Многокомпонентное подавление сигналов нормальной ткани в магнитно-резонансной томографии (1103847), страница 4
Текст из файла (страница 4)
7).Рис. 6. Зависимость |MN| от T1 для режимов T2ВИ, FLAIR, STIR, DIR и некоторыхалгебраических производных от них.17T2ВИFLAIRT2ВИ-FLAIR(T2-FLAIR)xFLAIR2Рис. 7. Интерфейс для просмотра одинаково локализованных МРТ изображений –T2ВИ, FLAIR (верхний ряд) и их алгебраических производных (нижний ряд).Использование метода градиентного эха с селективным внерезонанснымимпульсом для анализа содержания макромолекул в тканиВ главе 4 уделено значительное внимание совершенствованию алгоритмапроведения МРТ-исследования, основанного на применении эффекта переносанамагниченности. Этот метод представляется перспективным для диагностикизаболеваний, которые связаны с нарушением белковых структур ткани.
Примеромтакого заболевания может служить рассеянный склероз, при котором происходитразрушение миелиновой оболочки нейронов. Специфика метода в том, что он нетолько помогает уточнить локализацию зоны поражения, но и даетколичественную оценку степени поражения.В основу данной методики положен эффект кросс-релаксации. Онзаключается в том, что в сложно организованных системах, например, живыхтканях, происходит взаимодействие между протонами воды и протонамимакромолекул.
Простейшую (двухкомпонентную) модель такого взаимодействияможно описать системой уравнений Блоха с дополнительными слагаемыми.dM zFk (1 f ) B 1 M yF ( R1F k ) M zF M z R1F (1 f ) ,dtfdM zBk (1 f ) ( R1B ) M zB 1 M yB kM zF R1B f ,dtf18dM xF,B R2F,B M xF,B 2M yF,B ,dtdM yF,B R2F,B M yF,B 2M xF,B 1M zF,B .dtЗдесь,, где i=x,y,z – координатные проекции векторовнамагниченностей протонов воды и макромолекул соответственно, – константа,отвечающая за скорость взаимодействия,– доля протонов макромолекул поотношению к общему числу протонов,– величины обратные продольнымвременам релаксации для протонов воды и макромолекул соответственно, Δ –значение отстройки частоты импульса с амплитудой B1=ω1/γ относительноларморовой.В качестве импульсных последовательностей для наблюдения эффектакросс-релаксации обычно используют последовательности с биномиальнымиимпульсами или последовательности с внерезонансными импульсами,характеризуемые величиной отстройки от резонанса Δ.
В данной работерассмотрен второй вариант ИП, представляющий собой модернизированныйвариант градиентного эха. Возможность использования внерезонансного импульсадля наблюдения эффекта кросс-релаксации связана с тем, что линия поглощениядля протонов воды много уже линии поглощения протонов макромолекул,поэтому применяя РЧ импульс на нерезонансной частоте, можно оказыватьвоздействие на протоны макромолекул, без оказания непосредственного влиянияна протоны воды.При решении вышеприведенных уравнений получается зависимостьпродольной намагниченности для протонов воды от параметров, ,характеристик внерезонансного импульса и времен релаксации. Информация опродольной намагниченности получается экспериментально при регистрации МРсигнала.
Методы МРТ адаптируется для таких измерений введением в ИП,например, на основе метода градиентного эха, внерезонансного импульса. Приварьировании параметров этого импульса (величины расстройки) получаетсясерия изображений, обработка которых позволяет построить картыпространственного распределения кросс-релаксационных параметров.
Такимобразом, на основе серии измерений объекта с одинаковой геометрией срезов и сварьируемымипараметрамивнерезонансногоимпульса,проводитсяаппроксимация и рассчитываются параметры и .С диагностической точки зрения наибольший интерес представляетпараметр , так как он характеризует долю протонов макромолекул и может быть19использован для количественного описания содержания белка в ткани. Например,в случае такого заболевания как рассеянный склероз, при котором происходитразрушение белка миелина, качественно оценить картину заболевания позволяетИП FLAIR, однако дать количественной оценки степени повреждения она неможет. Сканирующая ИП на основе метода градиентного эха, в которую добавленвнерезонансный импульс, позволяет получить количественные характеристики,что является крайне важным как для оценки динамики заболевания, так иэффективности используемых методов лечения.
На рис. 9 представлен результатИП FLAIR в сопоставлении с расчетными результатами для параметра . Среднеезначение параметра для здоровой ткани составляет 10-12%, а в зоне очага всего4-5%.f-картаFLAIRРис. 9. Очаг рассеянного склероза на FLAIR и f-карте.Эволюция ларморовой частоты МР-томографа со сверхпроводящиммагнитомГлава 5 посвящена исследованию эволюции ларморовой частоты МРтомографа.
Практика эксплуатации спектрометров ядерного магнитного резонанса(ЯМР) и магнитно-резонансных (МР) томографов со сверхпроводящимимагнитами показала, что ларморова частота не остается постоянной, а медленноснижается, в связи с чем возникает необходимость через несколько лет добавлятьток от внешнего источника.На основе базы данных МРТ-исследований был проведен анализ изменениямагнитного поля для 0,5 Тл сверхпроводящего магнита B-CS 5/90 (“MagnexScientific Ltd”), входящего в состав МР-томографа Tomikon S50 (“Bruker”).Анализировались данные о частоте ЯМР протонов за период с 1998 по 2012 год.Предполагается, что эта частота (F) пропорциональна величине магнитного поля20B, которая, в свою очередь, пропорциональна току I, протекающему черезсверхпроводящий соленоид. При запуске тока было зафиксировано значениечастоты F=F(0)= 21,0844 МГц.Различия в результатах измерения F определяются соотношением вода/жирдля тканей, локализованных в зоне чувствительности приемной катушки.Поскольку пики ЯМР воды и жира разнесены на 3,5 миллионных долей (~75 Гцдля поля 0,5 Тл), то чем больше жира в исследуемом органе, тем ниже измеряемаячастота F.
Чтобы более отчетливо отобразить этот факт и попутно выявить, вкаких органах доля жира выше, данные были рассортированы по исследуемыморганам.На приведенных графиках - рис. 10 представлены значения F, усредненныепо измерениям, проведенным в течение каждого месяца – всего более 150 месяцев.2007мартиюньГоловнаякатушкаДругие типыкатушекРис. 10. Эволюция частоты ЯМР протонов, измеренная разными катушками.Сравнивая графики для разных катушек, можно отметить:1)они одинаково отображают наклон графика F(t) и основные«всплески» на нем (их временное положение и амплитуду);2)для головной катушки наблюдается значительное (~75 Гц)дистанцирование графика F(t) по вертикали по сравнению с остальнымидатчиками.
При этом степень взаимного дистанцирования для остальных катушексущественно меньше. Это указывает на то, что вклад в ЯМР сигнал от жировойткани для головы весьма мал, а для всех остальных органов – являетсяопределяющим;3)из особых временных периодов можно отметить первую половину2007 г. (февраль-июнь) – в этом интервале на графике F отмечаются «всплески»амплитудой до 1,7∙102 Гц.21Из полученных данных следует не совсем очевидный факт, что, как правило,частотная настройка томографа производится по сигналу воды лишь приисследовании головы, в то время как при исследовании всех остальных органов –по сигналу жировой ткани.
Это обстоятельство необходимо учитывать припостановке экспериментов с частотно-селективным (химсдвиговым) подавлениемсигналов от тканей, нежелательных для визуализации.Из графиков следует, что за 14 лет ларморова частота уменьшиласьпримерно на 2 кГц – 0,01%. Если связать этот факт с изменением тока магнита, топостоянная времени спада тока τ=3,94∙1012 сек или 125000 лет.Программное обеспечение томографа, созданное с учетом разработанныхметодикВ главе 6 описаны специфика и возможности программного обеспечения,разработанного для решения задач, поставленных в настоящей работе реализация метода Диксона, алгебраических операций с изображениями, расчеткросс-релаксационных параметров.
Показано применение этого программногообеспечения для коррекции данных К-пространства с целью компенсацииискажений на МР-изображениях, вызванных аппаратурными причинами.ВЫВОДЫ1.Разработана методика расчета импульсных последовательностей,используемых для выравнивания контраста между нормальными тканями сразными временами продольной релаксации; при этом зоны патологии хорошовыделяются на фоне выровненной нормальной ткани. Данная методикареализована на основе импульсной последовательности на базе метода «инверсиявосстановление».2.Показана возможность многокомпонентного подавления сигналов отнормальной ткани в магнитно-резонансной томографии при комбинации методовее селекции по временам релаксации и по химическому сдвигу с использованиемметода Диксона.3.Показана эффективность применения в магнитно-резонанснойтомографии алгебраических операций с изображениями от разных режимовсканирования.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
