частотное и фазовое кодирование мрт
Частотное и фазовое пространственное кодирование
После того, как срез выбран с помощью градиента магнитного поля и выборочного радиочастотного импульса, необходимо перейти к пространственному кодированию внутри среза. Для этого также применяется градиентное поле, известное как read gradient, которое позволяет закодировать частоту, как функцию положения. Такое кодирование называется частотным кодированием.
Таким образом, можно получить плотность спинов вдоль каждой линии, параллельной направлению градиента. Можно сказать, что это проекция формы объекта на ось, перпендикулярную градиенту поля. Меняя направление градиента можно получить плотность спинов вдоль множества линий и восстановить изображение среза по аналогии с реконструкцией в компьютерной томографии (back-projection reconstruction).
Этот метод использовался в первых версиях МРТ (в 2003 г. Нобелевская премия). В современных аппаратах используется другой подход для создания двумерного изображения среза. Пространственное кодирование сигнала в третьем измерении производится с помощью другого градиента, который применяется перед read gradient и влияет на фазу спинов, поэтому называется фазовым кодированием (phase encoding gradient).
Таким образом, пространственное кодирование в МРТ состоит из трёх этапов. Вначале выбор среза с помощью градиентного магнитного поля и радиочастотных импульсов. Затем кодирование второго измерения с помощью read gradient. После этого идёт фазовое кодирование третьего измерения.
МРТ-изображения
Пространственно-частотное кодирование с помощью градиента поля, выбор среза
Магнитное поле B0 определяет частоту прецессирования атомных ядер. Мы рассмотрели случай, когда поле однородно и, соответственно, все атомные ядра прецессируют с одинаковой частотой, за исключением тех, которые находятся в области неоднородности поля.
Если создать не однородное поле B0, а линейно меняющееся в заданном направлении (например, совпадающим с направлением B0) от одной точки к другой, т.е. градиентное поле, тогда Ларморовская частота прецессирования будет меняться как функция положения в пространстве вдоль направления градиента поля. Градиентное поле создаётся с помощью специальных катушек, применяемых в МРТ. Линейное градиентное поле добавляется к постоянному полю B0. Чем больше градиент поля, тем больше разница в Ларморовской частоте ядер между соседними точками в пространстве (вдоль направления градиента).
Таким образом, можно закодировать различные пространственные срезы объекта. Чем сильнее градиент, тем уже может быть срез.
Положение среза может задаваться частотой радиочастотного импульса. А ширина среза задаётся градиентом поля и длиной (временем) импульса. Таким образом, при наличии градиентного магнитного поля, можно посрезово отсканировать объект, меняя частоту радиочастотных импульсов (RF pulses).
Ширина полосы частот, возбуждённая радиочастотным импульсом обратно пропорциональна длине (времени) импульса. Короткий импульс возбуждает широкий диапазон частот, а по мере увеличения длины импульса, ширина полосы возбуждённых частот уменьшается.
Фурье-пары это формы волн, которые взаимосвязаны преобразованием Фурье (поскольку оно обратимо). Фурье преобразованием сигнала прямоугольной формы будет иметь форму кардинального синуса sinc(x) = sin(πx)/πx. Следовательно, форма сигнала, модулируемого с помощью сигнала, имеющего форму кардинального синуса, будет иметь прямоугольную форму. Сигнал такой формы часто используется для выборочного возбуждения конкретной полосы частот.
Частотное и фазовое пространственное кодирование
После того, как срез выбран с помощью градиента магнитного поля и выборочного радиочастотного импульса, необходимо перейти к пространственному кодированию внутри среза. Для этого также применяется градиентное поле, известное как read gradient, которое позволяет закодировать частоту, как функцию положения. Такое кодирование называется частотным кодированием.
Таким образом, можно получить плотность спинов вдоль каждой линии, параллельной направлению градиента. Можно сказать, что это проекция формы объекта на ось, перпендикулярную градиенту поля. Меняя направление градиента можно получить плотность спинов вдоль множества линий и восстановить изображение среза по аналогии с реконструкцией в компьютерной томографии (back-projection reconstruction).
Этот метод использовался в первых версиях МРТ (в 2003 г. Нобелевская премия). В современных аппаратах используется другой подход для создания двумерного изображения среза. Пространственное кодирование сигнала в третьем измерении производится с помощью другого градиента, который применяется перед read gradient и влияет на фазу спинов, поэтому называется фазовым кодированием (phase encoding gradient).
Таким образом, пространственное кодирование в МРТ состоит из трёх этапов. Вначале выбор среза с помощью градиентного магнитного поля и радиочастотных импульсов. Затем кодирование второго измерения с помощью read gradient. После этого идёт фазовое кодирование третьего измерения.
Формирование МРТ-изображения
МРТ изображение формируется из множества последовательно зарегистрированных сигналов спинового эха. Для возбуждения этих сигналов, на объект воздействуют градиентными магнитными полями (read, slice, phase) и радиочастотными импульсами (RF pulse). В современных сканерах используются различные варианты последовательностей воздействия. В зависимости от последовательности воздействия полей и импульсов варьируется контраст, скорость получения изображения и разрешающая способность финального МРТ изображения. Кроме того, при определённых последовательностях, обеспечивается возможность оценки функциональных процессов, как ток крови, нейронная активность и диффузия воды. При неправильной последовательности сигналов спиновое эхо может не возникать.
Поскольку спиновое эхо регистрируется с использованием градиентных полей, оно содержит информацию о пространственном расположении источника эха. Это позволяет реконструировать изображение объекта.
Контраст МРТ-изображений
Т1 и Т2 изображения
Интенсивность сигнала магнитного резонанса прямо пропорциональна количеству атомов водорода, поэтому можно сказать, что МРТ изображение это карта распределения воды в исследуемом объекте. Поскольку концентрация воды отличается в различных типах ткани, на МРТ изображении можно отличить их. Кости содержат мало воды, поэтому они выглядят тёмными на изображении, в то время как жир выглядит ярким. Контраст между тканями, со схожей концентрацией воды небольшой, поэтому, хотя, МРТ изображение предоставляет некоторую информацию об анатомической структуре мозга, отличить многие структуры мозга довольно сложно. Существуют механизмы управления поведением релаксации спинов в различных типах ткани, благодаря которым можно улучшить контраст изображения.
Благодаря спин-спиновой релаксации сигнал магнитного резонанса затухает экспоненциально со временем и степень затухания описывается константой Т2. Т2 является свойством атомного ядра, зависящим от химических свойств и факторов среды. Это свойство используется, чтобы контрастировать на изображении различные типы тканей. Получаемые изображения называют Т2 взвешенные изображения (T2 weighted image or T2WI).
Для улучшения контраста также используется параметр T1. Изменением этого параметра можно добиться улучшения контраста между различными типами ткани, в том числе можно подавить сигнал от тканей с определённым значением T1.
Молекулы воды находятся постоянно в движении (Броуновское движение). Перемещение воды на большие расстояния (относительно Броуновского движения) известно, как диффузия. В биологических тканях диффузия может быть ограничена мембранами, протеинами и прочими структурами. В некоторых тканях диффузия воды может иметь предпочтительное направление (мышечные волокна, нейроны мозга).
Поскольку диффузия имеет преобладающее направление, например, вдоль мышечных волокон или нейронов, с помощью МРТ можно оценить направление волокон или связь областей мозга.
В МРТ контрастирующие агенты могут использоваться для визуализации тока крови. Эти агенты меняют свойства релаксации спинов водорода. С помощью МРТ можно наблюдать накопление и вымывание контрастирующего агента. Контрастный агент позволяет детектировать области с повышенным током крови, как, например, опухоль. Такой метод важен в диагностировании рака груди. Кроме того, такой метод позволяет получить МР ангиограмму.
Частотное и фазовое кодирование мрт
Пространственное кодирование сигнала в МРТ
The second step of spatial localization is called phase encoding. A magnetic gradient field is applied briefly in one direction. As the change in frequency is very brief, when the gradient is switched off, it causes a change in phase that is proportional to the distance.
Второй этап заключается в приложении фазо-кодирующего градиента, который мы решили применить в вертикальном направлении. Фазо-кодирующий градиент действует на протяжении ограниченного промежутка времени. В течение приложения, он изменяет частоты прецессии спинов, вызывая этим самим процесс смещения фаз, который продолжает длится после прекращения действия градиента. Результатом является прецессия всех протонов на одной частоте, но в различных фазах. Протоны, находящиеся на одной и той же линии, перпендикулярной направлению градиента, имеют одинаковую фазу. Фазовое смещение длится до момента регистрации сигнала.
При регистрации сигнала, каждая линия протонов являет некоторое смещение по фазе. Этот феномен объясняется более или менее значительным сдвигом их сигналов.
Чтобы получить изображение, необходимо усилить сбор данных в различные, равномерно увеличенные, сдвинутые фазы. Для спин-эхо последовательности, содержащей «n» количество строк, осуществляется «n» количество сбора данных, каждый раз с разным фазо-кодирующим градиентом.
Длительность последовательности в двумерной визуализации
Длительность = TR ∙ NPy ∙ Nex
IMAIOS и некоторые третьи лица используют файлы cookie или подобные технологии, в частности для измерения аудитории. Файлы cookie позволяют нам анализировать и сохранять такую информацию, как характеристики вашего устройства и определенные персональные данные (например, IP-адреса, данные о навигации и местонахождении, данные пользователя, уникальные идентификаторы). Эти данные используются в следующих целях: анализ и улучшение опыта пользователя и/или нашего контента, продуктов и сервисов, измерение и анализ аудитории, взаимодействие с социальными сетями, отображение персонализированного контента, измерение производительности и привлекательности контента. Для получения дополнительной информации ознакомьтесь с нашей политикой конфиденциальности.
Вы можете дать согласие на обработку данных, отозвать или отказаться от согласия в любое время, воспользовавшись нашим инструментом для настройки файлов cookie. Если вы не согласны с использованием данных технологий, это расценивается как отказ от хранения, имеющего правомерный интерес, любых файлов cookie. Чтобы дать согласие на использование этих технологий, нажмите кнопку «Принять».
Настройки файлов cookie
При посещении сайта IMAIOS в вашем браузере сохраняются файлы cookie.
Для некоторых из них требуется ваше согласие. Щелкните тип файлов cookie, чтобы включить или отключить их сохранение. Чтобы воспользоваться всеми функциями сайта IMAIOS, рекомендуется включить различные типы файлов cookie.
Обязательные файлы cookie
Эти файлы cookie обеспечивают надлежащее функционирование сайта и позволяют оптимизировать его работу (выявление проблем с навигацией по сайту, вход в аккунт IMAIOS, онлайн-платежи, отладка и безопасность сайта). Веб-сайт не может нормально функционировать без этих файлов cookie, поэтому их использование не зависит от вашего согласия.
Аналитические файлы сookie
Эти файлы cookiе предназначены для измерения аудитории: статистика посещаемости сайта позволяет улучшить качество его работы.
Магнитно-резонансная томография
МРТ представляет собой технологию медицинской визуализации, используемую в радиологии, для получения изображений анатомических областей организма. Весьма существенным преимуществом МРТ перед рентгеновским исследованием, включая рентгеновскую компьютерную томографию (КТ), является неинвазивность и отстутствие лучевой нагрузки. До сих пор нет никаках данных, что используемые при МРТ мощности электромагнитных (в радиочастотном мегагерцовом диапазоне) и магнитных полей (как постоянных – до 4 Тесла, так и переменных, при которых импульсные градиенты магнитного поля достигают 40 мТесла/м) могут оказывать отрицательное влияние на организм. Сегодня физики и врачи считают МРТ практически безопасным и безвредным методом. При полном использовании всего арсенала технических возможностей МР-томографов можно достичь достаточно высокого контраста мягких тканей, что позволяет чаще всего получить высокоинформативные диагностические МРТ-изображения без введения магнитнорезонансных контрастных средств (МРКС). Такие контрастные вещества, однако, существуют и для МРТ, но в большинстве случаев они требуются для уточнения диагноза. Отметим, что МРКС переносятся пациентами значительно легче чем рентгеноконтрастные вещества, используемые при КТ или в классической ретгенологии.
Абсолютные противопоказания
Относительные противопоказания
В основе МРТ лежит явление ядерного магнитного резонанса ядер водорода или протонов, которые наиболее эффективно взаимодействуют с внешним магнитным полем по сравнению с другими ядрами, обладающими магнитным моментом. При проведении исследования пациент помещается в однородное магнитное поле, которое и взаимодействует с магнитным моментом протонов организма человека. В результате магнитные моменты ядер водорода (или их спины) ориентируются по направлению силовых линий поля и начинают вращаться или прецессировать с частотой, прямопропорциональной напряженности поля и получившей название частоты Лармора. Для возбуждения протонов подают радиочастотные электромагнитные импульсы в мегагерцовом диапазоне с частотой, близкой к частоте Лармора, что позволяет получить информацию о пространственном распределении и состоянии водородсодержащих молекул, подавляющая часть которых представлена водой. Кроме того, в зазоре магнита в определенной последовательности создают импульсные градиенты магнитного поля в трёх перпендикулярных направлениях, и ядра водорода в разных участках тела начинают отличаються по частоте и фазе прецессии (таким образом происходит кодирование или выбор среза, частотное и фазовое кодирование). В целом способ подачи градиентных и радиочастотных импульсов называют «импульсной последовательностью». В результате ядра водорода начинают поглощать подаваемую электромагнитную энергию, что и носит название ядерного магнитного резонанса. Получаемый сигнал (спад свободной индукции или ССИ) обрабатывают с помощью Фурье-преобразования, что и создает на магнитнорезонансном томограмме подробную анатомическую картину «срезов» тканей и органов.
В человеческом организме протоны встречаются в основном в таких веществах, как жир и вода. Человек на две трети состоит из воды. Таким образом, МР-томограмма в первую очередь отражает распределение и состояние воды в теле человека. Практически все жизненно важные процессы в клетках протекают в водной среде. Вода – это источник и залог жизни. Количество и состояние воды, таким образом, отражают не только анатомические структуры (преимущественно – по протонной плотности), но и физико-химические (биохимические, биофизические) изменения в тканях (в основном – по временам релаксации). Вода присутствует в организме в трех состояниях: свободная вода; вода, связанная с биологическими макромолекулами; молекулы воды, обменивающиеся между этими двумя состояниями. Распределение воды между этими состояниями (обменные процессы) во многом определяет времена релаксации. Эти процессы в тканях имеют большое значение для МР-томографии, так как лежат в основе формирования относительного контраста тканей на МРТ-изображениях, и определяют возможность ранней диагностики многих заболеваний, в частности, онкологических. Объемные эффекты, выраженные как значительные отклонения от нормальной анатомии, появляются, как правило, на более поздней стадии заболевания. В начале, когда нет нарушений структуры тканей и, следовательно, нет изменений анатомических взаимоотношений, физико-химические условия (биохимия) в клетках уже могут меняться, и вместе с ними изменяется количество и состояние клеточной воды дает сравнение относительной амплитуды сигнала для разных органов при КТ (в единицах Хаундсфильда) и при МРТ с взвешиванием изображения по спиновой плотности р (или концентрации протонов в ткани) и времени спин-решеточной релаксации Ti и ясно показывает, что при МРТ можно достичь существенно более высокого относительного контраста для мягких тканей.
Первые томографы имели индукцию магнитного поля 0,005 Тл, однако качество изображений, полученных на них, было низким. Современные томографы имеют мощные источники сильного магнитного поля. В качестве таких источников применяются как электромагниты (обычно до 1-3 Тл, в некоторых случаях до 9,4 Тл), так и постоянные магниты (до 0,7 Тл). При этом, так как поле должно быть весьма сильным, применяются сверхпроводящие электромагниты, работающие в жидком гелии, а постоянные магниты пригодны только очень мощные, неодимовые. Магнитно-резонансный «отклик» тканей в МР-томографах на постоянных магнитах слабее, чем у электромагнитных, поэтому область применения постоянных магнитов ограничена. Однако, постоянные магниты могут быть так называемой «открытой» конфигурации, что позволяет проводить исследования в движении, в положении стоя, а также осуществлять доступ врачей к пациенту во время исследования и проведение манипуляций (диагностических, лечебных) под контролем МРТ — так называемая интервенционная МРТ.
Частотное и фазовое кодирование мрт
Рабочие дни: 08:00—23:00;
Выходные дни: 09:00—21:00
подбор оптимальной клиники и запись на обследование
запись по всем районам города
скидки при записи через нас
Рабочие дни: 08:00—23:00;
Выходные дни: 09:00—21:00
подбор оптимальной клиники и запись на обследование
запись по всем районам города
скидки при записи через нас
Научно-популярно про МРТ
Процедура МРТ заключается в получении изображения исследуемого объекта посредством воздействия на ядра клеток магнитным полем и радиочастотным излучением.
Создание изображения включает следующие этапы:
Рассмотрим каждый этап по отдельности.
Локализация спинов
Для создания изображения ткани или органа, МР-сигнал должен содержать информацию о положении соответствующего ядра в организме человека. Для этого образец помещают в максимально возможное однородное магнитное поле. В этом случае определенная молекула даст сигнал на одной и той же частоте в любой точке образца. По этой причине изменения частоты, которые будут наблюдаться после Фурье-преобразования сигнала, будут отражать химические сдвиги внутри образца. Если линейно изменять напряженность магнитного поля поперек образца, влияя таким образом на частоту сигнала, частота будет линейно зависеть от соответствующей пространственной координаты. Этот принцип называется наложением градиентного поля.
Рассмотрим три малых образца с водой, которые находятся в разных положениях вдоль оси х. При отсутствии градиента поля РЧ-импульс создает сигнал, состоящий только из одной частоты. После преобразования Фурье он создает спектр с единственным пиком. При наложении градиента магнитного поля мы получаем отклик, который содержит три разные частоты, соответствующие трем позициям образцов. Теперь после преобразования Фурье такого сигнала спектр будет содержать 3 пика, разности частот между которыми будут зависеть от реального расстояния между образцами и величины градиента поля.
Возбуждение избранных спинов
Использование градиентов поля позволяет локализовать спины внутри исследуемого образца, однако в таком случае добавляется новое осложнение – при включении градиента после РЧ-импульса существенно уменьшается величина сигнала магнитного резонанса. Даже минимальные неоднородности магнитного поля вызывает расфазировку (разбрасывание) векторов намагниченности. Данная расфазировка усиливается именно теми градиентами, которые необходимы для локализации спинов. Поэтому во время, когда существует стабильный градиент и нужно измерить сигнал именно в его присутствии, сигнал будет довольно слабым либо будет отсутствовать. Во избежание такой трудности нужно восстановить сигнал в присутствии градиента магнитного поля, что можно сделать с помощью спин-эха или последовательности градиентного эха.
Принцип спин-эха основан на наложении 180º-импульса в момент времени τ после наложения 90º импульса, после которого векторы намагниченности разбегаются из-за вариаций резонансной частоты, которые вызваны неоднородностями поля. Применение 180º-импульса вызывает фазовый сдвиг, благодаря которому после времени 2τ после наложения данного импульса эти эффекты магнитного поля взаимно гасятся, и получается сигнал эха. Время 2τ между 90º-импульсом и центром эхо-сигнала носит название временем эха ТЕ. Полная рефокусировка осуществляется лишь в центре спин-эха, при увеличении расстояния от него возрастает влияние неоднородности поля.
Для создания эха не обязательно требуется 180º-импульс, для этой цели можно использовать градиенты поля. Такие возникающие градиентных эхо-сигналы широко используются в практике, особенно в быстрых МРТ-последовательностях. После наложения РЧ-импульса сигнал спадает из-за комбинированного влияния локальных неоднородностей магнитного поля и Т2-спада. Этот эффект описывается временем Т2*. В последовательности градиентного эха вместо 180º-импульса применяется градиентный импульс, после которого следует другой градиентный импульс, но с противоположным знаком, который и вызывает градиентное эхо. Для градиентных эхо-сигналов спад сигнала определяется временем Т2*, которое всегда меньше, чем Т2.
Некоторую аналогию образования градиентного эха можно провести с бегунами. В момент применения РЧ-импульса бегуны находятся на одной линии. После старта они начинают растягиваться вдоль беговой дорожки, причем градиентное поле ускоряет этот процесс. Изменение знака градиента на противоположный равносилен команде повернуть назад – теперь спортсмены бегут обратно к линии старта. В отличие от спин-эха каждый спортсмен возвращается к своей дорожке, чтобы все снова собрались на стартовой линии. Дополнительные неоднородности поля могут распределить спортсменов так, что они не вернутся одновременно на старт.
Пространственное кодирование
Для понимания принципов получения изображения нужно остановить свое внимание на способах пространственного кодирования, которые делятся на 2 группы: частотное и фазовое кодирование.
Принцип частотного кодирования заключается в следующем. Если образец находится в однородном магнитном поле, сигнал магнитного резонанса не содержит данных касательно пространственного распределения, т.к. все структуры образца обладают одинаковой ларморовой частотой. При наложении градиента сигнал будет содержать информацию о расположении в пространстве резонирующих спинов. При последовательном направлении градиента вдоль трех осей координат можно визуализировать структуры с указанием их точного места локации в трехмерном пространстве.
При частотном кодировании исследуемый объект возбуждается при отсутствии градиентов, после чего сигнал регистрируют в его присутствии. Фазовое кодирование выполняют до того, как сигнал записывается, но в присутствии градиента.
Сразу после возбуждения все спины являются когерентными, однако после влияния Т2 и неоднородностей поля начнется процесс расфазировки. При внезапном включении градиента спины начнут разбегаться по фазе. Скорость данной расфазировки будет зависеть от величины градиента и положения спина. При таком кодировании осуществляется сравнение этих фаз с фазой опорного ЯМР-сигнала на той же частоте. Восстановление данных происходит с помощью преобразования Фурье.
На практике фазовое и частотное кодирования тесно связаны между собой. Основным отличием методов является то, что фазовое кодирование завершается до начала измерения сигнала, а частотное выполняется в процессе измерения. При частотном кодировании для сбора нужного количества точек измерения можно использовать всю эволюцию сигнала во времени, при фазовом такой возможности нет и нужно повторять эксперимент.
Определение среза
Определение и выделение среза определяются характеристиками возбуждающего импульса.
Самый простой жесткий импульс не имеет четкой ширины полосы и не позволяет точно определить срез. Для улучшения четкости нужно придать импульсу определенную форму, меняя его амплитуду по времени. Для этой цели широко используются sinc и гауссовы импульсы.
Рассмотрим подробнее факторы, определяющие подбор среза. Величину градиента можно выразить в Гц/м, и т.к. импульс имеет фиксированную ширину полосы, уменьшение величины градиента приводит к уменьшению числа Гц/м и увеличивает толщину среза.
Расстояние, внутри которого выполняются условия резонанса для центра магнита, определяется шириной полосы (интервалом частот, которые содержатся в возбуждающем импульсе) и величиной градиента поля. Если РЧ-импульс содержит лишь точно определенную полосу частот, возбуждение будет происходить только для точно определенного интервала положений, что соответствует подбору места среза. Вторым фактором, влияющим на толщину среза, является длительность РЧ-импульса и ширина его полосы. Чем длиннее будет импульс, тем тоньше будет срез. Изменение частоты РЧ-импульсов будет соответствовать смещению положения от центра образца резонирующих ядер, т.е. можно передвигать срез в любое необходимое положение вдоль выбранной пространственной оси.
Полный томографический эксперимент
В двумерной МРТ срез возбуждается, к примеру, наложением селективного РЧ-импульса в присутствии z-градиента. Для получения пространственных данных в плоскости (х,у) существуют следующие методы: простое частотное кодирование и метод двумерного преобразования Фурье. Остановим свое внимание на последнем методе. Он комбинирует частотное и фазовое кодирование и является в настоящее время стандартным методом МРТ.
Один из градиентов, к примеру, у-градиент, включается, позволяя спинам расфазироваться в зависимости от величины данного градиента. Через определенное время он выключается, регистрируется FID либо спин-эхо в присутствии х-градиента. Затем система возбуждается повторно, но с изменением длительности или величины у-градиента. Процесс повторяется n раз для получения в у-направлении n пикселов. Т.к. эффект неоднородности поля является одинаковой для каждого из повторений, он не влияет на качество зображений, лишь слегка отражается на нулевой лдинии, что является главным преимуществом двумерного преобразования Фурье. Полученная в итоге двумерная матрица данных подвергается алгоритму двумерного преобразования Фурье, благодаря чем и создается томограмма.
Также здесь Вы можете ознакомиться с историей развития, особенностях технологий МРТ и оборудования.