А.В. Холин
ПРИНЦИПЫ ПОЛУЧЕНИЯ
МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОГО
ИЗОБРАЖЕНИЯ
Санкт-Петербург
Издательский дом СПбМАПО
2005
ПОСЛЕДИПЛОМНОЕ МЕДИЦИНСКОЕ ОБРАЗОВАНИЕ
А.В.Холин
ПРИНЦИПЫ ПОЛУЧЕНИЯ
МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОГО
ИЗОБРАЖЕНИЯ
Пособие для врачей
Санкт-Петербург
Издательский дом СПбМАПО
2005
ББК53.6
X 72
Автор — заведующий кафедрой лучевой диагностики
СПбМАПО, д-р мед.наук, профессор А.В.Холин.
Рецензент — д-р мед. наук, профессор А.Л.Дударев.
© А.В.Холин, 2005 г.
Жаден человеческий разум.
Он не может ни остановиться, ни
пребывать в покое, а порывается
все дальше.
Фрэнсис Бэкон
Больше 100 лет прошло с момента открытия рентгеновских
лучей. Рентгеновский метод, таким образом, самый старый из
методов, с которого началась лучевая диагностика. Магнитно-ре-
зонансная томография — один из самых «молодых» диагности-
ческих методов. Изобретение магнитно-резонансного томографа
P.Lauterbur открыло новую веху в медицинской визуализации.
Со времени издания пособия «Магнитная резонансная томог-
рафия: основы получения и интерпретации изображения» (СПб.:
СПбМАПО, 1994) прошло 10 лет, и уже назрела необходимость
пересмотра материала и обобщения современных знаний о прин-
ципах получения магнитно-резонансного изображения.
ФИЗИЧЕСКОЕ ЯВЛЕНИЕ ЯДЕРНОГО
МАГНИТНОГО РЕЗОНАНСА
Элементарные частицы обладают свойством вращения вокруг
своей оси. В классической механике в таких случаях говорят, что
они имеют «собственный угловой момент». То же самое в кванто-
вой физике обозначается термином «спинирование». Элементар-
ные частицы, имеющие заряд, вращаясь, индуцируют вокруг себя
магнитное поле (рис. 1). Его сила зависит от величины заряда и
скорости вращения. Намагниченность элементарных частиц мож-
но представить в виде «микроскопической магнитной стрелки»,
иначе — магнитного диполя.
4
Рис. 1. Индукция магнитного поля вокруг заряженной частицы.
Количественно спинирование характеризуется спиновым кван-
товым числом. Оно для протона, нейтрона, электрона и нейтрино
равно V. Эти элементарные частицы еще называют фермионами,
в отличие от бозонов, имеющих целые значения спинового кванто-
вого числа. Проекция спина в любом направлении определяется
как 2s+l, где s (или J) спиновое квантовое число. То есть для про-
тона возможны 2 состояния внутренней степени свободы.
Протон, хотя и имеет маленький заряд, вращается столь быст-
ро, что магнитное поле становится вполне измеримым. Магнитный
момент ядра впервые был измерен ученым из Колумбийского уни-
верситета (США) Isidor Isaak Rabi (1898-1988). За это достижение
в 1944 г. он получил Нобелевскую премию по физике.
Спин ядра составляет векторная сумма спинов элементарных
частиц, входящих в его структуру. Следовательно, ядра с нечет-
ным количеством протонов или нейтронов, например 1Н, 13С, 19F,
23Na, 31Р, будут также иметь нечетное значение спинового кван-
тового числа. Именно у них наблюдается эффект ядерного маг-
нитного резонанса. Если посмотреть на таблицу Менделеева, то
элементов, отвечающих данным требованиям, большинство. Од-
нако содержание элементов в организме и магнитная восприим-
чивость ядер существенно различаются. Поэтому для магнитно-
резонансной томографии (МРТ) наиболее подходит водород.
Возможны исследования и по другим атомам, но потребуются
высокие поля и исследование будет отражать иные патологичес-
кие процессы.
При отсутствии внешнего магнитного поля «магнитные стрел-
ки» (диполи) беспорядочно ориентированы в пространстве. Если
5
поместить исследуемый объект в постоянное магнитное поле (обо-
значается значком Во), в нашем случае — пациента в отверстие
магнита томографа, то ориентация диполей упорядочится. Для ядра
водорода (иными словами протона) возможны 2 ориентации (т. е.
упоминавшиеся 2 степени свободы):
1) вдоль силовых линий магнитного поля (параллельная);
2) против силовых линий магнитного поля (антипараллельная).
Большая часть протонов ориентируется параллельно, так как
это соответствует более низкому энергетическому уровню. Разли-
чие в количестве протонов, ориентированных параллельно и анти-
параллельно, казалось бы, невелико: всего лишь 3 на каждые 2 млн
протонов в поле 0,5 тесла (Т), 6 в поле 1,0 Т и 9 в поле 1,5 Т. Однако
в пересчете на объем воксела их количество умножается пример-
но на 1015. Чем выше магнитная индукция, тем больше число про-
тонов на верхнем энергетическом уровне, так как различие энергии
между уровнями (рис. 2) пропорционально магнитной индукции то-
мографа.
\E=hyB0,
где h — постоянная Планка; у— гиромагнитное соотношение,
величина постоянная для каждого вида ядер, для водорода —
42,56 МГц/Т; Во — магнитная индукция томографа.
А непараллельный
Параллельный
спин
Рис. 2. Квантовое описание поведения протонов в магнитном поле.
6
Приложив такую энергию, можно заставить протоны перейти на
более высокий энергетический уровень, т. е. изменить ориентацию
на антипараллельную. Ту же формулу можно записать иначе:
ЛЕ=2 nv0,
где 2п — угол поворота на 180°; У0(иногда обозначается знач-
ком г] или со) — частота электромагнитного излучения, испускае-
мого или поглощаемого протонами при переходе с одного энергети-
ческого уровня на другой, и называемая также частотой Лармора
или резонансной частотой.
При соотнесении этих формул видно, что резонансная частота
строго пропорциональна величине магнитной индукции. Английс-
кий физик Joseph Larmor (1857-1942) представил это в виде следу-
ющего уравнения:
2nv= а>=с1ф / dt=yB,
где у — резонансная частота (МГц); со ( или vQ) — угловая час-
тота; В — сила магнитного поля.
Следовательно, для того чтобы происходил процесс поглоще-
ния энергии ядром с переходом на более высокий энергетический
уровень, ему надо передать ее путем помещения объекта в элект-
ромагнитное поле, частота которого находится в спектре радио-
волн (МО7). Столь низкая частота по сравнению с рентгеновским
излучением («1019) не вызывает ионизацию.
Явление ядерного магнитного резонанса — это процесс по-
глощения ядрами, находящимися в постоянном магнитном поле,
энергии электромагнитного излучения ларморовской частоты с пе-
реходом на более высокий энергетический уровень и изменение
ориентации (возбуждение), а затем возврата в исходное состоя-
ние (релаксация) с потерей избытка энергии в виде излучения той
же частоты. Резонансная частота разных ядер различается: у во-
дорода она составляет 42,56 МГц, у фосфора — 17,2 МГц в поле
1,0 Т.
Эффект ядерного магнитного резонанса впервые был описан
в 1946 г. американскими учеными Felix Bloch (1905-1983) и Edward
Mills Purcell (1912-1997), за чтов 1952 г.они получили Нобелевс-
кую премию по физике.
7
Магнитный момент вращающегося (спинирующего) ядра в маг-
нитном поле ориентирован не строго параллельно или антипарал-
лельно, а производит вокруг оси Z (рис. 3), совпадающей с направ-
лением внешнего поля Во, конусовидное движение. Это движение
магнитного момента называется прецессией.
Рис. 3. Графическое описание прецессии аектора М спинирующего ядра
(а) и результирующей составляющей магнитных моментов (б).
Частота прецессии определяется из уравнения Лармора:
ио = Г Во / (2
где о0— частота прецессии (она же резонансная частота, о ко-
торой упоминалось выше, выраженная в радианах на тесла за
секунду).
Магнитные моменты отдельно взятых ядер прецессируют
с одинаковой частотой в разных фазовых отношениях, т. е. вектор
М неодинаково расположен на конусе прецессии. Однако если их
8
суммировать, то результирующая составляющая магнитных мо-
ментов М будет направлена параллельно оси Z. Составляющие маг-
нитных моментов в плоскости X-Y из-за разнонаправленности
в сумме дают нулевое значение.
Чтобы заставить изменить ориентацию спинирования (направ-
ление вектораМ) на противоположную, надо приложить дополни-
тельное магнитное поле, перпендикулярное основному и индуци-
рующее еще одно вращение (прецессию) вокруг него. Эту роль
играет создание внешнего радиочастотного поля, обозначаемого
В]. Под его действием конус прецессии отклоняется (рис. 4) и
результирующая составляющая магнитных моментов М образу-
ет с осью Z угол, называемый углом возбуждения. Угол возбуж-
дения зависит от количества энергии, передаваемой радиочастот-
ным импульсом.
Рис. 4. Действие возбуждающего импульса Вг
Представим себе часто встречающийся случай, когда под дей-
ствием поля Вр направленного по плоскости X-Y и вращающегося
с частотой, равной частоте естественной прецессии, произойдет
уплощение конуса прецессии (рис. 5). Тогда результирующая со-
ставляющая магнитных моментов М окажется в плоскости X-Y
(М = 0). Такой импульс носит название 90°, или л/2. Вращение век-
тора Мх-у называется поперечной намагниченностью (обознача-
ется Mt). Одновременно происходит и другой процесс — сфазиро-
вание спинов, т. е. переход вращения от рассыпного к компактному
9
в плоскости X-Y. С точки зрения квантовой физики, действие 90°
импульса приводит к уравновешиванию верхнего и нижнего энерге-
тических уровней.
Рис. 5. Состояние после действия 90° импульса.
В другом часто наблюдаемом случае под действием поля В(
произойдет переворачивание (вывертывание) конуса прецессии че-
рез плоскость X-Y (рис. 6). Тогда результирующая составляющая
магнитных моментов М окажется на оси Z (Mt = 0). Такой импульс
носит название 180°, или л. Нахождение вектора М на оси Z назы-
вается продольной намагниченностью (обозначается М ). С точки
зрения квантовой физики, действие 180° импульса приводит к пере-
ходу всех протонов на верхний энергетический уровень, т. е. к сме-
не ориентации на антипараллельную.
Антенна (приемная катушка) всегда расположена в плоскости,
перпендикулярной направлению основного магнитного поля. Поэтому
только поперечная намагниченность порождает сигнал в катушке,
обозначаемый как сигнал спада свободной индукции (ССИ). Про-
дольная намагниченность не порождает ССИ и отражает тепловое
равновесие в системе протонов. После прекращения действия им-
пульса спиновая система стремится в исходное, устойчивое состо-
яние. Переход спиновой системы в магнитном поле из возбужден-
ного состояния в исходное называется процессом релаксации.
10
Рассмотрим действие 90° импульса (рис. 7). До его действия
поперечная намагниченность (Mt) равна 0, продольная (MJ—мак-
симальна. В момент действия импульса поперечная намагничен-
ность становится максимальной, продольная равна 0. Затем начи-
нается процесс релаксации. Он идет независимо по двум путям.
Первый путь связан с уменьшением величины поперечной на-
магниченности за счет расфазирования на отдельные магнитные
моменты М от компактного вращения к рассыпному. Процесс про-
исходит в связи с влиянием малых магнитных полей ядер (спин-
спиновое взаимодействие) друг на друга (рис. 8).
Т2 отражает расфазировку системы, т. е. как долго резонирую-
щие ядра удерживают поперечную намагниченность. Этот тип ре-
лаксации называется спин-спиновой и происходит за время Т2. За
это время сигнал теряет 36,8% своего исходного значения. Зависит
Т2 главным образом от внутренних свойств тканей. В жидкостях
Т2 велико, в твердых телах — мало, так как межъядерное взаимо-
действие сильнее. В реальных условиях за счет неоднородности
11
статического магнитного поля спин-спиновая релаксация протека-
ет несколько быстрее и обозначается Т2*. Если амплитуда ССИ
зависит от протонной плотности, то его экспоненциальное затуха-
ние — от Т2. Колебание сигнала происходит с резонансной часто-
той. Следует заметить, что ССИ — это сигнал в отсутствие маг-
нитных градиентов.
Рис. 7. Графическое описание намагниченности
до и после действия 90° импульса.
Второй тип релаксации связан с восстановлением продольной
намагниченности (теплового равновесия) путем обмена энергией
с окружающей средой или, иначе говоря, «решеткой», в которой зак-
лючены ядра. Он происходит в виде беспорядочных столкновений
между молекулами. Этот тип релаксации называется спин-решет-
чатой и происходит за время Т1. Т1— это время, требуемое для
восстановления системой 63% равновесного значения после воз-
буждения ее 90° импульсом. Т1 зависит от типа ядра (практически
работа идет с ядрами водорода), резонансной частоты (в значи-
тельно большей степени, чем Т2), температуры, микровязкости,
наличия крупных молекул, например, белков, сокращающих релак-
сационные времена, парамагнитных ионов и свободных радикалов.
Парамагнитные ионы (Mn2+, Cu2+, Fe2f, Со3+), свободные радикалы,
а также молекулярный кислород поглощают энергию и сокращают
12
релаксационные времена. Т1 той же ткани всегда существенно
больше, чем Т2.
Каждой ткани присущи свои релаксационные времена, следова-
тельно, измеряя их, можно характеризовать эгу ткань. На практи-
ке стараются получить изображение, возможно более зависимое
только от одного из релаксационных времен. Их называют Т1 - или
Т2-взвешенными (зависимыми) соответственно. На Т1-взвешен-
ных томограммах интенсивность сигнала от каждой ткани зависит
от величины ее релаксационного времени Т1. НаТ2-взвешенных
томограммах интенсивность сигнала от каждой ткани зависит от
ее релаксационного времени Т2.
Рис. 8. Спин-спиновое взаимодействие
13
ПОЛУЧЕНИЕ МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОГО
ИЗОБРАЖЕНИЯ
Импульсные последовательности
Томограммы получают с помощью импульсных последователь-
ностей, представляющих собой чередование радиочастотных
импульсов и градиентных магнитных полей через определенные вре-
менные интервалы, измеряемые в миллисекундах. Любая импуль-
сная последовательность состоит из подготавливающего (возбуж-
дающего) модуля, считывающего модуля и завершающего модуля.
В процессе подготовки радиочастотный импульс возбуждает сис-
тему. Угол возбуждения определяется амплитудой импульса. Вто-
рой радиочастотный или градиентный импульс рефазирует систе-
му. Поэтому условно все импульсные последовательности можно
разделить на радиочастотные и градиентные, причем и те и другие
могут быть обычными и ускоренными. В процессе считывания
происходит измерение сигнала. Завершающий модуль необходим
для восстановления системы.
К радиочастотным импульсным последовательностям от-
носят «спин-эхо» и «инверсия-восстановление».
Импульсная последовательность «спин-эхо» (SE) представляет
собой последовательность из 90° и 180° импульсов, которые вновь
подаются через интервал времени повторения (TR) (рис. 9). 90°
импульс приводит к возбуждению системы: продольная намагни-
ченность (Mz) переходит в плоскость X-Y, а поперечная намагни-
ченность (Мх-у) начинает прецессировать с Ларморовской часто-
той. Затем начинается релаксация. В условиях неоднородности
магнитного поля (техническая неоднородность поля магнита и дей-
ствие малых магнитных полей спинов друг на друга) расфазировка
идете небольшой разницей в частоте прецессии отдельных спи-
нов. При этом за время до прихода 180° импульса «быстрые» спи-
ны уходят на некоторый угол от «медленных», так как последние
не успели релаксироваться до такой степени. 180° импульс перево-
рачивает конус прецессии, т. е. меняет направление прецессирова-
ния на противоположное. Тогда «быстрые» спины вновь догоняют
«медленные» и в какой-то момент произойдет повторное сфазиро-
вание, т. е. появится поперечная намагниченность. Как следствие
14
возникает сигнал в приемной катушке, обозначаемой ЭХО. От 90°
импульса до эха проходит время, равное 2t и называемое эхо-задер-
жкой (ТЕ).
Радиочастотный
импульс
Градиент выбора слоя
Фазовый градиент
Рис. 9. Последовательность спин-эхо и графическое
описание намагниченности.
Считываемый сигнал в общем случае сложным образом зави-
сит от Т1 и Т2 тканей, но поскольку Т2 той же ткани всегда суще-
ственно меньше, чем Т1, можно получать томограммы, зависящие
от одной из магнитных характеристик. При коротких ТЕ (менее
30 мс) повторное сфазирование большинства протонов не успевает
произойти и сигнал практически не зависит от Т2 тканей. В этом
случае длительное TR определяет зависимость от протонной плот-
ности, напротив, при коротком TR томограммы типично Т1-зависи-
мые (Т1 -взвешенные). С уменьшением TR:
—	сократится время томографии;
—	увеличится Т1 -взвешенность;
—	уменьшится отношение S/N;
—	уменьшится количество срезов;
—	увеличится поглощенная энергия.
Достичь Т2-зависимых томограмм можно лишь при достаточ-
но больших TR (более 2000 мс) и ТЕ (более 100 мс).
15
Современные томографы позволяют подавать не один 180° им-
пульс после 90°. а серию. Такой вариант со «вставочными» 180°
импульсами называется «множественное эхо» (MSE, или, по имени
авторов Carr-Purcell-Meiboom-Gill, сокращенно CPMG). Количество
«вставочных» импульсов обозначается ETL (Echo Train Length).
Тогда на одном уровне получают серию изображений — от пре-
имущественно зависимых от протонной плотности до глубоко Т2-
взвешенных. Вариант MSE дает возможность количественно оп-
ределять Т2, исходя из амплитуды сигналов в выбранной точке от
каждого из изображений, что рассчитывается автоматически по
формуле, заложенной в программном обеспечении томографа. Кро-
ме того, он применяется для сегментации К-пространства.
Импульсная последовательность «инверсия-восстановление»
(IR) представляет собой (рис. 10) чередование 180° импульса и 90°
импульса. Через интервал TR их чередование повторяется. Перво-
начальный 180° импульс переворачивает вектор М в положение
-Mz (переводит все спины в антипараллельные), не вызывая от-
ветного сигнала в приемной катушке. Однако он создает отрица-
тельную точку отсчета на оси Z, от которой начинается процесс
спин-решетчатой релаксации. Через интервал TI, называемый
инверсионной задержкой, следует 90° импульс, называемый счи-
тывающим. Вместо 90°-импульса можно использовать и градиен-
тный а-импульс, тогда последовательность по типу станет гра-
диентной. За период времени TI происходит восстановление про-
дольной намагниченности. Степень восстановления зависит от Т1
ткани. Т1-зависимость томограмм типа 1R всегда высокая.
Изменения интервала TI. необходимого для восстановления,
меняют отображение тканей в серой шкале. ПриТ! короче Т1 дан-
ной ткани продольная намагниченность не успевает перейти через
нулевую линию серой шкалы и эта ткань ос тается темной. Для уси-
ления Т1-взвешенности используют усложненный вариант IR.SE,
когда после 90° импульса следует еще один 180° импульс с тем же
смыслом, что и в последовательности «спин-эхо».
Варианты с короткими TI называются STIR (см. рис. 10).
Особенно важно для диагностики использование нулевой точки,
когда при TI, равной 1п2-Т1, или 0,69-Т1 ткань теряет свою контрас-
тность. Таким путем можно подавить нежелательный сигнал от
жира, так какой имеет короткое Т1 (порядка 210-220 мс). TI вы-
16
бирается в зависимости от магнитной индукции томографа, для
1,5 Т — равное 150 мс; 1,0 Т — 140 мс; 0,5 Т — 120 мс. Для
подавления жира в смешанном STIR-TSE варианте Т1 выбирается
на 20 мс короче, чем в классическом STIR. Эхо-задержка опреде-
ляет ту или иную степень вклада спин-спиновой релаксации. Чаще
применяется «Т2-взвешенный» вариант STIR с ТЕ порядка 120-
150 мс. Короткий турбо-фактор (3-4) и турбо-профиль типа низ-
кий— высокий обеспечивает хорошую контрастность (см. раздел
«Построение изображения»).
Рис. 10. Общий принцип последовательности STIR.
Так же как и жир, можно «занулить» жидкости, например спин-
номозговую жидкость (СМЖ). Такой вариант последовательности
IR носит название FLAIR (рис. 11). Интервал TI для подавления
сигнала от СМЖ оказывается около 2000 мс в зависимости от маг-
нитной индукции томографа. ТЕ выбирается порядка 130-150 мс
для получения Т2-взвешенного изображения.
Возможно и «двойное зануление», когда в последовательность
включают два интервала IR, подавляя при этом сигналы от двух
тканей, например, жира и СМЖ.
Применение последовательности IR, как классической, так и
модифицированной, очень ограничено по ряду причин. Во-первых,
сигнал от тканей с намагниченностью +Mz и -Mz оказывается оди-
17
наковым ввиду того, что в процессе считывания измеряется не
намагниченность, а ее квадрат. Во-вторых, последовательность
IR требует зазора между срезами не менее 50% толщины среза.
В-третьих, нежелательно использование IR с контрастирующи-
ми веществами, так как после сокращения Т1 сигнал от патологи-
ческой ткани может оказаться близким или равным нулю. Поэтому
Т1-взвешенные томограммы в последовательности SE предпоч-
тительнее.
Рис. 11. Общий принцип последовательности FLAIR.
В градиентных импульсных последовательностях (GRE)
(рис. 12) возбуждающий импульс (а-импульс), как правило, мень-
ше 90°. Оптимальный угол, обеспечивающий наибольшее восста-
новление продольной намагниченности, называется углом Эрнста
(Richard R. Ernst, род. 1933, лауреат Нобелевской премии по химии
1991 г.). Угол Эрнста рассчитывается как cos а = exp (-TR/T1).
В процессе считывания, которое происходит во время образования
ССИ, подаются дефазирующий градиент, а затем равный ему, но
противоположно направленный рефазирующий градиент. В резуль-
тате формируется эхо. Завершающий модуль или отсутствует, или
заполняется дополнительными градиентами, иногда и радиочастот-
ными импульсами.
18
Радиочастотный
импульс
Градиент выбора слоя
Фазовый градиент
Рис. 12. Градиентная импульсная последовательность.
Градиентные последовательности подразделяются на получае-
мые в устойчивом состоянии и в неустойчивом состоянии.
Если TR короче Т1 и Т2 ткани, то после серии импульсов насту-
пает устойчивое состояние (steady state), при котором продольная
и поперечная намагниченности сосуществуют. Поскольку смешан-
ная взвешенность изображения нежелательна, устраняют («разру-
шают») поперечную либо продольную намагниченность.
Поперечную намагниченность удается устранить путем допол-
нительного приложения градиента разрушающего эхо. Он подается
в завершающем модуле в направлении кодировки выбора слоя.
Такая последовательность имеет следующие акронимы: FLASH
(Siemens), SPGR (GE), Tl-FFE (Philips), Tl-FAST (Marconi), GE
(Hitachi), FE (Toshiba). Ускоренный вариант получают сегментаци-
ей К-пространства (см. дальше).
Т2-взвешенные изображения можно получить двумя варианта-
ми. В первом варианте для увеличения поперечной намагниченно-
сти в завершающем модуле в направлении кодировки фазы пода-
ется рефокусирующий градиент. С каждым последующим
возбуждающим импульсом остается избыточная поперечная (от-
части и продольная) намагниченность. Выраженная Т2-взвешен-
ность достигается только при очень коротких значениях TR и ТЕ.
Акронимы такой последовательности: FISP (Siemens), GRASS (GE),
FFE (Philips), FAST II (Marconi), GFEC (Hitachi). Во втором вариан-
те Т2-взвешенное изображение строится из наложившихся друг на
19
друга эхо от первого и последующих импульсов. Такое возможно
только при маленьких углах возбуждения и очень коротких TR.
Импульсные последовательности данного типа называют градиен-
тными Т2-взвешенными с усиленной контрастностью. Использу-
ются следующие акронимы: PSIF (Siemens), SSFP (GE), CE-T2-FFE
(Philips), СЕ-FAST (Marconi). Данные импульсные последователь-
ности отличаются Т2-взвешенностью, однако из-за низкого сигнала
и выраженной чувствительности к двигательным артефактам
практически не применяются.
Тип взвешенности градиентных последовательностей зависит
не только от TR и ТЕ, но и от угла возбуждения. Чем ниже угол
возбуждения, тем более Т2-взвешенное изображение получается.
Построение изображения
Благодаря импульсным последовательностям можно получить
сигналы, исходящие от ядер. Чтобы построить изображение, надо
узнать расположение этих ядер в объекте. Для этого используют
градиенты. Градиенты представляют собой слабые магнитные поля,
периодически накладываемые на основное поле. Их сила лежит обыч-
но в пределах 10-25 мТ/м. Градиенты подаются по трем осям
пространства. Стандартные кодировки представлены в табл. 1.
Таблица 1
Стандартные кодировки
Ось	Поперечная кодировка	Сагиттальная	Корональная
X	Частота	Срез	Фаза
Y	Фаза	Фаза	Срез
Z	Срез	Частота	Частота
Одновременно с радиочастотным импульсом подается гради-
ент выбора слоя (рис. 13). Градиент создает ступенчатую неодно-
родность поля. Тогда только в одной из «ступенек» магнитная ин-
дукция будет соответствовать резонансной частоте. В соседних
«ступенях» она будет выше или ниже, а следовательно явления ЯМР
в этих слоях происходить не будет. Благодаря этому градиенту
20
выбирается срез в плоскости, перпендикулярной его подаче. На-
пример, если градиент направлен по оси Z (вдоль тела пациента),
то томограммы получатся в поперечной плоскости. Такой вариант
получения срезов обозначается как 2D.
После выбора слоя надо определить положение ядер внутри него.
Рис. 13. Принцип действия градиента выбора слоя.
Это достигается кодировкой фазы и частоты. Фазовый гради-
ент включается кратковременно после каждого эха шагами вдоль
пространства. С каждым шагом меняется амплитуда градиента.
Согласно уравнению Лармора, с увеличением силы магнитного поля
возрастает частота прецессии. Следовательно, фаза (ф = tot) от
одного градиента к соседнему будет меняться на величину Аф. Чем
больше количество шагов, тем выше разрешение, т. е. число линий
матрицы. С каждым шагом осуществляется повторение импульс-
ной последовательности. В момент подачи фазового градиента за-
писи сигнала не осуществляется, но он «подготавливает» протоны.
Пространственное разрешение в направлении фазового градиента
зависит от числа его шагов.
Частотный или, иначе, считывающий градиент включает-
ся в третьей плоскости в момент образования эха. Его амплитуда
нарастает в пространстве слева направо с постоянной скоростью.
Частота прецессии будет увеличиваться пропорционально силе гра-
диента (to = уВ). В каждом пикселе будут присутствовать частоты
(частотный спектр) соответственно его ширине. Следовательно,
21
пространственное разрешение в направлении считывающего гра-
диента зависит от ширины окна сбора данных (частотного разре-
шения) и силы считывающего градиента, а в общей форме — еще
и от гиромагнитного соотношения.
В конечном итоге считываемый сигнал от каждого пиксела не-
сет в себе информацию о его амплитуде, частотном спектре и уг-
ловой частоте. В процессе записи происходит анализ данных пара-
метров методом Фурье-преобразования. Если X- и Y-компоненты
сигнала построить как функцию числа шагов фазового градиента
(п) и времени (TR), то кривая будет представлять собой синусоиду,
ускоряющуюся по краям и замедляющуюся к центру. Анализ Фу-
рье (Joseph Fourier, 1768-1830, французский математик и физик)
представляет ее в виде серий синусов и косинусов, называемых
сериями Фурье. Тогда, исходя из частот, можно рассчитать, какой
амплитуды градиенты были приложены к протонам, а следовательно
выяснить их положение в пространстве.
Кодировка изображения возможна еще в варианте 3D, когда
вместо градиента выбора слоя подается набор фазовых градиен-
тов в этом направлении. В результате заметно улучшается отно-
шение сигнал/шум. Однако количество срезов (вернее, разделе-
ний слоя) кратно увеличивает время проведения томографии, а
отношение сигнал/шум (S/N) возрастает только на корень из крат-
ности увеличения числа срезов. Например, увеличение числа сре-
зов с 4 до 16 в 4 раза увеличивает время сканирования и только
вдвое улучшает отношение сигнал/шум. Следовательно, методи-
ка 3D неприменима с длительными интервалами TR, ибо время
проведения томографии выйдет за разумные пределы. В сочета-
нии с быстрыми последовательностями (см. ниже) методика 3D
дает возможность получать тонкие срезы, что особенно важно
для МР-ангиографии.
Манипуляции первичной матрицей
Матрица — это число измеряемых линий, она состоит из рядов
и колонок. До момента Фурье-преобразования (т. е. реконструк-
ции) матрица состоит из первичных данных, собираемых в процес-
се считывания сигнала. Эта первичная матрица еще называется
К-пространством (рис. 14).
22
Рис. 14. Принцип построения первичной матрицы.
Слева — фазовые градиенты, справа — дефазировка по линиям матрицы.
Горизонтальная ось К-пространства соответствует шагам фа-
зового градиента и определяет время томографии. Амплитуда гра-
диента строится по вертикальной оси. Таким образом, каждый шаг
фазового градиента представлен значением К, пропорциональным
силе градиента кодировки фазы. К-пространство состоит из полно-
го набора градиентов кодировки фазы разной амплитуды, от само-
го слабого в начале, к самому сильному в середине и опять к само-
му слабому в конце. Кроме того, К-пространство‘симметрично,
т. е. имеет положительную и отрицательную половины.
Поскольку матрица симметрична (положительные шаги гради-
ента и отрицательные являются зеркальным отображением), мож-
но использовать только одну половину матрицы, математически
реконструируя вторую. Чтобы избежать артефактов от движения,
матрица должна быть чуть больше '/. Такая методика называет-
ся половинным сканированием или половинным Фурье-преобразо-
ванием. Время томографии сокращается почти вдвое, но отноше-
ние сигнал/шум снижается на \2. В практической работе матрицу
частично редуцируют, когда больной не в состоянии лежать дли-
тельное время.
Можно редуцировать матрицу и по краям, где приложены сла-
бые градиенты. Тогда построение изображения идет за счет сре-
динной части К-пространства, а по краям представляется как ноль.
Это почти не сказывается на контрастности и лишь в небольшой
степени — на пространственном разрешении, так как первичная
матрица не совпадает с матрицей изображения. Время томогра-
фии сокращается на 10-30%, но за счет небольшого ухудшения
отношения сигнал/шум.
Манипуляции матрицей лежат в основе так называемых уско-
ренных последовательностей. Понятие «ускоренные» отражает не
только короткое время томографии, но и принципиально новые ка-
чественные возможности.
В turbo (синонимы: fast, RARE) вариантах после 90° импульса
идет несколько 180° импульсов. После каждого из формирующих-
ся эхо считывается сигнал. Однако, в отличие от обычного MSE,
на каждое эхо приходится не один, а несколько шагов фазового гра-
диента, другими словами, несколько К-профилей. Чем больше чис-
ло 180° импульсов (значение ETL или, иначе, turbo-фактор), тем ко-
роче время томографии. Истинное изображение отражает одно
«эффективное» эхо, комбинируемое из нескольких. Как правило, tSE
используется Т2-взвешенного типа и мало отличается от класси-
ческого по изображению. Однако очень высокий турбо-фактор
(больше 20 при линейном профиле) приводит к деформации изобра-
жения. Турбо-методика возможна и с двумя эхо, например, после-
довательность DEFSE (Siemens). Сокращение времени томогра-
фии позволяет сочетать tSE с матрицей 512x512. Т1 -взвешенные
tSE томограммы используют гораздо реже, так как с увеличением
турбо-фактора пропорционально уменьшается количество срезов.
Сочетание половинного Фурье-преобразования с tSE-методикой
получила сокращение HASTE. Эффективно применять турбо-ме-
тодику в последовательности IRTSE, так как время томографии
существенно сокращается.
Turbo вариант градиентных последовательностей—turbo FLASH
(Siemens), Rapid SPGR (GE), TFE( Philips) ит. д. — также отлича-
ется от обычных градиентных заполнением нескольких линий мат-
рицы. Методика EPI (эхо-планар), отличается тем, что все или много
шагов фазового градиента заполняются за один интервал TR. Она
требует сильных градиентов. EPI бывает любого типа взвешенно-
сти и в сложных комбинациях. В частности, импульсная последо-
вательность, использующая переслоение EPI и tSE, получила
наименование GRASE. Перед возбуждающим импульсом в подго-
тавливающем модуле можно дать 180° импульс, что приведет
к усилению Т1 -взвешенности по аналогии с последовательностью
24
IR. Этот тип турбо-градиентной последовательности имеет акро-
нимы MPRAGE (Siemens), IR FGR (GE).
Матрица может быть сокращена также в направлении частот-
ного (считывающего) градиента. Эхо представляет собой симмет-
ричное нарастание и снижение сигнала. Поэтому можно считывать
60-80% эха, достраивая недостающую часть. Большого выигры-
ша во времени частичное эхо не дает, в отличие от сокращения
К-пространства в направлении фазового градиента. Однако, чем
короче ТЕ, тем меньше выражена дефазировка от движений. По-
этому метод нашел применение в МР-ангиографии.
Факторы, влияющие на качество изображения
Качество изображения характеризуется отношением сигнал/шум
(S/N, или SNR), пространственным разрешением, контрастностью
патологического очага по отношению к окружающим тканям и на-
личием артефактов.
Пространственное разрешение и отношение сигнал/шум
При прочих одинаковых параметрах сигнал зависит от магнит-
ной индукции и однородности поля томографа, а шум — от конст-
рукции приемной катушки. Зависимость сигнала от магнитной ин-
дукции томографа связана с количеством протонов, находящихся
на верхнем энергетическом уровне. Упрощенно увеличение сигна-
ла с переходом от слабого к более сильному томографу пропорци-
онально корню из кратности увеличения магнитной индукции.То есть
сигнал от той же ткани и при тех же параметрах сканирования на
аппарате 1,0 Т будет на 41 % больше, чем на аппарате 0,5 Т. Шум,
генерируемый в приемной катушке, соответствует импедансу ее
сопротивления при сканировании. Сопротивление пропорционально
со2 или, иначе, В2, или грубо пропорционально квадрату объема,
видимого катушкой. Сигнал собирается с выбранного объема, а
шум — от всего тела, поэтому шум увеличивается некогерент-
но; а сигнал — когерентно. Следовательно, на отношение S/N
существенно влияют параметры сканирования: импульсная после-
довательность и ее интервалы, толщина среза и зазор между ними,
матрица и число ее повторений (Ас).
25
Одним из наиболее простых способов улучшения отношения
сигнал/шум явялется многократное повторение матрицы. Удвое-
ние количества повторений приводит к 2-кратному увеличению вре-
мени томографии и повышению S/N только на 40%. Удлинение вре-
мени исследования крайне нежелательно, так как уменьшается
пропускная способность аппарата. Кроме того, пациенту трудно
длительно лежать без движения и возрастает вероятность появле-
ния двигательных артефактов. С другой стороны, нельзя необос-
нованно занижать количество повторений, так как это приведет
к большей зашумленности изображения и невозможности его трак-
товки.
Теоретически всегда желательно наилучшее пространственное
разрешение. Чем меньше воксел, тем меньше анатомических
структур он содержит.
Размер воксела — это произведение размера пиксела на толщи-
ну среза. Чем тоньше срез, тем выше пространственное разрешение
перпендикулярно срезу и тем меньше вероятность эффекта частич-
ного объема. Однако, поскольку отношение S/N пропорционально
размеру воксела, оно снижается. Поэтому тонкие срезы использу-
ются лишь тогда, когда визуализируются мелкие анатомические
структуры. Надо отметить, что человеческий глаз также имеет пре-
дел разрешения, примерно 0,3 мм. Компенсировать потерю сигнала
удается лишь увеличением количества повторений. Между срезами
необходим зазор, чтобы избежать интерференции сигналов. В боль-
шинстве случаев достаточно зазора 10% от толщины среза. Если
ввиду опасности потери информации необходимо делать сканирова-
ние без зазоров, то возбуждение срезов не должно быть последова-
тельным, а идти через один. Обычно сначала считывают все нечет-
ные, а затем — все четные срезы.
Размер пиксела — это результат деления величины поля виде-
ния (FOV) на величину матрицы. Соответственно, чем меньше поле
видения, тем выше пространственное разрешение. Однако, размер
объекта не должен выходить за пределы поля видения. В против-
ном случае появятся артефакты наслоения, о которых говорится
ниже. Повысить пространственное разрешение можно, увеличив
количество линий матрицы. При переходе с матрицы 256x256 на
матрицу 512x512 размер пиксела уменьшится в 4 раза, а простран-
ственное разрешение удвоится в направлении частотного и фазо-
26
вого градиентов. Отношение сигнал/шум ухудшится на 4/^2,
т. е. составит всего 35% от исходного. Для компенсации потребу-
ется в 8 раз больше повторений. Время томографии рассчитыва-
ется по формуле:
Т = TR хАс х п,
где TR— время повторения, Ас — число повторений, п — ко-
личество линий матрицы в направлении фазового градиента. Оче-
видно, что удвоение количества линий матрицы потребует увели-
чения времени томографии в 16 раз для сохранения того же
отношения S/N.
Площадь измерения, выраженная в миллиметрах, называется
полем видения (сокращенно FOV). Маленькие поля видения требу-
ют большей силы градиентов, чем большие. При той же матрице
с уменьшением поля видения увеличивается пространственное раз-
решение, так как уменьшается величина пиксела, но показатель
S/N снижается как квадрат поля видения.
Если объект больше поля видения, то сигнал от тканей вне него
наслаивается на изображение, вызывая характерные артефакты
(aliasing). Чтобы избежать их в направлении частотного градиента,
надо удвоить диапазон возбуждаемых частот (oversampling), на-
пример, с 256 до 512, сохранив матрицу прежней. Время томогра-
фии не увеличивается. В направлении кодировки фазы избежать
артефактов можно, только увеличив количество линий К-простран-
ства. Это достигается за счет уменьшения разницы в силе гради-
ента между соседними шагами. Время томографии увеличивается
пропорционально увеличению количества линий (задается в про-
центах), но отношение S/N улучшается.
Если объект овальной формы (например, грудная клетка в попе-
речном сечении), то целесообразно применять прямоугольные поля
видения, вмещающие его. Поле видения уменьшают в направле-
нии фазового градиента до п/8, где п значения от 7 до 4. До этой
величины сокращается количество линий матрицы и соответственно
время томографии при том же пространственном разрешении. Од-
нако отношение S/N ухудшается. Сохранить прежнее отношение
S/N можно, одновременно сократив матрицу в направлении фазо-
вого градиента. В результате время томографии еще сократится,
но ценой небольшой потери пространственного разрешения.
27
Контрастность
В основе любого метода визуализации лежит способность глаза
отличать участки изображения по их яркости. Контрастность пато-
логического очага по отношению к окружающим тканям зависит
от собственных свойств ткани и способа получения изображения.
При МРТ изображение строится на основе магнитных характерис-
тик тканей, главные из которых — протонная плотность (р) и ре-
лаксационные времена Т1 и Т2. На магнитные характеристики вли-
яют содержание воды, крупных молекул (это в основном белки),
ионов и свободных радикалов. Эти соотношения почти всегда на-
рушаются при патологии. Так, воспаление связано с увеличением
объема внутриклеточной и внеклеточной воды, опухоли часто со-
держат повышенное количество внутриклеточной воды. Вода уд-
линяет релаксационные времена, белковые молекулы, ионы и ради-
калы их сокращают.
По-особому «ведет себя» кровоизлияние. Дезоксигемоглобин —
диамагнетик. Метгемоглобин действует как парамагнетик, в не-
разрушенных эритроцитах он сокращает релаксационные времена.
После разрушения эритроцитов проявляется суперпарамагнитный
эффект, и кровь становится яркой на Т1-взвешенных томограммах.
Гемосидерин обладает высокой магнитной чувствительностью,
приводя к быстрой дефазировке окружающие протоны, кровь выг-
лядит на томограммах темной.
Протонная плотность — число резонирующих протонов в еди-
нице объема — мало отличается у тканей в норме и патологии.
Исключение составляет жировая ткань, имеющая самую высокую
протонную плотность и потому—высокую интенсивность сигна-
ла, особенно на Т1-взвешенных томограммах. Низкая протонная
плотность компактной костной ткани делает ее темной на изобра-
жениях любого типа взвешенности.
Влияние фазы
Небольшая разница в частоте прецессии (т. е. скорости, с кото-
рой совершается полный оборот поперечной намагниченности) во-
дорода воды и жира приводит к смещению фазы. Через определен-
ное время наступит ситуация, когда направленность поперечной
намагниченности воды и жира станет противоположной. Тогда сум-
марный сигнал будет представлять собой разницу сигналов воды и
28
жира в данном пикселе. Если в градиентной импульсной последо-
вательности интервал ТЕ совпадет с противофазой, то контраст-
ность изображения уменьшится. Если задача вычитания сигнала
жира не ставится специально (внефазный метод и метод Dixon), то
ТЕ надо подбирать в фазе. Одинаково направленная фаза наступа-
ет каждые 4,7 мс для поля 1,5 Т; 6,8 мс для поля 1,0 Т.
Контрастирующие вещества
В подавляющем большинстве случаев естественной контраст-
ности MP-томограмм достаточно для выявления и характеристи-
ки патологического очага. Вместе с тем встречаются ситуации,
когда патологический очаг не визуализируется вследствие изоин-
тенсивности или мелких размеров. Бывает трудно определить гра-
ницы патологии, оценить внутреннюю структуру. В таких ситуаци-
ях помогает диагностика с введением контрастирующих веществ.
Кроме того, есть специальные применения контрастирующих ве-
ществ.
Точкой приложения магнитофармацевтики являются релаксаци-
онные времена. Контрастирующие вещества неспецифическим и
непрямым образом их меняют. В этом плане они принципиально
отличаются от рентгеновских контрастов, которые видны сами вви-
ду высокой рентгеновской плотности. MP-контрастирующие веще-
ства действуют либо наТ1, проявляясь как позитивные контрасти-
рующие вещества, либо на Т2, проявляясь как негативные
контрастирующие вещества. Первые относятся к группе парамаг-
нетиков. Парамагнетики содержат активной частью ионы с непар-
ными электронами на внешней орбите — Gd3’, Мп2-, Fe3*, Сг3' и
т. д. Практическое значение на сегодняшний день имеют соли га-
долиния (Gd3‘), так как остальные ионы более токсичны и малора-
створимы. Гадолиний относится к редкоземельным элементам из
группы лантаноидов. Он содержит семь непарных электронов, ко-
торые преимущественно сокращают время спин-решетчатой ре-
лаксации (Т1). В результате патологический очаг становится яр-
ким. Гадолиний в виде простых солей очень токсичен. Поэтому он
включается в состав хелатов.
В табл. 2 приведены основные соединения гадолиния выпускае-
мые в качестве контрастирующих препаратов.
29
Таблица 2
Контрастирующие вещества, содержащие активной
частью гадолиний (Gd3+)
Коммерческое название	Химическое название	Производитель	Страна
Магневист	Gd-DTPA- димеглюмин (гадопентат- димеглюмин)	Schering	Германия
Дотарем (Dotarem)	Gd-DOTA-меглюмин	Guerbet	Франция
ПроХанс (ProHans)	Gd-HP-DO3A (гадотериол)	Bracco	Италия
Омнискан (Omniscan)	Gd-диамид	Nykomed	Норвегия
Принцип действия их одинаковый, однако есть некоторые раз-
личия в фармакодинамике и фармакокинетике. При внутривен-
ном введении перечисленные препараты попадают в межкле-
точное пространство тканей, не задерживаясь в сосудистом
русле. Накопление в патологических тканях (кроме ЦНС) за-
висит от их васкуляризации.
Негативные контрастирующие вещества содержат активной
частью Fe2 или Fe3+. По своему действию железо выступает
в качестве суперпарамагнетика. Endorem применяется для выяв-
ления очагового поражения печени. Для контрастирования желу-
дочно-кишечного тракта служат Lumirem, Gastromark, Abdoscan.
Магнитофармацевтика быстро развивается. На стадии клини-
ческих испытаний находится ряд новых контрастирующих ве-
ществ.
Препараты гадолиния в соединении со средними полимерными
цепями относительно длительное время удерживаются в сосудис-
том русле и могут применяться для контрастной МР-ангиографии.
В виде жировых эмульсий гадолиний потенциально применим как
вещество, контрастирующее желудочно-кишечный тракт.
30
Артефакты
Артефакты от металла
Артефакты, порождаемые парамагнитными металлами, связа-
ны с нарушением статического и градиентных магнитных полей.
Выглядит как зона полного отсутствия сигнала, нередко с дефор-
мацией изображения вокруг нее. Надо внимательно следить за тем,
чтобы больной не помещался в отверстие магнита с монетами,
ручкой в кармане, шпильками в волосах, застежками, булавками и
т. д. Выраженность артефактов от гемостатических клипсов, эн-
допротезов, скрепляющих элементов после металлоостеосинтеза
зависит от парамагнитных свойств металлов и сплавов, из которых
они изготовлены. Не обладает парамагнитными свойствами и не
дает артефактов золото.
Артефакты от сердечных сокращений
Сокращение камер сердца и пульсация крупных сосудов вызыва-
ет двигательные артефакты в виде смазанности их изображения.
Наиболее простым способом избежать их является кардиосинхро-
низация. Для этого к соответствующему гнезду аппарата подключа-
ют наложенные на пациента датчики ЭКГ. В процессе считывания
осуществляется сбор данных только одной линии в каждую из фаз
сердечного цикла. Зубец R ЭКГ автоматически запускает 90° им-
пульс последовательности. Время повторения (TR) импульсной пос-
ледовательности MP-томограммы должно соответствовать интер-
валу R — R электрокардиограммы или соответствовать нескольким
интервалам R — R, если необходимо получить Т2-взвешенное изоб-
ражение. Если TR немного превышаетR — R, то 90° импульс запус-
кается следующим пиком зубцом R, что приведет к потере времени.
Чтобы не сказывалась небольшая физиологическая аритмия, TR вы-
бирается на 10-15% короче интервала R—R. Короткие значения TR
в импульсной последовательности позволяют получать столько сре-
зов, сколько TRукладывается в интервал R—R. Например, при пульсе
70 уд./мин интервал R — 7? составляет 857 мс. Тогда максимальное
значение TR должно быть 700-800 мс, но при TR 300-350 мс
можно получить 2 среза, TR 100 мс — 7-8 срезов.
Следует отметить, что точность синхронизации зависит от ка-
чества записи ЭКГ. Магнитное поле томографа индуцирует элек-
трический потенциал в цепи электрокардиографа, что создает до-
31
полнительные артефактные пики зубцы на ЭКГ, при значительной
высоте воспринимаемые как R-пики зубцы /?. Искажать ЭКГ мо-
жет также магнитно-гидродинамический эффект, представляющий
собой электрический сигнал, вызываемый движением крови в плос-
кости, перпендикулярной магнитному полю. При сильном искажении
ЭКГ предпочтительнее синхронизировать 90° импульс с пульсовой
волной, которая снимается специальным датчиком. Однако по срав-
нению с пиком зубцом /? пульсовая волна запаздывает.
Градиентные импульсные последовательности дают возмож-
ность получать изображение сердечного цикла по фазам, представ-
ляя их во времени как фильм (cine MR imaging).
Методики сверхбыстрого получения изображения в сочетании
с сегментацией К-пространства (например, EPI) сокращают время
томографии ниже критического значения примерно в 50 мс. Тогда
вся матрица заполняется в одну фазу и синхронизация не требуется.
Артефакты от дыхательных движений легких
Быстрое получение изображения при задержанном дыхании —
оптимальный путь избежать смазанности. При длительной томог-
рафии приходится прибегать к дыхательной синхронизации. Для
этого в комплекте оборудования имеется датчик, включающий сбор
данных только в конце выдоха и начале вдоха. Время томографии
удлиняется в 2-3 раза. Есть и более сложные методы дыхатель-
ной синхронизации и компенсации (например, ROPE, MAST), но
благодаря быстрому получению изображения современными ме-
тодами они вышли из употребления.
Артефакты от химического сдвига
Химический сдвиг—искажение изображения вследствие слож-
ного молекулярного состава тканей. Причина этого явления кроет-
ся в магнитных полях, создаваемых самими атомами (главным
образом, кислородом и углеродом) исследуемого объекта за счет
вращения электронов вокруг ядра. Они приводят к небольшому
различию в резонансной частоте в зависимости от группы атомов,
в которую включен атом водорода. Разница в резонансной частоте
измеряется в долях по отношению к основной частоте, что выра-
жается в частях на миллион (ppm). Наибольший химический сдвиг
отмечается между водородом воды и жира, он составляет 3,5 ppm,
или примерно 147 Гц на тесла. С возрастанием магнитной индук-
ции кратно увеличивается и химический сдвиг.
Артефакты возникают, если ширина спектра каждого пиксела
меньше, чем разница в частоте атомов водорода воды и жира. Тогда
сигналы от атомов водорода воды и жира оказываются в разных
пикселах. В наибольшей степени проявляются артефакты на гра-
нице гидрофильных тканей и жира. Артефакт имеет вид подчерк-
нутого контура, яркого при наползании пикселов и темного при сме-
щении друг от друга. При ширине спектра считывания 78 Гц на
пиксел сдвиг составит 2 пиксела. Сдвиг можно уменьшить, расши-
ряя спектр за счет приложения более сильного градиента считыва-
ния, но тогда увеличится шум.
Магнитно-резонансные томографы
Идея получения изображения с помощью ядерного магнитного
резонанса была сформулирована в 1973 г. За изобретение МР-то-
мографа в 2003 г. ученый из университета Иллинойса (США) Paul
Christian Lauterbur (род. 1929) и ученый из университета Ноттинге-
ма (Великобритания) сэр Peter Mansfield (род. 1933) были удостоены
Нобелевской премии по физиологии и медицине. Любой томограф
состоит из основного магнита, магнитных градиентов, генера-
тора (передатчика) радиоимпульсов, приемника радиоимпульсов,
систем сбора и обработки данных, систем энергоснабжения и
охлаждения (рис. 15).
Обновление аппаратов, предлагаемых на рынке, происходит при-
мерно каждые 2 года. Поэтому мы не останавливаемся на конст-
руктивных особенностях той или иной системы, а затрагиваем лишь
общие принципы.
Сигнал в приемной катушки (т. е. качество и быстрота получе-
ния изображения) в значительной степени зависит от магнитной
индукции (силы магнита), поэтому все томографы принято разде-
лять на 5 типов:
•	ультранизкие — ниже 0,1 Т;
•	низкие — 0,1 -0,5 Т;
•	средние — 0,5-1,0 Т;
•	высокие— 1,0-2,ОТ;
•	ультравысокие — свыше 2,0 Т.
Рис. 15. Принципиальная схема магнитно-резонансного томографа.
Магнит может быть постоянным, резистивным электрическим
и сверхпроводящим электрическим.
Постоянные магниты создаются из ферромагнитных сплавов.
Ориентация магнитного поля обычно вертикальная. Магниты не
требуют затрат электроэнергии и охлаждения. Поля находятся в
пределах 0,2-0,3 Т. Интерес к постоянным магнитам в последнее
время сильно возрос. Это связано с тем, что постоянные магниты
легко конфигурируются по открытому типу, т. е. обеспечивают до-
ступ к больному и уменьшают клаустрофобию.
Резистивные электромагниты представляют собой соленоид из
медной или железной проволоки. Охлаждаются водой. Создавае-
мые поля лежат в пределах 0,2-0,4 Т, ориентация поля — вдоль
отверстия соленоида. Все современные резистивные электромаг-
ниты делаются открытыми. Интерес к ним последнее время сни-
жается, так как содержание их дороже, чем магнитов постоянного
типа.
Сверхпроводящие электромагниты представляют собой соле-
ноид из ниобий-титанового сплава, который при охлаждении жид-
ким гелием до температуры -269° С (4 К) не имеет электрического
сопротивления. Создаваемые поля находятся в пределах 0,35-4,0 Т.
Высокое поле, очевидно, служит большим достоинством сверхпро-
водящих магнитов. В последние годы удалось сконструировать
34
открытые сверхпроводящие магниты. Недостатком сверхпроводя-
щих магнитов, помимо высокой стоимости, является необходимость
охлаждения жидким гелием.
Качественное изображение можно получить только в очень од-
нородном поле, которое недостижимо без дополнительного вырав-
нивания. Для этого к основному магниту добавляют шиммирую-
щие катушки, которые создают градиенты, компенсирующие
техническую неоднородность магнита и влияние пациента на поле.
Катушки, создающие градиентные импульсы в трех направлени-
ях пространства, управляются посредством системы усилителей.
Передатчик радиоимпульсов, или передающая катушка, гене-
рирует волны резонансной частоты и модулирует их в импульсы
необходимой формы.
Приемная катушка представляет собой чувствительную антен-
ну, расположенную перпендикулярно направлению основного поля
(плоскость X-Y). Эти катушки бывают различной формы, что оп-
ределяет глубину и однородность сбора сигнала. Чтобы на слабые
сигналы не накладывались помехи, магнит помещают в специаль-
ное помещение («клетка» Фарадея), стенки которой сделаны из
медных или алюминиевых листов, либо сетки.
Полученный сигнал с помощью аналого-цифрового преобразо-
вателя приобретает цифровую форму и передается в компьютер
для реконструкции изображения. Компьютер в МР-томо графе вы-
полняет многие функции: управление системой, быстрое Фурье-пре-
образование и обработка изображения.
ЭФФЕКТЫ КРОВОТОКА
И МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНАЯ АНГИОГРАФИЯ
Ядерный магнитный резонанс очень чувствителен к кровотоку.
На эффектах кровотока основана MP-ангиография, кроме того, его
следует учитывать ввиду возможности появления артефактов.
Эффекты кровотока в последовательности спин-эхо
При коротком интервале TR полного восстановления продоль-
ной намагниченности происходить не будет, и каждый последую-
35
щий 90° импульс приходится на частично насыщенную систему.
0 результате яркость сигнала от тканей снижается. В отличие от
неподвижных тканей, многократно подвергающихся действию 90°
Импульса в срезе, кровь втекает в срез ненасыщенной. Поэтому
протоны крови, медленно текущей перпендикулярно срезу, дают
сигнал ярче, чем окружающие ткани. Это явление называется эф-
фектом «втекания» (рис. 16).
Рис. 16. Зависимость сигнала в последовательности SE
от ее параметров и скорости кровотока.
Обязательными условиями эффекта «втекания» являются ко-
роткий интервал TR, приводящий к частичному насыщению непод-
вижных протонов, и толщина среза, обеспечивающая достаточное
количество попадающих с кровью протонов для появления по срав-
нению с неподвижными тканями избыточного сигнала. Исходя из
этого, скорость кровотока, дающая наибольший сигнал, равна ре-
зультату деления толщины среза на TR. Очевидно, томограммы
будут Т1 -взвешенного типа, а скорость кровотока порядка 1 см/с.
Типичным проявлением эффекта «втекания» служит феномен «от-
крывающего среза». На томограммах Т1-взвешенного типа на пер-
вом из серии срезов изображение сосуда, поперечного срезу, ярче,
чем на последующих. Уменьшение сигнала связано с постепен-
ным насыщением протонов.
В последовательности SE в срезе каждое ядро водорода полу-
чает два импульса (рис. 17): 90° возбуждающий и затем через ин-
тервал, равный половине ТЕ,— 180° рефазирующий (рефокусирую-
щий). Когда время нахождения протона в срезе равно, по меньшей
36
мере, половине длительности интервала ТЕ, он, так же как и окру-
жающие неподвижные ткани, будет получать оба импульса. Ско-
рость кровотока в крупных сосудах довольно высока. Тогда ядра,
находящиеся в срезе, могут оказаться лишенными одного из им-
пульсов. На MP-томограммах это проявляется в виде потери сиг-
нала (см. рис. 17), называемого эффектом «вымывания» (wash-out).
Чем больше скорость кровотока, тем явственнее эффект «вымы-
вания».
О О Есть
Возбуждено Рефазировано сигнал
Q _____ —►О Нет рефазнровки
Возбуждено
Нет возбужденна Q _____ -►Q
Нет сигнала
Рис. 17. Феномен времени прохождения. Сигнал появляется только тогда,
когда ядро в срезе возбуждено и рефазировано (действуют оба импульса).
Кроме скорости кровотока, на эффект «вымывания» влияют
длительность интервала ТЕ и толщина среза. Удлинение ТЕ приво-
дит к тому, что количество ядер, не успевающих рефазироваться,
возрастает, так как они «вымываются» из среза еще до действия
180° импульса. Уменьшение толщины среза усиливает эффект «вы-
мывания» по тому же принципу. В участках стеноза кровоток ста-
новится вихревым, что отображается яркой зоной на «темнокров-
ных» МР-ангиограммах.
Кроме радиочастотных импульсов, на протоны действуют гра-
диенты. Сдвиг фазы неподвижных протонов пропорционален силе
градиента, приложенного к протону. В случае движущегося прото-
на, сдвиг еще пропорционален скорости кровотока. При небольших
скоростях кровотока влияние сдвига фазы не сказывается на изоб-
ражении. Однако если высокая скорость кровотока приведет к сдви-
37
гу фазы на 180° и более, то векторы намагниченности в плоскости
X-Y окажутся в противофазах. Это приведет к уменьшению сум-
марного вектора намагниченности и, следовательно, к потере сиг-
нала. При томографии с последовательностью SE эффект сдвига
фазы дополняет эффект «вымывания».
Ангиография, основанная на эффекте «втекания» (TOF)
В последовательностях с градиентным формированием эха ре-
фазировка происходит не в отдельном избранном слое, а во всем
объеме сразу, что соответствует приложению градиента на все тело.
Следовательно, рефазировка не зависит от положения возбужден-
ного ядра, и эффект «вымывания» невозможен. Тогда в отличие от
SE эффект «втекания» все время усиливается с уменьшением TR.
Однако уменьшение TR ограничивается толщиной среза, меньше
которой уже будет недостаточно протонов для эффекта «втекания».
Методика ангиографии, основанная на эффекте «втекания», полу-
чила название time-of-flight, сокращенно ТОЕ Поскольку по мере
прохождения вдоль слоя идет насыщение крови и затухание сигна-
ла, методика наиболее чувствительна к кровотоку, перпендикуляр-
ному срезу.
Если в градиентной последовательности выбрать очень корот-
кое TR, как это делается в 3D TOF, неподвижные ядра будут мно-
гократно подвергаться действию возбуждающего импульса и на-
сыщаться (рис. 18). Это означает, что при TR короче Т1 ткани после
каждого возбуждающего импульса остается остаточная продоль-
ная намагниченность. Последняя нарастает с каждым импульсом
вплоть до равновесного состояния, когда существуют постоянные
продольная и поперечная намагниченности.
В результате сигнал от неподвижных тканей снижается, а нена-
сыщенные ядра водорода крови дают яркий сигнал. Однако при
прохождении крови вдоль возбужденного слоя под действием мно-
гократных 90° импульсов сигнал от сосудов также постепенно за-
тухает. Поэтому постоянная продольная намагниченность нежела-
тельна. Для нарушения устойчивого состояния продольной
намагниченности угол возбуждения (угол Эрнста) можно постепенно
увеличивать в процессе сбора данных (т. е. вдоль К-пространства),
такая методика обозначается TONE.
38
Вхождение крови
в исследуемый объем
Рис. 18. Принцип получения устойчивого состояния намагниченности.
Яркий сигнал от жира может симулировать сигнал от кровото-
ка. Его удается подавить сочетанием TOF с методикой FatSat.
Также яркий сигнал исходит от метгемоглобина, из которого со-
стоит гематома после распада эритроцитов. Подавить его сигнал
не представляется возможным.
TOF-ангиография можетбыть получена b2D или 3D вариантах.
2D TOF-ангиография представляет собой последовательность
поперечных тонких срезов, подлежащих реконструкции. 2D TOF
методика наиболее приспособлена для MP-венографии, гак как TR
выбираются относительно длительными и поэтому сигнал от мед-
ленного кровотока относительно ярче.
3D TOF-ангиография состоит из одного слоя, разделяемого до-
полнительным набором фазовых градиентов на 32 или 64 среза.
Поле видения выбирается прямоугольным, в 2 раза меньше в на-
правлении кодировки фазы. Это позволяет уменьшить матрицу до
128x256 или 256x512. Поперечные срезы получаются лучше, чем
сагиттальные или корональные, так как кровь не успевает насы-
титься при прохождении поперек слоя. Методика 3D TOF наиболее
приспособлена для изучения быстрого кровотока. Для подавления
сигнала от венозного кровотока обязательно устанавливается по-
лоса (блок) насыщения, примыкающая к слою срезов с направления
венозного тока. Так, для изучения сонных артерий полоса насыще-
ния ставится над слоем срезов. Полоса насыщения представляет
39
собой 90° импульсы, уменьшающие в толще полосы продольную
намагниченность. Так как интервал от насыщающего 90° импуль-
са до 90° импульса последовательности короткий (нет зазора меж-
ду полосой насыщения и слоем срезов), втекающие протоны оста-
ются насыщенными и не дают сигнала. Толщина полосы насыщения
должна быть не меньше произведения скорости кровотока в по-
давляемых сосудах на длительность интервала TR.
Вариантом 3D TOF является MOTSA — ангиография с множе-
ственными переслаивающими тонкими слоями, каждый из кото-
рых делится на 16 или 32 среза. Переслоение составляет 25%
с каждой стороны. В отличие от обычной 3D TOF, в этом варианте
меньше насыщение поперек поля видения и меньше снижение ин-
тенсивности сигнала по краям. Однако в связи с переслоением уве-
личивается время сканирования. Современные методики TOF МРА
включают в себя сегментацию К-пространства.
Эффект сдвига фазы на градиентных томограммах приводит к
потере сигнала в постстенотической зоне в связи с турбулентным
кровотоком. Поэтому нередко отмечается преувеличение степени
стеноза. Избежать эффекта сдвига помогает зануление фазы при-
ложением считывающих градиентов с чередующейся противопо-
ложной направленностью.
Фазово-контрастная ангиография
Фазово-контрастная ангиография основана на эффекте сдвига
фазы у движущихся протонов. В ходе анализа вокселы с нулевой
фазой воспринимаются как содержащие неподвижные протоны.
Ненулевая фаза воспринимается как кровоток.
Классическим методом получения изображения на основе сдви-
га фазы, обозначаемым FEER, служит использование биполярного
градиента. Сначала подается импульсная последовательность
с градиентом, зануляющим фазу. Полученные данные необходимы
для последующего их вычитания из фазных данных. Затем пода-
ется импульсная последовательность, в которой сразу последей-
ствия радиочастотного импульса, когда спины сфазированы, при-
кладывается биполярный градиент. Первая его половина будет
приводить к дефазировке, т. е. изменению частоты прецессии спи-
нов по направлению градиента. Вторая половина, точно соответ-
40
ствующая первой, но с обратной полярностью, будет их полностью
рефазировать. Поперечная намагниченность неподвижных спинов
опять станет нулевой.
Однако на движущиеся спины градиенты воздействуют иным
образом. Первая половина биполярного градиента увеличивает
частоту прецессии в соответствии с его амплитудой. За время дей-
ствия положительной половины градиента протоны перемещаются
в пространстве. Тогда вторая половина, отрицательной полярности,
прикладывается к тем же протонам уже в иной точке простран-
ства и, следовательно, с иной амплитудой. В итоге, в отличие от
неподвижных спинов, движущиеся не будут полностью сфазировать-
ся, иначе их частота вращения не будет замедляться до ларморов-
ской. Изменение фазы будет пропорционально скорости кровотока
в направлении биполярного градиента. Для получения ангиографи-
ческого изображения биполярный градиент подается дважды в про-
тивоположных направлениях, и вся процедура повторяется в каж-
дом из трех измерений.
В зависимости от изучаемых сосудов выбирается параметр
скорости кровотока (Venc.). Он контролирует амплитуду и силу
биполярного градиента. Значение Venc. должно быть близким к
скорости изучаемого кровотока, но не превышать ее. Тогда сдвиг
фазы будет наибольшим и ангиографическое изображение наилуч-
шим. Если Venc. превышает скорость кровотока, то будет наблю-
даться потеря сигнала, а при двухкратном превышении сигнала от
воксела не будет совсем. Важным следствием является возмож-
ность раздельной визуализации быстрого и медленного кровотока,
а также определение направления кровотока. В варианте 2D анги-
ография получается за короткое время и в едином слое (до 100 мм)
без разделения на срезы. Дальнейшие преобразования (MIP или
другие) не требуются. Поэтому ее хорошо использовать перед при-
менением 3D методики для определения оптимального значения
Venc. Вариант 3D дает наилучшее качество изображения, но зани-
мает больше времени.
Построение ангиографического изображения
По методикам TOF и 3D PC получают множество тонких сре-
зов. Они имеют низкую контрастность, высокую зашумленность и
41
непригодны для диагностики. Ангиографическую картину получа-
ют путем математической обработки, называемой «проекцией
с наибольшей интенсивностью пикселов» (MIP). Смысл ее состоит
в том, что пакет срезов преобразуется в одно плоскостное изобра-
жение, причем отбирается по всем срезам только пиксел с наи-
большей интенсивностью по соответствующим координатам.
«Проекционный луч» подается под разными углами, что дает воз-
можность делать повороты изображения.
MIP реконструированное 3D PC изображение отражает сумму
сигналов во всех трех плоскостях. Метод фазово-контрастной ан-
гиографии позволяет также получать изображение кровотока в каж-
дом из направлений раздельно: краниокаудальном, переднезаднем
и слева направо. Если стоит задача количественной характеристи-
ки кровотока, то реконструируют фазные изображения в каждом из
направлений.
СПЕЦИАЛЬНЫЕ МЕТОДИКИ
МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ
Магнитно-резонансная диффузия
Получение изображений методом диффузии было разработано
Le Bihan (1986) и Moseley (1990). В основе диффузии лежит броу-
новское движение, т. е. хаотичное колебание молекул воды, выз-
ванное тепловой энергией. В тканях тела броуновское движение
отчасти подавляется за счет тканевых компонентов — крупных
молекул, внутриклеточных структур, клеточных мембран и стенок.
В большинстве тканей диффузия имеет разнонаправленный ха-
рактер (изотропно), но в хорошо структурированных тканях,
например белом веществе мозга, диффузия воды относительно
однородна вдоль воксела. Движение молекул может быть выраже-
но в виде коэффициента диффузии. Измерение диффузии возможно
только при сильных градиентах. Градиент прикладывается к опре-
деленно расположенным в пространстве спинам. К моменту пода-
чи следующего градиента (тысячные доли секунды) отдельные спи-
ны сместятся в пространстве.
Наиболее сложная проблема в получении изображений диффу-
зии состоит в необходимости устранения двигательных артефак-
42
тов. Поэтому сигнал либо должен собираться с помощью ультра-
быстрой импульсной последовательности, такой как EPI, либо осу-
ществляться с коррекцией положения объекта, как в навигаторном
методе. Оба подхода имеют свои достоинства и недостатки. Ка-
чество изображения лучше при навигаторном методе, но получе-
ние изображения занимает существенно больше времени и требу-
ет кардиосинхронизации. MP-изображение делают Т2-взвешенного
типа, причем оно отражает не истинный, а относительный коэффи-
циент диффузии (ADC). В зонах снижения коэффициента диффузии
(например, в первые сутки острого нарушения мозгового кровооб-
ращения) сигнал становится ярче.
Диффузия может быть ограничена в определенном направле-
нии. Так, поперек аксона она меньше, чем вдоль него. Это связано
с наличием миелиновых мембран, ограничивающих диффузию. Что-
бы анизотропность диффузии не сказывалась измерении ADC, из-
мерение должно быть комбинированным по трем разным направ-
лениям. Такой подход, предложенный Basser и соавт. (1994), получил
название «напряжение диффузии». Если диффузия изотропна, то ее
упругость имеет форму шара. Если диффузия больше в каком-либо
из направлений, то она приобретает форму эллипса. Эллиптическая
модель диффузии имеет упрощенный характер, так как тканевые
волокна пересекаются.
MP-томограммы, отражающие напряжение диффузии (DT1), тех-
нически сложнее получить обычных диффузионных. С другой сто-
роны, определение соотношения длинной и короткой осей эллипса диф-
фузии позволяет строить карты тканевых волокон (трактография по
отношению к мозгу). Много направленные DTI открываю! перспек-
тиву изучения структурной организации мозга. В определенной
степени DTI дополняет fMRJ. DTI перспективна не только в изу-
чении организации мозга, но и архитектоники сердечной мышцы.
Магнитно-резонансная перфузия
(динамическое отображение
магнитно-резонансной чувствительности)
Перфузионные методики нашли широкое применение в радио-
нуклидной диагностике и рентгеновской компьютерной томографии.
Любой перфузионный метод исходит из того, что метка какое-то
43
время присутствует в кровяном русле, не выходя в межклеточное
пространство. MP-перфузия привлекает хорошей разрешающей
способностью.
Принцип болюсного введения является единым для любого из
диагностических методов. Контрастирующее вещество (соедине-
ние гадолиния в случае МРТ) вводится внутривенно, и одновре-
менно сканируется зона интереса. В момент прохождения болюса
гадолиния по сосуду он нарушает локальное магнитное поле вокруг
себя, снижая интенсивность сигнала. Степень снижения сигнала
пропорциональна уровню кровотока. Поскольку процесс проходит
за определенное время, может быть построена кривая интенсивно-
сти сигнала во времени. Истинные показатели сильно зависят от
техники болюсного введения (количества контрастирующего ве-
щества, скорости введения, парамагнитных характеристик контра-
стирующего вещества) и показателей гемодинамики (сердечного
выброса, общего объема крови). Поэтому они не подлежат сравне-
нию. Полученные данные подвергаются его математической об-
работке для определения относительного объема крови (rCBV по
отношению к мозгу), относительного кровотока (rCBF по отноше-
нию к мозгу), относительного среднего времени прохождения (МТТ),
времени пика (ТТР).
Исследование в динамике должно проводить за короткое вре-
мя. Так, через мозг болюс проходит примерно через 18 с после
введения. Обычно используют Т2*-взвешенную градиентную пос-
ледовательность. В зоне интереса в момент прохождения болюса
сигнал снижается за счет парамагнитного эффекта контрастирую-
щего вещества. Измерения перфузии возможны и по Т1 -взвешен-
ным томограммам. Они выполняются за более короткое время и
требуют меньшего количества контрастирующего вещества, но при
исследованиях мозга на них больше сказывается влияние наруше-
ния гематоэнцефалического барьера.
Перфузию можно изучать и по обычной, нединамической ме-
тодике. Для этого Т1 -взвешенные томограммы делают до введе-
ния контрастирующего вещества и через 30 мин после его введе-
ния, когда достигнуто состояние относительного равновесия его
концентрации. Последующее вычитание первого изображения из
второго и нормализация пикселов к пикселам, отображающим кровь
(например, в сагиттальном синусе), дает возможность построить
44
карту абсолютного объема крови в мозге. На ней значения пред-
ставлены в объемных процентах, которые могут быть пересчита-
ны в миллилитры на 100 г мозга путем нормализации плотности
ткани мозга (1,04 г/мл) и умножения на 100. Нединамическая ме-
тодика имеет ряд недостатков: низкое отношение сигнал шум пос-
ле вычитания, артефакты от смещения пациента и неточность
в зонах нарушения гематоэнцефалического барьера. Поэтому дан-
ная методика неприменима при инсультах и опухолях.
Еще один вариант изучения перфузии заключается в «метке
спинов» протонов, втекающих в поле (например, методика
EPISTAR), или непосредственно в поле (методика FAIR.) специ-
альным инвертирующим радиочастотным импульсом.
Функциональный магнитный резонанс
Как уже упоминалось, на интенсивность сигнала в МР-изобра-
жении влияет целый ряд тканевых магнитных характеристик. Чув-
ствительность двух факторов тканевой контрастности зависит от
гемодинамики, это когерентность фазы в связи с различной маг-
нитной восприимчивостью тканей и эффект втекания протонов плаз-
мы крови. То есть упомянутые факторы контрастнос ти (магнит-
ные характеристики) имеют функциональную зависимость. МРТ
не позволяет напрямую наблюдать метаболизм мозга и локальные
изменения его активности, но дает возможность выявлять локаль-
ные увеличения кровотока и микрососудистую оксигенацию.
Т2 и Т2*-взвешенные изображения, отражающие степень поте-
ри когерентности фазы (дефазировка), связаны с наличием дезок-
сигемоглобина в вокселе. Следовательно, сигнал на Т2 и, особен-
но, Т2*-взвешенных изображениях сильно зависит от кислород! юй
насыщенности крови. Этот эффект принято обозначать термином
BOLD (blood oxygenation level dependent). Методом BOLD не из-
меряют кровоток и перфузию. Вместе с тем, исходя из того, что по
капиллярам и венулам протекает до 70% объема кровотока мозга,
считается, что потеря сигнала на Т2*-взвешенных изображениях
достаточно точно отражает деоксигенированное состояние веноз-
ной системы. В дополнение кроме того, на релаксационное время
Т2 через локальное изменение градиентов, изменяющихся под дей-
ствием уровня содержания окси- и дезоксигемоглобина, напрямую
45
влияют диффузия и перфузия протонов. Это второй механизм тка-
невой контрастности. Среди упомянутых механизмов Т2*-эффект
сильнее в несколько раз. Именно он лежит в основе функциональ-
ного магнитного резонанса (fMRI). Увеличение локального ме-
таболизма приводит к увеличению притока крови в активирован-
ную зону. Даже такое незначительное изменение гемодинамики
может быть выявлено в виде изменения интенсивности сигнала.
Т2*-эффект реализуется через атом железа, присутствующий
в молекуле гемоглобина. В артериальной крови содержится окси-
гемоглобин, который ведет себя как диамагнетик (относительно
длительное Т2*) и оказывает слабое влияние на магнитную вос-
приимчивость. Иными словами, он почти не меняет локальные маг-
нитные поля и дает слабый Т2*-эффект. Потеря кислорода (деок-
сигенация) при прохождении через капиллярное русло превращает
оксигемоглобин в дезоксигемоглобин, который обладает сильными
парамагнитными (относительно короткое Т2*) свойствами из-за
4 непарных электронов. Дезоксигемоглобин нарушает локальное
магнитное поле Во, вызывая сильный Т2*-эффект.
Если предположить, что активация коры приводит к локально-
му расширению сосудов, то становится очевидным, что приток
оксигемоглобина увеличит сигнал на Т2*-взвешенных изображе-
ниях в данной зоне. Разница в интенсивности сигнала по сравне-
нию с окружающими неактивированными зонами коры не превы-
шает 10%.
Сигнал от изучаемой зоны коры снимется в момент активации и
В момент ее отсутствия («отдых»). Общая продолжительность
стимуляции должна быть не менее 16 секунд и может состоять как
из нескольких фаз стимул-отдых, так и из однократной стимуляции.
Выбор стимула очень важен, он должен быть, по возможности, ак-
тивирующим только изучаемую зону коры. Особенно остро эта
проблема стоит при изучении высшей нервной деятельности, когда
процесс становится многоэтапным и «прочие» зоны коры должны
потом вычитаться.
Успешность выполнения fMRI зависит от трех этапов: выбора
импульсной последовательности, правильности стимуляции акти-
вации коры и корректности обработки информации.
Эффект дефазировки тем больше, чем выше индукция магнит-
ного поля томографа. Поэтому наилучший результат достигается
46
с помощью ультравысоких магнитных полей. Теоретически Т2*-
эффект можно получить с помощью последовательности спин-эхо
за счет диффузии, однако разница сигнала в активированной и не-
активированной зоне будет очень маленькой. Градиентные
импульсные последовательности предпочтительнее. EPI, за счет
короткого времени сбора данных, позволяет получить реакцию даже
на короткие стимулы и, кроме того, избежать двигательных
артефактов. Выбор интервала ТЕ также важен. Слишком короткая
ТЕ не выявит разницы между стимуляцией и «отдыхом». Слишком
длительная ТЕ не даст сигнала вообще. В идеале ТЕ должна быть
равна Т2* изучаемой ткани. Если выбранный воксел (матрица и
толщина среза) будет слишком мал, то сигнал будет слишком
слабым. В очень большом вокселе может иметь место эффект
частичного объема в случае, если активация происходит в очень
маленьком участке коры.
Двигательные артефакты являются серьезной проблемой для
fMRI. Закрепления головы и кардиосинхронизации недостаточно.
Только постпроцессорная коррекция устраняет возможные ошиб-
ки. Артефакты могут возникать также от дренирующих вен и, на-
оборот, от притока крови через крупные сосуды.
Обработка данных представляет собой сложную многошаго-
вую математическую процедуру. Смысл ее состоит в устранении
многочисленных возможных погрешностей и построении статис-
тической параметрической карты.
Первоначально fMRI использовали для определения двигатель-
ных и чувствительных зон коры в ответ на простые раздражители.
Сейчас с его помощью изучают сложные функциональные связи,
чтобы понять, как человек запоминает информацию, различает лица,
почему испытывает боль, почему возникает пристрастие к нарко-
тикам. Сравнение реакции на раздражители у здорового и больного
человека открывает перспективы понимания центральных меха-
низмов управления реабилитацией. Построение функциональных
карт позволяет нейрохирургу избежать опасных зон, так, fMRI мо-
жет служить альтернативой методу вызванных потенциалов во вре-
мя операции и пробе Вада для определения доминирующего полу-
шария.
47
Магнитно-резонансная спектроскопия
При обычной MP-томографии сигнал получают от ядер водоро-
да, без учета состава атомов, в которые они входят. МР-спектро-
скопия (МРС), в отличие от обычной МРТ, определяет положение
частотных пиков по шкале ppm (рис. 19).
ppm 4	3	2	1	0
Рис. 19. Спектр серого вещества головного мозга человека.
Сдвиг по шкале ppm вычисляется как результат деления разни-
цы частоты (в Гц) двух пиков на резонансную частоту томографа.
Интенсивность сигнала, отражаемая в виде высоты пика, и ширина
по шкале образуют область, позволяющую количественно выра-
зить наличие данного метаболита. In vivo МРС использует несколь-
ко радиочастотных импульсов и может быть одновоксельной и
многовоксельной. Принципиально любая методика МРС получает
сигнал от воксела за счет подачи импульсов в трех ортогональных
проекциях. Импульсы могут быть 90° (методика STEAM) или один
90° и два 180° (методика PRESS). Все три импульса подаются пос-
ле предварительного дефазирующего градиента, необходимого для
подавления сигнала от воды, который во много раз интенсивнее
сигнала от метаболитов. МРС требует высокой степени однород-
ности магнитного поля, что достигается шиммированием. МРС
возможна не только на основе сигнала от атомов водорода, но так-
же фосфора и углерода.
48
БЕЗОПАСНОСТЬ БОЛЬНОГО И ПЕРСОНАЛА
Вопросам биологического действия и безопасности МР-иссле-
дований посвящена обширная литература. При тщательном изуче-
нии отдаленных последствий воздействия магнитных полей ни
в эксперименте, ни по данным наблюдений за больными не выявлено
каких-либо отрицательных изменений. Поэтому сегодня метод МРТ
считается безопасным. В настоящее время в России нет норма-
тивных актов, ограничивающих диагностическое использование
магнитных полей. В мире принято придерживаться рекомендаций
Food and Drug Administration (США). Согласно им, верхняя граница
постоянного магнитного поля для клинического применения не дол-
жна превышать 4,0 Т.
Известно, что действие сильного магнитного поля может со-
провождаться некоторым риском для пациента, связанным с ря-
дом факторов, перечисленных ниже.
1. Эффект «затягивания» в магнит металлических парамагнит-
ных предметов — хирургических инструментов, авторучек, подтя-
жек и других. Эффект «затягивания» наблюдается только в полях
с высокой магнитной индукцией. Чтобы избежать травматизации,
надо внимательно следить за тем, чтобы в непосредственную
близость к магниту не вносились металлические предметы.
2. Сдвиг металлических имплантатов. Это относится, главным
образом, к гемостатическим клипсам на сосудах. В связи с опас-
ностью кровотечения исследование лучше не проводить, или надо
убедиться в отсутствии сдвига, предварительно поставив пробу
с аналогичной клипсой. Проба осуществляют путем введения в маг-
нит клипсы, расположенной на стекле или тарелке. Если она не сдви-
гается и не вращается, то проведение исследования будет безо-
пасным. Опасность представляют и металлические инородные
тела стружки в глазном яблоке.
Действие радиочастотного поля при наличии искусственного
водителя сердечного ритма может приводить к перебоям. Поэто-
му все инструкции запрещают проводить MP-обследование таких
больных.
Радиочастотные импульсы в принципе могут нагревать ткани.
Поэтому есть определенный допустимый предел поглощенной энер-
гии. Величина поглощенной энергии обозначается SAR (Specific
49
Absorbtion Rate) и измеряется в Вт/кг массы тела. Расчет SAR
осуществляется программным обеспечением томографа автома-
тически после внесения данных о массе тела пациента. Европейс-
кие стандарты безопасности ограничивают величину SAR для всего
тела 1,5 Вт/кг, полученными за 15 мин, для головы 3 Вт/кг в тече-
ние 10 мин, и локально (на 1 грамм любой ткани) — 8 Вт/кг для
головы и тела и 12 Вт/кг для конечностей за 5 мин. При проведении
МРТ следует учитывать, что все ограничения SAR рассчитаны
для температуры в помещении, ниже или равной 24° С, и нормаль-
ной температуры тела пациента. Если в помещении температура
выше либо у больного лихорадка, то следует снизить допустимый
порог. Если расчетная величина SAR превышает допустимый по-
рог, то следует сократить количество срезов и (или) уменьшить
интервал TR.
Чаще всего приходится сталкиваться с психологическими про-
блемами у пациентов. От 1% до 4% людей страдают клаустрофо-
бией— боязнью замкнутых пространств. При попытке поместить
в отверстие магнита у них возникает острое ощущение страха, при-
чем у отдельных пациентов оно не проходит даже после премеди-
кации седативными средствами. Последние годы выпускаются
открытые магниты, которые позволили у части пациентрв снять
эту проблему.
В смежных с аппаратом помещениях поле не должно превы-
шать 5 гаусс (5х10 9Т). Это правило строго соблюдается фир-
мами-производителями и достигается правильной ориентацией
магнита.
50
Содержание
Физическое явление ядерного магнитного резонанса....... 3
Получение магнитно-резонансного изображения............ 13
Импульсные последовательности....................... 13
Построение изображения............................. 19
Манипуляции первичной матрицей.......................21
Факторы, влияющие на качество изображения............24
Пространственное разрешение и отношение сигнал/шум..24
Контрастность.....................................27
Влияние фазы......................................27
Контрастирующие вещества..........................28
Артефакты.........................................30
Артефакты от металла.......................... 30
Артефакты от сердечных сокращений............. 30
Артефакты от дыхательных движений легких.......31
Артефакты от химического сдвига................31
Магнитно-резонансные томографы......................32
Эффекты кровотока и магнитно-резонансная ангиография...34
Эффекты кровотока в последовательности спин-эхо..... 34
Ангиография, основанная на эффекте «втекания» (TOF).37
Фазово-контрастная ангиография......................39
Построение ангиографического изображения............40
Специальные методики магнитно-резонансных исследований.41
Магнитно-резонансная диффузия.......................41
Магнитно-резонансная перфузия (динамическое отображение
магнитно-резонансной чувствительности)..............42
Функциональный магнитный резонанс...................44
Магнитно-резонансная спектроскопия..................47
Безопасность больного и персонала...................48
А.В.Холин
ПРИНЦИПЫ ПОЛУЧЕНИЯ
МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ
Подписано в печать28.02.2005. Формат бумаги 60х84’/|6.
Бумага офсетная. Гарнитура Таймс. Печать офсетная. Усл. печ. л. 3,25.
Уч.-изд. л. 3,00. Тираж 100 экз. Заказ №3?/. Цена договорная.
Санкт-Петербург, Издательский дом СПбМАПО
191015, Санкт-Петербург, Кирочная ул., д. 41.
Отпечатано в типографии «Издательский дом СПбМАПО».
191015, Санкт-Петербург, Кирочная, ул., д. 41