Физические основы МРТ

ФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ МРТ.
Для построения любых изображений необходимо измерить и сопоставить интенсивность
сигнала в каждой точке будущего изображения ее координатам (т.е. расположению на изображении) или, другими словами, определить распределение интенсивности этого сигнала в
двумерном (2D) или трехмерном (3D) пространстве. При проведении магнитно-резонансной
томографии (МРТ) изображения срезов организма получают, измеряя распределение сигнала
ядер водорода 1H (протонов). Протоны являются составной частью практически всех молекул организма человека и, прежде всего, молекул воды и жировой ткани. Молекулы воды в
организме могут находиться в свободном состоянии (внеклеточная и внутриклеточная вода)
и в связанном состоянии (с ионами, углеводами, белками и даже, за счет энтропийных сил, с
липидами). В зависимости от того, в каком состоянии находятся молекулы воды, сигналы
протонов при одних и тех же условиях измерения будут иметь разные магнитные характеристики, что и определит относительный контраст тканей на МРТ-изображении. Вся сложная
система МР-томографа нужна для измерения этого собственного сигнала ядер водорда тканей, что принципиально отличает МРТ от основной массы других методов лучевой диагностики и предопределяет ее уникальное дифференциально-диагностическое значение.
В основе магнитно-резонасной томографии (МРТ) лежит явление ядерного магнитного
резонанса (ЯМР) ядер водорода. Протоны обладают спином и, соответственно, магнитным
моментом, как любые движущиеся заряженные частицы. Наиболее наглядная модель протона - это стрелка компаса, которая также обладает магнитным моментом. Если компас поместить в магнитное поле Земли, то его стрелка начнет колебаться вокруг направления силовых
линий этого поля. Тоже самое происходит и с протонами. Когда пациента помещают в однородное магнитное поле МР-томографа (в клинической практике его напряженность не должна превышать 3,0 Тл), то ядра водорода тканей организма взаимодействуют с магнитным полем прибора. В результате магнитные моменты или спины протонов ориентируются под
определенным углом к направлению силовых линий магнитного поля (см. рис. 2.1.1-Б), подобно тому, как это происходит в магнитном поле Земли со стрелкой компаса, и начинают
вращаться (прецессировать) с частотой, которая, как и угол отклонения спинов от направления силовых линий магнитного поля , прямопропорциональна напряженности поля Bo и
называется частотой прецессии, частотой Лармора или резонансной частотой (таблица
2.1.1). В результате весь образец намагничивается, то есть возникает суммарная намагниченность образца параллельная оси, направленной вдоль силовых линий магнитного поля
(обычно ее обозначают как ось Z), которую называют продольной намагниченностью.
Таблица 2.1.1. Частота прецессии ядер водорода 1Н при различных напряженностях
магнитного поля МРТ-систем.
2
Напряженность магнитного
поля МРТ-системы (Тл)
0,10
0,15
0,23
0,28
0,30
0,35
0,50
1,00
1,50
2,00
3,00
Резонансная частота ядер
водорода 1Н (МГц)
4,3
6,4
9,8
11,9
12,8
14,9
21,3
42,6
63,9
85,2
127,8
Если, затем в зазор магнита подать радиочастотный импульс E0 с частотой , равной частоте Лармора (часто обозначаемой как резонансная частота o), то прецессирующие ядра
водорода смогут поглотить энергию этого радиочастотного импульса, в результате чего угол
отклонения  их магнитных моментов от направления силовых линий магнитного поля МРтомографа изменится, так как за счет этой поглощенной дополнительной энергии ядра приобретут способность противостоять воздействию магнитного поля прибора. В зависимости
от длительности действия возбуждающего радиочастотного импульса угол отклонения спинов по отношению к первоначальному направлению  может составлять, например, 90о или
180о: Такие радиочастотные импульсы назвают, соответственно, 90–градусными или 180градусными. При этом суммарный вектор продольной намагниченности образца (по оси Z,
направленной вдоль силовых линий магнитного поля) изменится (чаще – уменьшится) на величину, которая зависит от длительности действия радиочастотного импульса. Так как исходно (до помещения в магнитное поле томографа) магнитные моменты ядер водорода были
направлены хаотически – в разные стороны (рис.2.1.1-А), то и после их попадания в магнитное поле (рис.2.1.1 АБ), спины хотя и вращаются по конусу, ориентированному по направлению силовых линий магнитного поля, но их прецессия осуществляется асинхронно (или
некогерентно), то есть с разной фазой  прецессии (рис.2.1.1-Б). В результате, в каждый
момент времени для любого спина направленного в одну из сторон, имеется другой аналогичный спин с обратным (противоположным) направлением. Таким образом, суммарный
вектор намагниченности образца в плоскости перпендикулярной оси Z, направленной вдоль
силовых линий магнитного поля, обычно обозначаемой как плоскость XY, равен нулю
(рис.2.1.1-Б).
3
Рисунок 2.1.1. Общая схема получения сигнала ядерного магнитного резонанса в виде спада
свободной индукции (пояснения в тексте).
4
На следующем этапе образец с помощью передающей катушки облучают радиочастотным полем E0, частота которого (ее еще называют резонансной частотой МРТ-системы)
(рис.2.1.1 БВ) обычно составляет несколько дестятков мегагерц (табл. 2.1.1).
За счет действия радиочастотного импульса вращение всех спинов синхронизируется
(становятся когерентными), то есть их фаза  становится одинаковой =, и в плоскости
XY возникает суммарный сигнал магнитных моментов ядер водорода или поперечная суммарная намагниченность образца (рис.2.1.1-В). Если в просвете магнита размещена приемная радиочастотная катушка (радиоантена), способная измерить радиосигнал в этой
плоскости, то вращение суммарного вектора намагниченности образца в плоскости XY вызовет возникновение в приемной катушке переменного тока, который и может быть зафиксирован. Измерение электрических колебаний после выключения возбуждающего радиочастотного имупльса таким приемным контуром фактически означает измерение сигнала ЯМР
протонов тканей организма. Сам сигнал магнитного резонанса ядер водорода (его еще называют сигналом свободной индукции или ССИ (рис. 2.1.1-В) имеет затухающий характер, который отражает возвращение спиновой системы к исходному (до подачи возбуждающего радиочастотного импульса) состоянию, то есть происходит ЯМР-релаксация (рис.2.1.1 ВБ)
магнитноактивных ядер: за счет рассеивания накопленной энергии в окружение спинов,
называемое решеткой, к исходному значению возвращается угол отклонения спинов (спинрешеточная релаксация) и нарушается взаимная синхронизация вращения спинов, то есть
взаимоотношение между отдельными спинами (спин-спиновая релаксация). Указанные
процессы количественно характеризуются временами спин-решеточной Т1 или спинспиновой Т2 релаксации, а точнее скоростями спин-решеточной W1 или спин-спиновой
W2 релаксации. Времена релаксации в тканях зависят от температуры, подвижности ядер
водорода (в жидкостях они длиннее, чем в мягких тканях) и от наличия парамагнитных или
ферромагнитных релаксационных центров (чем больше концентрация таких парамагнитных
или ферромагнитных веществ, тем короче вермена релаксации ядер водорода). Время спинспиновой релаксации Т2 кроме того зависит еще и от микрокружения протонов (рН, йонной
силы раствора и т.д.), что делает эту характеристику протонов тканей более чувствительнойк
развитию патологического процесса, чем время Т1. Отметим, что времена релаксации тканей
организма человека зависят и от возраста. При миелинизации головного мозга человека в течение первого года жизни соотношение времен релаксации серого и белого вещества мозга
меняется на обратное, которое и сохраняется затем в течение всей жизни (рис. 2.1.2): времена релаксации белого вещества головного мозга новорожденного больше, чем у серого, а уже
в возрасте старше 1 года белое вещество головного мозга релаксирует быстрее.
5
Рисунок 2.1.2. Времена релаксации белого и серого вещества головного мозга в течение жизни человека уменьшаются. Обратите внимание на «перекрест» уровней времен релаксации в
первый год жизни.
Сами времена релаксации с возрастом уменьшаются, при этом содержание воды в головном мозге уменьшается с 93-95% сразу после рождения до 82-84% к концу второго года жизни.
Итак, резонансная частота всех ядер водорода объекта o почти одинакова и прямопропорциональна величение напряженности магнитного поля Bo. Если в этих условихя по одной
из осей создать магнитное поле, напряженность которого будет линейно меняться вдоль этой
оси, то частота прецессии протонов  будет линейно связана с их расположением (координатой) по выбранной оси. То есть будет осуществлено частотное пространственное кодирование положения точек по одной из осей (рис. 2.1.3). Такое линейное изменение магнитного поля создают наложением дополнительного градиентного магнитного поля G или, другими словами, включением градиента магнитного поля в определенном направлении.
Для того чтобы узнать резонансную частоту протонов  измеренный переменный ССИ
(ЯМР-сигнал) обрабатывают, используя преобразование Фурье (Fourier Transformation
или FT). Фурье-преобразование позволяет выяснить конкретный вклад ядер с различными
резонансными частотами в формировании полученного при измерении ЯМР-сигнала. В результате такой обработки вместо зависимости измеренной амплитуды затухающего ЯМРсигнала от времени получается распределение вкладов (количества) магнитных ядер от их
резонансной частоты. Такое распределение называется спектром ЯМР. Амплитуда пика
6
(точнее площадь под кривой спектральной линии) прямопропорциональна концентрации
ядер с данной частотой прецессии, а положение пика на спектре однозначно определяется
частотой этой прецессии. Сами времена релаксации с возрастом уменьшаются, при этом содержание воды в головном мозге уменьшается с 93-95% сразу после рождения до 82-84% к
концу второго года жизни.
Рисунок 2.1.3. Включение градиента магнитного поля G в направлении «голова-ноги» приводит к тому, что частота протонов каждого слоя
(среза) по этому направлению отличается друг от друга на величину  пропорциональную величине изменения магнитного поля G. Резонансная частота o остается прежней только в одном слое. В результате, по резонансной частоте протонов слоя можно точно определить
его расположение по направлению изменения напряженности магнитного поля, то есть его координату по этой оси.
А
Б
Рисунок 2.1.4. При измерении ЯМР-сигнала трех одинаковых объектов, по-разному расположенных на оси X, в
отсутствии градиента магнитного поля (А) получаем однородный ЯМР-сигнал, который после Фурьепреобразования, даст одну спектральную линию (пик) большой апмлитуды (резонансная частота одна и та же у
всех трех образцов). В присутствии градиента магнитного поля (Б) каждый из образцов будет иметь свой пик
(свою частоту) на спектре в соотвествии с их расположением вдоль оси X. Амплитуда каждого из пиков будет в
три раза меньше, чем амплитуда большого пика на спектре до включения градиента.
7
Фактически пространственное частотное кодирование позволяет получить одну из «проекций» будущего изображения объекта, а точнее распределение ЯМР-сигнала по одной из
осей трехмерного пространства за счет формирования ЯМР-спектра. Так, если разместить в
постоянном магнитном поле три одинаковых пробирки с водой в ряд по оси X (рис. 2.1.4 А), то на ЯМР-спектре будет получен один пик, содержащий ЯМР-сигналы всех трех пробирок, так как их резонансная частота будет одинакова. При создании линейного изменения
магнитного поля по этой оси на ЯМР-спектре будут получены три пика, взаимное расположение которых будет однозначно отражать расположение пробирок по оси X (рис. 2.1.4 - Б).
Таким образом, ЯМР-спектр будт представлять собой «проекцию» расположения пробирок
по оси X.
Меняя направление градиента магнитного поля по всему трехмерному пространству
можно получить целую серию таких «проекций» (рис.2.1.5), по которым (как в рентгеновской компьютерной томографии) можно восстановить изображение объектов (метод обратных проекций). Однако такая процедура потребует очень большого времени, так как в каждой из трех плоскостей необходимо будет получить множество проекций: надо пройти от 0о
до 180о с шагом порядка 1-2о, который, вообще говоря, будет зависить от заданного разрешения.
Рисунок 2.1.5. Получение ЯМР-спектров по двум осям X и Y (А) позволяет определить расположение объектов на плоскости XY. Многократное повторение этой процедуры по всем
направлениям (Б) даст возможность определить форму исходных объектов.
В то же время включение градиента магнитного поля влияет не только на резонансную
частоту ядер , но и на их фазу . За счет этого эффекта в присутствии градиента магнитного
поля расфазировка спинов происходит гораздо быстрее, то есть спин-спиновая релаксация
ускоряется. В то же время скорость изменения фазы спинов напрямую зависит от величины
магнитного поля в данной точке, а это значит, что конкретная фаза спинов по направлению
действия градиента магнитного поля зависит от их расположения в пространстве (рис.2.1.6).
8
Рисунок 2.1.6. В отсутствии градиента магнитного поля изменения фазы (А) незначительны.
При постоянной продолжительности действия градиента магнитного поля, меняя его полярность (Б) или амплитуду (В), можно управлять величиной фазового угла.
В результате действия этого фазокодирующего градиента фазовый угол спинов содержит информацию о координатах ядер в пространстве по направлению его действия, а сама
процедура может быть использована для фазового пространственного кодирования.
Таким образом, с помощью частотного и/или фазового пространственного кодирования можно однозначно сопоставить амплитуду ЯМР сигнала той или иной точки с ее координатами в пространстве.
Однако, измерение ССИ в условиях градиентных магнитных полей имеет определенные
технические трудности, так как этот сигнал очень слабый и относительно быстро затухает
(из-за ускоренной спин-спиновой релаксации). Для того, чтобы его измерить в этих условиях
приходится повторно формировать этот сигнал при наличии градиетнов магнитных полей.
Существуют два способа формирования такого сигнала: с помощью получения спинового
эхо или формируя градиентное эхо.
Спиновое эхо формируется за счет включения через некоторое время  после подачи
первого возбуждающего радиочастотного 90о-импульса дополнительного 180о-импульса, ко-
9
торый «разворачивает» релаксирующие спины на 180 о, и они оказываются зеркально отраженными по отношению к плоскости XY (в эту плоскость спины поворачиваются после подачи 90о-импульса), где через время  спины снова соберутся, формируя сигнал спинового
эхо. При этом все влияние на релаксацию неоднородности магнитного поля нивелируется.
Наиболее удачной аналогией поведения спинов может служить пример с бегунами
(рис.2.1.7), которые после старта (возбуждающий 90о-импульс) бегут с разной скоростью(скорость спин-спиновой релаксации и действие неоднородности поля).
Рисунок 2.1.7. Получение спинового эхо: все участники (спины) стартуют одновременно (после 90о-импульса) и удаляются друг от дурга за счет разной скорости бега (спин-спиновой
релаксации и неоднородности магнитного поля). «Собирающий» 180о-импульс зеркально отражает участников забега относительно линии старта, и более быстрые бегуны догонят более
медленных только на линии старта.
Однако после «зеркального отражения» («собирающий» 180о-импульс) по отношению к
линии старта (плоскость XY) те из бегунов, которые были быстрее и убежали дальше, оказываются дальше от линии старта и догоняют более медленных. Учитывая, что все факторы,
влиявшие на бег спортсменов при их старте, продолжают действовать в том же направлении
и после «отражения», их действие на скорость бега нивелируется, и бегуны достигают линии
старта одновременно.
Градиентное эхо получают резко меняя полярность градиента магнитного поля, в результате чего меняется на противоположное направление релаксации спинов, при этом быстро релаксирующие (из-за спин-спиновой релаксации и действия градиента и неоднородности
магнитного поля) спины оказываются дальше от исходного положения, к которому из-за изменения направления стремятся спины. При этом воздействие градиентов и недонородности
магнитного поля не только не нивелируется, но и дополнительно ускоряет поперченную релаксацию ядер. В уже приведенной аналогии с бегунами (рис. 2.1.8) после старта (возбужда-
10
ющий радиочастоный импульс) расстояние между участниками забега увеличивается за счет
разной скорости (скорость спин-спиновой релаксации и действие неоднородности магнитного поля).
Рисунок 2.1.8. Получение градиентного эхо: все участники (спины) стартуют одновременно (возбуждающий радиочастотный импульс) и удаляются друг от дурга за счет разной
скорости бега (спин-спиновой релаксации и неоднородности магнитного поля). После разворота бегунов на месте (переключение знака градиента) более быстрые бегуны оказываются
дальше от линии старта, чем медленные. В результате быстрые спортсмены догонят более
медленных только на линии старта.
В некоторый момент (переключение полярности градиента) бегуны разворачиваются на
месте и бегут обратно к линии старта, при этом более быстрые спортсмены оказываются позади более медленных и вынуждены их догонять. В этом случае «мешающие» бегу факторы
действуют в разных направлениях и не нивелируются: например, если ветер до разворота дул
в спину, то при беге в обратную сторону будет дуть в лицо. Благодаря изменению направления релаксации возбуждающий радиочастотный импульс при формировании градиентного
эхо может быть меньше 90о, что является необходимым условием при использовании спинового эхо. Радиочастотные импульсы и импульснный градиент магнитного поля включаются
в определенном порядке, получившем название импульсной последовательности (ИП).
Время от одного возбуждающего радиочастотного импульса до другого (то есть от одного пакета импульсов до начала другого) называют временем повторения (Repetition Time
или TR). Время от начала релаксации спинов до максимального значения эхо-сигнала
называют временем эхо (Echo Time или TE). При сравнении импульсных последовательностей спиновой эхо и градиентное эхо (рис. 2.1.9) обращает внимание, что за счет более быстрой релаксации градиентное эхо позволяет использовать более короткие времена TR и TE.
11
Рисунок 2.1.9. После подачи возбуждающего 90о-импульса сигнал спинного эхо формируется
через время TE за счет включения 180о радиочастотного импульса (А). При градиентном эхо
источником формирования эхо-сигнала является изменение полярности градиента (Б).
Независимо от выбранного способа получения эхо-сигнала для формирования полноценного изображения при магнитно-резонансной томографии (МРТ) необходимо получить
информацию о распределении ЯМР-сигнала, который будет представлять собой тот или
иной эхо-сигнал, в каждой точке трехмерного пространства. При 2D МРТ сначала возбуждают один срез (см. рис. 2.1.10), за счет подачи селективного возбуждающего радиочастотного импульса в присутствии срезвыбирающего градиента магнитного поля. Чем больше
величина градиента магнитного поля, тем тоньше будет толщина среза и меньше соотношение сигнал/шум. Увеличение количества срезов увеличит и время исследования.
Рисунок 2.1.10. В результате включения селективного возбуждающего радиочастотного импульса с частотой о в присутствии градиента магнитного поля Gо в направлении «голованоги» протоны только одного среза будут формировать ЯМР-сигнал, так как только для этого среза имеется точное соответствие условиям магнитного резонанса – только его частота
равна о. Для измерения сигнала соседнего среза необходимо повторить процедуру, изменив
величину градиента магнитного поля.
12
Рисунок 2.1.11. Для получения полноценного двумерного МРТ изображения используется
подача трех импульсных градиентных магнитного поля в трех взаимно перпендикулярных
направлениях:
А. Для возбуждения протонов выбранного среза совместно с возбуждающим 90о радиочастотным импульсом с частотой о включается импульсный срезвыбирающий градиент, создающий условия для ЯМР на частоте о только в одном из срезов (отмечено стрелками). Затем, подавая в перепендикулярном друг другу направлении импульсные фазокодирующий и
частотнокодирующий градиенты магнитного поля, измеряют ЯМР-сигнал каждой точки этого среза отдельно. Для этого измерения с помощью 180о радиочастотного импульса и нового
импульса срезвыбирающего градиента формируют сигнал спинового эхо, фиксация величины которого происходит в присутствии импульсного частотнокодирующего градиента магнитного поля.
Б. Двумерное распределение точек среза получают за счет одновременного включения в перепендикулярном друг другу направлениях фазокодирующего и частотнокодирующего градиентов магнитного поля, в результате чего каждая точка этого среза получает свой фазовый
угол и частоту, однозначно определющих ее располжение в срезе.
13
После выбора среза в перпендикулярной плоскости подаются фазокодирующий (или
подготавливакющий) и частотнокодирующий (или считывающий) градиенты (рис.
2.1.11-А), которые позволяют однозначно связать (закодировать) измеренные эхо-сигналы с
их распределением в выбранном срезе. В результате действия фазокодирующего градиента
протоны в выбранном срезе расположенные в разных строках или слоях имеют различный
фазовый угол, а за счет частотнокодирующего градиента в перпендикулярном направлении
(по длине этого «фазово-однородной» строчки) частота протонов линейно меняется в соответствии с величиной градиента (рис.2.1.11-Б). Для получения информации о всех строках
среза необходимо повторять всю процедуру в зависимости от выбранной матрицы копления
в направлении действия фазокодирующего градиента магнитного поля (например, при матрице МР-томограммы размерностью 256х256 точек или пиксел необходимо проведение 256
циклов для каждого среза), что существенно удлиняет время исследования. Но при этом, чем
больше фазокодирующих циклов приходится проводить, тем выше будет отношение сигнал/шум.
Размерность матрицы копления по направлению частотнокодирующего градиента
прямо не влияет на время исследования, но при ее увеличении уменьшается отношение сигнал/шум, что требует большего числа коплений, а значит и больешго времени. Вся
полученная информация после двумерного преобразования Фурье представляется в виде
ряда (в соответствии с выбранным количеством срезов) 2D томограмм. Кроме того, время
копления очевидно зависит и от числа срезов, так как для получения изображений всех
срезов процедуру следует повторить в соответствии с этим числом.
Трехменая 3D МРТ заключается в подаче по одному из направлений дополнительного
фазокодирующего градиента и применении для формирования МРТ-изображений трехмерного преобразования Фурье. За счет возбуждения большого объема ткани, в который
входит собственно вся зона интереса, отношение сигнал/шум при 3D МРТ выше, чем при 2D
ИП, что позволяет существенно увеличить разрешение изображения при том же времени исследования. Элемент изображения при 3D ИП получил название воксела.
Ткани и органы тел человека на полученных МР-томограммах могут иметь различный
контраст относительно друг друга, в зависимости не только от физических свойств тканей
(концентрации протонов, времен релаксации, перфузии и диффузии в ткани, содержания парамагнитных веществ и т.д.), но и от способа возбуждения МР-сигнала протонов этих тканей
(выбранная импульсная последовательность, ее параметры и т.д.). Это существенно отличает
МРТ от всех других методов медицинской визуализации, которые формируют изображения
на основании взаимодействия с тканями организма одного вида излучения и фактически от-
14
ражают лишь одну из характеристк ткани (для ренгеновских методов – это способность поглощать рентгеновские лучи, для УЗИ – это способность отражать ультразвуковые волны).
Определенное исключение составляет тепловидения, которое также фиксирует собственное
тепловое излучение тканей и органов, но и оно, впрочем, формирует изображение, используя
только одну характеристику тканей их температуру, а точнее преимущественно температуру
кожных покровов. Широкий диагностический диапазон МРТ во многом связан именно с
возможностью целенаправленного управления относительным контрастом тканей врачомрадиологом при использовании этого метода.
При использовании ИП спиновое эхо – Spin Echo или SE (90о–ый возбуждающий радиочастотный импульс и серия 180о–ых импульсов для формирования эхо-сигналов с интервалом TE) главными параметрами, определяющими относительный контраст тканей будут
времена повторения подачи пакета импульсов TR (промежуток времени между радиочастотными импульсами возбуждения ЯМР спинов) и времени эхо TE (промежуток времени между
импульсом возбуждением спинов и измерением эхо-сигнала). Время TR определяет как долго спиновая система может релаксировать до подачи нового возбуждающего радиочастотного импульса, то есть фактически оно определяет как много спинов окажутся в исходном состоянии и будут в состоянии в ответ на возбуждающий импульс войти в состояние ЯМР. Чем
больше время TR, тем больше спинов успеют срелаксировать к моменту подачи нового возбуждающего импульса, и, соответственно, тем больше будет измеренный сигнал спинового
эхо (рис.2.1.12).
Рис.2.1.12. Зависимость интенсивности МР-сигнала ИП SE от длительности времени повторения возбуждающего радиочастотного импульса TR: при коротком TR интесивность эхосигнала низкая, при длинном TR – высокая.
Для восстановления подавляющего большинства спинов (более 90%) необходимо,
чтобы время TR превышало время спин-решеточной релаксации Т1 как минимум в 4-6 раз.
15
При несоблюдении этого правила сигнал протонов тканей будет уменьшаться: чем больше
время релаксации протонов ткани, тем резче будет снижение уровня его сигнала при уменьшении TR. Этот эффект называют насыщением спиновой системы или подавлением ее
сигнала. Так для интактной крови, мышечной и жировой ткани (рис. 2.1.13), у которых T1
крови > T1 мышечной ткани > T1 жировой ткани, при сокращении времени TR c 2000 мс до
100 мс в наибольшей степени снизится (за счет насыщения или подавления) МР-сигнал
неокисленной крови, а в наименьшей – МР-сигнал жировой ткани.
Рис.2.1.13. Зависимость МР-сигнала крови, мышечной и жировой ткани от выбранного времени повторения TR для ИП SE: чем больше времени требуется на полную релаксацию системы (то есть чем длиннее время спин-решеточной релаксации), тем выраженнее будет
уменьшение ее сигнала (насыщения или подавления) при коротких временах TR.
В то же время, чем больше время спин-спиновой релаксации Т2 тем дольше можно
наблюдать за МР-сигналом. То есть при коротких временах эхо TE чаще всего могут быть
измерены сигналы всех тканей, а при длинных временах TE – только ткани с относительно
длинными временами релаксации T2.
В результате, при МРТ головного мозга с помощью ИП SE и выборе величины TR
больше, чем 4-6 T1 вещества головного мозга, но меньше, чем 4-6 Т1 церебро-спинальной
жидкости (4-6 T1 вещества головного мозга < TR < 4-6 Т1 церебро-спинальной жидкости)
МР-сигнал церебро-спинальной жидкости насытится (уменьшится) и вначале, при коротких
значениях TE, будет меньше, чем МР-сигнал вещества головного мозга (рис. 2.1.14). Такой
характер контраста зависит главным образом от соотношения времени повторения TR и величин времен спин-решеточной релаксации Т1 и его называют, соответственно, Т1взвешенным, а саму томограмму - Т1-взвешенным изображением (Т1ВИ). При дальнейшем увеличении времени TE из-за более быстрой спин-спиновой релаксации МР-сигнал протонов тканей будет уменьшаться значительнее, чем МР-сигнал церебро-спинальной жидкости, которая имеет более длительное времяспин-спиновой релаксации T2, в результате чего
16
МР-сигнал церебро-спинальной жидкости станет ярче относительно МР-сигнала вещества
головного мозга (рис. 2.1.14). Полученный в этом случае характер относительного контраста
структур головного мозга вызван соотношением их времен спин-спиновой релаксации Т2 и
его называют, соотвественно, Т2-взвешенным, а саму томограмму - Т2-взвешенным изображением (Т2ВИ). При промежуточном значении ТЕ относительный МР-сигнал будет зависить преимущественно от количества (концентрации или плотности) протонов в той или
иной ткани и такой тип контраста называют, соотественно, взвешенным по протной плотности , а саму томограмму – протон-взвешенным или -взвешенным изображением
(Т2ВИ) (рис. 2.1.14).
Рис. 2.1.14. При сравнительно коротком времени повторения TR (4-6 T1 вещества головного
мозга < TR < 4-6 Т1 церебро-спинальной жидкости) относительный контраст структур головного мозга на SE томограммах зависит от величины TE: при небольших значениях ТЕ получают Т1-взвешенные изображения, на которых МР-сигнал вещества головного мозга ярче
МР-сигнала цереброспинальной жидкости; при длинных значениях ТЕ получают Т 2взвешенные изображения, на которых МР-сигнал цереброспинальной жидкости ярче МРсигнала вещества головного мозга; при средних значениях ТЕ получают -взвешенные изображения, на которых характер относительного контраста структур головного мозга определяется их протонной плотностью.
При использовании методов градиентного эхо (Gradient Echo или GRE) к приведенным закономерностям управления относительным контрастом тканей необходимо добавить
влияние изменения угла возбуждающего радиочастотного импульса, который для гради-
17
ентного эхо может теоретически составлять от 1-2о до 90о. При градиентном эхо, чем угол 
будет ближе к 90о, тем ближе рассматриваемая спиновая система будет к только что рассмотренному поведению при обычном спиновом эхо. Чем меньше величина угла , тем при
меньших значениях TR и TE можно получить Т2ВИ. Короткие времена TR и TE позволяют
влиять на относительный контраст тканей, используя незначительную разницу резонансных
частот (химический сдвиг) протонов воды и жировой ткани (при напряженности магнитного поля 1,0 Тл эта разница составляет 145 Гц, при 1,5 Тл – 225 Гц). За счет химического
сдвига в течение наблюдения за изменением сигнала в зависимости от выбранного эхоинтревала TE относительный фазовый угол (рис.2.1.15) протонов жировой ткани и воды может составлять 0о (спины находятся в фазе) либо 180о (спины воды и жировой ткани находятся в противофазе, то есть сигнал жировой ткани будет вычитаться из общего эхо сигнала
протонов ткани) и т.д.
Рис. 2.1.15. Изменения относительного фазового угла протнов воды и жировой ткани при ИП
GRE в заивисимости от времени эхо ТЕ для МРТ-системы с напряженностью поля 1,5 Тл,
когда разность частот протонов воды и жировой ткани составляет 225 Гц. Это означает, что
спины жировой ткани поворачиваются на 360о относительно спинов воды за каждые 4,4 мс
(1/225 с) и фаза протонов воды и жировой ткани совпадают по направлению при ТЕ = 0, 4,4,
8,8 … мс (стрелки вверх) и находятся в противофазе при TE = 2,2, 6,6, 11,0 … мс (стрелки
вниз).
ИП инверсия-восстановление – Inversion-Recovery или IR (180о и 90о радиочастотные
возбуждающие импульсы, которые подаются с временем инверсии TI или интервалом TI,
то есть по схеме 180о-TI-90о, и последующая серия 180о–ых импульсов для формирования
эхо-сигналов с интервалом TE) позволяет еще более избирательно управлять относительным
контрастом тканей. ИП IR (рис. 2.1.16) сначала разворачивает спиновую систему на 180о, а
затем в процессе релаксации МР-сигнал ткани восстанавливается, проходя через нулевой
уровень в момент соответствующий времени инверсии TI=0,69 Т1 ткани.
18
Рис. 2.1.16. Изменения МР-сигнала при использовании ИП IR: при значении времени инверсии TI равном 0,69 T1 ткани величина МР-сигнала этой ткани равна нулю.
Реально при построении МРТ-изображения используется амплитуда (магнитуда) МРсигнала, а его знак не играет существенной роли, поэтому вместо кривых, отражающих формальное изменение МР-сигнала серого и белого вещества головного мозга в зависимости от
величины TI (рис. 2.1.17-А), фактические кривые имеют несколько другой вид (рис. 2.1.17Б), где «отрицательная часть» графика зеркально отражается в «положительную сторону» относительно оси TI. В результате, при временах инверсии TI меньших значения, при котором
МР-сигнал белого вещества равен нулю, серое вещество головного мозга на МРТизображениях будет выглядеть ярче белого, а при значениях TI больше этого – наоборот более яркий сигнал будет иметь белое вещество.
За счет «прохождения через нуль», как было уже отмечено, ИП IR позволяет избирательно подавлять (точнее нивелировать) сигнал той или иной ткани, так как при выборе TI
равной 0,69 времени спин-решеточной релаксации T1 этой ткани ее сигнал будет равен нулю:
так при коротких значениях TI (порядка 90-130 мс) можно полностью убрать сигнал жировой ткани – в этом случае последовательность называют инверсия-восстановление с коротким временем TI (Short TI Inversion-Recovery или STIR), а при больших значениях TI
(порядка 1800-2500 мс) нулю будет равен МР-сигнал церебро-спинальной жидкости – в этом
случае последовательность получила название инверсия-восстановление с подавлением сигнала свободной жидкости (Fluid Attenuated Inversion-Recovery или FLAIR).
19
Рис. 2.1.17. Изменение МР-сигнала серого и белого вещества головного мозга в зависимости
от времени инверсии TI при ИП IR с TR=2000 мс на МРТ-системе с напряженностью поля
1,0 Тл: А – идет восстановление МР-сигнала белого и серого вещества головного мозга от
отрицательных значений до положительных с прохождением через нулевое значение при TI
равном 0,69 T1. Б – реальная амплитуда (магнитуда) МР-сигнала при ИП IR, используемая
при построении изображения – положительный сигнал сначала (до точки TI = 0,69 T1)
уменьшается до нуля, а затем увеличивается и достигает рпавновесного значения через 4-6
T1.
Подавление сигнала жира (свободной воды, силиконового геля и т.д.) на МРТсистемах с напряженностью поля более 0,5 Тл можно достичь с помощью его избирательного частотного насыщения, то есть облучением объекта исследования радиочастотным импульсом с узким частотным окном, включающим только резонансную частоту выбранного
для подавления типа протонов (например, ядра водорода жировой ткани), непосредственно
перед подачей возбуждающего радиочастотного импульса. В результате, к моменту возбуждения среза протоны, относящиеся к выбранному типу ткани или веществу, находятся уже в
возбужденном состоянии, а значит, как было рассматрено на примере ИП SE, их вклад в общий МР-сигнал будет минимальным.
Другим наиболее эффективным способом влияния на относительный контраст тканей
является изменение в них концентрации релаксационных агентов: парамагнитных и/или
ферромагнитных веществ. К эндогенным релаксационным агентам относится, например, молекулярный кислород и некоторые продукты биодеградации гемоглобина. Последнее очень
существенно, так как позволяют однозначно дифференцировать изменения геморрагического
20
компонента в тканях и органах на всех стадиях биотрансформации крови, а точнее гемоглобина в процессе его окисления представленные в таблице 2.1.2.
Таблица 2.1.2. Изменение МРТ свойств зоны кровоизлияния в процессе биодеградации гемо
глобина.
Фаза биодеградации гемоглобина
Степень окисления железа и Располобиохимическая
жение
форма
Насыщенный
кислородом
гемоглобин
Fe2+
оксигемоглобин
Образование
деоксигемоглобина
Распад эритроцитов +
оксигенация
Внеклеточная
трансформация
Накопление
в клетках
Механизм
воздействия
Магнитны
е свойства
Ускорение
релаксации
протонов
Манитная
восприимчивость
нет
Эритроциты
Диамагнетик
нет
Fe2+
деоксигемоглобин
Эритроциты
Парамагнетик
+
(т.к. только внутриклеточная
вода)
Fe3+
метгемоглобин
гемихром
Fe3+
трансферрин и
лактоферрин
Вне
клеток
Парамагнетик
Вне
клеток
Парамагнетик
Fe3+ ферритин
и гемосидерин
Фагоциты
Суперпара
-магнетик
++
++
нет
++
нет
+
(т.к. только внутриклеточная
вода)
++
Относительный
МР-сигнал зоны
кровоизлияния
Т1-ВИ
Т2-ВИ
Гипоили
изоинтенсивен
Изоили гипоинтенсивен
Гиперинтенсивен
Гиперинтенсивен
Гиперинтенсивен
Гиперинтенсивен
Гиперинтенсивен
Изоинтенсивен
Гипоинтенсивен
Гипоинтенсивен
Сам процесс изменения МРТ-картины зоны кровоизлияния зависит от того, на какой
стадий процесса биодеградации гемоглобина проводилось исследование. Кокретные временные параметры стадий трансформации МРТ-картины зоны геморрагии связаны с активностью перфузии в области исследования (т.к. для всех биохимических реакций необходимо
наличие всех участвующих в реакции компонентов, в данном случае - кислорода, как оксигенирующего агента) н доступностью парамагнитных и ферромагнитных центров для протонов
(при расположении парамагнитного агента внутри клеток влияние его на ускорение релаксации протонов внеклеточной воды будет минимальным).
Искусственное контрастирование при МРТ заключается в введении специальных МРконтрастных агентов (МРКС), которые на современном этапе развыития МРТ чаще всего
21
представляют собой водорастворимые стабильные хелатные комплексы гадолиния. За счет
наличия большого числа неспаренных электронов на внешних орбиталях гадолиний создает
локальное возмущение электро-магнитного поля и ускоряет релаксацию протонов (в большей степени – спин-решеточную релаксацию Т1, из-за чего эти МРКС относят к Т1 агентам).
Тип хелатирующего агента определяет фармакокинетику и фармакодинамику препарата.
Токсичность МРКС очень низкая, в результате эти вещества практически абсолютно безопасны для здоровья пациента. Хотя, как и на введение любого ксенобиотика, нельзя исключить малопредсказуемых аллергических реакций, включая анафилактоидный шок. В остальном, кроме опсианного выше опосредованного механизма воздействия на МРТ-свойства тканей, поведение в организме МРКС и способы их использования аналогичны таковым у рентгеноконтрастных средств.
Для улучшения относителного контраста очагов поражения (особенно в головном
мозге) или более четкой визуализации сосудов при время-пролетной ангиографии можно использовать включение переноса намагниченности (Magnetisation Transfer Contrast или
MTC). Суть MTC заключается в предварительном насыщении сигнала неподвижных протонов воды или протонов воды, связанных с макромолекулами, с помощью подачи перед возбуждающим радиочастотным импульсом специальных относительно длительных маломощных внерезонансных импульсов. В результате МР-сигнал тканей, где движение протонов
ограничено, несколько уменьшается по отношению к зонам поражения, где как правило подвижность молекул воды повышено, и относителный контраст последних повышается. При
время-пролетной МР-ангиографии более существенно, по сравнению с протонами текущей
крови, насыщается сигнал стационарных тканей, что делает МР-сигнал крови в кровеносных
сосудах более ярким.
Список использованных сокращений и обозначений:
Быстрое/турбо спиновое эхо (Fast/Turbo Spin Echo)
- FSE/TSE
Время кажущейся спин-спиновой (поперечной) релаксации - Т2*
Время ожидания эхо-сигнала (Echo Time)
-TE
Время повторения (Repetition Time)
-TR
Время спин-решеточной (продольной релаксации)
- Т1
Время спин-спиновой (поперечной) релаксации
- Т2
Градиентное эхо (Gradient Echo)
- GE
Импульсная последовательность
- ИП
Инверсия-восстановление (Inversion-Recovery)
- IR
Инверсия-восстановление с подавлением
свободной жидкости (Fluid Attenuated Inversion-Recovery)
- FLAIR
Килогерцы
- кГц
Магнитный резонанс или магнитно-резонансный
- МР
Магнитно-резонансные контрастные средства
- МРКС
Магнитно-резонансная томография
- МРТ
Мегагерцы
- МГц
Поле зрения (Field Of View)
- FOV
Протон взвешенное изображение
- ВИ
Спиновое эхо (Spin Echo)
- SE
Тесла
-Т
Т1-взвешенное изображение
- Т1ВИ
Т2-взвешенное изображение
- Т2ВИ
Центральная нервная система
- ЦНС
Цереброспинальная жидкость
- ЦСЖ
22
Список рекомендуемой литературы.
1. Ахадов Т.А., Панов В.О., Айххофф У. Магнитно-резонансная томография спинного мозга
и позвоночника. – ВИНИТИ. – Москва, Россия. – 2000. – 747 стр.
2. Беличенко О.И., Дадвани С.А, Абрамова Н.Н., Терновой С.К. Магнитно-резонансная томография в диагностике цереброваскулярных заболеваний. – ВИДАР. – Москва, Россия. –
1998. – 111 стр.
3. Коновалов А.Н., Корниенко В.Н., Пронин И.Н. Магнитно-резонансная томография в
нейрохирургии. – ВИДАР. – Москва, Россия. – 1997. – 471 стр.
4. Ринк П.А. Магнитный резонанс в медицине. – Blackwell Scientific Publication. – Oxford,
UK. – 1995. – 228 стр.
5. Клиническое применение магнитно-резонансной томографии с контрастным усилением.
Опыт использования парамагнитного средства «Магневист» /под общей редакцией Беленкова Ю.Н., Тернового С.К., Беличенко О.И./. – ВИДАР. – Москва, Россия. – 1996. - 111
стр.
6. Магнитно-резонансная томография (руководство для врачей). / Авторский коллектив под
редакцией Труфанова Г.Е., Фокина В.А./ - Санкт-Петербург – Россия: Издательство Фолиант. - 2007. - 688 стр.
7. Clinical Magnetic Resonance Imaging/ edited by Edelman R.R., Hesselink J.R., Zlatkin M.B./. –
W.B.Saunders Company. – Philadelphia, USA. – 1996. – 2196 p.
8. Grossman C.B. Magnetic resonance imaging and computed tomography of the head and spine. –
Williams & Wilkins. –Baltimore, USA. – 1996. –810 p.