку непсрфузирусмые области на изображении выглядяттёмными, выберите View/Invert Images, чтобы инвертировать серую шкалу и получить негативное изображение. Сейчас на экране изображение, аналогичное рис. 4 Ь. Теперь неперфузируемые области стали светлыми. Однако из-за шума и ряда других факторов обнаружить их при небольшом опыте (а в некоторых случаях даже и опытному специалисту) достаточно сложно.
Определения
ROI — Rcgion-of-interest (область интереса).
Frame (кадр) — изображение из серии томограмм одного и того же среза, полученных в разное время динамического исследования.
Slice (срез) — изображение, полученное вдоль пространственной оси z.
Time intensity (TI) curve (кривая зависимости интенсивности сигнала от времени) — кривая, точки которой обозначают среднюю интенсивность сигнала в области интереса на различных кадрах динамической серии томограмм.
лава 16. Динамическая томография
195
Рис. 2.
Молочная железа. Параметри-
Рис. 1.
Молочная железа. Область интереса обозначена на опухоли
ческая карта, основанная на серии Т1-взвешенных томограмм молочной железы, — изображение, показывающее максимальное усиление интенсивности сигнала.
Parametric image (параметрическое изображение) — изображение, построенное следующим образом Для каждого пиксела определяется значение некоторого параметра. Затем эти значения наносятся на томограмму (обычно монохромную) так, что интенсивность сигнала от каждого пиксела пропорциональна значению параметра.
Рис. 4.
Головной мозг. Параметрические изображения, показывающие минимальное уси-ление интенсивности сигнала: позитивное (а) и инвертированное, негативное (Ь) изображения.
Рис. 3.
Молочная железа. Кривая зависимости интенсивности ст нала от времени.
196
Глава 16. Динамическая томография
ливают контрастное вещество быстрее, чем доброкачественные, хотя в некоторых случаях кривые могут совпадать. Поскольку измерения проводили вручную, найти пикселы или области наибольшего накопления контрастного вещества в молочной железе было довольно сложно, в частности, на монохромных изображениях. В этих случаях полезной оказалась последующая компьютерная обработка изображений. Изначально использовали субтракционные методы (доконтрастные изображения вычитали из постконтрастных), однако они выделяли все пикселы, в которых происходило усиление сигнала, без дифференцировки очагов быстрого и медленного накопления препарата.
Поэтому в дальнейшем были разработаны математические методы построения кривых усиления сигнала. Определение интенсивности сигнала и скорости его изменения или наклона кривой в каждом пикселе привело к созданию параметрических изображений, на которых области, быстро и интенсивно накапливающие контрастное вещество, выделяются определённым цветом. Например, усиление сигнала более чем на 90% менее чем за 90 с на Т1-взвешенных изображениях или снижение интенсивности сигнала более чем на 20% в течение первых 30 с после введения контрастного вещества считают типичным для злокачественных образований молочной железы, хотя не все злокачественные опухоли накапливают контрастный препарат таким образом (см. рис. 16-8) [3, 4, 7, 8, 11, 12].
Обработку динамических изображений с помощью цветового кодирования можно использовать для создания параметрических изображений, отражающих характер усиления сигнала во времени. Так, большим фиброаденомам обычно свойствен начальный пик усиления сигнала в центре опухоли, тогда как карциномы накапливают контрастное вещество от периферии.
Однако, поскольку варианты усиления сигнала зависят от васкуляризации патологического образования, провести прямое определение гистологического типа опухоли с помощью динамической МРТ невозможно.
Исследование головного мозга
Наибольший интерес для динамического исследования головного мозга представляют пациенты с острым инсультом [17]. В клинической практике уже доказано, что перфузионная томография служит ранним и надёжным индикатором прогноза у пациентов с инсультом (рис. 16-9).
Многие исследователи показали, что площадь дефекта кровоснабжения, выявляемая на картах мозгового кровотока и картах среднего времени прохождения контрастного вещества, может выходить за пределы области повышения интенсивности сигнала на диффузионно-взвешенных томограммах и обычно соответствует размеру очага инфаркта, выявляемого позже на Т2-взве-шенных томограммах в исходе заболевания.
В конечном счёте, целью перфузионной томографии остаётся визуализация мозговой ткани, находя-
Рис. 16-8.
Пример накопления гадолиниевого внеклеточного контрастного вещества патологическими образованиями молочной железы. Усиление сигнала более чем на 90% менее чем за 90 с (розовая область) после инъекции болюса встречают только при инвазивном раке, происходящем из эпителия молочных протоков. Поэтому такие опухоли хорошо видны на параметрических изображениях, где все пикселы с усилением >90% за время <90 с выделены определённым цветом. На рисунке такая карцинома обозначена светло-красным цветом.
Eiaiui 16. Динамическая гомография
197
Рис. 16-9. Параметрические изображения головного мозга пациента, недавно перенёсшего инсульт. И зображенис, каждый пиксел которого соответствует «площади под кривой», зависящей ог объёме! кровотока (а). Для построения этого изображения кривые зависимости интенсивности сигнала от времени были преобразованы в кривые зависимости концентрации контрастного вещества от времени с помощью математической обработки. Некровоснабжасмые области имеют плоские кривые, площадь под ними меньше, поэтому на изображении они вьнлядя г тёмными. Наследующем рисунке (Ь) обозначена область интереса, соответствующая очагу ишемии На третьем рисунке (с) представлено и зображение, каждый пиксел которого обозначает «время до пика контрастирования». Перфузия в области ишемии снижена — светло-серый участок. Все изображения получены с помощью программы Dynalize 1.0.
Рис. 16-10 Параметрические и зображения сердца можно получить, совмещая анатомическую и функциональную информацию. Для этою сердце полуавтоматически разделяется на области интереса, обычно соответствующие бассейнам кровоснабжения коронарных артерии. Параметрические изображения отражают величину перфузии миокарда. Очаг инфаркта нс дельной давности виден как тёмная область.
шейся в зоне риска: различение нормальной, повреждённой, но жизнеспособной, и некротизированной гкани. Основные принципы кинетики меченых веществ, впервые применённой в радионуклидных исследованиях, можно использовать для построения карт мозгового кровотока |2, 19, 20, 24, 29].
Локальный мозговой кровоток можно оценить, построив кривые первого прохождения контрастного вещества по точкам, которые отражают интенсивности сигнала пикселов различных изображений из динамической серии.
Исследование сердца
Для скрининга и диагностики ишемической болезни сердца необходимо добиться высокого временного и пространственного разрешения. Только в этом случае можно выявлять и количественно оценивать нарушение сократительной функции, а также проводить опенку метаболизма и перфузии миокарда |1, 14].
Отличительные особенности динамического исследования сердца — гораздо больший объём кровотока и множество артефактов восприимчивости при исследовании без контрастного усиления. По этой причине для оценки перфузии с помощьюТ1-взвешенногодинамического исследования при первом прохождении болюса парамагнитного контрастного вещества обычно необходимо введение его в уменьшенной дозе.
Основная задача исследования перфузии миокарда — выявление и определение границ зон гипоперфузии, вызванных стенозами коронарных артерий.
Оценка миокардиального кровотока затруднена тем, что большая часть внеклеточного контрастного вещества при первом прохождении болюса проникает из кровеносных сосудов в ткань миокарда. В результате этого интенсивность сигнала от миокарда зависит как от величины кровотока, так и от степени проникновения контрастного вещества в миокард. Однако некоторые исследователи добились определённого успеха в выявлении зон гипоперфузии при помощи динамического MP-исследования с анализом первого прохождения болюса внеклеточного контрастного вещества после нагрузочной пробы (чаще всего фармакологической) (рис. 16-10).
198
Глава 16. Динамическая томография
Другие области применения
Динамическую томографию применяют и во множестве других областей: дня исследования печени, почек, мышц и суставов, мочевого пузыря и предстательной железы.
Обработка изображений бесполезна, если её применять наугад, без чётко поставленной цели. Некоторые исследователи пытаются описать результаты обработки динамических изображений, основанных на гипотезах, которые всё ешё не доказаны. Многие исследования в области динамической томографии являются эмпирическими и эвристическими.
References
1. Atkinson DJ, Burnstein D, Edelman RR. First-pass cardiac perfusion: evaluation with ultrafast MR imaging. Radiology 1990; 174: 757.
2. Belliveau JW, Rosen BR, Kantor HL, ct al. Functional cerebral imaging by susceptibility-contrast NMR. Magn Res Med 1990; 14: 538
3. Boctcs C, Barents/ JO, Mus RD, ct al. MR characterization of suspicious breast lesions with a gadolinium enhanced Turbo FLASH subtraction technique. Radiology 1994; 193: 777.
4. Flickinger FW, Allison JD, Sherry RM, Wright JC. Differentiation of benign from malignant breast masses by time-intensity evaluation of contrast enhanced MRI. Magn Res Imag 1993; 11: 617.
5. Gehrig G, Kikinis R, Kuoni W, von Schulthcss GK, Kublcr O. Semiautomated RO1 analysis in dynamic MR studies. Part I: image analysis tools for automatic correction of organ displacements. J Comput Assist Tomogr 1991; 15: 725.
6. Gonzalez RC, Wintz P. Digital image processing. 2nd cd. Reading (U.S.A.): Addison-Wesley 1987.
7. Gnbbestad IS, Nilsen G, Fjqsnc HE, Kvinnsland S, Haugen OA, Rinck PA. Comparative signal intensity measurements in dynamic gadolinium-enhanccd MR mammography. J Magn Reson Imaging 1994; 4: 447.
8. Heywang-Kobrunncr SH, Beck R. Contrast-enhanced MRI of the breast. 2nd ed. Berlin, Heidelberg, New York: Springer 1995.
9. Higgins CB, Sakuma H. Heart disease: functional evaluation with MR imaging. Radiology 1996; 199: 307.
10. Jones RA, Haraldseth O, Muller ТВ, et al. K-space substitution: a novel dynamic imaging technique. Magn Res Med 1993; 29: 830-834.
11. Kaiser WA. Dynamic magnetic resonance breast imaging using a double breast coil: an important step towards routine examinations of the breast Frontiers in European Radiology 1990; 7: 39.
12. Kvistad KA, Rydland J, Vainio J, ct al. Breast lesions: evaluation with dynamic contrast-enhanced Tl-weighted M R imaging and with T2*-weighted first-pass perfusion M R imaging. Radiology 2000; 216: 545—553.
13. Larsson HBW, Stubgaard M, Sondergaard L, Henriksen O. In vivo quantification of the unidirectional
influx constant for Gd-DTPA diffusion across the myocardial capillaries with MR imaging. J Magn Reson Imaging 1994; 4: 433.
14. Lombardi M, Rovai D, Kvaerness J, et al. Myocardial perfusion in ischemic heart disease: the use of contrast agents in echocardiography and in magnetic resonance imaging. In: Rinck PA, Muller RN (eds.) New developments in contrast agent research. Proceedings of the 4th Special Topic Seminar of the European Magnetic Resonance Forum, 1994. Mons, Belgium: EMRF 1995. 137.
15. Maintz JB, Viergever MA. A survey of medical image registration. Med Image Anal 1998; 2: 1-36.
16. Nakagawa S-Z, Lin D, Bcreczki G, etal. Blood volumes, hematocrits, and transit-times in parenchymal microvascular system of the rat brain. In: LeBihan D (ed.). Diffusion and perfusion magnetic resonance imaging. Applications to functional MRI. New York: Raven Press 1995. 193.
17. Orrison WW, Lewine JD, Sanders JA, Hartshorne MF (eds.). Functional brain imaging. St. Louis (U.S.A.): Mosbv Year Book 1995.
18. Rinck PA, MyhrG. The gadolinium chelates: clinical applications. In: Dawson R Cosgrove D, Allison D (eds.): Textbook of contrast media. Oxford: Isis Medical Media 1999, 333-353.
19. Rosen BR, Belliveau JW, Buchbinder BR, ct al Contrast agents and cerebral hemodynamics. Magn Res Med 1991; 19: 285-292.
20. Rosen BR, Belliveau JW, Chien D. Perfusion imaging by nuclear magnetic resonance. Magn Reson Q 1989; 5:263.
21. Sebastiani G, Godtlicbsen F, Jones RA, Haraldseth 0, Muller B, Rinck PA. Analysis of dynamic magnetic resonance images. IEEE Transactions on Medical Imaging 1996; 15: 268.
22. Thompson HK, StarmerCF, Whalen RE, McIntosh HD. Indicator transit time considered as a gamma variate. Circ Res 1964; 14: 502.
23. Tofts PS, Berkowitz B, Schnall MD. Quantitative analysis of dynamic Gd- DTPA enhancement in breast tumors using a permeability model. Magn Res Med 1995; 33: 564.
24. Tofts PS, Brix G, Buckley DLet al. Estimating kinetic parameters from dynamic contrast-enhanced Tl-weighted MRI of a diffusible tracer: standardized quantities and symbols. J Magn Reson Imaging 1999; 10: 223—232.
25. Tofts PS, Kermode AG. Measurement ofthe blood-brain barrier permeability and leakage space using dynamic MR imaging. 1. Fundamental concepts. Magn Res Med 1991; 17:357.
26. Torheim G, Lombardi M, Rinck PA. An independent software system for the analysis of dynamic M R images. Acta Radiol 1997; 38: 165-170.
27. Torheim G, Rinck PA. Dynamic contrast-enhanced magnetic resonance imaging and image processing. In: Thomsen HS, Muller RN, Mattrey RF (eds.): Trends in contrast media. Berlin: Springer 1999, 285—295.
28. von Schulthcss GK, Kuoni W, Gehrig G, Wuthrich R, Duewell S, Krcstin G Semiautomated RO1 analysis in dynamic MR studies. Part II: Application to renal function examination. J Comput Assist Tomogr 1991; 15: 733.
29. Ostergaard L, Smith DF, Vestergaard-Poulsen P, et al. Absolute cerebral blood flow and blood volume measured by magnetic resonance imaging bolus tracking: comparison with positron emission tomography values. J Ccreb Blood Flow/ Metab 1998; 18: 425-432.
Интерлюдия 7
Битва магнитных полей
Как практически всё в пашем мире, МР-томсира-фы бывают разные: очень маленькие, маленькие, средние, большие и очень большие. В МРТ для их обозначения существуют специальные термины: томографы с ультраслабым, слабым, средним, сильным и сверхсильным магнитными полями. Эти термины обозначают напряжённость постоянного магнитного поля соответствующего томографа. Напряжённость поля измеряют в Теслах (Тл) — единицах, заменивших прежнюю единицу Гаусс (Гс), хотя иногда Гаусс используют и сейчас (I Тл=10 ООО Гс).
Томографы с ультраслабым полем работают при напряжённости менее 0,1 Тл, со слабым полем — от 0,1 до 0,5 Тл, со средним полем — от 0,5 до 1 Тл, с сильным полем — от 1 до 2 Тл, а со сверхсильным полем — более 2 Тл.
Национальные службы радиологической безопасности разрешают использовать в клинических условиях томографы с полем до 2,0—2,5 Тл. Поля выше этого предела считают потенциально опасными, поэтому их применение допускают только в исследовательских цен г-рах, особенно если используют быстрое переключение градиентов. На сегодняшний день сверхсильныс поля считают безопасными для научных и отчасти для клинических исследований только в некоторых странах.
При описании MP-томографов учёные-естественники предпочитают вместо напряжённости магнитного поля использовать резонансную частоту. Эго обусловлено гем, что различные я ipa периодической системы Д.И. Менделеева обладают разными резонансными частотами. Например, в поле 1 Тл резонансная частота протонов составляет 42,58 МГц, тогда как резонансная частота ядер фосфора в таком же поле равна 17,23 М Гц. Для клинического применения МРТ в медицине это не имеет принципиального значения, поскольку в настоящее время для построения изображении используют только протонный МР.
Прогуливаясь по самой большой в мире коммерческой выставке радиологического оборудования на ежегодном конгрессе Радиологического общества Северной Америки (RSNA), можно встретить как маленькие томографы, работающие при 0,06 Тл, так и гигантские MP-системы с полем 4,0 Тл и более.
Магниты у них, конечно, разные: приблизитсльнодо 0,3 Тл используют постоянные магниты или резистивные электромагниты, но в томографах с полем, превышающим это значение, магнит должен быть сверхпроводящим. Все эти виды магнитов имеют положительные и отрицательные стороны.
200
Интерлюдия 7. Битва магнитных полей
Почему существуют маленькие томографы с улыра-слабыми полями наряду с высокопольными МР-сисге-мами с полями в 100 раз сильнее? Почему не остаются только томографы со слабыми или наоборот только с сильными полями?
В начале 1980-х годов проблема величины магнитного поля расколола МР-сообшсство. В то время все МР-томографы работали в слабых полях. Многие их разновидности имели напряжённость поля приблизительно 0,15 Тл. Исследователи не верили, что получение изображений при более сильных полях возможно: казалось, что более высокие радиочастоты нс будут способны проникать в тело человека. Подобно многим другим предсказаниям в МРТ, это утверждение оказалось ошибочным.
MP-томограммы в то время были грубыми, нечёткими и, как правило, уступали рентгеновским компьютерным томограммам. Исследователей, работающих в отделах по разработке нового оборудования компаний, производящих МР-томографы. постоянно спрашивали: «Как улучшить качество изображений?» Ответ был прост: «Увеличить напряжённость магнитного поля».
Из опыта применения МРдля спектроскопических, аналитических исследований было известно, что отношение сигнал/шум увеличивается с ростом напряжённости магнитного поля. А чем выше отношение сигнал/шум, гем лучше будет качество изображений. Более сильные поля требуют использования также и более сильных градиентов, чтобы уменьшить артефакты химического сдвига, растущие с напряжённостью поля. В свою очередь, более сильные градиентные поля приводят к увеличению пространственного разрешения. Исходя из этих соображений, некоторые производители под давлением своих разработчиков и специалистов по маркетингу перешли к изготовлению высоконольных томографов на сверхпроводящих магнитах. Они были огромными (а в некоторых случаях остаются такими и сейчас) и походили на динозавров. Кроме того, они были дорогостоящими, сложными в изготовлении и дорогими в эксплуатации, однако с их помощью удалось добиться неожиданно высокого качества изображений.
Другим аргументом в поддержку разработ ки высокопольных томографов стало то обстоятельство, что только такие системы способны проводить in vivo МРС по ядрам фосфора или протонам. В то время одной из задач развития МРТ в медицине было совмещение томографии со спектроскопией, чтобы при MP-исследовании можно было получать информацию о морфологии и метаболизме организма человека. А чем больше напряжённость магнитного поля, тем более детальной становилась и спектроскопическая информация.
Однако спектроскопия in vivo не получила распространения в клиниках, тогда как популярность М РТ росла лавинообразно. Правилом стало использование МР-то-мографов, предназначенных исключительно для полу
чения изображений, а совмещение томографии со спектроскопией оставалось исключением.
Таким образом, даже в области МРТ переход к высоким полям стал всеобщей идеологией. Затем необходимость сильных магнитных полей в томографии стали подвергать сомнению. Целесообразных научных доводов в пользу увеличения напряжённости поля не оказалось. Техническое развитие привело к тому, что качество изображений и пространственное разрешение томографов со слабым и средним полями стало не хуже, а в некоторых случаях — даже лучше, чем у томографов с сильными и сверхсильными полями. Дополнительные исследования показали, что важнейший фактор в медицинской томографии — тканевой контраст изображений — по крайней мере для решения ряда диагностических вопросов при исследовании центральной нервной системы оказался наилучшим при средних магнитных полях, а с увеличением поля в некоторых случаях этот показатель даже ухудшался [2, 3].
Разумного подхода к решению проблемы всё ещё не было. В 1983 г. на конференции по МР в Сан-Франциско дебаты на эту тему начались за трибуной, потом перенеслись в коридор и чуть не перешли в драку между сторонниками сильных полей, чья компания направила все свои усилия на томографы с полем 1,5 Тл, и сторонниками слабых полей, чья компания пропагандировала томограф с полем 0,35 Тл.
Линия фронта в этой войне была непроходимой, а окопы — глубокими. Вы должны были принадлежать либо к одному лагерю, либо к другому. Все крупные компании переметнулись к сторонникам сильных полей, снарядив их боевой мощью своих отделов маркетинга. В некоторых странах миллионы долларов налогоплательщиков были направлены на субсидии для развития высокопольных томографов.
Однако одним прекрасным утром в начале 1990-х годов пользователи МР-томографов проснулись и увидели брешь в обороне. Одна компания решила выйти на рынок томографов со средними полями, другая последовала за ней, третья также пошла на компромисс, создав томограф, работающий с полем, промежуточным между принятыми до того стандартами.
Причины этих действий никогда публично не обсуждались. но люди убедились в том. что увеличение значения сигнал/шум, которое происходи] при увеличении напряжённости магнитного поля в аналитической ЯМР-спектросконии, при МРТ всего тела человека происходит по другим законам.
В последнем случае отношение сигнал/шум увеличивается только до определенного значения, после чего дополнительный шум, создаваемый телом человека, в сильных полях выводит кривую зависимости отношения сигнал/шум от напряжённости поля на плато. Кроме того, никто не мог предвидеть, что в сильных полях перед пользователями появятся новые проблемы, например значительное усиление артефактов от движе
Интерлюдия 7. Битва магнитных полей
201
ний. Стоимость и опасность исследований также увеличиваются с напряженностью поля. В го же время томографы со слабыми и средними полями становились всё меньше, качество их изображений постоянно улучшалось, стало реальным даже проведение интервенционных манипуляций под контролем МРТ.
Разумеется, рыночная доля томографов с сильными магнитными полями практически не изменилась, поскольку эти системы обладают отличными диагнос-ти чески ми возмож ностя м и.
Они по-прежнему имеют некоторые преимущества перед томографами с низкими полями. Например, сверхбыстрые импульсные последовательности, где время получения срезов сокращено за счёт соотношения сигнал/шум, лучше работают при высоких полях. Это способствовало развитию другой привлекательной области научных исследований — функциональной томографии головною мозга.
Однако новое поколение покупателей МР-томогра-фов — небольшие больницы и частные клиники — предпочтут более экономичные системы, которые можно использовать для большинства рутинных клинических исследований. Большие клиники, особенно заинтересованные в МРС и функциональной томографии, сохранят интерес к сильным магнитным полям, однако и они в качестве второго и третьего томографа нередко выберут системы со слабым или средним полем.
Это поняли в отделе маркетинга одной из крупнейших американских фирм, производящей томографы. В 1980-х годах компания продвигала на рынок высокопольные системы (1,5 Тл). Пятнадцать лет спустя она стала утверждать, что её новые томографы со средним полем (0,7 Тл) также относятся к высокопольным системам. Определения всегда можно трактовать с точки зрения смотрящего.
Дерек Шоу (Derek Shaw) работал в фирме Вариаи (Varian), потом в Оксфорд Инструменте (Oxford Instruments), а с 1983 г. — в Джеперал Электрик Мсди-кал Системз (General Electric Medical Systems). Он — один из ведущих учёных в области МР в Европе. В 1996 г. в главе к книге он написал следующее:
«В начале развития М РТ... бушевала «битва магнитных полей». Какая напряжённость поля самая лучшая для МРТ? По существу, эти сражения были коммерческими. Науку использовали для подтверждения лидирующего положения различных компаний...
Нашей пешкой в этой битве была in vivo МРС... Когда стало очевидно, что определять гистологический тип тканей с помощью измерения значений Т1 и Т2 невозможно, МР-спектроскопия казалась возможной альтернативой... А для спектроскопии необходима максимально возможная напряжённость поля...
Это требование вместе с возможностью добиться в сильных магнитных полях большего значения сигнал/шум... привело к распространению магнитов, создающих поле напряжённостью 1,5 Тл, несмотря на их высокую сто
имость... Без этого толчка к использованию высоких полей MP-томографы сегодня могли бы быть несколько другими, возможно, с лучшими показателями по шкале «стой м ость/п ро изводите: i ьность» [4].
Тем не менее, общая тенденция вела в сторону использования сильных полей. Если бы эти соображения были известны и приняты во внимание 15—20 лет назад, МР-исслсдоваиия стали бы доступными дня гораздо большей доли пациентов, а MP-оборудование могло быть менее дорогостоящим, чем сегодня.
Это отражается на продажах М Р-томографов по всему миру и прибыли от продаж MP-оборудования в соответствии с величиной напряжённости поля. Большая напряжённость поля приносит большую прибыль. Это вечная тема, причём она касается не только медицинской техники.
Неожиданно битва магнитных полей вспыхнула вновь. На этот раз сражение шло за 1,5 Тл против 3,0 Тл.
Теперь причиной повышения магнитного поля стала нс спектроскопия, а функциональная МРТ. Результаты — те же.
Для научных исследований, а в некоторых случаях и для клинической практики томографы с полем 3 Тл стали sine qua поп'. Покупать их стало модно.
Снова начали утверждать, что в МРТ отношение сигнал/шум линейно возрастает с напряжённостью магнитного поля. Некоторые исследователи установили, что при изменении поля от 1,5 Тл до 3,0 Тл отношение сигнал/шум увеличивается на 200% и даже на 300%. Вышло несколько статей, показавших, что это утверждение верно дня функциональной МРТ при использовании методики BOLD. Но сравнивать BOLD с МРТ — всё равно, что сравнивать апельсины с яблоками.
С другой стороны, при сравнении томографов с полями 1,5 Тл и 3,0 Тл для МРС было показано увеличение чувствительности на 20% при прежнем значении сигнал/шум [1].
Для самой же МРТ надёжного исследования так и не провели. Для качественною сравнения необходимо принять во внимание общее количество получаемого сигнала за единицу времени, а это не в пользу сверхсильных полей из-за возрастания Т1.
Безусловно, при напряжённости поля 3,0 Тл можно добиться лучшего пространственного разрешения и отношения сигнал/шум. При этом коронарные артерии и мелкие структуры головного мозга будут более чётко обрисованы. Однако не очевидно, оправдает ли увеличение качества изображений (при том, что не во всех случаях это приведёт к улучшению диагностики) затраты на создание новых более дорогостоящих томографов.
Следующий этап — 7 Тл.
Непременное условие; то, без чего нельзя обойтись (лат.).
202
Список литературы
1. Barker РВ, Hearsham DO, Boska MD. Single-voxel proton MRS of the human brain at 1.5 T and 3.0T. Magn Reson Med 2001; 45: 765-769.
2. Hoult DI,ChenC-N, Sank VJ. The field dependence of MRI II. arguments concerning optimal field strength. Magn Reson Med 1986; 3: 730—746.
3. Rinck PA, Fischer HW, Vander Elst L, Van Haverbeke Y, Muller RN. Field-cycling relaxometry: medical applications. Radiology 1988; 168: 843—849.
4. Shaw D. From 5-mm tubes to man. The objects studied by NMR continue to grow. In: Grant DM, Harris RK. Encyclopedia of nuclear magnetic resonance. Volume I, Historical perspective. Chichester: John Wiley and Sons. 1996, 623-624.
Интерлюдия 7. Битва магнитных полей
Глава 17
Наиболее распространённые артефакты в МРТ
Введение
MARCH of COMICS
_ -а — -•* ‘Я*' *•- <*• **» —"• »
DONALD DUCK
На заре клинического применения МРТ считали, что одно из ее достоинств — отсутствие артефактов от увеличения жёсткости рентгеновских лучей, которые часто встречают в КТ. Однако вскоре выяснилось, что сложная природа МРТ может приводить к появлению других артефактов.
Артефакты в МРТ могут проявляться как изменения интенсивности сигнала или в виде ошибочного расположения сигналов от различных образований (например, артефакт «Дональда Дака» , вызванный зубными протезами, рис. 17-1 и 17-2 а). Подобные артефакты могут имитировать патологию до такой степени, что исследование приходится повторять или использовать другие методы визуализации для её исключения. На рис. 17-2 и 17-3 приведены примеры таких артефактов.
Обычно, если причины появления артефактов известны, их можно легко распознать. Тем нс менее, описаны случаи, когда из-за ошибочного описания артефакта как патологического образования пациента направили на хирургическое вмешательство |5|.
Артефакты можно объединить в четыре основные группы.
• Возмущения магнитного поля.
• Артефакты, связанные с РЧ-импульсами и градиентными полями.
• Артефакты от движения и потока (кровотока).
• Артефакты обработки сигнала и построения изображений.
Далее будет рассмотрена каждая из четырёх групп.
Рис. 17-1.
Если сагиттальные МР-томограммы головного мозга, которые вы получили на экране, напоминают вам этих персонажей. наверное, чго-го не так.
Срединные сагиттальные срезы головного мозга. Промежуточно-взвешенная (а) и Т2-взвсшснная (Ь) томограммы На тсвоч изображении (а) в мосту видна область низкой интенсивности сигнала, что позволяет предположить наличие поражения, которое не видно на Т2-взвсшенной томограмме. Снижение интенсивности сигнала вызвано искажением вображения из-за ферромагнитных имплантатов.
Рис. 17-2.
Рис. 17-3.
Гемангиома правой руки. На поперечных промежуточно-взвешенных (а) и Т2-взвешенных (Ь) томограммах в правом лёгком выявлен очаг повышенной интенсивности сигнала. Повторные исследования на другой день, а также результаты КТ не подтвердили наличия поражения. Причина появления артефакта осталась неясной.
204
Глава 17. Наиболее распространённые артефакты в МРТ
Возмущения магнитного поля
Многочисленные факторы, находящиеся вне помещения, где расположен MP-томограф, например большие неподвижные и движущиеся ферромагнитные объекты, такие как лифты или проезжающие автомобили, могут искажать основное магнитное поле (точнее, силовые линии магнитного потока).
Магнитное поле обязательно нужно защитить с помощью шиммирования или экранирования, что обычно осуществляет производитель MP-томографа при его установке. Поэтому неоднородности магнитного поля, возникающие под воздействием внешних факторов, в настоящее время редко становятся причиной артефактов на изображениях.
Артефакты локальной неоднородности поля
Шиммирование не может исправить любое локальное искажение магнитного поля. Наиболее частыми причинами таких локальных искажений бывают присутствие инородных ферромагнитных тел и эффекты восприимчивости. Ферромш нитные объекты обычно образуют область полного исчс зновения сигнала вокруг себя, а также искажение интенсивности сигнала по краям этой области (рис. 17-4 и 13-17).
По этой причине перед исследованием все внешние металлические объекты, например ювелирные изделия или часы, должны быть сняты с пациента. Кроме того, рекомендуют переодевать пациентов, чтобы избежать проблем, связанных с металлическими «молниями», застёжками и пр.
Очевидно, что проведение исследования при наличии некоторых имплантированных ферромагнитных объектов можно допустить, но лучше избегать градиентных последовательностей, потому что они более чувствительны к локальным неоднородностям поля, чем последовательности спин-эхо. Вследствие своих проводящих свойств некоторые имплантаты из цветных металлов могут искажать магнитное поле из-за возникновения в них низкоинтенсивных вихревых токов.
Артефакты также могут быть вызваны ферромагнитными красками, входящими в состав косметических средств (например, тушь для ресниц) или используемыми в татуировках. В результате качество изображений значительно снижается, особенно при исследовании области глаза.
Артефакты восприимчивости
Магнитная восприимчивость ткани указывает на го, как легко она намагничивается. Значения восприимчивости большинства тканей находятся в довольно узком диапазоне
Рис. 17-4.
Артефакты из-за присутствия ферромагнитных объектов. Потеря сигнала и его искажение обусловлены наличием ферромагнитною протеза в правой ноге.
Рис. 17-5.
Артефакты восприимчивости, вызванные проглоченными частицами оксида железа, которые были использованы в качестве контрастных веществ для приёма внутрь. Слишком высокая концентрация частиц привела к искажению локального магнитного поля, что и послужило причиной появления артефактов.
Ea a Bit 17. Наиболее распространенные артефакты в МРТ
205
Наличие ферромагнитных веществ (например, повышенная локальная концентрация гемоглобина при кровоизлиянии или при использовании ферромагнитных контрастных веществ) или границ «ткань/воздух» приводит к локальным изменениям магнитной восприимчивости, в результате чего нарушается локальная однородность магнитного поля (рис. 17-5).
В зависимости от локальных условий артефакты восприимчивости могут проявляться различным образом: возможно как увеличение, так и снижение интенсивности сигнала. Гранины ткань/воздух, вызывающие такой вид артефактов, находятся в лёгких, вокруг придаточных пазух носа и носоглотки. Отсутствие сигнала от лёгких обусловлено нал ичием в них воздуха, а также артефактами восприимчивости, возникающими на границе между лёгочной тканью и воздухом.
Артефакты восприимчивости легче устраняются при использовании последовательности спин-эхо, чем градиентных последовательностей. Наличие локальных изменений магнитного поля можно определить с помощью фазовых изображений или специальной импульсной последовательности, позволяющей на основе взаимодействия двух эхо-сигналов построить карту локального поля.
При проведении МРАс контрастным усилением контрастные вещества могут вызвать артефакты восприимчивости. Если эти артефакты резко выражены, их мож-ноуменьшить, сканируя все k-пространство, т.е. избегая методик частичного (асимметричного) сканирования (или половинного сканирования) к-пространства.
Рис. 17-6.
Идеальный профиль среза — прямоугольный (а), все спины внутри него возбуждаются одинаково, поэтому срезы могут близко прилежать друг к другу, не создавая эффекта перекрестного возбуждения. Для получения такого профиля среза необходимо возбуждение sine-импульсами. Однако чаще используют гауссовы импульсы (Ь), которые при частичном перекрывании, переносят энергию РЧ-импульса и на соседние срезы. Увеличение межсрезовых промежутков (с) уменьшает количество энергии, воздействующей на соседние срезы.
НИ
Прямоугольные срезы
ЖЖ
Частично перекрывающиеся Разделённые гауссовы импульсы гауссовы импульсы
Артефакты, связанные с РЧ-импульсами и градиентными полями
Артефакты профиля среза
Когда мы обсуждали многосрезовую томографию в главе 6, то упоминали о том, что РЧ-импульсы, направленные на один срез, могут оказывать влияние и на соседние срезы. Это нежелательное возбуждение соседних срезов называют перекрёстным возбуждением (рис. 17-6).
В результате перекрёстного возбуждения происходит изменение контраста изображения. Для преодоления этого эффекта можно увеличить межерезовые промежутки или прибегнуть к иному (непоследовательному) порядку возбуждения срезов.
Профиль среза, заданный РЧ-импульсами, может искажаться, если время повторения не позволяет намагниченности полностью восстановиться [ 15|. При любом профиле среза всегда существует переходная зона, где значения угла отклонения увеличиваются от нуля до заданной величины. В случае неполного восстановления намагниченности максимальная интенсивность сигнала получается при угле отклонения менее 90°. Поэтому профиль среза будет иметь максимумы по краям и минимум — посредине.
Это явление становится особенно значимым, когда используют короткие значения TR и большие углы отклонения (например, очищенная FLASH-последовательность с Т1-контрастом).
В таких случаях желаемого контраста достичь не удаётся, потому что на самом деле мы получаем комбинацию различных контрастностей, которая образуется из-за вариаций угла отклонения внутри одного среза. Преодолеть эту проблему можно, используя РЧ-импульсы, имеющие минимальную, резко очерченную переходную юну, или же с помощью трёхмерных импульсных последовательностей.
Артефакты последовательностей множественных спин-эхо-сигналов
Последовательности множественных спин-эхо-сигналов широко используют в МРТ. Проблема таких последовательностей заключается в том, что рефокусирующие импульсы не являются идеальными 180° импульсами на протяжении всего среза: в переходной зоне по краям среза присутствует весь диапазон возможных углов отклонения (от 0° до 180°)-
Это означает, что рефокусирующие импульсы будут не только образовывать спиновое эхо, но и формировать другие сигналы, которые, если их не подавить, могут ухудшить изображения, получаемые от вторых эхо-сигналов |6|.
Существует несколько вариантов решения этой проблемы, например добавление к последовательности
206
Глава 17. Наиболее распространённые артефакты в МРТ
специальных очищающих градиентов (увеличивающих минимально допустимые значения ТЕ) или использование фазовых циклов для уравновешивания нежелательных компонентов (что увеличивает время сканирования). Также можно отодвинуть артефакты к краям изображения при помощи определённых фазовых схем для РЧ-импульсов, в результате чего влияние артефактов в области интереса уменьшается.
Линейные артефакты
Относительно частый артефакт — наличие в центре изображения высокоинтенсивной линии (иногда похожей па застёжку «молнию»), ориентированной в фазово-кодирующем направлении. Обычно это бывает вызвано РЧ-наводками, попадающими из передатчика в приёмник. Поскольку наводки имеют резонансную частоту, артефакт всегда появляется в центре изображения. Небольшие вариации количества рассеиваемых из передатчика РЧ-волн приводят к «размазыванию» линии артефакта по полю изображения. Причины возникновения этой проблемы трудно проследить и полностью исключить, но сам артефакт устраняют с помощью двух усреднений и чередования фазы возбуждающего импульса.
Появление линейных артефактов в фазово-кодирующем направлении вдалеке от центра изображения обычно бывает результатом РЧ-помех на определённой частоте, вызванных радиоволнами, например, от коммерческих радиостанций или телевидения. Система экранирования помещения, поставляемая с МР-томогра-фом, обычно предупреждает появление таких артефактов, но периодически проверять и чистить изоляционный слой на дверях всё равно надо.
Центральные точечные артефакты в виде белых или чёрных маленьких пятен в центре МР-изображения появляются только на старом МР-оборудовании.
Артефакты от движения и потока
Дыхательные движения и сокращения сердца
Артефакты от движения — наиболее часто встречающиеся артефакты в МРТ. Они могут вызывать серьёзные затруднения при исследовании брюшной полости (рис 17-7). Из-за них для получения изображений органов грудной клетки необходима синхронизация с сердечними сокращениями.
Движение приводит к размыванию границ анатомических структур и появлению дополнительных «призрачных» изображений. Причина размывания — усреднение изображений движущейся структуры или органа (аналогично фотографии движущегося предмета с не
достаточно короткой экспозицией). В результате маленькие патологические очаги могут остаться незамеченными. Изображения-«призраки» — частичные копии основного изображения, появляющиеся в разных местах. Чаще всего они обусловлены пульсирующим потоком жидкости (кровотоком) .
Движение можно разделить на две категории.
• Движение, происходящее между получением различных строк к-пространства.
• Движение, происходящее между возбуждающим РЧ-импульсом и получением данных.
Артефакты от первой категории движения полностью устраняют при использовании синхронизации сбора данных с физиологическими процессами. Этот способ широко используют в MP-исследованиях сердца, он позволяет получать отличные изображения в различные фазы сердечного цикла.
Синхронизация томографии с дыханием также возможна, но, поскольку частота дыхательных движений гораздо ниже, чем частота сердечных сокращений, время получения изображений при этом сильно увеличивается. Существует несколько других методик, позволяющих мониторировать дыхательный цикл и отбирать фазово-кодируюшис шаги в такой последовательности, чтобы минимизировать артефакты. Методика ROPE (respiratory-ordered phase-encoding — фазовое кодирование, упорядоченное в соответствии с дыханием) устраняет артефакты в области k-пространства, вызываемые периодичностью дыхания [1].
Рис. 17-7.
«Призрачные» изображения, образующиеся в результате дыхательных движений и сердечных сокращений. В обоих случаях движение направлено вдоль фазово-кодируюшего градиента. Дыхательные движения приводят к появлению нескольких отдельных «призрачных» изображений грудной клет ки, тогда как сердцебиение вызывает колонку шума, проходящую через область сердца.
Глава 17, Наиболее распространённые артефакты в МРТ
207
Недавно появилась ещё одна методика, в которой за обычной последовательностью импульсов следует ещё одна, без фазового кодирования. Второй эхо-сигнал, называемый эхо-навигатором, содержит информацию о том моменте движения, во время которого производили исследование. Его используют для последующей реконструкции изображений [3|. Все методы подавления двигательных артефактов обладают одним существенным недостатком они основаны на допущении, что движение происходит в одном направлении и с постоянной скоростью, что не соответствует действительности (например, при исследовании брюшной полости). Несмотря на это, они позволяют значительно улучшить качество изображений.
Альтернативный подход к проблеме — сделать время томографии значительно короче дыхательного цикла, благодаря чему ограничить влияние движения на качество изображений. Наилучших результатов в этом удалось добиться с помощью эхо-планарной томографии, когда изображение формируется после одномоментного сбора данных [111.
Отличные изображения с незначительными артефактами от движений можно получить, используя быстрые последовательности длительностью несколько секунд или меньше, выполняемые на задержке дыхания.
Артефакты, возникающие от движении второй категории, можно уменьшить при помощи градиентов, компенсирующих движение. В стандартных импульсных последовательностях градиентные поля создают дополнительные фазовые сдвиги для движущихся объектов. Поскольку движение каждой строки сканирования нс одинаково (если не используют синхронизацию), возникает «размазывание» сигнала в направлении фазового ко-
Второе
Рис. 17-8.
Артефакт от потока: ошибочная регистрация сигнала от текущих спинов приводит к тому, что кровь изображается за пределами сосуда.
дирования. При использовании модифицированных считывающих (х) и выбирающих срез (z) градиентных полей можно устранить этот дополнительный фазовый сдвиг, а потому и артефакт (последовательность MAST — motion artifact suppression technique, методика подавления артефактов от движения) 110]. Недостаток таких последовательностей — удлинение минимально возможного ТЕ.
Поток
Происхождение артефактов от потока очень похоже на происхождение артефактов от движения. Движение крови и СМЖ бывает пульсирующим. В этом случае различные скорости потока будут оказываться в разных строках k-пространства. Считывающий и выбирающий слой градиенты вызывают фазовые сдвиги в текущем веществе 114]. Артефакты от потоков могут принимать вид общей размытости или множества отдельных артефактов, расположенных в фазово-кодируюшем направлении (рис. 17-8).
Решение этой проблемы такое же, как и в случае артефактов от движения: использование синхронизации с сердечными сокращениями, чтобы в моменты сбора данных в сосуде была одинаковая скорость кровотока, и/или использование компенсирующих градиентных полей для устранения фазовых сдвигов, образующихся из-за движения жидкости.
Артефакты от потоков особенно сильно проявляются на градиентных томограммах (рис. 17-9), поскольку при двумерном сканировании текущие спины не под-
Рис. 17-9.
Градиентная томограмма шеи. Фазово-кодирующий градиент ориентирован вертикально. Артефакты от потока выглядят в виде «столбиков» шума, проходящих через местонахождение артериальных сосудов. Венозный кровоток также образует артефакты, ио менее выраженные, поскольку пульсация вен значительно слабее, чем артерий.
208
Глава 17. Наиболее распространенные артефакты в МРТ
вергались воздействию предыдущих РЧ-импульсов, а потому их намагниченность полностью восстановлена. Эго приводит к высокоинтенсивному сигналу от текущей крови, т.е. к появлению выраженных артефактов при отсутствии синхронизации или компенсирующих градиентов.
В тех случаях, когда текущая кровь или СМЖ ухудшает диагностическое качество МР-томограмм, артефакты необходимо устранить. Это можно сделать при помощи слоя предварительного насыщения (пресатурации).
При этом на исследуемый объект воздействуют дополнительным РЧ-импульсом, который насыщает спины, находящиеся вне области исследования. Тогда кровь, втекающая в область сканирования, будет насыщенной, что приведёт к снижению интенсивности сигнала от кровотока и уменьшению артефактов от потока. Обычно слои пресатурации размещают с обеих сторон от области исследования, поскольку кровь может поступать в плоскость срезов с любого направления.
На рис. 17-10 приведён пример параллельной пресатурации.
Рис. 17-10.
Пример параллельной пресатурации. Пресатурация возбуждает спины, находящиеся вне исследуемого среза. Поэтому когда па область исследования действует возбуждающий РЧ-импульс, притекающая кровь оказывается уже насыщенной. Сигнал от кровотока подавляется, и артефакты от потока не возникают. Стрелки обозначают направление кровотока.
Программа MR Image Expert поможет вам интерактивно имитировать артефакты изображения.
Артефакты, связанные с к-пространством
Многие артефакты в МРТ появляются или усугубляются из-за k-пространства. Некоторые из них можно имитировать, подбирая определённые фильтры к-прострвнства, как это описано в главе 7. Другие встроены непосредственно в программу MR Image Expert.
Наложение (недостаточное получение данных)
Выберите File/Open или иконку с изображением головного мозга в меню программы MR Image Expert. Дважды нажмите правой кнопкой мыши на файл 1.5 Т: Normal Brain, transversal slice. Все параметры оставьте без изменения.
Теперь выберите Option/Undersample. Передвиньте получившееся изображение k-пространства направо. На первоначальном изображении появились артефакты I аложения. Попробуйте сделать то же самое с изображениями из других файлов.
Линейные артефакты
Выберите File/Open или иконку с изображением головного мозга в меню программы MR Image Expert. Дважды нажмите правой кнопкой мыши на файл 1.5 Т: Normal Brain transversal slice. Все параметры оставьте без изменения.
Теперь выберите Option/RF Feed Through, установите RF Feed Through=5 и нажмите «ОК». Передвиньте получившееся изображение k-пространства направо. На первоначальном изображении появились артефакты.
Закройте изображение k-пространства и повторите эксперимент с различными установками. Сравните артефакты.
Рис. 1.
Артефакт наложения.
Рис. 2.
Линейный артефакт.
Глава 17, Наиболее распространённые артефакты в МРТ
209
Рис. 17-11.
MP-томограммы, полученные в сильном магнитном поле (1,5 Тл), демонстрируют артефакты химического сдвига в считывающем направлении (на изображении соответствует вертикальному). Артефакт виден как чёрный ободок между жировой тканью и мышцами.
Артефакты обработки сигнала и построения изображений
Артефакты химического сдвига
Артефакты химического сдвига обусловлены различием резонансных частот протонов, находящихся в разном химическом окружении. Резонансные частоты протонов жировой ткани и протонов воды отличаются на 3 миллионные доли (ppm). Информацию о резонансной частоте используют в процессах частотного кодирования и кодирования среза. Сигналы от протонов воды и жировой ткани, находящихся в одном и том же месте, будут различаться по частоте, а потому их изображения будут сдвинуты друг относительно друга (рис. 11-2 и 17-11). Поскольку этот артефакт зависит от резонансной частоты, его влияние наиболее выражено в сильных магнитных полях, когда в считывающем направлении происходит смешение сигналов на несколько пикселов. Уменьшить артефакт можно при использовании сильных градиентных полей, ио неблагоприятным последствием такого приёма будет снижение отношения сигнал/шум.
Проблему можно полностью преодолеть, подавивсиг-нал от одной из составляющих перед сбором каждой строки данных. Это можно осуществить с помощью пресатурации (что требует хорошей однородности постоянного магнитного поля) [4] либо одной из множества схем сложения-вычитания (что увеличивает время) [2, 12].
Как уже было описано в главе 11, при использовании градиентных последовательностей изменение ТЕ приводит к изменению соответствующих фаз двух составляющих сигнала (образованных протонами воды и жировой ткани). Этот феномен можно применить для изменения контраста изображения или подавления сигнала от жировой ткани 113].
Рис. 17-12.
Артефакты «черной границы» при исследовании органов брюшной полости. Градиентная импульсная последовательность с ТЕ = 16 мс.
Артефакты «чёрной границы»
Иногда становятся видимыми чёткие чёрные контуры вокруг анатомических структур. Эти артефакты — ещё одна разновидность артефактов химического сдвига. Они могут появляться при использовании градиентных последовательностей или последовательности «инверсия-восстановление». На рис. 17-12 приведён пример артефактов «чёрной границы» при исследовании органов брюшной полости с помощью градиентных последовательностей.
Сигналы от воды и жировой ткани могут находиться в фазе или противофазе. Это было пояснено при описании методик подавления сигнала от жировой ткани в главе 11. Если случайно они будут находиться в противофазе, то сигнал от вокселов, в которых складывается сигнал от образований, содержащих много воды, и образований, содержащих много липидов, полностью исчезнет — будет виден артефакт «чёрной границы».
210
Глава 17. Наиболее распространённые артефакты в МРТ
Для устранения этого артефакта необходимо использовать такие значения ТЕ, когда сигналы от волы и жировой ткани находятся в одной фазе (рис. 11-3), или проводить исследование с помощью последовательности спин-эхо, в которой 180° импульсы рефокусируют фазовые сдвиги.
Артефакты «усечения»
Артефакт «усечения» также называют «звенящим» или артефактом Гиббса (Gibbs). Он проявляется в виде параллельных полос, расположенных около границы между тканями с разными интенсивностями сигнала (например, жировая ткань/мышцы или СМЖ/спинной мозг). Поскольку эти линии напоминают реальные образования, они могут вызвать затруднения при интерпретации изображений, если не распознать их как артефакт.
Артефакты «усечения» проявляются особенно сильно в тех случаях, когда используют маленькую матрицу. Поэтому их можно устранить с помощью простого увеличения размера матрицы. Увеличение количества усреднений не влияет на интенсивность артефактов «усечения», но уменьшает расстояние между линиями, в результате чего артефакты становятся более размытыми и незаметными.
Чаще всего артефакты «усечения» бывают расположены в фазово-кодирующем направлении. Увеличение размера матрицы в этом направлении приводит к нежелательному удлинению времени исследования. Выбор подходящей ориентации сбора данных и увеличение размера матрицы в частотно-кодирующем направлении обычно позволяют добиться уменьшения артефактов до допустимого уровня (рис. 17-13).
Кроме того, артефакты «усечения» можно уменьшить при применении фильтра низких частот, но, как и при всех видах фильтрации k-пространства, это повлияет на всё изображение, а не только на область артефактов.
Рис. 17-13.
«Звенящие» артефакты (артефакты Гиббса, или «усечения»). Заполнение 60% k-прострапства (а) — артефакты видны: заполнение 80% к-пространства (Ь) — артефакты не видны. Артефакт усечения, имитирующим сирингомиелию, Т1-взвешенные (с) и Т2-взвешепные (d) томограммы. Как продемонстрировано на рис. а и Ь, уменьшения таких артефактов можно достичь, увеличив размер матрицы (например, с 128x128 до 256x256) или увеличив процент фазово-ко-дирующей информации в к-пространстве.
Артефакт наложения
Артефакт наложения проявляется в том, что данные, находящиеся за пределами выбранного поля зрения, начинают использоваться для построения изображения. Это может происходить как в фазово-кодирующем. так и в частотно-кодирующем направлении.
Причина появления артефакта в частотно-кодирующем направлении — наличие сигналов слишком высокой частоты, которые ошибочно размещаются в к-пространстве. В соответствии с теоремой Найквиста (Nyquist), чтобы частотную информацию воспроизвести точно, её необходимо собрать, по меньшей мерс, дважды.
В зависимости от используемой схемы регистрации сигнала лишние данные могут появиться как на своей, так и на противоположной стороне. Устранить высо-
Глава 17. Наиболее распространённые артефакты в МРТ
211
Обычное изображение
Двукратное увеличение
собираемых данных
Рис. 17-14.
Частоты, устраняемые при использовании фильтра (сверху), полоса частот обычного изображения (посредине) и полоса частот изображения с двукратным увеличением количества собираемых данных (внизу).
Томограмма плода киви. Обычное изображение (слева) и изображение с двукратным увеличением количества собираемых данных (справа). В обоих случаях частотно-кодирующие градиенты направлены в вертикальном направлении. На левом изображении наложение сигнала извне выбранного поля зрения приводит к появлению артефакта, который виден внизу (обозначен стрелкой).
кочастотные сигналы можно с помощью фильтра. Но такие фильтры обычно не совсем точно соответствуют требуемому диапазону частот (полосе частот изображения), в результате чего некоторые артефакты всё равно остаются, или же происходит потеря сигнала на краях изображения.
Преодолеть эту проблему можно, увеличив количество собираемых данных вдвое. Для этого необходимо или удвоить скорость томографии до критической частоты сбора данных (частоты Найквиста), или удвоить время получения изображений. Последний вариант имеет дополнительное преимущество, так как он позволяет увеличить отношение сигнал/шум в квадратный корень из 2 раз.
Затем необходимо использовать фильтр, устраняющий все частоты, не входящие в полосу частот нового изображения. Однако он не окажет никакого влияния на частоты, соответствующие выбранному полю изображения (рис. 17-14). После преобразования Фурье внешние данные, образовавшиеся в результате удвоения количества собираемых данных, отбрасываются, а истинное поле изображения остаётся без артефактов (рис. 17-15).
Артефакт наложения в фазово-кодирующем направлении приводит к появлению сигнала от образований, находящихся за пределами поля зрения, который накладывается на противоположную сторону изображения (рис. 17-16) из-за того, что данные с обеих сторон обладают одинаковыми фазами.
Можно прибегнуть к увеличению количества линий собираемых данных в фазово-кодирующем направлении за пределами поля изображения (oversampling), но при этом вдвое увеличится время получения изображений (потому что понадобится вдвое больше шагов фазово-кодирующего градиента). По этой причине такой подход применяют редко.
Рис. 17-16.
Артефакт наложения, образовавшийся в результате того, что исследуемый объект оказался больше поля изображения в на-I правлении фазового кодирования (в данном примере — слева направо).
212
Глава 17. Наиболее распространенные артефакты в МРТ
На практике проблему артефактов наложения обычно решают с помощью установки фазово-кодирующе-го направления изображения таким образом, чтобы никакие анатомические образования не выходили за границы поля изображения в этом направлении. Если это невозможно, то для ограничения объёма, от которого получают сигнал, используют поверхностную катушку, в результате чего артефакты усечения уменьшаются или полностью исчезают. При трехмерной томографии артефакты наложения могут появляться в обоих фазово-кодирующих направлениях.
Квадратурный артефакт
МР-сигнал регистрируется приёмником, имеющим два канала. Во втором канале сигнал сдвинут по фазе ровно на 90° по отношению к первому каналу. Неправильная настройка этого фазового сдвига приведёт к появлению ложного изображения, повёрнутого вокруг осей х и у по отношению к основному изображению (рис. 17-17). Для устранения артефакта необходимо настроить фазу и усиление приёмника таким образом, чтобы минимизировать квадратурный пик в преобразованном внерезонансном сигнале.
Артефакты, связанные с к-про-странством
Существует ещё одна группа артефактов, связанных с k-пространством, например ошибки в данных [9]. Некоторые из них обсуждены в описании программы MR Image Expert на стр. 208.
В табл. 17-1 обобщены наиболее распространённые артефакты, их причины и методы устранения. Артефакты, вызванные дефектами оборудования, неправильной работой MP-томографов, а также артефакты, связанные с особенностями оборудования различных производителей, могут отличаться от описанных в этой главе 17J.
Список литературы
1. Bailes DR, Gildcrdale DJ, Bydder GM, et al. Respiratory ordered phase encoding (ROPE): method for reducing respiratory motion artifacts in MR imaging. J Comput Assist Tomogr 1985; 9: 835—838.
2. Dixon WT. Simple proton spectroscopic imaging. Radiology 1984; 153: 189-194.
3. Ehman RL, Femlee JP. Adaptive technique for high definition MR imaging of moving structures. Radiology 1989: 173: 255-263.
4. Femlee JP, Ehman RL. Spatial presaturation: a method for suppressing flow artifacts and improving
Рис. 17-17.
Квадратурный артефакт, появившийся из-за неправильной настройки приемника.
depiction of vascular anatomy in MR imaging. Radiology 1987; 164: 559-564.
5. Food and Drug Administration of the United States of America. A primer on medical device interactions with magnetic resonance imaging systems. See: http:// www.fda.gov/cdrh/ode/primcrf6.html
6. Graumann R, A. Oppelt A, Stetter E. Multiple spin-echo imaging with a 2-D Fourier method. Magn Reson Med 1986; 3: 707-721.
7. Henkelman RM, Bronskill MJ. Artifacts in magnetic resonance Imaging. Rev Magn Reson Med 1987; 2: 126—256.
8. Johnson BA and Kelly WM. Common MRI artifacts: an overview. MRI Decisions 1989; 3: 2, 17-23 and 3, 26-32.
9. Mezrich R. A perspective on k-space. Radiology 1995; 195: 297-315.
10. Pattany PM, Phillips JL, Chiu LC, et al. Motion artifact suppression technique (MAST) for MR imaging. J Comput Assist Tomogr 1987; 11: 369—377.
11. Rzedzian R, Pykett IL. Instant images of the human heart using a new whole body MR imaging system. Amer J Roentgenol 1986: 149: 245-250.
12. Szumowski J, Plewes DB. Fat suppression in the time domain in fast MR imaging. Magn Reson Med 1988; 8: 345—354.
13. Williams SCR, Horsficld MA, Hall LD. True water and fat MR imaging with use of multiple echo acquisition. Radiology 1989; 173:249-253.
Глава 17. Наиболее распространенные артефакты в МРТ
213
14. Van Dijk Р. Direct cardiac NMR imaging of the heart wall and blood flow velocity. J Comput Assist Tomogr 1984; 8: 429—436.
15. Young IR, Khenia S et al. Clinical magnetic resonance susceptibility mapping of the brain. J Comput Assist Tomogr 1987; 11: 2—6.
Таблица 17-1. Артефакты изображений, их причины и методы устранения. И 1Хенкельмана и Джонсона (Henkelman и Johnson) с изменениями [7, 8]
Артефакт Описание Причины Устранение
Нал 'Жсгпн- Изображение «загибается» вокруг: • оси фазового кодирования; • оси частотного кодирования; • оси выбора среза В k-пространство собрано недостаточное количество данных Отслеживать более высокие частоты. Ограничить данные с помощью фильтра. Уменьшить объем возбуждения
«Усечение» Полосы на границе тканей с различной интенсивностью сигнала. Линия, имитирующая сирингомиелию Маленький размер матрицы С помощью фильтра. Моделировать данные
Артефакты в Полосы, проходящие через Прохождение радиочастот. Фазировать цикл.
Ил ЗЭёМиЧ«.К или застёжки «молнии» центр изображения Остаточный спад свободной индукции или стимулированное эхо Сместить к границе с изменённой фазой. Устранить стимулированное эхо с помощью градиента
ЬШИ~>КИ ЛЯНИ! IX Полосатое изображение. Раз м ытое и зображе н и с. Линия в фазовом направлении Одна ошибочная точка в данных. Недостаточный диапазон аналого-цифрового преобразователя. Прерывистый РЧ шум Удалить и заменить ошибочные данные. Заменить приёмник. Экранировать помещение
Возмущения Пространственные искажения Негомогенность поля В(). Шиммировать магнит.
МЭГНМТН1’!•» U АЛЯ или потеря сигнала Наличие ферромагнитных имплантатов, внешних предметов (особенно железных), изменение магнитной восприимчивости. Химический сдвиг Устранить мешающие предметы. Если возможно, использовать последовательность спин-эхо Увеличить считывающий градиент
Неидеальные Пространственные искажения. Градиенты нелинейны. Необходимо улучшить градиент-
r.MUvUJU Асимметричные звенящие артефакты. Полосы при использовании последовательности мультиэхо Усилитель градиентов насыщается. Интерференция между спиновым и стимулированным эхо ную технику. Уравновесить усилитель. Добавить очищающие градиенты
Призрачные Повёрнуты на 180°. Квадратурный дисбаланс. Исправить.
И1 б; альни* Инверсия в направлении фазового кодирования. Образованы в результате движения Стимулированное эхо в последовательности мультиэхо. Ошибка оцифровки в аналоговоцифровом преобразователе. Движение Рефазировать все последние эхо-сигналы. Поддерживать целые значения фазовых градентов Множество других решений
П'Ф к Смещённые призрачные изображения. Аномальные интенсивности сигнала Ошибочные фазы из-за движения. Обновление или потеря спинов Коррекция с помощью компенсирующих градиентов
К1 «.'ПТ; U Темные границы между образованиями Нулевая точка в последовательности «инверсия-восстановление». Химический сдвиг. Сдвиг за счет движения Изменить TI. Использовать спин-эхо или томографию химического сдвига. Рефокусировать фазовые сдвиги
Глава 18
Безопасность пациентов и
персонала
Рис. 18-1.
Магниты могут притягивать предметы, что грозиг фатальным исходом. Будьте осторожны, подходя с ферромагнитными предметами близко к МР-томографу.
Введение
Любой новый метод в медицине, будь то диагностическое исследование или лекарственный препарат, обязательно нужно очень тщательно проверять на наличие возможных побочных действий. Открытие рентгеновских лучей более 100 лет назад было существенным шагом вперёд, но обнаружение опасности ионизирующего излучения несколько снизило ажиотаж среди врачей и пациентов.
В МРТ не используют ионизирующее излучение. Тем не менее, серьёзные проблемы, связанные с опасностью рентгеновских и радиоизотопных исследований, послужили причиной проведения интенсивных исследований возможных побочных эффектов МРТ и МРС.
В течение последнего столетия было опубликовано несколько сотен статей о влиянии или побочных действиях магнитных или РЧ-полси.
Среди них встречались как анекдотические сообщения о терапевтическом применении магнитных полей (Жанг (Zhang] и соавт. 148 ]), так и более серьёзные публикации о неблагоприятных побочных эффектах (например, исследование Байшера [Beishcr] [11]).
В одной главе невозможно описать все источники опасности или обсудить все вопросы, касающиеся безопасности MP-исследования. Недавно вышло несколько обзоров литературы по этой теме, например обзоры Шсллока (Shellock) и Кэнела (Kanal) [42], Перссона (Persson) и Штальбсрга(51еЫЬегё) [31], Магина(Magin), Либурди (Liburdy) и Перссон (Persson) [25], а также публикация American College of Radiology |2[.
Некоторые побочные действия МРТ связаны только с этим методом, иные являются общими и для других диагностических исследований. Возможные источники опасности МРТ связаны со следующими моментами:
• постоянным магнитным полем;
• изменяющимися магнитными полями (градиентными полями);
• РЧ-полями;
• устройствами и веществами, необходимыми для работы томографа (например, охлаждающими газами) или обеспечения качества жизни и безопасности пациента (например, протезами и имплантатами или внешними мониторами состояния пациента);
• проводящими контурами (например, электрическими отведениями или случайным расположением тела пациента)
Эти опасности могут воздействовать на пациентов, персонал и других людей, находящихся внутри поля
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала
216
магнита. Опасности можно разделить на две группы: острые и подострые.
Острые опасности
Зона острой опасности, создаваемой постоянным магнитным полем, обычно охватывает эллипсоидную область вокруг изоцентра МР-томографа (рис. 18-2 и 18-3). Размеры зоны рассеяния зависят от напряжённости поля МР-томографа, типа магнита, а также используемого экранирования.
Магниты с ультраслабыми и слабыми полями обладают ограниченной зоной рассеяния, иногда — с радиусом менее 1 м от изоцентра магнита. Поля рассеяния высокопольных томографов с большими отверстиями могут распространяться в радиусе от 15 до 20 м, если не применяют экранирование (см. табл. 3-3). Несколько примеров реальных происшествии приведено на стр. 219.
Внешние объекты и устройства
Летящие предметы. Непосредственную опасность для пациентов и персонала, находящихся в магнитном поле томографа, представляют ферромагнитные предметы: скальпели, ножницы, ручки и даже мешки из-под песка (если они заполнены не песком, а металлической стружкой), дьюары от охлаждающих газов, которые могут притягиваться магнитом и наносить повреждения людям, оказавшимся на траектории их движения.
Для предупреждения таких ситуаций рекомендую г установить металлоискатели. Через них должны проходить все люди, направляющиеся в помещение с МР-томогра-фом. Однако это довольно громоздко и затруднительно.
Каждого человека, работающего или просто входящего в комнату с магнитом (или соседние комнаты), необходимо проинструктировать о возможных опасностях. Это также относится к сотрудникам скорой медицинской помощи, обслуживающему и подсобному персоналу, уборщицам и даже к местной пожарной команде.
Лучший способ избежать опасности — не допускать персонал, за исключением тех, кто непосредственно проводит исследование (т.е. врач и оператор томографа), в помещение с магнитом (см. рис. 18-2).
Мониторы и аппараты для вентиляции лёгких. Потребность некоторых пациентов в постоянном физиологическом мониторинге, искусственной вентиляции лёгких, электрических инфузоматах создаёт трудности, а в некоторых случаях и совсем не позволяет провести М Р-исследование.
Однако в последние годы разработаны специальные мониторы и аппараты для поддержания жизни пациентов, способные работать в магнитном поле, в результате чего потребность в них можно исключить из списка противопоказаний к МРТ. Болес подробно возможности
Рис. 18-2.
Отделение МРТ. А — приёмная, зона безопасности 1. В — комната отдыха для пациентов, зона безопасности 2. С — комнаты для управления МР-исследованием и написания заключений, зона безопасности 3. D — комната с магнитом, зона безопасности 4. Доступ в зоны С и D должен быть строго ограничен.
Рис. 18-3.
Поле рассеяния вокруг МР-томографа может распространяться на соседние комнаты, этажи и прочес, воздействуя на электрическое оборудование и создавая возможную опасность для проходящих мимо лиц. Линия безопасности, соответствующая полю в 5 Гс (зелёная линия), очерчивает область, в которозз нельзя находиться людям с искусственными водителями ритма. Эта область может распространяться за пределы помещения, в котором находится томограф. В этом случае в соседних комнатах на этом этаже, на один этаж выше и ниже должны быть выставлены соответствующие знаки опасности. Кроме того, необходимо использовать экранирование для уменьшения опасности.
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала
217
мониторинга во время MP-исследования описаны в статье Кэнела и Шеллока [20].
Контрастные вещества. Парамагнитные, суперпарамагнитные или ферромагнитные МР-контрастные вещества или другие препараты, вводимые в организм пациента, связаны с определённым риском побочных реакций. Опыт клинического применения внутривенных инъекций гадолиниевых (и других) контрастных веществ показал, что они безопасны и в большинстве случаев хорошо переносимы пациентами. Описаны только единичные случаи тяжёлых анафилактических реакций и отёка гортани. Тем не менее, при введении контрастных веществ необходимо предпринять все необходимые предосторожности и учесть возможность оказания неотложной медицинской помощи, особенно при исследовании пациентов с отягощённым аллергологическим анамнезом и/или реакциями на введение лекарственных препаратов [38].
После применения гадолиниевых контрастных веществ рекомендуют приостановить кормление грудью на 24 ч. Также существует мнение, что временное прекращение кормления можно сократить до 12 ч 118].
МР-оборудование
Шум. Шум, возникающий при переключении градиентов, — дополнительный источник неудобства для пациентов, а порой и для персонала. Уровень шума возрастает с напряжённостью магнитного поля.
Шум сравним с очень интенсивным уличным движением. Он может привести к снижению остроты слуха пациентов и персонала.
При исследованиях на томографах с сильным полем рекомендуют использовать одноразовые противошумные заглушки для ушей пациентов. Уже сейчас применяют системы шумоподавления и специальные наушники. Разрабатывают систему активного контроля звукоизоляции [26].
Охлаждающие газы. В сверхпроводящих магнитах в качестве охлаждающих газов используют гелий и азот. При квенче (сбросе магнитного поля) газы выбрасываются наружу. При нормальных обстоятельствах они должны выйти через систему вентиляции и не попасть в воздух помещения, где находится MP-томограф. Однако некоторое количество охлаждающих газов может случайно проникнуть в комнату.
При этом существуют две возможные опасности. Поскольку оба газа чрезвычайно холодные, они могут вызвать отморожения. Кроме того, азот, особенно под давлением, считают опасным. Отравления гелием можно не опасаться. Весь персонал и пациенты должны быть немедленно эвакуированы из помещения. Их возвращение возможно только после тщательного проветривания. В комнате с М Р-томографом рекомендуют на соответствующей высоте установить мониторы содержания кислорода со звуковой сигнализацией [42].
Устройства, имеющие непосредственное отношение к пациенту
Имплантаты. Особую опасность представляют маленькие металлические хирургические имплантаты. Смещение гемостатических зажимов (клипс) на артериях, кровоснабжающих центральную нервную систему, под действием притяжения магнита может привести к кровоизлиянию. В других частях тела эта угроза минимальна, потому чю через 6-8 нед после установки фиброз и инкапсуляция помогают удержать клипсы в стабильном положении. Отметка «нержавеющая сталь» не служит гарантией отсутствия ферромагнитных свойств.
Внешние металлические предметы, такие как магнитные сфинктеры, калоприёмники для стом, зубные протезы, следует удалить перед исследованием.
Всесторонний обзор имплантатов можно найти в статье Шеллока [411. В ней приведён перечень нескольких сотен устройств, не склонных к смещению под действием магнитного поля. Там же есть список металлических имплантатов, материалов и инородных тел, которые считают потенциально опасными для пациентов во время MP-исследования. Обновлённый вариант списка представлен в табл. 18-1.
Инородные тела. Скрытые ферромагнитные инородные тела, попавшие в организм при несчастных случаях, представляют опасность, особенно если они находятся около глаз. Выявить наличие инородных тел можно, тщательно собрав анамнез, хотя некоторые пациенты не помнят о произошедших несчастных случаях. В случае сомнений перед проведением МРТ пациента следует направить на рентгенологическое исследование.
Ферромагнитные татуировки и макияж могут не только исказить MP-томограммы, но и вызвать раздражение.
Кроме того, ферромагнитные частицы макияжа под действием магнитного поля могут попасть в глаза. Поэтому, если возможно, перед МР-исслсдованием макияж следует удалить.
Кардиостимуляторы. При исследовании влияния магнитных и РЧ-полей на кардиостимуляторы было показано, что РЧ-импульсы MP-томографов могут нарушить функционирование кардиостимуляторов, работающих в режиме «по требованию», замкнув реле и переключив работу аппарата в асинхронный режим. Изменяющиеся магнитные поля могут имитировать сердечную деятельность. Магнитное притяжение может вызвать передвижение стимулятора в его ложе и, следовательно, смещение электродов. Поэтому пациентам с установленным кардиостимулятором нс только противопоказаны МР-ис-следования, но их даже близко нельзя подпускать к МР-томографам, хотя в последнее время появились сообщения, что в отношении некоторых кардиостимуляторов нового поколения возможны исключения [44].
В работе Павличека (Pavlicek) и соавт. [30] указано, что порог переключения кардиостимулятора в асинхронный ритм соответствует 17 Гс. Национальные комитеты по безопасности медицинских исследований решили огра-
218 Глава 18. Безопасность пациентов и персоната
Клипсы для аневризм Drake (DR 14; DR 16; DR 24; 301 SS); Edward Week, Triangle Park, NJ, U.S.A. Downs multi-positional (17-7 PH) Heifetz (17-7 PH); Edward Week. Housepian Kapp (405 SS); Kapp curved (404 SS); Kapp straight (404 SS); V. Mueller. Mayfield (301 SS; 304 SS); Codman, Randolph, MA, U.S.A. McFadden (301 SS); Codman, Randolph, MA, U.S.A. Pivot (17-7 PH); V. Mueller. Scoville (EN58J); Downs Surgical, Decatur, GA, U.S A. Sundt-Kees (301 SS); Sundt Kess Multi-Angle (17-7 PH); Downs Surgical, Decatur, GA, U.S.A. Vari-angle (17-7 PH); Van-angle micro (17-7 PM SS); Vari-angle spring (17-7 PM SS); Codman. Сосудистые скобы для сонных артерий Poppen-Blaylock (SS); Codman, Randolph, MA, U.S.A. Зубные протезы и материалы Palladium-clad magnet; Titanium-clad magnet; stainless steel-clad magnet; Parkell Pioducts, Farmingdale, N.Y., U.S.A. * Искусе венные клапаны сердца Многие применяемые в настоящее время протезы клапанов сердца предварительно тестируют на наличие ферромагнитных свойств. Большинство из них немного отклоняется под действием магнитного поля. Однако эти смещения незначительны по сравнению с теми, которые происходят во время сокращений сердца. Поэтому проведение MP-исследования пациентам с протезами клапанов сердца безопасно Внутрисосудистые спирали, стенты и фильтры Gianturco embolization coil; Gianturco bird nest JVC filter; Gianturco zig-zag stent; Cook, Bloomingdale, ID, U.S.A. Gunther IVS filter; Cook, Bloomingdale, ID, U.S.A. New retrievable IVC filter; Thomas Jefferson Univeisity, Philadelphia, PA, U.S.A. Palmaz endovascular stent; Ethicon, Sommervillc, N.J., U.S.A. Обратите внимание: ферромагнитные катушки, филыры и стенты через несколько недель после установки, как правило, крепко фиксируются внутри сосудов. Поэтому приблизительно через 6—8 нед их смещение под действием магнитного поля маловероятно Глазные имплантаты Retinal tack (SS-martensitic), Western European Fatio eyelid sping/wire * Слуховые имплантаты Cochlear implant; 3M/House Cochlear implant; 3M/Vienna Cochlear implant, Nucleus Mini 22-channel, Cochlear, Englewood, CO, U.S.A. McGee piston stapes prosthesis (Platinum/17Cr-4Ni SS); Richards Medical, Memphis, TN, U.S.A. Дробь, пули, шрапнель и т.д. BB’s, Daisy В B’s, Crosman Пули, 7,62; 0,39 мм (медь, сталь); Norinco Пули, 0,380 дюйма (медь, никель, свинец); Geco Пули, 0,45 дюйма (сталь, свинец); North America Ordinance Пули, 9 мм (медь, свинец); Norma Обратите внимание: риск проведения МР-исследования пациентам с дробью, пулями или шрапнелью зависит от того, насколько близко они находятся от жизненно важных органов Имплантаты полово о члена Penile implant; OmniPhase, Dacomed Corp., Minneapolis, MN, U.S.A. * Прочее Церебральный вентрикулярный дренаж, шунг (производитель неизвестен) Катетер Сван-Ганза, Thermodilution; American Edwards, Irvine, CA, U.S.A. (Описан случай плавления катетера во время МР-исследования, поэтому таким пациентам проведение МРТ противопоказано). Ранорасширитель (Tissue expander with magnetic port); McGhan Medical, Santa Baibara, CA, U.S.A.* Обратите внимание; при наличии у пациента таких металлических имплантатов или устройств риск возникновения серьёзных повреждений минимален, однако проведение МР-исследования может доставить неудобства пациенту и/или повредить имплантат
Таблица 18-1. Металлические имплантаты, материалы и инородные тела, которые считают потенциально опасными для пациентов во время МР-исслсдования. При наличии данных приведены фирмы-производители и их адреса. Подготовлено Ф.Г. Шэллоком и Е. КЭнелом. С изменениями из |41— 431. SS — нержавеющая сталь (stainless steel)
ничить порог доступа лиц с установленными кардиостимуляторами к MP-томографу зоной, где напряжённость поля равна 5 Гс. Такую зону следует обозначить специальными знаками или линиями на полу (рис. 18-4).
К сведению лиц, занимающихся составлением и контролем выполнения гигиенических правил и норм: поле величиной 5 Гс (0,0005 Тл) в 10 раз выше средней величины магнитного поля Земли, но ниже магнитного поля элек
тропоездов метрополитена (от0,009—0,06Тлдо0,9Тл) 115]. Поле, измеренное на поверхности телефонной трубки, составляет 35 Гс, а около аудионаушников — 100 Гс.
Аналогичные рассуждения можно привести и для стимуляторов каротидного синуса или имплантируемых инсулиновых микроиасосов. Случаи развития каких-либо неблагоприятных эффектов при проведении МР-иссле-дования у таких пациентов не описано [39]. Однако были
Глава 18. Безопасность пациентов и персонажа
219
Рис. 18-4.
Знаки опасности, необходимые на входе в помещения сМР-томографом. Опасно — сильное магнитное поле (а); опасно — высокочастотное электромагнит ное поле (Ь); запрещен входдля людей с искусственными водителями ритма (с); запрещён вход со свободными металлическими предметами (d), запрещён вход для людей с металлическими имплантатами (е); запрещён вход с магнитными носителями информации, например кредитными картами, дискетами, магнитными лептами (1), запрещен вход с механическими часами, фотоаппаратами и пр. (g).
Примеры реальных происшествий
сообщения о нарушении работы слуховых имплантатов и ферромагнитных протезов стремечка 117].
МРТ в слабых полях считают безвредной для пациентов с искусственными клапанами сердца. Однако, если клинически подозревают повреждение клапана, исследование на МР-систсмах с сильным полем лучше нс проводить или необходимо точно знать, возможно ли проведение исследования для данного типа клапана 145].
Провода и другие металлические объекты, соприкасающиеся с кожей. Провода и подобные структуры, например электроды кардиостимуляторов, отведения ЭКГ, шнуры плетизмографов или провода поверхностных катушек, могут работать как антенны. Градиентные и РЧ-поля индуцируют 13 проводниках ток, что может приводить к возникновению фибрилляции и ожогов (рис. 18-5) Таким образом, наличие проволоки и других металлических объектов создаёт риск для пациента, поэтому их необходимо удалить перед исследованием.
То же самое относится к одежде, содержащей металлические нити, металлическим оправам для очков, ювелирным изделиям, шпилькам, пуговицам, часам, браслетам, протезам и пр. Все подобные предметы необходимо снять перед исследованием.
Никакие части тела пациента не должны прикасаться к магниту. Если используют электроды электрокардиографа, важно проследить, чтобы провода не образовывали петли с большим радиусом.
Ожог на спине пациента, перенёсшего МР-исслсдование, лёжа на электроде электрокардиографа.
Постоянное магнитное поле
• Пациент с установленным кардиостимулятором погиб вскоре после проведения MP-исследования. При судебной экспертизе было установлено, что смерть наступила из-за повреждения кардиостимулятора МР-томографом .
• Пациент с зажимом (клипсой) на аневризме внутричерепной артерии погиб при попытке проведения МР-иссле-дования головы. Клипса сдвинулась под действием магнитного поля, хотя, по-видимому, перед исследованием сотрудники всё-таки убедились, что она сделана из материала, который можно помешать в МР-томограф.
• Смещение металлических скобок, находящихся около глаза пациента, во время MP-исследования привело к потере зрения на этот глаз.
• У пациента после MP-исследования появились жалобы на двоение в глазах. При проведении повторных МРТ и КТ было обнаружено присутствие металла около глаза. Во время первого исследования пациент находился под наркозом и не мог сообщить о своем самочувствии.
• Стойка для в/в капельницы под действием притяжения магнита упала на пациента, поранив его руку. Рану пришлось зашить скобками.
• Когда медицинская сестра с ножницами вошла в помещение, где находился МР-томограф, притяжение магнита вырвало их из её рук. Ножницы попали в пациента, ранив голову.
• Магнит притянул к себе две части от автопогрузчика, массой около 40 кг каждая, которые ударили техника, сбили его с ног и нанесли серьёзные повреждения.
Импульсные градиентные и радиочастотные поля
• У пациента остался ожог размерами 4x10 см на левой стороне спины о г провода для синхронизации с сердечными сокращениями
• У пациента остался ожог пальца, на котором во время МР-исследования находился пульсовой оксиметр. Для лечения повреждения пришлось пересаживать кожный лоскут.
• Пациента с установленным инфузионным инсулиновым микронасосом поместили в МР-томограф, что привело к смещению устройства. Впоследствии насос удалили и обнаружили, что он не работает *.
Примечание. Причиной этих случаев могли стать также импульсные РЧ-поля (*) или постоянное магнитное поле (**) [5].
220
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала
Если руки или ноги пациента полностью не покрыты одеждой, между ними и магнитом необходимо проложить изолирующий материал, чтобы предупредить соприкосновение участков кожи ног и рук между собой. Эта мера предосторожности обусловлена тем, чго в замкнутом контуре, образованном руками и ногами, возникает ток, способный вызвать ожоги.
Внутриматочные противозачаточные средства. Большинство внутри маточных противозачаточных средств не смещается под действием магнитного поля, не нагревается от импульсных последовательностей, применяемых при исследовании органов малого таза, а также не образует значительных артефактов. Поэтому пациенткам с пластиковыми и медными внутриматочными средствами можно без опасения проводить М P-исследования 127].
Протезы суставов и конечностей
В большинстве случаев протезы не представляют никакого риска, хотя могут стать причиной появления артефактов. Поэтому перед исследованием лучше их снимать, если это возможно.
Накожные фармацевтические устройства (пластыри) с лекарственными средствами
Такие пластыри накапливают РЧ-энергию, что может приводить к ожогам. Поэтому перед МР-исследо-ванием все пластыри лучше удалять.
Другие опасности
Наркоз. В последнее время МРТстали активно применять в педиатрии. Поскольку многие дети не способны спокойно перенести исследование, приходится вводить их в состояние наркоза.
Некоторые дети в течение всего исследования спят беспробудным сном, особенно после еды, однако большинству детей до 8 лет необходим наркоз, даже если родители присутствуют вместе с ними в комнате, где находится MP-томограф. Подростки в большинстве случаев переносят исследование так же, как и взрослые.
Подробнее об использовании наркоза можно прочитать в литературе [2, 4, 20].
Клаустрофобия. Клаустрофобия — серьёзная психологическая проблема некоторых пациентов. Клаустрофобия и другие психологические стрессовые ситуации становятся причиной прекращения проведения МР-исследования в 1—4% случаев. С этой точки зрения предпочтительнее использовать томографы со слабым полем и большим пространством для пациента (открытые системы), потому что при этом доля случаев клаустрофобии значительно снижается. Подробное разъяснение того, как будет проходить процедура, и описание MP-оборудования также способствуют существенному уменьшению клаустрофобии.
К дополнительным опасностям можно отнести возможность падения со стола во время исследования и гипотензия (из-за перегрева, долгого неподвижного горизонтального положения или сильного волнения).
Беременность. Доказательств того, что МРТ может повредить плод или эмбрион, нет. Поэтому МРТ можно применять для фетографии, в частности для исследования головного мозга плода (рис. 18-6). Эпидемиологическое исследование, проведённое Кэнелом и соавт. |211 среди женщин, работающих на МР-томо-графах, показало отсутствие у них статистически значимого повышения частоты спонтанных абортов, бесплодия или преждевременных родов. Из соображений общей предосторожности MP-исследование лучше не проводить в I триместре беременности. МРТ — метод выбора при беременности, если других неионизирующих методов медицинской визуализации недостаточно, или если необходимо получить такую же информацию, как при использовании рентгенографии или КТ, но без использования ионизирующего излучения. То же самое справедливо и для беременных сотрудниц отдела МРТ. Ечавным образом из психологических соображений им лучше избегать во время исследования находиться в комнате, где работает MP-томограф. Однако они вполне могут подготовить и уложить пациента, ввести контрастное вещество, провести исследование и напечатать томограммы на плёнке.
Санитарно-гигиенические требования
В начале 1980-х годов национальные комитеты санитарной и радиационной безопасноеги разработали рекомендации, касающиеся М Р-томографов и спектрометров
Рис. 18-6.
МР-изображенис плода (32 нсд беременности).
Глава 18 Безопасность пациентов и персонала
221
Абсолютные противопоказания Относительные противопоказания
Электронные, магнитные или механические: кардиостимуляторы Ферромагнитные или электрические протезы стремечка Гемостатические клипсы в ННС Металлические осколки в глазнице Электронные, магнитные или механические имплантаты: другие стимуляторы (например, каротидного синуса), инсулиновые насосы, нервные стимуляторы, а также электроды и другие провода Нсферромагнитные протезы стремечка. Слуховые имплантаты. Искусственные клапаны сердца (в сильных полях, если есть подозрение на повреждение клапана) Гемостатические клипсы в других органах Макияж и татуировки Застойная сердечная недостаточность Беременность Клаустрофобия
[19, 33, 34]. Вее ограничения, приводимые в них, носили рекомендательный, а не обязательный, характер.
В некоторых странах Европы и Азии действуют санитарно-гигиенические нормы, часть из них не имеет научного обоснования. Одни разработаны скорее под влиянием лобби «экономистов», а не компетентных учёных, а другие оторваны от реальности и никак не связаны с клинической практикой [19, 29].
Между тем, некоторые производители начали выпускать томографы с напряжённостью поля более 2 Тл, создали новые импульсные последовательности и системы переключения градиентов без какого-либо упоминания об их возможных вредных воздействиях. Поэтому все упомянутые нормы отчасти устарели.
Уточнения и корректировки рекомендаций всё равно не учитывали все возможные приложения МРТ, хотя в 1997 г. американское Управление по контролю за продуктами и лекарствами (Food and Drug Administration) расширило понятие «MP-томографы с незначительным риском» до напряжённости ноля 4,0 Тл 15].
С юридической точки зрения, владелец МР-томогра-фа должен быть уверен, что оборудование, используемое им. соответствует установленным требованиям. В некоторых странах такие требования более строгие, в других — менее. Производитель должен гарантировать их соблюдение, потому что пользователь в большинстве случаев не способен проверить выходную мощность, величину градиентов и даже напряжённость постоянного магнитного поля. Гарантии должны распространяться на оборудование и программное обеспечение, регулярно обновляемое после начальной установки. Обычно специально разработанные программы контролируют выходную мощность MP-томографа и не позволяют запустить или прерывают любые томографические или спектроскопические программы. нарушающие требования безопасности.
Абсолютные и относительные противопоказания кпроведению МРТ и МРС представлены в табл. 18-2, важнейшие правила безопасной эксплуатации — в табл. 18-3.
Таблица 18-2 Противопоказания к проведению МРТ и МРС. Не забывайте, что под действием магнитного поля магнитные носители информации, например кредитные карты и магнитные лен гы, теряют хранящиеся на них данные Поэтому, отправляясь па МР-исследование, оставьте их дома или хотя бы за пределами помещения, где находится томограф
Правила безопасной эксплуатации
Доступ в помещение с высоким магнитным полем (комнату, где находится MP-томограф) должен быть разрешён только обученному персоналу, пациентам, которым проводят исследование, и другим посетителям в сопровождении обученного персонала
Вход в это помещение должен быть закрыт дверью с замком, ключи от которого выдаются только обученному персоналу
Все входы и выходы людей в помещение должны находиться под контролем оператора МР-томо-графа
На входе в помещение необходимо установить соответствующие знаки, предупреждающие об опасности (см рис. 18-4)
Таблица 18-3. Несколько важных правил безопасной эксплуатации (с изменениями из Прайс [Price! 1321)
тп
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала
Подострые опасности
Возможные подострые опасности магнитного и РЧ-полей интенсивно изучают в течение длительного времени.
Вышло несколько публикаций, в которых увеличение частоты случаев лейкоза связывают с близостью нахождения зданий к высоковольтным линиям электропередач, излучающим электромагнитные волны предельно низкой частоты (50—60 Гц) [47], либо подверженностью электрическим и магнитным полям на производстве [28|. Однако перенос этих эффектов на МРТ или МРС представляв гея нсправомерным.
В соответствии с данными Национального комитета радиологической безопасности Великобритании [35], нет оснований полагать, что электромагнитные поля непосредственно повреждают клеточную ДНК. Они не способны вызывать рак по аналогии с действием ионизирующего излучения или некоторых химических веществ. Авторы некоторых исследований на животных и клеточных культурах предположили, что электромагнитные поля могут несколько усиливать действие канцерогенов или быть ускорителями роста опухолей, но эти результаты, взятые в целом, неубедительны.
В следующих абзацах будут обсуждены возможные подострые опасности.
Постоянные магнитные поля
При каждом МР-исследован и и применяют достаточно большое постоянное магнитное поле. В клинических томографах напряженность поля бывает от 0,2 до 3,0 Тл (2000 и 30 000 Гс), в экспериментальных томографах — до 11,0 Тл в зависимости от используемого оборудования. В MP-спектрометрах напряженность поля может достигать 12 Тл (120 000 Гс). Никаких опасных влияний постоянного магнитного поля на человека не обнаружено [8]. Однако долгосрочного наблюдения за людьми, подвергавшимися воздействию магнитного поля, не проводили
Будингер [Biidinger] [14] назвал пять биофизических механизмов, посредством которых постоянные электромагнитные ноля могут воздействовать на биологические процессы или работу организма:
• изменения динамики ферментов;
• изменения ориентации макромолекул и компонентов живых клеток;
• проводимость по нервным волокнам;
• кардиологические изменения;
• гемодинамические эффекты.
Изменения динамики ферментов. При поле до 45 Тл никакого существенного влияния на ферментные системы выявлено не было.
Изменения ориентации макромолекул и компонентов живых клеток. Результаты многократных экспериментов влияния ноля напряжённостью 1 Тл на вращение
палочек сетчатки, а также поля 0,35 Тл на выравнивание серповидных эритроцитов и ориентацию некоторых бактерий и микроорганизмов объясняются скорее физическим вращающим моментом, чем реакцией нервной ткани на вращающий момент.
Проводимость по нервным волокнам. Первые результаты экспериментов о влиянии постоянных магнитных нолей на нервную ткань были получены ещё в 1893 г. |6] Это и все следующие исследования дали отрицательный ответ. Видимо, поля с напряжённост ью до 0,1 Тл не оказывают никакого влияния на проведение импульсов по нервным волокнам вследствие изменения электрического сопротивления или величины потенциала действия [1]. Теоретические исследования доказывают, что поля с напряжённостью 24Тл вызывают замедление скорости про ведения импульсов по нервным волокнам на 10% [23].
В одной статье было сообщение о появлении неврологических симптомов у испытуемых во время исследования в гомографе с полем 4,0 Тл [42]. По этому поводу необходимо проведение дополнительных исследований.
Кардиологические изменения. Показано, что при помещении крыс в однородное постоянное магнитное поле у них происходит увеличение амплитуды зубцов ЭКГ в зависимости от величины напряжённости поля. Минимальное значение напряжённости поля, при котором заметен рост амплитуды, — 0,3 Тл. При 2,0 Тл увеличение амплитуды составляет в среднем 400%. Увеличение амплитуды зубца Т происходит мгновенно, а при прекращении воздействия магнитного поля оно сразу же исчезает (рис. 18-7). При последующем длительном наблюдении и контрольных исследованиях никаких изменений ЭКГ выявлено нс было [ 16]. Авторы предположили, что увеличение амплитуды зубца Т происходи!’ из- за наложения электрических потенциалов сердца и крови, движущейся в магнитном поле. В полях с напряжённостью oi 7 до 10 Тл не было выявлено увеличения риска развития аритмий [10].
В соответствии с данными Национальных комитетов здравоохранения и радиологической безопасности, развитие фибрилляции под действием движущегося заряда (крови) в магистральных сосудах и камерах сердца при используемых в МРТ напряжённостях магнитного поля маловероятно.
С указанными изменениями ЭКГ не связаны никакие гемодинамические нарушения, поэтому считают, что они не представляют опасности для человека.
Гемодинамические эффекты. Теоретически предсказано, что в поле 10 Тл артериальное давление увеличивается на 28%. Это объясняется взаимодействием токов, индуцированных движением электрических потенциалов в электролитном растворе (т.е. крови) в условиях магнитного поля, что обусловливает появление объёмной электрической силы, направленной противоположно кровотоку. В результате происходи! замедление скорости кровотока, что компенсируется
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала
223
Рис. 18-7.
Текущая кровь — проводник, движущийся в магнитном поле. Поэтому поле индуцирует в нём ток, принимающий максимальное значение в ту фазу сердечного цикла, когда скорость кровотока наибольшая. Этот момент совпадает с зубцом Т на ЭКГ. В результате происходит увеличение амплитуды зубца Т, что может имитировать патологические изменения миокарда.
повышением давления. В поле 1,5 Тл заметных изменений давления не происходит, в поле 6,0 Тл ожидается повышение на 10% 114, 46].
В качестве добавления к рассуждениям Будингера внимания заслуживает еще несколько соображений.
Генетические эффекты. Вышло несколько статей с указанием на то, что постоянные магнитные поля могут вызывать мутации генов, изменять скорость развития, количество лейкоцитов и обусловливать некоторые другие эффекты [371. Однако результаты таких исследований оказались невоспроизводимыми [40]. Удалось показать замедление скорости развития Eischerichia coli под действием низкочастотного магнитного поля. Тем не менее, некоторые авторы утверждают, что едва ли следует ожидать мутагенного действия магнитного поля при напряжённости меньше 1,0 Тл [24]. Не было ни одной публикации о том, что у детей лиц, подвергающихся действию магнитного поля (втом числе персонала отделений МРТ), наблюдают увеличение частоты генетических заболеваний по сравнению с обшей популяцией.
Несмотря на это, мы считаем, что исследования в этой области необходимо продолжать. Кроме того, беременность должна оставаться относительным противопоказанием к проведению МРТ и МРС. Принимая во внимание тот факт, что клинические МР-томографы работают в полях от 0,2 до 2.0 Тл, осгорожность требует исследования безопасности более сильных полей.
Мембранный транспорт и оседание эритроцитов. Еще одна потенциальная опасность постоянного магнитного поля — возможное влиянии на мембранный транспорт и оседание эритроцитов. Как показали Мэнсфилд (Mansfield) и Моррис (Morris), градиентное магнитное поле 0,01 Тл/см (100 Гс/см) не оказывает существенного воздействия на мембранный транспорт. При нормальном кровообращении действия постоянного магнитного поля на эритроциты недостаточно для того, чтобы вызвать их оседание [241.
Как было обсуждено выше, результаты многих опубликованных статей о влиянии постоянных магнитных полей противоречивы, их нельзя объяснить какими-либо проверенными биофизическими или биохимическими механизмами. В некоторых случаях наблюдаемые эффекты обусловлены совсем иными причинами, не учтён! (ыми исследователями при планировании экспериментов. Критический анализ таких исследований проведён в нескольких обзорах [14, 31]. Однако существующих на сегодняшний день научных данных пока ещё недостаточно для того, чтобы считать МРТ и МРС абсолютно безопасными методами исследования.
Изменяющиеся магнитные поля
Изменяющиеся магнитные поля нужны для определения местонахождения ядер с определёнными магнитными свойствами внутри исследуемого объекта.
224
Епава 18. Безопасность пациентов и персонала
Хорошо известный эффект изменяющихся магнитных полей — так называемые магнитные фосфены [16], впервые замеченные около 90 лет назад [7]. Они считаются характерным свойством изменяющихся магнитных полей и появляются при достижении пороговой скорости изменения поля (от 2 до 5 Тл/сек). Фосфены — зрительные ощущения световых вспышек, возникающих без воздействия света на глаз при раздражении зрительного нерва, сетчатки или участка зрительной коры. Считают, что они не связаны с поражением глаза или нерва.
Изменяющиеся магнитные поля используют для стимуляции заживления костей при несрастаюшихся переломах и ложных суставах. Причины, по которым импульсные магнитные поля способствуют лечению костей, не совсем ясны [9].
Быстрые эхо-планарные последовательности и томографы с сильными градиентными полями создают быстро переключающиеся магнитные поля, способные стимулировать мышцы и нервную ткань. Средний пороговый уровень скорости изменения поля для стимуляции сердца составляет 3600 Тл/сек, дыхательной системы — 900 Тл/сек, периферических нервов — 60 Тл/сек. Практические рекомендации, изданные в США, ограничивают скорость переключения градиентов до значения в 3 раза меньшего, чем средний пороговый уровень для стимуляции периферических нервов (т.е. 20 Тл/сек).
Радиочастотные поля
РЧ-импульсы применяют в МРТ для возбуждения ядер. РЧ-поля могут взаимодействовать как с тканями, так и с инородными телами (например, металлическими имплантатами), находящимися в организме человека. Основным результатом такого взаимодействия становится нагревание.
Чем выше частота поля, тем большее количество тепла будет выделяться; чем больше ионов содержится в ткани, тем большее количество энергии будет превращаться в тепло [22, 35]. Этот эффект хорошо изучен на однородных моделях, но вследствие сложной организации тканей человека более точные расчеты затруднительны, если нс невозможны.
Оцепить тепловые эффекты РЧ-полей помогает удельная скорость поглощения (SAR — specific absorbtion rate). Она увеличивается с ростом напряжённости поля, мощности РЧ-импульсов, рабочего цикла, а также зависит от типа передающей катушки и размеров тела пациента. В сильных и сверхсильных полях некоторые многосрезовые последовательности или последовательности множественных эхо-сигналов могут достигать больших значений удельной скорости поглощения, чем рекомендовано комитетами безопасности.
В ткани, находящейся в исследуемой области, могут оказаться участки, более чувствительные к перегреванию. В настоящее время наличие таких участков в
организме человека считают маловероятным, но для избежания или минимизации последствий таких теоретически возможных осложнений частоту и мощность РЧ-импульсов необходимо поддерживать на максимально возможном низком уровне.
В нескольких экспериментах, проведённых in vivo и in vitro, угрожающего повышения температуры воспроизвести не удалось [13, 23]. Даже в сильных магнитных полях локальное увеличение температуры было не более чем на Г. Максимальное повышение температуры кожи составило 2,Г [41]. Вихревые гоки могут нагревать металлические имплантаты, в результате чего вызывать локальное повышение температуры тканей. In vitro удалось достичь наихудших результатов с большим тонким термически изолированным листом из алюминия, когда при исследовании в течение 15 мин в поле 1,5 Тл температура повысилась всего на 0,08°.
Управление по контролю за продуктами и лекарствами (FDA) составило критерии ограничения величины удельной скорости поглощения, которая не должна превышать следующих значений:
• 4 Вт/кг в расчёте на среднюю массу тела пациента за каждые 15 мин;
• 3 Вт/кг в расчёте на среднюю массу головы пациента за каждые 10 мин;
• 8 Вт/кг в расчёте на массу конечностей за каждые 5 мин.
Некоторые Европейские страны также издали свои рекомендации по ограничению удельной скорости поглощения. Общего согласия по этому вопросу не дос-ти! нуто.
Список литературы
Дополнительную информацию и источники литературы можно найти на следующих интернет-сайтах:
http://www.acr.org/commiltees/mr_safety/ М Rsafety.pdf (статья Kanal Е, BorgstedeJP, BarkovichAJ et al. American College of Radiology White Paper on MR Safety. AJR June 2002; 178: 1135-1347),
http://kanal.arad.upmc.edu/mrsafety.hlml,
http://www.mrisafety.com,
http://www.fda.gov/cdrh/safety/mrisafety.html.
1. Abashin VM, Yevtushenko Gl. Influence of a permanent magnetic field on biological systems. Biofizika 1975; 20: 276-280; and Abashin VM, Yevtushenko GL A permanent magnetic field and the conduction of an impulse along the nerve. Biofizika 1975; 20: 281—285.
2. American College of Radiology. Kanal E, Borgstede JP, Barkovich AJ, et al. American College of Radiology White Paper on MR Safety. AJR 2002; 178: 1335-1347.
3. American Academy of Pediatrics, Committee on Drugs. Guidelines for monitoring and management of pediatric patients during and after sedation for diagnostic and therapeutic procedures. Pediatrics 1992; 89: 1110—1115.
Ечава 18. Безопасность пациентов и персонала
225
4. American Society of Anesthesiologists House of Delegate Standards for basic intraoperative monitoring. American Society of Anesthesiologists' 1992 Directory of Members. Park Ridge, II. 1992; 675—676.
5a. Center for Devicesand Radiological Health. A primer on medical device interactions with magnetic resonance imaging systems. U.S. Department of Health and Human Services. Food and Drug Administration. 1997. See: http:// www.fda.gov/cdrh/odc/primerf6.html. 5b. Guidance for Industry. Guidance for the Submission Of Premarket Notifications for Magnetic Resonance Diagnostic Devices. Document issued on: November 14, 1998. This document supersedes the Guidance for the Content and Review Of a Magnetic Resonance Diagnostic Device 5 IO(k) Application Dated 8/2/88. http://www.fda.gov/cdrh/ode/95.html / http://www.fda.gov/cdrh/ode/mri340.pdf
6. D’Arsonval MA. Action physiologique des courants alternatifs a grande frequence. Arch d Physiol 1893; 5:401-406.
7. D’Arsonval MA. Dispositifis pour la mesure des courants alternatifs a routes frequences. C RSoc Biol (Paris) 1896; 3: 451.
8. Baker KA, DcVor D. Safety considerations with high field MRI. Radiol Technol 1996; 67; 25-52.
9. Bassett CAL, Pilla AA, Pawluk RJ. A non-operative salvage of surgically-resistant pseudarthroses and non-unions by pulsing electromagnetic fields. Clin Orthop 1977; 124; 128.
10. Battocletti JH, Salles-Cunha S, Halbach RE, Nelson J, Sanccs Jr A., Antonich FJ. Exposure of rhesus monkeys to 20,000 G steady magnetic field; effect on blood parameters. Med Phys 1981; 8: 115-118.
ll. Beischcr DE. Human tolerance to magnetic fields. Astronautics 1962; 7: 24—48.
12. Bottomley PA, Edelstein WA. Power deposition in whole-body NMR imaging. Med Phys 1981; 8: 510-512.
13. Budinger TF. Nuclear magnetic resonance (NMR) in vivo studies: known threshold for health effects. J Comput Assisi Tomogr 1981; 5: 800-811.
14. Budinger TF. Safety of NMR in vivo imaging and spectroscopy, in: Budinger TF, Margulis AR: Medical magnetic resonance imaging and spectroscopy. A primer. Society of Magnetic Resonance in Medicine: Berkeley, CA, U.S.A. 1986; 215-231.
15. Bundesanstalt fur Arbeitsschutz und Arbcitsmedizin BAuA. Hentschel K, Goltz S, Ruppe 1, Eggert S, Neuschulz H, Angerer M. Electrified railway transport systems, part 2: electric and magnetic fields emitted by conventional railway transport systems. Research Report Fb 800. Bremerhaven, Germany 1998.
16. Gaffey CT, Tcnforde TS. Alterations in the rat electrocardiogram induced by stationary magnetic fields. Bioclectromagnetics 1981; 2: 357—370.
17. Hepfner ST, Skelly MF. Radiofrequency interference in cochlear implants. N Engl J Med 1985; 313: 387.
18. Hylton NM. Suspension of breast-feeding following gadopentetate dimeglumine administration. Radiology 2000; 216: 325-326.
19. International Non-Ionizing Radiation Committee of the International Radiation Protection Association. IRPA/ IN IRC Guidelines. Protection of the patient undergoing a magnetic resonance examination. Health Physics 1991; 61. 923—928. (Comment: guidelines of only limited value for manufacturers and users of MRI and MRS).
Kanal E. Sec also: American College of Radiology.
20. Kanal Eand Shellock FG. Patient monitoring during clinical MR imaging. Radiology 1992; 185: 623-629.
21. Kanal E, Shellock FG, Savitz DA, Gillen J. Survey of reproductive health among female MR operator (abstr.). Radiology 1991; 181 (P): 235.
22. Led JJ, Petersen SB. Heating effects in carbon-13 N M R spectroscopy on aqueous solution caused by proton noise decoupling at high frequencies. J Mag Res 1978; 32: 1-17.
23. LiboffRL. A biomagnetic hypothesis. Biophys J 1965; 5: 845.
24. Mansfield P, Morris PG. Biomagnetic effects. In: Mansfield P, Morris PG: NMR imaging in medicine. New York, London: Academic Press. 1981, 297—332.
25. Magin RL, Liburdy RP, Persson B. Biological effects and safety aspects of nuclear magnetic resonance imaging and spectroscopy. Annals of the New York Academy of Sciences; vol. 649, 31 March 1992.
26. Mansfield P, Haywood B. Principles of active acoustic control in gradient coil design. Magn Reson Materials Phys Biol Med 2000; 10: 147-151.
27. Mark AS, Hricak H. Intrauterine contraceptive devices: MR imaging. Radiology 1987; 162: 311-314.
28. Milham S. Mortality from leukemia in workers exposed to electrical and magnetic fields. N Engl J Med 1982; 307: 249.
29. Norris DG, Ordidge RJ. The regulation of MR examinations in Germany: a threat to scientific and technical progress for MR in Europe? MAGMA 2000; 10: 4—5.
30. Pavlicek W, Geisinger M. Castle L, Borkowski GP, McaneyTF, Bream BL,GallagherJH.Thecffectsofnuclear magnetic resonance of patients with cardiac pacemakers. Radiology 1983; 147: 149-153.
31. Persson BRR, Stehlberg F Health and safety of clinical NMRexaminations. Boca Raton, FL, U.S.A.: CRC Publishers 1989.
32. Price RR. The AAPM/RSNA physics tutorial for residents. MR imaging safety considerations. RadioGraphics 1999; 19: 1641-1651.
33. Radiological Health, Bureau of (United Stales of America). Guidelines for evaluating electromagnetic risk for trials of clinical NMR systems. Department of Health and Human Services, Public Health Service, Food and Drug Adminstration. Rockville, 25 February 1982; and: US Food and Drug Administration: Magnetic resonance diagnostic device; panel recommendation and report on petitions for MR reclassification. Fed Reg 1988; 53: 7575—7579.
34. Radiological Protection Board, National (United Kingdom). Exposure to nuclear magnetic resonance clinical imaging. Radiography 1981; 47: 258-260.
226
Глава 18. Безопасность пациентов и персонала
35. Radiological Protection Board, National (United Kingdom). Electromagnetic fields and the risk of cancer. Documents of the NRPB 3, 1 Didcot, Oxon: NRPB. 1992.
36. Radomskij P, Schmidt MA, Heron CW, Prasher D. Effect of MRI noise on cochlear function. Lancet 2002; 359: 1485.
37. Rinck PA. Risiken und Gefahren der NMR-Tomographie; VorschUge zum Schutz und zur Uberwachung. Dtsch Med Wschr 1983; 108: 992—994.
38. Runge VM. Safety of approved MR contrast media for intravenous injection. J Magn Reson Med 2000; 12: 205—213.
39. Schroeder P-M, MiksicekA, Koralewski H-E, Romer T. Kernspintomographie bei Patienten mil Nervenschritt-machern (English abstract: MR in Patients with nerve pacemakers). Fortschr Runtgcnstr 1987; 147: 198—199.
40. Schwartz JL, Crooks LE. NMR imaging produces no observable mutations or cytotoxicity in mammalian cells. AJR 1982; 139: 583-585.
41. Shellock FR. Guide to MR procedures and metallic objects: update 2001. 7th edition. Philadelphia. Lippincott Williams and Wilkins. 2001.
42. Shellock FG and Kanal E. Magnetic resonance: bioeffects, safety, and patient management. Philadelphia, PA, U.S.A.: Lippincott-Raven 1994.
43. Shellock FG and Kanal E. Bioeffects and safety. In: Stark DD and Bradley WG: Magnetic Resonance Imaging. St. Louis, MO, U.S.A: Mosby. 1999, Vol. 1: 291-306.
44. Sommer T, Lauck G, Schimpf R, et al. MRT bei Patienten mil Herzschriltmachern: In-vitro- und In-vivo-Evaluierung bei 0,5 Tesla. Fortschr Rontgenstr 1998; 168: 36-43.
45. Soulen RL, Budinger TF, Higgins CB. Magnetic resonance imaging of prosthetic heart valves. Radiology 1985; 154: 705-707.
46. Tcnforde TS, Gaffey CT, Moyer BR, Budinger ТЕ Cardiovascular alterations in Macaca monkeys exposed to stationary magnetic fields: experimental observations and theoretical analysis. Bioelectromagnetics 1983; 4: I.
47. Wertheimer N, Leeper E. Electric wiring configurations and childhood cancer. A J Epidemiol 1979: 109: 273.
48. Zhang, Yong-shang, Heng-wang, Wu. Dor EinfluB von magnetisiertem Wasser auf Harnstein. Eine experimentelle und klinischc Studie. Acta Acad Med Wuhan 1984; 4: 31-37.
Благодарность
Рис. 18-5 перепечатан с любезного согласия автора (Tempany С. MR, The Newmagazine of Magnetic Resonance, май/июнь 1993; 39).
Финал
МРТ с европейской точки зрения
Для понимания МРТ чрезвычайно важно познакомиться с людьми, сыгравшими главные роли в развитии этого метода.
История зависит от того, кто её описывает и с какой целью. В тех случаях, когда автор непосредственно не принимает в ней участия, ещё большее влияние на историю могут оказать люди, написавшие исторические документы. Поскольку я был свидетелем определённого отрезка развития МРТ, могу представить и свой вариант происходивших событий.
Затронутая нами тема интересная, но деликатная. Поэтому, прежде чем перейти к повествованию, хочу попросить прощения у тех, кто внёс вклад в развитие МРТ в Европе, но не был упомянут, а также у тех, кто был упомянут, но не получил должного внимания. В короткой книжной главе нельзя отдать дань уважения всем, кто этого заслуживает.
Как любая история, история МРТ не имеет чёткого начала. Не существует точной даты, когда кто-то заявил об открытии метода получения изображений, основанного на явлении ЯМР.
Как говорил Гераклит: «Все течёт, и ничто не стоит на месте».
Важный вклад в науку был сделан ещё во времена Наполеона. В начале XIX века Жан Батист Жозеф Фурье три года прослужил секретарём института Египта, а позднее стал префектом департамента Изер во Франции. Однако основным занятием его жизни была математика, а без преобразования Фурье мы бы не смогли получать МР-томограммы.
Слева направо: Жан Батист Жозеф Фурье, Феликс Блох и Эдвард М Пурселл.
228
Финал. МРТ с европейской точки зрения
Слева направо: Отто Штерн, Исидор И. Раби и Корнелиус Якоб Горгер.
В 1946 г. двое учёных из США независимо друг от друга описали физико-химическое явление, основанное на магнитных свойствах некоторых ядер периодической системы Д.И. Менделеева. Оно получило название «ядерный магнитный резонанс» (ЯМР) |4, 48].
В 1952 г. за это открытие оба ученых — Феликс Блох (Felix Bloch) и Эдвард М. Пурселл (Edward М. Purcell) — получили Нобелевскую премию по физике.
Пурселл родился в городе Иллинойс, США. Он работал в Массачусетском институте технологий, а позднее — в Гарвардском университете.
Блох родился в Цюрихе в 1905 г. До 1933 г. он обучался в университете города Л ей пни га, после чего змиг-рировал в Соединённые Штаты, а в 1939 г. принял американское гражданство. В 1934 г. он начал работать в Стенфордском университете в Пало Альто (Palo Allo), а в 1962 г. стал первым директором Европейской организации по ядерным исследованиям (CERN — European Organization for Nuclear Research) в Женеве В 1983 i. он умер в Цюрихе.
Феликс Блох был сторонником сотрудничества Европы и Соединённых Штатов Америки, без коюрого ЯМР и МРТ бы не существовало.
В тот период времени многие европейские ученые обдумывали возможность эмигрировать в США. Некоторые из них пересекали Атлантический океан и оставались там навсегда. Другие возвращались. В противоположном направлении подобного перемещения не происходило. Исторические причины переселений до и после Второй мировой войны были различными. До войны для многих эмиграция была просто вопросом жизни и смерти или. по крайней мере, была обусловлена политическими причинами. Под действием притяжения Статуи Свободы учёные двигались на запад.
После войны вести исследовательскую работу в США было удобнее, потому что академическая система там была более гибкой, чем европейские университетские структуры, и, кроме того, не было недостатка в долларах.
Статуя Свободы. С 1930-х но 1980-е годы она сулила независимость многим европейцам, решившим эмигрировать в Соединенные Штаты, в том числе ведущим исследования в области магнитного резонанса. Сегодня же многие публикации в этой области снова исходят из Европы.
Финал. МРТ с европейской точки зрения
229
Physica IX, по 6 Jimi 1942
NEGATIVE RESULT OF AN ATTEMPT TO OBSERVE NUCLEAR MAGNETIC RESONANCE IN SOLIDS.
by C. J. GORTER and L. J. F. BROER
Zeeman-Laboratorium dei Universiteii van Amsterdam
Communication No.26(w from the Kamerlingh Onncs Uiboratoiium, Leiden
Zusainmenfassung
Es wird das negative Rcsultat bekannt gegeben eines Versuches magne-tische Kernmomentezuermittclndurch Bcobachttingvonanontalei Dispersion im normalen Kurzwellengebiet Der Grund des Fehlschlagens liegt wohl in der bberaus kleinen Wechselwirkung zwischen den Kernmomenten und den VVurmewellcn des Kristallgittcrs.
Resume
On decrit tine experience ayant pour but d’obscrver des spins magnet i-
Начало статьи Гортера о его неудачиых экспериментах (1942).
Блох и Пурселл были не единственными учёными, работавшими в этой области. 1920-е годы были бурными и экономически нестабильными, но вместе с тем очень плодотворными в науке. В 1924 г. Вольфганг Паули (Wolfgang Pauli) предположил существование спина ядра. Через год Джордж Уленбек (George Eugene Uhlenbeck) и Самуэл Га-удсмит (Samuel A. Goudsmit) ввели понятие «спин электрона». Ещё через два года Паули и Чарльз Гальтон Дарвин (Charles Gallon Darwin) подвели теоретическое обоснование концепции спина электрона с точки зрения новой квантовой механики, разработанной годом раньше Эдвином Шредингером (Edwin Schrodinger) и Вернером Айзенбергом (Werner Heisenberg).
Паули, Уленбек и Гаудсмит уехали работать в США. Англичане остались работать в Великобритании (во всяком случае, в то время).
Развитие области продолжилось в 1930-х годах. В 1933 г. Отто Штерн (Otto Stern) и Вальтер Герлах (Walther Gerlach) своей ключевой работой открыли путь к измерению спина ядра, показав расщепление пучка атомов водорода в магнитном поле. В начале 1930-х годов центром таких исследований стала лаборатория Исидора Исаака Раби (Isidor Isaak Rabi) в Колумбийском университете в Нью-Йорке.
Исследования Раби были успешными, но только приезд Корнелиуса Якоба Гортера (Cornelis Jacobus Gorter) из Нидерландов в сентябре 1937 г. подсказал ему окончательный метод измерения ядерного магнитного момента. Гортер начал проводить эксперименты, но они оказались неудачными. Раби принял предположения Гортера, несколько изменил их и в экспериментальных условиях наблюдал резонанс. В 1938 г. вышла статья «Новый метод измерения ядерного магнитного момента» [49].
В 1942 г. в охваченных войной Нидерландах вышла статья Гортера, где впервые был упомянут термин «ядерный магнитный резонанс». Гортер отметил, что авторство выражения принадлежит Раби [20].
Вторая мировая война оказала значительное влияние на научные исследования — в том числе и на их прекращение в определённых странах или направлениях. Например, Германия была ведущей страной в науке и медицине в 1920-е годы, однако в 1930-х она сошла с дистанции.
Но была ещё одна страна, внёсшая существенный вклад в развитие ЯМР. Речь идёт о городе Казани, столице Республики Татарстана, который раньше был частью Советского Союза, а сейчас является республикой в составе Российской Федерации. Вплоть до настоящего времени на Западе было пренебрежительное отношение к вкладу российских исследователей в ЯМР и радиологию или же его вообще замалчивали.
В конце Второй мировой войны Евгений Константинович Завойский из Казанского университета открыл электронный парамагнитный резонанс [54]. В 1941 г. он осуществил первую попытку зарегистрировать ЯМР, но, как и Гортер, потерпел неудачу.
Окончательный прорыв сделали Блох и Пурселл в 1946 г.
В течение следующих нескольких десятилетий ЯМР пробовали применять в различных областях науки, хотя едва ли среди них можно упомянуть медицину. Уже в начале 1950-х годов была предпринята попытка зарегистрировать ЯМР in vivo.
В 1955—1956 гг. Эрик Одеблад (Eric Odeblad) и Гуннар Линдстром (Gunnar Lindstrom) из Стокгольма опубликовали первые результаты регистрации ЯМР на живых клетках и вырезанных тканях животных [471. Одеблад продолжал эксперименты на тканях в 1950-х и 1960-х годах. Он внёс наибольший вклад среди ранних исследователей ЯМР в медицине.
В 1956 г. Олш Жардецкий (Oleg Jardetzky) с соавт. проводили исследования ЯМР по натрию на крови, плазме и эритроцитах [32]. В 1965 г. Браттон (Bratton) с соавт. опубликовали результаты измерения TI и Т2 скелетной мышцы живой лягушки |5]. В 1960-х и 1970-х годах было опубликовано большое количество работ по исследованию релаксации, диффузии и химического обмена воды во всех видах клеток и тканей. В 1967 г. Лигон (Ligon) измерил ЯМР-релаксацию воды в руке живого человека [40]. В 1968 г. Джексон (Jcckson) и Лангхам (Langham) получили первые ЯМР-сигналы от живого животного |31].
В конце 1960-х годов Джим Хатчинсон (Jim Hutchinson) из Абердинского университета (Шотландия) начал изучать МР и электронный парамагнитный резонанс in vivo на мышах.
Хазлвуд (Hazlewood) измерял времена релаксации мышечной ткани [24,25]. Кук (Cooke) и Виен (Wien) работали в той же области [9]. Хансен (Hansen) изучал ЯМР-сигналы головного мозга [23].
Подобные исследования стали проводить и многие другие учёные, среди которых следует отметить наиболее известных: исследовательскую группу Реймонда
230
Финал. МРТ с европейской точки зрения
Дамадиана (Raymond Damadian) из медицинского центра Даунстейт (Downstate Medical Center) в Бруклине, Дональда П. Холлиса (Donald Р.Hollis) из Университета Джонса Хопкинса в Балтиморе. Группа Дамадиана измеряла времена ТI - и Т2-релаксации образцов нормальных и опухолевых тканей крыс и установила, что у опухолевых тканей времена релаксации больше, чем у нормальных [II]. Холлис с соавторами опубликовали аналогичные результаты, но их утверждения и выводы были более сдержанными и самокритичными [29].
Дамадиан решил, что открыл методику выявления рака, и в 1972 г. подал заявку на патент «Аппарат и метод выявления рака в тканях» [10]. Запатентована была сама идея обнаружения опухолей, а не методика использования ЯМР для сканирования тела человека.
В феврале 1973 г. Абе (Abe) с сотрудниками подали патентную заявку на прицельный ЯМ Р-сканер [1]. Они опубликовали свою методику в 1974 г. [53]. Два года спустя Дамадиан описал аналогичную методику, названную «фокусирующий полем ЯМР (Фонар)» (field-focusing NMR [Fonar]), и представил изображение объёмных элементов живой мыши 113].
Возможность измерения скорости кровотока методом ЯМР также обсуждали с некоторого времени.
В 1959 г. Джей Сингер (Jay Singer) исследовал кровоток с помощью измерения времён релаксации крови живых людей [52]. Такие исследования не попали в клиническую практику до середины 1980-х годов, хотя Александр Ганссен (Alexander Ganssen) в начале 1967 г. получил патент на ЯМР-прибор для исследования кровотока в теле человека [ 18].
Прибор был предназначен для измерения ЯМР-сигнала от текущей крови на разных участках кровеносного сосуда с помощью нескольких небольших катушек, позволяющих рассчитать скорость кровотока в сосуде. Его можно считать первым MP-томографом, хотя он и не был предназначен для получения изображений.
Реальные исследования в области ЯМР-спектро-скопии in vivo стартовали в 1974 г. в Оксфорде. Их начала группа исследователей под руководством Рекса Е. Ричардса (Rex Е. Richards) и Джорджа К. Радда (George К. Radda). Помимо других, в эту группу входили Давид Холт (David Hoult) и Давид Г. Гадиан (David G. Gadian).
Пространственное кодирование сигнала
Все эксперименты, рассмотренные нами до настоящего момента, были одномерными и не содержали пространственной информации. Никто не мог определить локализацию Я М P-сигнала в исследуемом объекте. После того как впервые была описана МРТ, некоторые исследователи и компании стали утверждать, что они открыли её ещё раньше, однако их приборы не создавались в качестве устройств для получения изображений.
В радиологии времена стандартных рентгенологических исследований закончились в сентябре 1971 г., когда в Великобритании был установлен первый компьютерный томограф.
В том же месяце Пол Лаутербур (Paul Lauterbur) из Нью-Йоркского государственного университета в Стони Брук предложил использовать градиентные магнитные поля в трёх направлениях и метод реконструкции изображений по обратным проекциям, заимствованный из КТ, для построения ЯМР-изображсний. В марте 1973 г. в журнале Nature он опубликовал первые изображения двух пробирок с водой [35]. Через год, в 1974 г., были получены первые томограммы живого существа (моллюска), а после этого — грудной клетки мыши [36] Лаутербур назвал метод зойгматографией. Этот термин позднее был заменён на «(Я)МР-гомография».
Градиентные поля использовали и раньше. Они были необходимыми элементами экспериментов по изучению молекулярной диффузии в жидкостях методом спин-эхо, проводимых Эрвином Ханом (Erwin L. Hahn) в 1950 г. [22|. Та же группа исследователей использовала градиенты для создания запоминающего устройства (storage memory7) 12]. В 1951 г. Роджер Габил-лар (Roger Gabillard) из города Лилль (Франция) исследовал образцы в присутствии градиента, направлен-
Elektromagnetische Hochfrequenzspule fur Diagnostik-Einrichtung
Схемы двух диагностических приборов, основанных на магнитном поле сверху — патент Александра Ганссена (1967), снизу — патент Раймонда Дамадиана (1972). Оба аппарата были одномерными и не разрабатывались для получения изображений.
Финал. МРТ с европейской гонки зрения
231
ного по одной оси [16, 17]. Карр (Carr) и Пурселл (Purcell) описали в 1954 г применение градиентов для исследования диффузии [7|.
Тем не менее, именно идея Лаутербура привела к революции в ЯМР, потому что она открыла путь к построению изображений. Многие современные новинки были впервые придуманы и разработаны в его лаборатории в конце 1970-х и 1980-х годах [3, 15, 34, 37-39, 46, 51] В январе 1974 г. на конференции Международного общества магнитного резонанса (1SMAR — International Society of Magnetic Resonance) в Бомбее он представил свой подход к ЯМР-томографии. Реймонд Эндрю (Raymond Andrew) Вильям Мур (William Moore) и Вальдо Хиншау (Waldo Hinshaw) из Ноттингемского университета (Великобритания) присутствовали в аудитории и не оставили его доклад бе з внимания. В результате Хиншау и Мур создали свой вариант МРТ, названный метолом «чувствительной точки» [26, 27|.
В апреле 1974 г. Лаутербур делал доклад на конференции в г. Роли, штат Северная Каролина. Эту конференцию посещал Ричард Эрнст (Richard Ernst), который вместо лаутсрбуровского метода обратных проекций предложил переключать градиентные магнитные поля во времени. В результате в 1975 г. Анил Кумар (Ami Kumar), Дитер Велти (Dtctcr Welti) и Ричард Эрнст опубликовали статью «ЯМР-фурье-зойг-матография», которая описывала метод, используемый в МРТ ив настоящее время 133].
Ещё одна группа ЯМР-исследователей из Ноттингема внесла вклад в создание М РТ. Ес лидер, Петер Мэнсфилд (Peter Mansfield), изучал твердые периодические тела — кристаллы В сентябре 1973 г на конференции Ампер (Colloque Ampere) в Кракове Мэнсфилд с соавтором Петером Граннсллем (Peter K.Grannell) представили одномерную интерферограмму с разрешением менее I мм [43|. Тем не менее, этоещё нельзя назвать МР-изоб
ражением. Год спустя Алан Гарровей (Alan N. Garroway) и Петер Мэнсфилд получили патент и опубликовали статью о построении изображения при помощи ЯМР [ 19]. К 1975 г. Мэнсфилд и Эндрю А. Маудсли (Andrew А. Maudsley) создали линейный метод, с помощью которого в 1977 г. получили первое in vivo изображение человека — поперечный срез пальца. В 1978 г. Мэнсфилд представил первое изображение брюшной полости [44, 45].
В 1977 г. Хиншау, Пол Боттомли (Paul Bottomley) и Нейл Холланд (Neil Holland) успешно получили изображение запястья [28]. Дамадиан с соавт. получили срез грудной клетки человека |12|. Хыо Клау (Hugh Clow) и Ян Р. Янг (Ian R Young), работавшие в вел и кобри ганской фирме ЕМ1, получили множество изображений грудной клетки и брюшной полости человека, а также в 1978 г. сообщили о первой поперечной МР-томограм-ме головы человека [8].
Через два года Виллиам Мур вместе с коллегами представили первые фронтальные и сагиттальные срезы головы человека.
Джим Хутчисон и Билл Эдельштейн (Bill Edelstein) из исследовательской группы Джона Малларда из Абер-денского университета разработали спин-пакстный метод. Кроме них в этом приняла участие Маргарет Фостер. В 1974 г. они опубликовали первое МР-изоб-раженис мыши ] 14, 30|.
В это время многие исследователи из Великобритании эмигрировали в Соединенные Штаты. Для английских университетов это была значительная «утечка мозгов», но университеты Великобритании тогда (как и сейчас) слишком плохо финансировались. Большинство учёных остались жить за границей, хотя многие европейцы, работавшие в США, в конце 1970-х и начале 1980-х годов вернулись на родину.
Некоторые из них провели в Соединённых Штатах довольно заметные исследования. Например, Роберт Н.
Слева направо Евгений К. Завойский, Пол С. Лаутербур и Ричард Эрнст.
232
Финал. МРТ с европейской точки зрения
Мюллер в 1982 г. разработал внсрезонансную томографию — методику, в настоящее время называемую «перенос намагниченности» (см. также рис. 6-1) |46|.
В 1980-х годах европейские учёные начали интенсивно работать в области МРТ Именно в европейских лабораториях была разработана методика быстрой томографии. В 1986 г. Юрген Хенниг (Jurgen Hennig) вместе с А. Ноерт (A. Nauerth) и Хармутом Фрейбургом из Фрей-бургского университета разработали последовательность RARE (Rapid Aquisition with Relaxation Enhamcement — быстрое получение изображений с усиленной релаксацией). Возможно, эта методика более известна под названием «быстрое спин-эхо» (fast или turbo spin-echo).
Приблизительно в то же время появилась последовательность FLASH (Fast Low Angle Shot — быстрая экспозиция с малым углом отклонения), открывшая дорогу к созданию градиентных последовательностей. Её разработали Аксель Хаазе, Джене Фрам (Jens Frahm), Дейтер Маттей (Dieter Matthaei), Вольфганг Хёнике (Wolfgang Hanicke) и Дитмар К. Мерболдт (Dietmar К. Merboldt) из института Макса Планка, Готтипгеп.
Последовательность FLASH очень быстро была принята для использования в серийных МР-гомографах, RARE — не так быстро, а эхо-планарная томография (по техническим причинам) — ещё медленнее. В 1977 г. группа Мэнсфилда предложила эхо-планарную томографию. В том же году Мэнсфилд и Ян Пикетт (Ian Pykett) представили первые изображения [41]. В 1981 г. Роджер Ор-дидж (Roger Ordidge) продемонстрировал первую серию движущихся МР-июбражений в режиме кино-петли. Его открытие было сделано вместе с изобретением экранированных градиентных полей [42].
Fig. 1 Relationship between a three-dimer s rai object, its two dimensiona ’projection along the Y-axis, and four one-dimensional projecti it 45° intervals in the XZ-plane. The arrows indicate the gradient directions.
Клинические приложения
Приблизительно с этого времени МРТ стали активно применять в клинической практике. Одна из самых выдающихся исследовательских групп работала в Хам-мерсмитской клинике (Hammersmith Hospital) в Лондоне. Её возглавлял Роберт Е. Штайнер (Robert Е. Steiner), но основными лицами гам были Ян Р. Янг и Трем М. Биддер (Graeme М. Bydder). Кроме того, в группу входили Франк X. Дойль (Frank Н. Doyle) и Жаклин М. Пеннок (Jacqueline М. Pennock).
Поскольку МРТ находится на пересечении медицины, химии, физики и компьютерных технологий, наиболее плодотворными были научные группы с развитым междисциплинарным «перекрёстным опылением» и взаимодействием. В результате появились «нечётные пары», в которые входили один врач и один учёный. На конгрессах всегда можно было встретить Грема Биддера вместе с Яном Янгом, что, по-видимому, было идеальной комбинацией. Существовали (и существуют) и другие подобные пары, ио, видимо, такой тип взаимодействия радиологов и физиков оказался не подходящим не для всех европейских академических систем.
Fig. 2 Proton nuclear magnetic resonance zeugmatogram of the object described in the text, using four relative orientations of object and gradients as diagrammed in Fig. 1.
Сверху: первые МР-изображсния. полученные Лаутербуром в Нью-Йоркском Государственном университете в Стони Брук (опубликовано BNature 1973;242:190-191). Внизу: первое двумерное МР-изображение, построенное при помощи преобразования Фурье. Получено в июле 1974 г. Анилом Кумаром из исследовательской группы Ричарда Эрнста, Цюрих.
Финал МРТ с европейской точки зрения
233
Сверху: первая in vivo ингаляционная (фтор) томограмма легких собаки. Получена в 1982 г. П.А. Ринкком и соавт. (проекционные изображения; слева — фронтальный, в центре — сагиттальный, справа — поперечный срез) См. также: Ринкк и Мюллер, рис. 6-1.
Внизу: первые изображения, полученные с использованием методики переноса намагниченности. Томограммы коленного сустава. 1982 г, Р.Н. Мюллер и соавт. (слева — до воздействия внерсзонансных импульсов, справа — после воздействия внерезонансных импульсов).
Первый аппарат для получения изображений, разработанный в Аберденском университете, с Джимом Хутчисоном внутри (фотография сделана в 1979 i )
Раньше клиническая томография была чрезвычайно сложным процессом, занимала много времени и зачастую не оправдывала ожиданий. Появление последовательности спин-эхо было большим шагом вперёд, чем принято думать Сейчас её воспринимают как обыденность, и именно это способствовало тому, что МРТ стала рутинным диагностическим методом.
Первые MP-tomoi раммы основывались на различиях тканей в протонной плотности, позднее — на различиях значений Т1. В 1982—1983 гг. исследовательские группы из Хаммерсмита и Висбадена показали, что патологические образования лучше выявляются на сильно Т2-взвешениых спин-эхо-томограммах [6, 50]. Прошло несколько лет. прежде чем это стало общепризнанным, так как многие компании утверждали, что использовать большие значения ТЕ не только невозможно, но и не нужно.
Ещё одной европейской заслугой была разработка контрастных веществ. Идея о возможности их создания была высказана Марией Еленой Мендонцей-Диас (Maria Helena Mendonca-Dias), Полом С. Лаугербуром ]39|, Робертом Брашем (Robert Brasch) и Геральдом Вольфом (Gerald Wolf), работавшими в университетах США. Однако коммерческие разработки и научные исследования проводили главным образом в Европе. В июле 1981 г. фирма Шеринг получила патент на Gd-DTPA в рамках проекта, в котором были задействованы Ганс-Йохим Вейнманн (Hanns-Joachim Wiennmann) и Ульрих Спек (Ulrich Speck). В 1984 г. Деннис X. Карр (Dennis Н. Carr) из Хаммерсмита и Вольфганг Шёрнср (Wolfgang Schorncr) из Берлина опубликовали первые МР-томог-раммы человека с контрастным усилением. Вскоре после того, как в 1988 г. Магневист был разрешён к широкому клиническому применению, фирма Гербе (Gucrbet), Париж, разработала Дотарем. В 1991 г. появился Омнискан — первое неионное парамагнитное контрастное средство, разработанное фирмой Никомед (в настоящее время — Амершем).
МР-оборудование
Производители оборудования, за исключением ряда изготовителей научных приборов, не имели опыта работы с ЯМР. Важнейшими производителями научных
234
Финал. МРТ с европейской точки зрения
Слева направо: Юрген Хенниг, Аксель Хаазе, Джене Фрам и Петер Мэнсфилд.
приборов в области ЯМР на тот момент были фирмы Вариан (Varian) в США, JEOL в Японии и Брукер-Спектроспин (Bruker-Spcctrospin) в Европе. Большинство открытий в области МРТ были сделаны с помощью оборудования фирмы Брукер.
Первым производителем оборудования, начавшим изготавливать компьютерные томографы для исследования всего тела, была фирма EMI (1974). Позднее она вошла в компанию Пикер (в настоящее время Маркони). Примерно в тоже время к исследованиям в области МРТ приступила фирма Philips. Её представителей — П. Роба Лохера (Р. Rob Locher), Андре Люитена (Andre Luiten) и Пита ван Дайка (Pict van Dijk) — можно было встретить на большинстве научных конференций. В 1977 г. к созданию М P-том о графов подключилась фирма Сименс (Siemens), в 1978—79 гг. — Джонсон энд Джонсон/Техникэр (Johnson&Johnson/Technicarc), приблизительно в то же время — Инструментариум (Jnstrumentarium), ci в 1980-х годах за ними последовали и другие компании.
M&D Aberdeen была фирмой, организованной научной группой Аберденского университета. Один из её томографов был установлен в Женеве. Тем не менее, она, как и ряд других компаний, исчезла уже много лет назад.
Кроме того, следует упомянуть о финских МР-то-мографах. Раймо Е. Сеппонен (Raimo Е. Scpponen) вместе с другими исследователями, среди которых был хирург Джорма Т. Сиппонсн (Jorma T.Sipponen), хотели разработать метод или устройство для выявления внутренних кровотечений. В июне 1982 г. их первый МР-томограф (0,17 Тл) был установлен в центральной больнице Хельсинского университета. Второй томограф имел поле 0,02 Тл, а следующий — 0,04 Тл, что в то время с коммереческо-стратегической точки зрения было неверным шагом.
За небольшим исключением, все магниты для первых MP-томографов изготовляла фирма Оксфорд Магнето (Oxford Magnets). И до настоящего времени большинство магнитов производят фирмы, расположенные недалеко от Оксфорда.
Обучение и конференции
В области МРТ существует огромная потребность в обучении пользователей. Первая Европейская конференция по ЯМР прошла в Ноттингеме в апреле 1976 г. В 1981 г. состоялась вторая конференция в городе Уинстон-Салем (США, штат Северная Каролина). Вскоре после этого количество конференций стало лавинообразно увеличиваться.
Другое начинание по обучению пользователей МРТ также стартовало в Европе. В начале 1980-х годов был образован Европейский Семинар по магнитному резонансу в медицине, который сейчас называют Европейским форумом по магнитному резонансу (EMRF Foundation). Первое ежегодное заседание Европейского семинара по магнитному резонансу состоялось в 1983 г. в городе Монс, Бельгия, за которым последовали многочисленные подобные мероприятия по всей Европе. В настоящее время Европейский форум по магнитному резонансу специализируется на проведении небольших симпозиумов, организации спонсорской поддержки и грантов для молодых исследователей. Крупнейшие европейские конференции по МРТ организуются Европейским обществом магнитного резонансе! в медицине и биологии (ESMRMB), созданным в 1983 г. в Женеве, Европейским конгрессом радиологов, национальными радиологическими и медицинскими обществами.
Логотипы Европейского семинара по ЯМР в медицине и Европейского форума но магнитному резонансу.
Финал. МРТ с европейской точки зрения
235
Слева направо: Трем М. Биддср. Ян Р. Янг и Ганс-Йохим Всйнманн.
Список литературы
Дополнительные ссылки можно найти в главах книги, описывающих соответствующие методики.
1. ЕВФТО. ВД1Е£.
tHfi : ВФШВ8-13508. 1973. (ШРВ : 1973. 2. 2. Ж.
ЭФ. {Д. 7ЖсФШФйЙщ) [Translation:]
Zenuemon Abe, Kunio Tanaka, Hotta Masao and Imai Masashi: [Patent] Application. Measurement method from the outside [to obtain | information in the inside applying nuclear magnetic resonance. Japanese patent application 48-13508, 1973 (application day: 02 February 1973. Patents pending in the United States, England, Germany, France, and the Soviet Union), and : Abe Z, Tanaka K, Hotta M, el aL Non-invasive measurements of biological information with application of NMR. in: Llaurado, Sances, Battocletti (eds). Biological and clinical effects of low-frequency electric and magnetic fields. Springfield, IL: Charles C. Thomas 1974. 295-315.
2. Anderson AG, Garwin RL, Hahn EL, Horton JW, Tucker GL, Walker RM. Spin echo serial storage memory. J Appl Phys 1955; 26: 1324-1338.
3. Bernardo ML, Cohen AJ, Lauterbur PC. Radiofrequency coil designs for nuclear magnetic resonance zeugmatography. IEEE Comp Soc 1982; 277—284.
4. Bloch F, Hanson WW, Packard M. Nuclear induction. Phys Rev 1946; 69: 127.
5. Bratton CB, Hopkins AL, Weinberg JW. Nuclear magnetic resonance studies of living muscle. Science 1965; 147: 738.
6. Bydder GM, Steiner RE, Young IR, Hall AS, Thomas DJ, Marshall J, Pallis CA, Legg NJ. Clinical NMR imaging of the brain: 140 cases. AJR 1982; 139:215-236.
7. Carr HY, Purcell EM. Effects of diffusion on free precession in nuclear magnetic resonance experiments. Phys Rev 1954; 94: 630-638.
8. Clow H, Young IR. Britain’s brains produce first NMR scans. New Scientist 1978; 80: 588.
9. Cooke R, Wien R. The state of water in muscle tissue as determined by proton nuclear magnetic resonance. Biophys J 1971; 11: 1002-1017.
10. Damadian R. United States Patent no. 3789832. Filed 17 March 1972, awarded 5 February 1974. Apparatus and method for detecting cancer in tissue. Inventor: Raymond V. Damadian.
11. Damadian RV. Tumor detection by nuclear magnetic resonance. Science 1971; 171: 1151 — 1153.
12. Damadian R, Goldsmith M, Minkoff L. NMR in cancer: XVI. Fonar image of the live human body. Physiol Chem Phys 1977; 9: 97-100.
13. Damadian R, Minkoff L, Goldsmith M, Stanford M, Koutcher, J. Field focusing nuclear magnetic resonance (FONAR): visualization of a tumor in a live animal. Science 1976; 194: 1430.
14. Edelstein WA, Hutchison J MS, Johnson G, RedpathTW. Spin-warp NMR imaging and applications to human wholebody imaging. Phys Med Biol 1980; 25: 751—756.
15. Frank J A, Feiler MA, House WV, Lauterbur PC, Jacobson MJ. Measurement of proton nuclear magnetic longitudinal relaxation times and water content in infarcted myocardium and induced pulmonary injury. Abstract. Clinical Research. 1976; 24: 217A.
16. Gabillard R. Resonance nucleaire mesure du temps de relaxation T2 en presence d’une inhomogeneite de champ magnetique superieur a la largeur de raic. C R Acad Sci Paris 1951; 232: 1551-1553.
17. Gabillard R. A steady state transient technique in nuclear resonance. Phys Rev 1952; 85: 694.
18. Gansscn A. Bundesrepublik Deutschland - Deutsches Patent-amt: Patentschrift 1566 148. Elektromagnetische Hochfrequenz-spule fur Diagnostikeinrichtung. Patentiert fur Siemens AG, Berlin und Munchen. Erfinder: Alexander Ganssen. Anmeldetag 10. 3. 1967; Offenlegungstag 2. 4. 1970; Bekanntmachungstag: 17. 10. 1974.
19. Garroway AN, Grannell PK, Mansfield P. Image formation in NM R by a selective irradiative process. J Phys C: Solid State Phys 1974; 7: L457-462.
20. Gorier CJ, Broer LJF. Negative result of an attempt to observe nuclear magnetic resonance in solids. Physica (The Hague) 1942; 9: 591.
21. Grannell PK, Mansfield P. Microscopy in vivo by nuclear magnetic resonance. Phys Med Biol 1975; 20: 477—482.
236
Финал. МРТ с европейской точки прения
22. Hahn EL. Spin echoes. Phys Rev 1950; 80: 580-594.
23. Hansen JR. Pulsed NMR study of water in muscle and brain tissue. Biochim Biophys Acta 1971; 230: 482-486.
24. Hazlewood CF, Nichols BL, Chamberlain NF. Evidence for the existence of a minimum of two phases of ordered water in skeletal muscle. Nature 1969; 222: 747—750.
25. Hazlewood CF, Nichols BL, Chang DC, Brown B. On the state of water in developing muscle. A study of the major phase of ordered water in skeletal muscle and its relationship to the sodium concentration. Johns Hopkins Med J 1971; 128: 117.
26. Hinshaw WS. Spin mapping: the application of moving gradients to NMR. Physics Letters 1974; 48A,2: 87—88.
27. Hinshaw WS. Image formation by nuclear magnetic resonance: the sensitive-point method. J Appl Phys 1976; 8: 3709-3721.
28 Hinshaw DS, Bottomley PA, Holland GN. Radiographic thin-section image of the human wrist by nuclear magnetic resonance. Nature 1977; 270: 722-723.
29. Hollis DP, Economou JS, Parks LC, Eggleston JC, Saryan LA, Czcisicr JL. Nuclear magnetic resonance studies of several experimental and human malignant tumors. Cancer Research 1973; 33: 2156-2160.
30. Hutchison JMS, Mallard JR, Goll CC. In-vivo imaging of body structures using proton resonance. Proceedings. 18th Ampere Congress. Magnetic resonance and related phenomena. Nottingham 9-14 September 1974. Amsterdam, Oxford: North-Holland Publishing Company. 283—284.
31. Jackson J A, Langham WH. Whole-body NMR spectrometer. Rev Sci Instrum. 1968; 39: 510-513.
32. Jardctzky O. A study of interactions of aqueous sodium ion by nuclear spin resonance. Ph.D thesis Univ, of Minnesota. 1956.
33. Kumar A, Welti D, Ernst RR. NMR Fourier zcugmatography. J Magn Res 1975; 18: 69-83.
34. Lai C-M, Lauterbur PC. A gradient control device for complete three-dimensional nuclear magnetic resonance zcugmato-graphic imaging. J Phys E: Sci Instrum 1980; 13: 747-750.
35. Lauterbur PC. Image formation by induced local interactions: examples of employing nuclear magnetic resonance. Nature 1973; 242: 190—191.
36. Lauterbur PC. Magnetic resonance zcugmatography. Pure and Applied Chemistry 1974; 40: 149-157.
37. Lauterbur PC, Kramer DM, House WV, Chen C-N. Zeugmatographic high resolution nuclear magnetic resonance spectroscopy. Images of chemical inhomogeneity within microscopic objects. J Amer Chem Soc 1975; 97 6866—6868.
38. Lauterbur PC, Lai C-M, Frank JA, Dulcey Jr CS. In vivo zeugmatographic imaging of tumors. Abstract. Fourth International Conference on Medical Physics. Ottawa, Canada; 25-30 July, 1976.
39. Lauterbur PC, Mendon за Dias H, Rudin AM. Augmentation of tissue proton spin-lattice relaxation rates by in vivo addition of paramagnetic ions, in: Dutton PO, Leigh J, Scarpa A (eds). Frontiers of Biological Energetics. New York: Academic Press 1978. 752—759.
40 Ligon TR. MS thesis. Oklahoma State University 1967. Among others cited by Budinger TF and Lauterbur PC. Nuclear magnetic resonance technology for medical studies. Science 1984; 226: 288-298.
41. Mansfield P. Multi-planar image formation using NMR spin echoes. J Phys C: Solid State Phys 1977; 10: L55—58.
42. Mansfield P, Chapman В Active magnetic screening of gradient coils in NMR imaging. J Magn Reson 1986; 66:573-576.
43. Mansfield P, Grannell PK, Garroway AN, Stalker DC. Multi-pulse line narrowing experiments: NMR “diffraction" in solids? Proceedings. First Specialized Colloque Ampnre. Cracow, Poland. 1973. 16—27.
44. Mansfield P, Maudsley AA. Planar spin imaging by NMR. J Phys C: Solid State Phys 1976; 9: L409-411
45. Mansfield P, Maudsley AA. Line scan proton spin imaging in biological structures by NMR. Phys Med Biol 1976; 21: 847-852.
46. Muller RN, Marsh MJ, Bernardo ML, Lauterbur PC, True 3-D imaging of limbs by NMR zcugmatography with off-resonance irradiation. Europ J Radiol 1983; 3: 286—290.
47. Odcblad E, Bhar BN, Lindstrom G. Proton magnetic resonance of human red blood cells in heavy water exchange experiments. Arch Biochem Biophys 1956; 63: 221—225.
48. Purcell EM, Torrey HC, Pound RV. Resonance absorption by nuclear magnetic moments in a solid Phys Rev 1946; 69: 37-38.
49. Rabi II, Zacharias JR, Millman S, Kusch P. A new method of measuring nuclear magnetic moment. Phys Rev 1938; 53; 318.
50. Rinck PA, Bielke G, Meves M: Modified Spin-Echo Sequence in Tumor Diagnosis. Proceedings. The Society of Magnetic Resonance in Medicine Second Annual Meeting. San Francisco 1983. 300—301. and in Magn Reson Med 1 (1984) 236 (abstract).
51. Rinck PA, Petersen SB, Hcidclberger E, AcuffV, ReindersJ, Bernardo ML, Hedges LK, Lauterbur PC: NMR Ventilation Imaging of the Lungs Using Perfluorinated Gases. Proceedings. The Society of Magnetic Resonance in Medicine. Second Annual Meeting. San Francisco 1983. 302-303. und in: Magn Reson Med 1 (1984) 237.
52. Singer RJ. Blood-flow rates by N MR measurements. Science 1959; 130: 1652-1653.
53. Tanaka K, Yamada T, Shimizu T, Sano F, Abe Z. Fundamental investigations (in vitro) for a non-invasive method of tumor detection by nuclear magnetic resonance. Biotelemctry 1974; 1: 337—350.
54. Zavoisky EK. J Phys USSR 1945; 9: 211 and 245.
Дополнительная литература
• Andrew ER. A historical review of NMR and its clinical applications, in: Steiner RE, Radda GK. Nuclear magnetic resonance and its clinical applications. Brit Med Bull 1984; 40: 115-119.
• Grant DM and Harris RK. Encyclopedia of Nuclear Magnetic Resonance. Volume 1 - Historical perspectives. Chichester, New York: John Wiley and Sons. 1996.
Финал. МРТ с европейской точки фения
237
• Hollis DP. Abusing cancer science. Chehalis, WA (USA): The Strawberry Fields Press 1987.
• Kleinfeld S. A machine called Indomitable. New York: Times Books. Toronto: Random House. 1985 [company-sponsored publication!.
• Mattson J, Simon M. The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine. Jericho, NY (USA): Dean Books; and Ramat Gan, Israel: Bar-1 lan University Press 1996 [company-sponsored publication!.
• Mathur-De Vre R. The NMR studies of water in biological systems. Prog Biophys Mol Biol 1979; 35: 103-134; and: Mathur-De Vre R. Biomedical implications ofthe relaxation behaviour of water related to NMR imaging. Brit J Radiol 1984; 57: 955-976.
• Roessner D, Bozeman B, Feller I, Hill C, Newman N. The role of NSF’s support of engineering in enabling
technological innovation. III. Magnetic resonance imaging. First year final report January 1997. Prepared for the National Science Foundation. Washington, DC (USA): The Science and Technology Policy Program SRI. (http:// www.sn.com/policy/stp/techin). 1997.
Благодарности
Рисунки и фотографии печатаются с любезного разрешения их владельцев или владельцев авторских прав: Реймонда Эндрю, Европейского форума по магнитному резонансу, Нобелевского фонда и авторов [1]. Источники некоторых рисунков установить нс удалось.
История развития МРТ в России
Рис.1.
Одно из первых МР изображений, полученное с помощью отечественного томографа.
С формальной точки зрения, развитие МРТ в СССР началось достаточно поздно — с середины 80-х годов XX века, когдгз начались закупки серийных МР-томо-графов. Однако, говоря о ранних годах развития метода и фундаментальных исследованиях в этой области, необходимо упомянуть два факта.
Существую! сообщения, что известный советский физик Е.К. Завойскии (1907—1976), работавший в Казани и открывший электронный парамагнитный резонанс (ЭП Р) в 1944 г., в своих экспериментах в 1940-1941 гг. получил также и сигнал ядерного магнитного резонанса (ЯМР). Но из-за несовершенства используемого оборудования и ограничений в финансировании ему не удалось развить это направление, и в дальнейшем он занялся исследованиями в других областях физики (ЭПР и термоядерный синтез). Из-за политических обстоятельств (шла Вторая мировая война) и отсутствия публикаций в западной научной литературе в этот период работы Е.К. Завоиского лишь недавно получили должное признание. В память о его заслугах Международное Общество Магнитного Резонанса в Медицине (International Society for Magnetic Resonance in Medicine |ISMRM|) c 1999 г. установило ежегодную стипендию его имени (Е. Zavoisky) для врачей и студентов из Вос-точной Европы и стран бывшего СССР.
Второй факт свидетельствует о том, что петербургский инженер В. Иванов, хорошо знакомый с техническими применениями гиромагнетизма, а также работами американских учёных, открывших в 40-х годах феномен ЯМР, в 60-х годах XX века пытался получить в СССР патент на использование ЯМР для использования в медицинской диагностике и получения изображений, однако получил отказ.
После появления в западной печати работ о диагностических возможностях нового метода лучевой диагностики и создании первых MP-томографов в СССР практически сра зу были начаты работы по разработке собственных систем. Об этом было заявлено ешс в 1979 г., а в 1982—83 гг были созданы MP-системы для всего тела с резонансной частотой 6 МГц (рис. 1). Эта работа осуществлялась Министерством электротехнической промышленности, Академией наук и Академией медицинских наук СССР при техническом содействии фирмы Брукер («Вгикег», ФРГ) и участии отечественных специалистов в области медицинской визуализации (проф. Ю.Н. Беленкова, проф. С.К. Тернового). Эти авторы опубликовали ряд статей, впервые в отечественной ли Герату ре описывавших диагност ическую эффективность клинического использования нового метода
История развития МРТ в России
239
Рис. 2.
Первый МР томограф («Брукер») в Институте кардиологии (Москва).
диагностики при заболеваниях центральной нервной системы и сердца.
Созданная в результате этих работ научная и техническая база была позднее реализована рядом фирм, начавших с 89—90 гг. производство низкопольных МР-томографов. Наибольшей известности достигла фирма «Аз» (Москва), установившая более 60 томографов с резистивными и постоянными магнитами с полем 0,12—0,14 Тл.
Широкомасштабное клиническое и научное использование МРТ в СССР началось с 1984 г., когда в Кардиологическом Научном Центре АМН СССР был установлен резистивный томограф «Томикон ВМТ1000» с полем 0,23 Тл производства фирмы «Брукер» (рис. 2). Эта лаборатория, возглавляемая проф. Ю.Н. Беленковым (впоследствии — проф. С.К. Терновым), внесла большой вклад в популяризацию метода и подготовку специалистов. В 1986—1987 гг. были установлены МР-томографы в Институте нейрохирургии им. Бурденко (отдел проф. В.Н. Корниенко) и в Новосибирском Академгородке (группа член-корр. Р.М. Сагдеева). В 1986 г. были получены первые изображения сердца (В.Е. Синицын), начаты экспериментальные работы с магнитными контрастными препаратами (М. Паписов, В. Синицын). Однако на тот момент-работы по созданию отечественных контрастных средств для МРТ не получили поддержки. Западные парамагнитные контрастные средства для МРТ появились в России достаточно поздно — в 1993 г. был зарегистрирован Gd-DTPA (Магне-вист фирмы «Шеринг»), в 1994 г. — неионный Gd-DTPA-BMA (Омнискан фирмы «Никомед»), в 1999 г. — Gd-DOTA (Дотарем фирмы «Гербе»).
В СССР закупки MP-систем происходили централизовано, и на первых порах некоторые ведущие специалисты считали, что МРТ не имеет существенных преимуществ перед КТ, поэтому покупка МР-томогра-фов может быть ограничена лишь единичными академическими центрами. Кроме того, не приобретали бо
леедорогие приборы со сверхпроводящими магнитами. Поэтому к 1990 г. в СССР существовало лишь 15 низкопольных (0,02—0,28 Тл) MP-систем. Первый сверхпроводящий томограф в СССР (0,5 Тл) был установлен на Украине в начале 1991 г., в конце 1991 г. в Кардиологическом научном центре (Москва) в отделе томографии, возглавляемом проф. С.К. Терновым, была начата эксплуатация первого в стране высокопольного МР-томо-графа (1,5 Тл). В этом же отделе в 1996—1998 гг. начались работы по использованию фосфорной МРС скелетных мышц у космонавтов (совместно со специалистами Североамериканского и Европейского космического агентств [NASA и ESA] изучали влияние длительного пребывания в невесомости) и у пациентов с перемежающейся хромотой.
К концу 1999 г. количество MP-систем в России достигло 130, а в 2003 г. превысило 250 единиц. Следует отметить существенные территориальные различия в обеспечении регионов России М Р-томографами. Есть области, где нет ни одной MP-системы или существуют лишь единичные приборы. В то же время в некоторых крупных городах количество томографов достаточно высоко (например, в Москве установлено около 60 MP-томографов). В последние годы в стране был открыт ряд лабораторий и отделений диагностики, оборудованных современными системами лучевой диагностики и компьютерными сетями. По-прежнему (из-за большого количества низкопольных систем отечественного производства, к сожалению, на сегодняшний день сильно отстающих от западных стандартов, принятых для подобного оборудования) в парке установленного оборудования преобладают низкопольные системы. Практически все системы со сверхпроводящими магнитами были поставлены в страну ведущими производителями диагностического оборудования («General Electric», «Siemens», «Toshiba», «Philips»). Пока существует лишь одна система с полем 0,5 Тл отечественного производства.
В других республиках бывшего СССР установлено гораздо меньше MP-систем. Например, по данным 2000 г., на Украине — республике с населением более 50 млн человек — существовало 20 MP-томографов, в других республиках (Белоруссии, Казахстане и др.) — менее 10 томографов в каждой из них.
Несмотря на все трудности развития метода в нашей стране, количество MP-систем постоянно увеличивается, сложилась отечественная школа МРТ, опубликован ряд монографий и руководств по этому перспективному направлению лучевой диагностики. Отечественные специалисты принимают активное участие в международных конгрессах и симпозиумах, посвящённых МРТ Всё это позволяет надеяться на расширение вклада МРТ в диагностику различных заболеваний и проведение научных исследований в биологии и медицине.
240
История развития МРТ в России
Список литературы
1. Беленков Ю.Н., Афонская Н.И., Пустовитова Т.С. и соавт. Определение размеров сердца Экспериментальных животных с помощью томографии, основанной на принципе ядсрного магнитного резонанса. Кардиология, 1984, XXIV, No.6, С. 11-15.
2. Беленков Ю.Н., Рубашов Н., Крутских И. И., Тс-ровой С.К. и соавт. Опыт применения ЯМР-томогра-фии. Тер.архив, 1984, LVI No. 2, С. 108—110.
3. Найдич В.И., Мурза Л.И., Векслер В.С. и соавт. ЯМР-томография в изучении патологических процес
сов на живых организмах (in vitro). Доклады Академии наук СССР, 1984, Т. 278, №. 6, С. 1482-1484.
4. М. Papisov, V. Sinitsyn, V. Torchilin, Yu. Belenkov. Stabilized colloid magnetite as a contrast agent for MRI. Abstract book of ESMRMB, Strasbourg, 1990, P. 470
5. V. Sinitytsn, S. Tcrnovoy. The Economy of Health Service in Russia and the Development of Modern Diagnostic Modalities. Academic Radiology, 1998, V. 5., Suppl. 2, P. 382-384.
6. V. Sinitsyn Development of clinical MR imaging in Russia and other CIS countries. J of Magnetic Resonance Imaging, 2001, V. 13 No. 4, P. 645-647.
Обучающее программное обеспечение
MR Image Expert и Dynalize
К книге приложен компакт-диск с двумя программами: MR Image Expert"1 и Dynalize". Здесь приведены краткие описания этих программ. Более подробные инструкции по работе с ними вы найдете в тексте соответствующих глав.
MR Image Expert
МРТ — методика, предъявляющая самые высокие интеллектуальные требования к медицинским специалистам, изучающим её. Поиять механизмы изменения контраста на MP-изображениях и, в частности, связь меж
ду контрастом и параметрами выбранной импульсной последовательности, достаточно сложно, и часто для этого необходимы богатое воображение и интуиция.
Для обучения новичков в области МРТ используют книги и слайдовые презентации, но лучший учитель — сам МР-томограф. Однако обучение на собственных ошибках занимает много времени, дорого стоит и в случае, когда речь идёт о здоровье человека, недопустимо.
Поэтому лучший обучающий инструмент — симулятор МР-томографа — компьютерная программа, имитирующая прибор без проведения реального исследования. Такая программа должна быть максимально близка к реальности
MR Image Expert — компьютерная программа, симулирующая важнейшие направления использования МРТ. Мы попытались сделать сё максимально простой.
Следуя описаниям программы, приведённым в главах книги, и просто изучая этот симулятор, вы поймёте, как параметры импульсных последовательностей (такие как время повторения TR, время эхо ТЕ, время инверсии Т1, угол отклонения FA) влияют на контраст МР-и юбражений. Кроме того, вы познакомитесь с понятиями ширины и уровня окна (Window settings), области интереса (ROI), количеством усреднений сигнала (NSA) и узнаете о его влиянии на шум. Также вы узнаете о том, как изменяет контраст изображения введение контрастных веществ.
Все возможности программы MR Image Expert описаны в соответствующих главах книги. Самый простой и быстрый способ разобраться с программой — следовать этим инструкциям.
Но никогда не забывайте: имитация всегда остаётся имитацией. На контраст МР-изображений влияет слишком много параметров. Программу разрабатывали для обучения, а не для диагностики или исследова-
242
Обучающее программное обеспечение. MR Image Expert и Dynalize
ния особенностей импульсных последовательностей в полном масштабе.
На мониторе компьютера изображения получаются исключительно высокого качества, но это не настоящие MP-томограммы Они построены при помощи нескольких сложных мегодик.
Чаще всего изображения-имитации довольно точно повторяют томограммы, полученные на реальном томографе, но в некоторых случаях между ними есть небольшие различия. Например, очень сложно или даже невозможно имитировать некоторые физиологические параметры, такие как кровоток.
Кроме того, отсутствует стандартизация МР-обору-дования: каждый производитель выпускает аппаратуру, несколько отличающуюся ог других. Изображения, полученные с одинаковыми параметрами импульсных последовательностей, могут выглядеть немного по-разному в зависимости от модели используемого МР-гомографа и величины напряжённости магнитного поля. Особенно это актуально для быстрых последовательностей, потому ч го производители зачастую применяют разные методы получения изображений без надлежащего их описания.
Все изображения в программе MR Image Expert основаны на параметрах томограмм здоровых добровольцев и пациентов, полученных на различных МР-томографах. Качество изображений несколько различается, например, из-за отличий в напряжённости магнитного поля, хотя едва ли вам удастся заметить разницу между 0,5 и 1,5 Тл. Некоторые «сырые» данные были получены на МР-оборудовании, поддерживающем лишь какие-то определённые стандарты. Но это становится заметно лишь при сравнении таких изображений с другими.
Поскольку производители MP-оборудования используют разную терминологию и гак и не могуч’договориться о каком-либо стандарте, импульсные последовательности обозначены групповыми наименованиями. Синонимы названий импульсных последовательностей вы можете найти в книге, но, так как в терминологии царит полный беспорядок, все их охватить не удалось. Фактический контраст MP-изображений может несколько отличаться от контрастности компьютерных моделей, что зависит от особенностей импульсных последовательностей, используемых в вашем томографе.
Специальные параметры импульсных последовательностей, например «турбо фактор», различаются у разных производителей. Более подробную информацию о них можно получить непосредственно у представителя фирмы-производителя.
Dynalize
Dynalize — отдельная программа для анализа данных динамических исследований с введением контрастных веществ. К книге приложена демонстрационная версия, предназна
ченная для того, чтобы показать особенности визуализации и анализа динамических изображений.
Интерес к динамической томографии, как к области научных исследований и методу клинической диагностики, постоянно растёт. Для успешного проведения динамического исследования и интерпретации его результатов главное условие — быстрая, точная и надёжная обработка полученных данных. Также чрезвычайно важна возможность сравнивать несколько исследований, проведённых на разном оборудовании. Поэтому анализ данных следует проводить стандартизовано.
MP-томографы и объединённые с ними рабочие станции чаще всего нс рассчитаны на проведение расширенного анализа данных, потому что основное их назначение — проведение клинических исследований и просмотр и зображений. Поэтому лучше и дешевле для анализа динамических изображений использовать отдельный компьютер (рабочую станцию) с установленной на нём программой обработки, что позволяет разгрузить томограф для проведения рутинных исследований.
Программа Dynalize предлагает единый стандартизованный метод обработки и анализа любого вида динамических данных независимо от оборудования, на котором получены изображения. Для обработки можно использовать данные в стандарте ACR-NEMA-300/ DICOM.
Существование большого количества различных программ для обработки данных способствует развитию динамической томографии в радиологии и кардиологии. Область интереса и параметрические значения из программы Dynalize легко можно перенести, например, в Microsoft Excel, Lotus 1-2-3 или другие программы, подходящие для проведения дальнейшего анализа.
Обучающее программное обеспечение. MR Image Expert и Dynalize
243
Название папок и их содержимое
MR Image
Expert 25
Файды программы MR Image Expert 2 5
Dynalize 10 Файлы программы Dynalize 1.0 Demo Demo
Dynalize Data
Клинические случаи для программы
Dynalize 1 0 Demo
License
Dynah
Лицензионное соглашение на MR
Image Expert 2.5
License MR Image Exper
Лицензионное соглашение на Dynalize
1.0 Demo
MR Image Expert и Dynalize
Системные требования
• IBM-совместимый персональный компьютер с процессором Pentium I или выше.
• Видеокарта минимум с 256 цветами.
• Операционная система Windows 95/NT/98/ME/ 2000/ХР.
• Устройство для чтения компакт-дисков.
• Минимум 10 Mb свободного пространства на жёстком диске.
Установка
Dynalize 1.0 Demo
1. Вставьте компакт-диск к книге «Магнитный резонанс в медицине» в устройство для чтения компакт-дисков.
2. Откройте папку Dynalize 1.0 Demo на компакт-диске.
3. Запустите программу Setup.exe и следуйте дальнейшим инструкциям.
MR Image Expert 2.5
1. Вставьте компакт-диск к книге «Магнитный ре-юнанс в медицине» в устройство для чтения компакт-дисков.
2. Откройте папку MR Image Expert 2.5 на компакт-диске.
3. Запустите программу Setup.exe и следуйте дальнейшим инструкциям.
Обратите внимание
• На жёсткий диск компьютера будет установлена только сама программа Dynalize. Все клинические случаи останутся на компакт-диске. Для запуска программы Dynalize и работы с примерами клинических случаев компакт-диск должен находиться в устройстве для чтения компакт-дисков.
• Dynalize 1.0 Demo не может работать с ярлыками на директории, поэтому путь всегда необходимо указывать полностью.
• Иногда возникают проблемы при запуске программы Dynalize 1.0 Demo в операционной среде Windows 98. При закрытии программы появляется сообщение об ошибке. Однако это нс мешает работе программы, поскольку сообщение об ошибке появляется уже в тот момент, когда она закрывается. Такая проблема встречалась только при работе с ранними версиями Windows 98.
• Версий программ для компьютеров Macintosh не разработано.
244
Обучающее программное обеспечение. MR Image Expert и Dynalize
Лицензионное соглашение
MR Image Expert" Версия 2.5, Март 2001
НАЗВАНИЕ Эи лицензионная версия про1ра.ммы MR Image Expert’ (далее < npoi рамма») предпа зпачепа для одного пользователя (далее «ноль зователь»). ,.1ицензнойное соглашение па MR Image Expert’ деиствуе! по всему миру, включая Ипипо и Китаи Лицензионное соглашение не дас! пользователю прав собственное ш на оршиная программы MR Image Expert" или её копии. В частности, Iвропеискин форум по магнитному резонансу (LMRE — Furopcan Magnetic Resonance Forum I uimdation, далее «издлсль») оставляет за собой все права па название, орш пиал программы и все копии: инсталлированные на компьютерах, переписанные пли используемые на любых видах носителем информации, буль ю дискеты, жёсткие тиски, компам диски, друте ycipoiiciBa хранения информации плп оперативная память Г1ро1рамма охраняется авторским правом, название «MR Image I Xpert» является зарегистрированной юрювоп маркой.
Во избежание сомнении далее перечислено три пункт, совершение которых абсолютно запрещено бе з предварительною письменною coi laciin Европейскою форума по магнитному резонансу.
• Несанкционированное копирование программы, в том числе в случае ее изменения.объединения или включения в зругой пако iipoipaMMiioro обеспечения, а также копирование с помощью письменных принадлежностей.
• Восстановление структурной схемы и алюрнгма программы дизассемблирование, декомпиляция или совершение любых попыток расшифровать код про1раммы.
• Повторное лицензирование, сдача в аренду; передача в пользование или продажа любой части npoi рам мы или всей npoi рам мы целиком. Для осущсст -влеиия любого tpyroio вида передачи пршраммы обя заклюю нужно допол-ни1елыюе письменное соглашение Европейскою форума по ма,питому резонансу с пользоватс icyi
Программа должна использоваться только в образовательных целях. Её нс пользование для публичной демонстрации на конференциях, симпозиумах, семинарах не допускается. 1ля такой цели исобхо гнуто получение специальной лицензии.
АВТОРСКОЕ ПРАВО на иршрамму MR Image Expert". версия 2.5 ©2001 при надлежит Европейскому форуму по ма> пп t ному резонансу (FMRF Foundation). Все права па iipoipaMMy MR Image I Xpert" защищены существу ющнми законами Использование в любом виде каких-либо сведений или информации о программе без письменною согласия Европейского форума по Mat ни тому резонансу запрещено.
ОГРАНИЧЕННАЯ ГАРАНТИЯ. Евронеискнн форум по магнитному резонансу гарантирует, чю носитель информации, на котором npoiрамма передаём ся 01 издателя к пользовак'лю. не буле! содержась ошибок и программный продую будет исправно работать по меньшей мере 9(1 шей со дня его получения пользователем.
ОГРАНИЧЕНИЕ ОТВЕ Г( ГВЕННОСТИ Мс шиина — постоянно развива юшаяся паука. Исследования п клиническим опыт расширяют наши позпа ния, в частост впиты на правильное лечение и лекарственную терапию. В той мере, в какой в программе MR Image Expert" упоминается какая-либо дозировка, способ применения и п> пре шиаются определённые юмографи-чсскне пли спек1роскопнческг1е методики, пользователь может бьпь уверен, что редакюр, соавторы и издагель приложили все возможные усилия, любы вес зги рекомец зации находи пкь в точном сотве-rciвин с уровнем мс ш-цинскнх знании на момент издания протраммы.
V1R Image Expert" — исключительно обучающая, а не диагпосiическая про । рамма.
Некоторые названия изделий, пагешы и изобретения, пакоюрые есть ссылки в программе. дейеизитс.1Ы1О являются зарегистированными торговыми марками или фирменными наименованиями, несмотря па то, чю не все, да есть специальное указание на лот факт. Полому появление какого-либо 3iaзвания без обозначения co6cibciiiiociи ин в коем случае не может быть истолковано как утверждение, что ло название находится в свободном об шественном пользовании
За исключением того, что чётко оговорено в настоящей шцензии. npoiрамма предоставляется «как есть», без всяких усыновленных или подра зумеваемых га paiiuiH. включая гарантии неозраиичеииогосрока жсплуа гании программы и ш соответствия её задачам пачьзовагсля Пользователь сам несёт ответе t вен ное п> за весь риск, связанный с качешвом работы программы. Выполнение npoiрам мы может несколько разяи ктться при использовании оборудования ра зпых про изводичелеи. Издатель не гарантирует, что программа или функции, которые в ней заложены, буду! соответ с нзовать 1рсбованиям пользователя, будут функци онировагь без сбоев или не будут содержать ошибок В случае нарушения Евро пейеким форумом по ма> пит пому ре зонансу обя зательств. перечисленных в ра з деле «OipaiiirieHiiau гараж ня», пользователь в течение гарантийного срока может требовать от и здаюля заменить дефектный носитель информации или, сели и з-татель не может сю заменить, возвращения лицензионной платы за пршрамму 11и в каком случае издагель не nccei ответственности за потерю прибыли или другие убытки, включая прямой, непрямой, случайный, специальный, побочный вред, явившийся в результате настоящего inneii знойною сшлашепия. а также использования или нево зможности использования программы, даже если издатель и сообщил о возможном возникновении такого вреда.
Лицензионное соглашение
Dynalize® 1.0, демо-версия. Март 2001
ПАЕ BA Н И Г >i а л инсн зион пая вере ня 11 poi ра м мы! )ynal izc ’ (далее «11ро!рамма») предназначена для одного пользователя (далее «пользователь»). Лицензионное coi зашеине па Dynalize " действует по всему миру, включая Индию и Китаи. Лицеи знойное coi.iaiiicHHe нс даст пользователю прав собственности па оригинал программы Dynalize “ или её копии. В частности. I тзропейский форум по магнит- ' ному резонансу (Е MRI — European Magnetic Resonance Forum Foundation, дала «издаюль») оставляет за собой все нрава па название, орш иная программы ива’ копии: инсталлированные на компьютерах, переписанные или используемые на любых видах носителей информации, будь го дискеты, жёсткие диски, компакт-диски. друте ycipoiicTBa хранения информации или оперативная память.
Программа охраняется авторским правом, название «Dynalize» является зарегистрированной юрювой маркой.
Во избежание сомнений далее перечислено ipn пункт, совершение которых абсолютно запрещено бе з предварительно! о письменно! о согласия ! вропей ского форума по магии тому резонансу.
• Несанкционированное копирование программы, в том числе в случае ее изменения, объединения или включения в фугой пакет программного обеспечения, а также копирование с помощью письменных принц нежностей.
• Восстановление структурной схемы и алгоритма программы, .дизассемблирование. декомпиляция или совершение любых попыток расшифровать код протраммы.
• Повторное лицензирование, сдача в аренду, передача в пользование или продажа ..побои части программы и ш всей программы целиком. Для осуществления любого tpyroio ви да передачи программы обязательно нужно дополни 1СЛЫЮС письменное соглашение Европейского форума по мапшгно-му резонансу с пользователем.
Программа должна использоваться только в образовательных целях Её использование для публичной демонстрации на конференциях, симпозиумах, семипарах не допускается. Для гакой пели необходимо получение специальной лицен зии
АВТОРСКОЕ ПРАВО на программу Dynalize ” 1.0. демо-версия ©2001 при надлежи! Европейскому форуму по магнитному резонансу (EMRF Foundation) Все права па ирофамму Dynalize * защищены существующими законами Использование в любом виде каких-либо сведении или информации о программе без письменного согласия Европейского форума по магнитному резонансу запрещено.
ОГРАНИЧЕ ИНАЯ EAPAII ГИЯ Европейским форум по магии тому резонансу гарантирует. чю носитель информации, на котором программа передаётся от издателя к ноль зова гелю, не будет содержать ошибок, и программный продую будет исправно работа! ь по меньшей мере 9(1 дней со шя его получения пользователем.
О1РА11ИЧ1 НИГ ОТВЕ ГС ГВГН1КК !И. Медицина — iiociomnio развивающаяся паука Исследования и клинический oni.ii расширяют паши познания. в частости взгляды па правильное лечение и лекарственную lepaiiviio В той мере, в какой в программе Dynalize" упоминается какая-либо дозировка, способ применения или прсдлатюгся определённые томографические или ciickiроскопнческие методики, пользователь может бьпь уверен, что редакюр, соавюры и издатель приложили все возможные усилия, чтобы все дтн рекомендации находились в точном соответствии с уровнем медицинских знании на момеш издания про1раммы
Обратте внимание, что демо-версия 1.0 про1раммы Dynalize" является исключительно жсперимептальпым и обучающим, а не дишпостическим инструментом.
Некоторые названия изделии, патенты и и зобретепия, па которыессн>ссылки в npoiрамме, денсгвигелы1О ЯШ1ЯЮ1СЯ заре!ис1рированными торговыми марками и ш фирме иными наименованиями, несмотря па то. что не всегда есть спецналыюе указание на лот факт. Полому появление какого-либо названия без обозначения собеiвеппосиз пи в коем случае не можш быть псюлковапо как утверждение, чго гго название находится в свободном общест ве 11 и о м । ю. । ьто ва 11 и 11.
За исключением гою. что чётко оговорено в пасгояшеи лицензии, npoi рамма нредос1авляегся «как есть», без всяких установленных или подра зумеваемых гарантий, включая гаранши неограниченного срока чксплуа1ации профаммы или соопзе1С1вия её за ычам пользователя. Пользо1затель сам несёт ответственность за весь риск, связанный е качешвом работы программы. Выполнение профам-мы может несколькоразлича1ься при ис11алызо1запии оборудо1запия разных производи геме и. Издагель не iapaiпирует, что программа или функции, которые в ней заложены, будут соответствова1ь требованиям пользователя, будут функци оппровать без сбоев пли не буду гео зержагьошибок. В случае нарушения Евро-пепскнм форумом по магнитному резонансу обя зательств, перечисленных в раз-!елс«О|раниченпая трап гия». ноль зова гельв течение таран шиного срока можш |ребо1загьот издателя заменись дефектный 11осигелып|формации или, если из-ательпе можегего заменить, возвращения лицензионной платы за пршрамму Ни в каком случае издагель не несёт ответственности за потерю прибыли или друте убытки, включая прямой, непрямой, случайный, специальный, побочный вред явившийся в результате настоящего лниеп знойного соглашения, а шкже использования или невозможности использования npoi раммы, даже если издатель и сообщил о возможносиз возникновении такого ущерба.
Предметный указатель
Символы
|2С 9, 10, 57
”С 10, 57, 58, 59
,9F 10, 57. 59, 163
'Н 53, 54, 57, 58, 59, 60, 61
*9К 57, 59
|(’О 9, 10
23Na 10, 59
” Р 10, 55, 56. 61
,29Хе 163
А
акронимы 92. 93, 100, 101
амил туда 7, 41, ЮЗ
ангиография 163, 173
вре м я п рол ет пая 174
|ралис1 пт । ые поел едовате; i ьности 172
с контрастны*! усилением 177
с тёмной кровью 173, 177
со светлой кровью 163, 173
спин-эхо 171
фазоконтрастная 175
антиферромагне ги ки 148
аритмия 222
артефакты 203
возмущения Mai ни того поля 204
восприимчивости 204
Гиббса 210
Дональда Дака 203
жалюзи 177
звенящие 210
квадратурный 212
линейные 206
локальной неоднородности поля 204
наложения 210
обработки сигнала и построения изображений 209
от движения 206
от потока 136, 207
послсдоватсл ьносте й множественных спин-эхо сигналов 205
профиля сре за 205
связанные с к-пространством 212
связанные с РЧ-импульсами и градиентными полями 205
усечения 210
химического сдвига 97, 106, 135, 209
центральные точечные 206
черной границы 209
АЦП см. аналогово-цифровой
преобразователь
Б
беременность 220
быстрые последовательное ги 90
В
вихревые токи 24, 30, 204, 224
внере зонансная иррадиация 37
вмугриматочные противозачаточные
средства 220
возраст 110
воксел 103
время инверсии 39, 76, 124
время повторения 37, 40, 76, 92, 115
время ТI-релаксации 33
время Т2-релаксации 42, 43
время эхо 43, 116
эффективное 120, 122
врсмяпролстныи эффект 171
выбор окна 109
уровень 109
ширина 109
Г
гадолиний 147, 151, 153
Гаусс 5, 199
гейтиш 180
гематоэнцефалический барьер 144, 154, 191
гиромагнитное отношение 12
градиент см. градиентное поле
градиентное поле 6, 24, 61, 68, 71, 106
время нарастания 24, 69
напряженность 68. 74
пиковая амплитуда 24
скорость нарастания 24
градиен гное эхо 71, 90, 92
градиентные последовательности. см.
FLASH
Гс. Си. Гаусс
д
диамагнетизм 147
динамическая гомо!рафия 183. 189
диспрозий 152
диффузионная iomoiрафия 138
диффузия 138
длина цепочки эхо-сигналов 122
дыоар 21
3
замещение к-пространства 99
зоигматоз рафия 1, 230
И
импланшы 204, 215, 217, 224
импульс 8
неселекгивпый 8
селективный 8
форма импульсов 8, 74
инверсия-восстановление 39, 124
К
кардиос।и м уля гор 217
катушки
Гельмгольца 25
градиентные 19. 24. 69
квадратурные 26
объёмные 25
передающие и принимающие 25. 54
поверхностные 26
птичья клетка 25
соленоидные 26
фа з и ро ва н п ы с (с и н е рги ч н ыс)
системы 26. 81
циркулярно поляризованные 26
шиммируюшие 23
щелевой резонатор 25
квадрупольные ядра 57
квенч 23
клаустрофобия 220
клетка Фара лея 27, 3(1
клипсы для аневризм 218
количество возбуждении. см.
количество усреднений количество усреднений 105, 107 компьютер 19, 27, 101
основной 28
процессор изображении 28
контраст 49, 83, ИЗ, 135
EPI 131
быстрое спин-эхо 120
градиентные последовательности 128
инверсия-воссгановлсние 124
напряженность магнитного поля 132
определение 104
основные факторы 114
спин-эхо 116
частичное насыщение 115
контрастные вещества 147, 149
внутрисосудистые 163
гадолиниевые внеклеточные 153
динамическая tomoiрафия 189
.тля исследования лимфатических
узлов 161
тля исследования миокарда 163
тля исследования опухолей 163
для исследования печени 160
246
Предметный указатель
для исследования поджелудочной железы 161
для исследования селезёнки 161 доза 155 ингаляционные 163 липосомы 160 накопление 154 негативные 152 оксиды железа 160 орган-специфичные 160 позитивные 151 показания 157
суперпарамагнитные частицы 152 энтеральные 164 кормление грудью 217 криостат 21 кросс-релаксация 37, 137
Л
летящие предметы 216
м
м.д. см. миллионные доли магнетизм 5 магнит 19
комбинированный 21 постоянный 21 резистивный 21 сверхпроводящий 21
магнитная восприимчивость 140, 147,204 магнитная индукция 5 магнигно-резонансный сигнал, см.
сигнал
маги итное поле 6, 199
магнитный резонанс 2, 9
импульсный 16
матрица изображения 103
метод обратных проекций 73, 78, 99, 230 миллионные доли 23, 53 многоканальная томография 184 МР-спектроскопия 53
выбранной области томограммы 61 локальная in vivo 59 по натрию и калию 59 по фтору 59 протонная 57
с точечной локал и зацией 61 стимулированного эхо 60 углеродная 58 фосфорная 54
MP-томография. См. всю книгу МР-изображение 103 МР-спекгроскопия 63 МРТ сердца 180, 197 мультиэхо. см. спин-эхо, множественное
н
намагниченность 11, 14 наркоз 220 насыщение-восстановление 37 неопознанные яркие объекты 144 норма 143
О
обработка изображений 183
динамических 191
объёмный элемент, см. воксел ожоги 219, 220 опасности
острые 216
подострые 222
отношение контраст/шум 108
отношение сигнал/шум 106
отслеживание среза 180
п
параллельная томография 81
парамагнетизм 147
перекрёстное возбуждение 205 перенос намагниченности 137 перфузионная томография 189 перфузия 138, 139, 189 пиксел 7, 103, 104
подавление сигнала от воды см. FLAIR
поле ВО 12, 15, 16, 42
поле В1 33, 74
поле изображения 99, 103, 211
поле рассеяния 21, 24, 216
половинное сканирование 98
полоса частот 8, 75, 106
поперечная когерентность 94
поперечная релаксация, см. спин-спиновая релаксация
поток 138, 172, 174, 175, 206, 207 компенсация 175 ламинарный 169 однонаправленный 174 плоский 169 противонаправленный 174 пульсирующий 169 скорость 175 турбулентный 169, 173
преобразование Фурье 8, 17, 68, 84
быстрое 17
двумерное 78
трёхмерное 80
частичное 80
пресатурация 136
приемник 25
продольная релаксация, см. спин-решёточная релаксация
проекции максимальной интенсивности 177, 178 проекции минимальной интенсивности 177
пространственное кодирование 68, 72, 82, 230
фазовое 73, 78
частотное 72, 78
противопоказания 221 протон, см. 'Н прямоугольное поле изображения 98
Р
радиальное сканирование 99
распределение Больцмана 12 расчётные изображения 46, 120, 186 резонанс 13
С
санитарно-гигиенические требования 220
серая шкала 109
сигнал 7, 16, 105
подавление 126, 135, 137
скорость релаксации 36, 43
сокращение объёма сканирования 98 спад свободной индукции 16, 37, 115 спектроскопия. См. МР-спектроскопия
спин-пакетная томография 78
спин-решёточиая релаксация 33, 49
спин-спиновая релаксация 42, 49
спин-эхо 43, 70, 90, 94, 116
быстрое см. RARE множественное 43
спиральное сканирование 99
суперпарамагнетики 147
т
температура 111
Тесла 5
Тл см. Тесла
томография по химическим сдвигам 61
точка Кюри 147
триггерин! 180
турбо-фактор 122
У
угол отклонения 16, 92, 94, 128
угол Эрнста 92, 96, 128
удельная скорость поглощения 224
уравнение Лармора 12
Ф
фаза 7
феномен притока 174
ферримагнетики 148
ферромаг । ют ики 147
фетография 220
функциональная томография 139, 20
X
хелаты 153, 160
химический сдвиг 53, 58, 59, 135
ч
частичное насыщение 37, 115
частота 7
частота Лармора 12
247
Предметный указатель
ш
шиммирование 23, 204
активное 23 пассивное 23
шум 217
э
экранирование 24
активное 24
пассивное 24
электронный парамагнитный резонанс
2, 229
элемент изображения см. пиксел
ЭПР см. электронный парамагнитный резонанс
эффект восприимчивости 152
эффект частичного объемного
усреднения 46, 50, 104
эффекты насыщения 177
эхо-навигатор 207
эхо-планарная томография 96, 131,232
мультиимпульсная 98
одноимпульсная 97
Я
ЯМР см. магнитный резонанс
Иностранные термины
BOLD 139, 184
CSI с.м. томография по химическим сдвигам
ПОТА 153
DTPA 153, 233
DTPA-BMA 153
Dynalize 193, 242
динамическая томография с контрастным усилением 194
лицензионное соглашение 244 установка 243
EPI см. эхо-планарная томография
FA см. угол отклонения
FADE 96
FID см. спад свободной индукции
FISP 96
FLAIR 127
FLASH 92, 101, 128, 232
мгновенный 96, 130
очищенный 96, 128 рефокусированный 94, 130 с усиленным контрастом 96, 130
FOV см. поле изображения fMPT см. функциональная томография
Gel см. гадолиний
Goner CJ 229
GRE см. градиентное эхо inflow см. феномен притока к-пространство 83
MR Image Expert 241
к-пространство 86
артефакты наложения 208 артефакты, связанные с
к-пространством 208
быстрое с пин-эхо 123
важность использования различных значений TR и ТЕ 121
выбор окна 109
градие нтные i юслслова гел ьности 129 зависимость контраста от TI 126 зависимость контраста or TR 117
зависимость контраста оз ТЕ 117 изменение дозы гадолиниевого контрастного вещества 159 линейные артефакты 208 лицензионное соглашение 244 напряжённость магии того поля и
контраст I33
настройка параметров TR и ТЕ 119 подавление сигнала от воды 127 подавление сигнала от жировой ткани 127
сигнал и шум 107
усиление контраста после применения контрастных средств 158 усиление сигнала оз искусственных очагов поражения 158
усреднение сигнала и шум 107 установка 243
NEX см. количество усреднений
PC см. ангиография, фазоконтрастная ppm см. миллионные доли RARE 90, 120
SAR см. удельная скорость поглощения SE см. спин-эхо SPIO 160 STIR 127
TI см. время TI-релаксации Т2 см. время Т2-релаксации ТЕ см. время эхо
TI см. время инверсии TOF см. ангиография, время пролетная ultraviolet light 9 USP1O 160 VENC-значение 176 visible light 9
Список аббревиатур*
АЦП — аналого-цифровой преобразователь
КТ — комьютерная томография
м.д. — миллионная доля
МР — магнитно-резонансный
МРА — магнитно-резонансная ангиография
МРС — магнитно-резонансная спектроскопия
МРТ — магнитно-резонансная томография
ОФЭКТ — однофотонная эмиссионная компьютерная томография
ПЭТ — позитронная эмиссионная томография
РЧ — радиочастотный
СМЖ — спинномозговая жидкость
ЭКГ — электрокардиография
ЭПР — электронный парамагнитный резонанс
ЯМР — ядерно-магнитный резонанс
Список английских аббревиатур см. на стр. 54, 93 и 130