Глава II. МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

Трехменая 3D МРТ заключается в подаче по одному из направлений дополнительного фазокодирующего градиента и применении для формирования МРТ-изображений трехмерного преобразования Фурье. За счет возбуждения большого объема ткани, в который входит собственно вся зона интереса, отношение сигнал/шум при 3D МРТ выше, чем при 2D ИП, что позволяет существенно увеличить разрешение изображения при том же времени исследования. Элемент изображения при 3D ИП получил название воксела.

Ткани и органы тел человека на полученных МР-томограммах могут иметь различный контраст относительно друг друга, в зависимости не только от физических свойств тканей (концентрации протонов, времен релаксации, перфузии и диффузии в ткани, содержания парамагнитных веществ и т.д.), но и от способа возбуждения МР-сигнала протонов этих тканей (выбранная импульсная последовательность, ее параметры и т.д.). Это существенно отличает МРТ от всех других методов медицинской визуализации, которые формируют изображения на основании взаимодействия с тканями организма одного вида излучения и фактически отражают лишь одну из характеристк ткани (для ренгеновских методов – это способность поглощать рентгеновские лучи, для УЗИ – это способность отражать ультразвуковые волны). Определенное исключение составляет тепловидения, которое также фиксирует собственное тепловое излучение тканей и органов, но и оно, впрочем, формирует изображение, используя только одну характеристику тканей их температуру, а точнее преимущественно температуру кожных покровов. Широкий диагностический диапазон МРТ во многом связан именно с возможностью целенаправленного управления относительным контрастом тканей врачом-радиологом при использовании этого метода.

При использовании ИП спиновое эхо – Spin Echo или SE (90^о–ый возбуждающий радиочастотный импульс и серия 180^о–ых импульсов для формирования эхо-сигналов с интервалом TE) главными параметрами, определяющими относительный контраст тканей будут времена повторения подачи пакета импульсов TR (промежуток времени между радиочастотными импульсами возбуждения ЯМР спинов) и времени эхо TE (промежуток времени между импульсом возбуждением спинов и измерением эхо-сигнала). Время TR определяет как долго спиновая система может релаксировать до подачи нового возбуждающего радиочастотного импульса, то есть фактически оно определяет как много спинов окажутся в исходном состоянии и будут в состоянии в ответ на возбуждающий импульс войти в состояние ЯМР. Чем больше время TR, тем больше спинов успеют срелаксировать к моменту подачи нового возбуждающего импульса, и, соответственно, тем больше будет измеренный сигнал спинового эхо (рис.2.1.12).

Рис.2.1.12. Зависимость интенсивности МР-сигнала ИП SE от длительности времени повторения возбуждающего радиочастотного импульса TR: при коротком TR интесивность эхо-сигнала низкая, при длинном TR – высокая.

Для восстановления подавляющего большинства спинов (более 90%) необходимо, чтобы время TR превышало время спин-решеточной релаксации Т₁ как минимум в 4-6 раз. При несоблюдении этого правила сигнал протонов тканей будет уменьшаться: чем больше время релаксации протонов ткани, тем резче будет снижение уровня его сигнала при уменьшении TR. Этот эффект называют насыщением спиновой системы или подавлением ее сигнала. Так для интактной крови, мышечной и жировой ткани (рис. 2.1.13), у которых T₁ крови > T₁ мышечной ткани > T₁ жировой ткани, при сокращении времени TR c 2000 мс до 100 мс в наибольшей степени снизится (за счет насыщения или подавления) МР-сигнал неокисленной крови, а в наименьшей – МР-сигнал жировой ткани.

Рис.2.1.13. Зависимость МР-сигнала крови, мышечной и жировой ткани от выбранного времени повторения TR для ИП SE: чем больше времени требуется на полную релаксацию системы (то есть чем длиннее время спин-решеточной релаксации), тем выраженнее будет уменьшение ее сигнала (насыщения или подавления) при коротких временах TR.

В то же время, чем больше время спин-спиновой релаксации Т₂ тем дольше можно наблюдать за МР-сигналом. То есть при коротких временах эхо TE чаще всего могут быть измерены сигналы всех тканей, а при длинных временах TE – только ткани с относительно длинными временами релаксации T₂.

В результате, при МРТ головного мозга с помощью ИП SE и выборе величины TR больше, чем 4-6 T₁ вещества головного мозга, но меньше, чем 4-6 Т₁ церебро-спинальной жидкости (4-6 T₁ вещества головного мозга < TR < 4-6 Т₁ церебро-спинальной жидкости) МР-сигнал церебро-спинальной жидкости насытится (уменьшится) и вначале, при коротких значениях TE, будет меньше, чем МР-сигнал вещества головного мозга (рис. 2.1.14). Такой характер контраста зависит главным образом от соотношения времени повторения TR и величин времен спин-решеточной релаксации Т₁ и его называют, соответственно, Т₁-взвешенным, а саму томограмму - Т₁-взвешенным изображением (Т₁ВИ). При дальнейшем увеличении времени TE из-за более быстрой спин-спиновой релаксации МР-сигнал протонов тканей будет уменьшаться значительнее, чем МР-сигнал церебро-спинальной жидкости, которая имеет более длительное времяспин-спиновой релаксации T₂, в результате чего МР-сигнал церебро-спинальной жидкости станет ярче относительно МР-сигнала вещества головного мозга (рис. 2.1.14). Полученный в этом случае характер относительного контраста структур головного мозга вызван соотношением их времен спин-спиновой релаксации Т₂ и его называют, соотвественно, Т₂-взвешенным, а саму томограмму - Т₂-взвешенным изображением (Т₂ВИ). При промежуточном значении ТЕ относительный МР-сигнал будет зависить преимущественно от количества (концентрации или плотности) протонов в той или иной ткани и такой тип контраста называют, соотественно, взвешенным по протной плотности r, а саму томограмму – протон-взвешенным или r-взвешенным изображением (Т₂ВИ) (рис. 2.1.14).

Рис. 2.1.14. При сравнительно коротком времени повторения TR (4-6 T₁ вещества головного мозга < TR < 4-6 Т₁ церебро-спинальной жидкости) относительный контраст структур головного мозга на SE томограммах зависит от величины TE: при небольших значениях ТЕ получают Т₁-взвешенные изображения, на которых МР-сигнал вещества головного мозга ярче МР-сигнала цереброспинальной жидкости; при длинных значениях ТЕ получают Т₂-взвешенные изображения, на которых МР-сигнал цереброспинальной жидкости ярче МР-сигнала вещества головного мозга; при средних значениях ТЕ получают r-взвешенные изображения, на которых характер относительного контраста структур головного мозга определяется их протонной плотностью.

При использовании методов градиентного эхо (Gradient Echo или GRE) к приведенным закономерностям управления относительным контрастом тканей необходимо добавить влияние изменения угла возбуждающего радиочастотного импульса a, который для градиентного эхо может теоретически составлять от 1-2^о до 90^о. При градиентном эхо, чем угол a будет ближе к 90^о, тем ближе рассматриваемая спиновая система будет к только что рассмотренному поведению при обычном спиновом эхо. Чем меньше величина угла a, тем при меньших значениях TR и TE можно получить Т₂ВИ. Короткие времена TR и TE позволяют влиять на относительный контраст тканей, используя незначительную разницу резонансных частот (химический сдвиг) протонов воды и жировой ткани (при напряженности магнитного поля 1,0 Тл эта разница составляет 145 Гц, при 1,5 Тл – 225 Гц). За счет химического сдвига в течение наблюдения за изменением сигнала в зависимости от выбранного эхо-интревала TE относительный фазовый угол (рис.2.1.15) протонов жировой ткани и воды может составлять 0^о (спины находятся в фазе) либо 180^о (спины воды и жировой ткани находятся в противофазе, то есть сигнал жировой ткани будет вычитаться из общего эхо сигнала протонов ткани) и т.д.

Рис. 2.1.15. Изменения относительного фазового угла протнов воды и жировой ткани при ИП GRE в заивисимости от времени эхо ТЕ для МРТ-системы с напряженностью поля 1,5 Тл, когда разность частот протонов воды и жировой ткани составляет 225 Гц. Это означает, что спины жировой ткани поворачиваются на 360^о относительно спинов воды за каждые 4,4 мс (1/225 с) и фаза протонов воды и жировой ткани совпадают по направлению при ТЕ = 0, 4,4, 8,8 … мс (стрелки вверх) и находятся в противофазе при TE = 2,2, 6,6, 11,0 … мс (стрелки вниз).

ИП инверсия-восстановление – Inversion-Recovery или IR (180^о и 90^о радиочастотные возбуждающие импульсы, которые подаются с временем инверсии TI или интервалом TI, то есть по схеме 180^о-TI-90^о, и последующая серия 180^о–ых импульсов для формирования эхо-сигналов с интервалом TE) позволяет еще более избирательно управлять относительным контрастом тканей. ИП IR (рис. 2.1.16) сначала разворачивает спиновую систему на 180^о, а затем в процессе релаксации МР-сигнал ткани восстанавливается, проходя через нулевой уровень в момент соответствующий времени инверсии TI=0,69 Т₁ ткани.

Рис. 2.1.16. Изменения МР-сигнала при использовании ИП IR: при значении времени инверсии TI равном 0,69 T₁ ткани величина МР-сигнала этой ткани равна нулю.

Реально при построении МРТ-изображения используется амплитуда (магнитуда) МР-сигнала, а его знак не играет существенной роли, поэтому вместо кривых, отражающих формальное изменение МР-сигнала серого и белого вещества головного мозга в зависимости от величины TI (рис. 2.1.17-А), фактические кривые имеют несколько другой вид (рис. 2.1.17-Б), где «отрицательная часть» графика зеркально отражается в «положительную сторону» относительно оси TI. В результате, при временах инверсии TI меньших значения, при котором МР-сигнал белого вещества равен нулю, серое вещество головного мозга на МРТ-изображениях будет выглядеть ярче белого, а при значениях TI больше этого – наоборот более яркий сигнал будет иметь белое вещество.

За счет «прохождения через нуль», как было уже отмечено, ИП IR позволяет избирательно подавлять (точнее нивелировать) сигнал той или иной ткани, так как при выборе TI равной 0,69 времени спин-решеточной релаксации T₁ этой ткани ее сигнал будет равен нулю: так при коротких значениях TI (порядка 90-130 мс) можно полностью убрать сигнал жировой ткани – в этом случае последовательность называют инверсия-восстановление с коротким временем TI (Short TI Inversion-Recovery или STIR), а при больших значениях TI (порядка 1800-2500 мс) нулю будет равен МР-сигнал церебро-спинальной жидкости – в этом случае последовательность получила название инверсия-восстановление с подавлением сигнала свободной жидкости (Fluid Attenuated Inversion-Recovery или FLAIR).

Рис. 2.1.17. Изменение МР-сигнала серого и белого вещества головного мозга в зависимости от времени инверсии TI при ИП IR с TR=2000 мс на МРТ-системе с напряженностью поля 1,0 Тл: А – идет восстановление МР-сигнала белого и серого вещества головного мозга от отрицательных значений до положительных с прохождением через нулевое значение при TI равном 0,69 T₁. Б – реальная амплитуда (магнитуда) МР-сигнала при ИП IR, используемая при построении изображения – положительный сигнал сначала (до точки TI = 0,69 T₁) уменьшается до нуля, а затем увеличивается и достигает рпавновесного значения через 4-6 T₁.

Подавление сигнала жира (свободной воды, силиконового геля и т.д.) на МРТ-системах с напряженностью поля более 0,5 Тл можно достичь с помощью его избирательного частотного насыщения, то есть облучением объекта исследования радиочастотным импульсом с узким частотным окном, включающим только резонансную частоту выбранного для подавления типа протонов (например, ядра водорода жировой ткани), непосредственно перед подачей возбуждающего радиочастотного импульса. В результате, к моменту возбуждения среза протоны, относящиеся к выбранному типу ткани или веществу, находятся уже в возбужденном состоянии, а значит, как было рассматрено на примере ИП SE, их вклад в общий МР-сигнал будет минимальным.

Другим наиболее эффективным способом влияния на относительный контраст тканей является изменение в них концентрации релаксационных агентов: парамагнитных и/или ферромагнитных веществ. К эндогенным релаксационным агентам относится, например, молекулярный кислород и некоторые продукты биодеградации гемоглобина. Последнее очень существенно, так как позволяют однозначно дифференцировать изменения геморрагического компонента в тканях и органах на всех стадиях биотрансформации крови, а точнее гемоглобина в процессе его окисления представленные в таблице 2.1.2.

Таблица 2.1.2. Изменение МРТ свойств зоны кровоизлияния в процессе биодеградации гемоглобина.

Сам процесс изменения МРТ-картины зоны кровоизлияния зависит от того, на какой стадий процесса биодеградации гемоглобина проводилось исследование. Кокретные временные параметры стадий трансформации МРТ-картины зоны геморрагии связаны с активностью перфузии в области исследования (т.к. для всех биохимических реакций необходимо наличие всех участвующих в реакции компонентов, в данном случае - кислорода, как оксигенирующего агента) н доступностью парамагнитных и ферромагнитных центров для протонов (при расположении парамагнитного агента внутри клеток влияние его на ускорение релаксации протонов внеклеточной воды будет минимальным).

Искусственное контрастирование при МРТ заключается в введении специальных МР-контрастных агентов (МРКС), которые на современном этапе развыития МРТ чаще всего представляют собой водорастворимые стабильные хелатные комплексы гадолиния. За счет наличия большого числа неспаренных электронов на внешних орбиталях гадолиний создает локальное возмущение электро-магнитного поля и ускоряет релаксацию протонов (в большей степени – спин-решеточную релаксацию Т₁, из-за чего эти МРКС относят к Т₁ агентам). Тип хелатирующего агента определяет фармакокинетику и фармакодинамику препарата. Токсичность МРКС очень низкая, в результате эти вещества практически абсолютно безопасны для здоровья пациента. Хотя, как и на введение любого ксенобиотика, нельзя исключить малопредсказуемых аллергических реакций, включая анафилактоидный шок. В остальном, кроме опсианного выше опосредованного механизма воздействия на МРТ-свойства тканей, поведение в организме МРКС и способы их использования аналогичны таковым у рентгеноконтрастных средств.

Для улучшения относителного контраста очагов поражения (особенно в головном мозге) или более четкой визуализации сосудов при время-пролетной ангиографии можно использовать включение переноса намагниченности (Magnetisation Transfer Contrast или MTC). Суть MTC заключается в предварительном насыщении сигнала неподвижных протонов воды или протонов воды, связанных с макромолекулами, с помощью подачи перед возбуждающим радиочастотным импульсом специальных относительно длительных маломощных внерезонансных импульсов. В результате МР-сигнал тканей, где движение протонов ограничено, несколько уменьшается по отношению к зонам поражения, где как правило подвижность молекул воды повышено, и относителный контраст последних повышается. При время-пролетной МР-ангиографии более существенно, по сравнению с протонами текущей крови, насыщается сигнал стационарных тканей, что делает МР-сигнал крови в кровеносных сосудах более ярким.

Поиск по сайту: