Процедура МРТ заключается в получении изображения исследуемого объекта  посредством  воздействия на ядра клеток магнитным полем и радиочастотным излучением.

Создание изображения включает следующие этапы:

• локализация спинов, которые подлежат изучению;
• возбуждение этих спинов;
• пространственное кодирование сигнала;
• определение сигнала, реконструкция изображения.

Рассмотрим каждый этап по отдельности.

Локализация спинов

Для создания изображения ткани или органа, МР-сигнал должен содержать информацию о положении соответствующего ядра в организме человека. Для этого образец помещают в максимально возможное однородное магнитное поле. В этом случае определенная молекула даст сигнал на одной и той же частоте в любой точке образца. По этой причине изменения частоты, которые будут наблюдаться после Фурье-преобразования сигнала, будут отражать химические сдвиги внутри образца. Если линейно изменять напряженность магнитного поля поперек образца, влияя таким образом на частоту сигнала, частота будет линейно зависеть от соответствующей пространственной координаты. Этот принцип называется наложением градиентного поля.

Рассмотрим три малых образца с водой, которые находятся в разных положениях вдоль оси х. При отсутствии градиента поля РЧ-импульс создает сигнал, состоящий только из одной частоты. После преобразования Фурье он создает спектр с единственным пиком. При наложении градиента магнитного поля мы получаем отклик, который содержит три разные частоты, соответствующие трем позициям образцов. Теперь после преобразования Фурье такого сигнала спектр будет содержать 3 пика, разности частот между которыми будут зависеть от реального расстояния между образцами и величины градиента поля.

Возбуждение избранных спинов

Использование градиентов поля позволяет локализовать спины внутри исследуемого образца, однако  в таком случае добавляется новое осложнение – при включении градиента после РЧ-импульса существенно уменьшается величина сигнала магнитного резонанса. Даже минимальные неоднородности магнитного поля вызывает расфазировку (разбрасывание) векторов намагниченности. Данная расфазировка усиливается именно теми градиентами, которые необходимы для локализации спинов. Поэтому во время, когда существует стабильный градиент и нужно измерить сигнал именно в его присутствии, сигнал будет довольно слабым либо будет отсутствовать. Во избежание такой трудности  нужно восстановить сигнал в присутствии градиента магнитного поля, что можно сделать с помощью спин-эха или последовательности градиентного эха.

Принцип спин-эха основан на наложении 180º-импульса в момент времени τ после наложения 90º импульса, после которого векторы намагниченности разбегаются из-за вариаций резонансной частоты, которые вызваны неоднородностями поля. Применение 180º-импульса вызывает фазовый сдвиг, благодаря которому после времени 2τ после наложения данного импульса эти эффекты магнитного поля взаимно гасятся, и получается сигнал эха. Время 2τ между 90º-импульсом и центром эхо-сигнала носит название временем эха ТЕ. Полная рефокусировка осуществляется лишь в центре спин-эха, при увеличении расстояния от него возрастает влияние неоднородности поля.

Для создания эха не обязательно требуется 180º-импульс, для этой цели можно использовать градиенты поля. Такие возникающие градиентных эхо-сигналы широко используются в практике, особенно в быстрых МРТ-последовательностях. После наложения РЧ-импульса сигнал спадает  из-за комбинированного влияния локальных неоднородностей магнитного поля и Т2-спада. Этот эффект описывается временем Т2*. В последовательности градиентного эха вместо 180º-импульса применяется градиентный импульс, после которого следует другой градиентный импульс, но с противоположным знаком, который и вызывает градиентное эхо. Для градиентных эхо-сигналов спад сигнала определяется временем Т2*, которое всегда меньше, чем Т2.

Некоторую аналогию образования градиентного эха можно провести с бегунами. В момент применения РЧ-импульса бегуны находятся на одной линии. После старта они начинают растягиваться вдоль беговой дорожки, причем градиентное поле ускоряет этот процесс. Изменение знака градиента на противоположный равносилен команде повернуть назад – теперь спортсмены бегут обратно к линии старта. В отличие от спин-эха каждый спортсмен возвращается к своей дорожке, чтобы все снова собрались на стартовой линии. Дополнительные неоднородности поля могут распределить спортсменов так, что они не вернутся одновременно на старт.

Пространственное кодирование

Для понимания принципов получения изображения нужно остановить свое внимание на способах пространственного кодирования, которые делятся на 2 группы: частотное и фазовое кодирование.

 Принцип частотного кодирования заключается в следующем. Если образец находится в однородном магнитном поле, сигнал магнитного резонанса не содержит данных касательно пространственного распределения, т.к. все структуры образца обладают одинаковой ларморовой частотой. При наложении градиента сигнал будет содержать информацию о расположении в пространстве резонирующих спинов. При последовательном направлении градиента вдоль трех осей координат можно визуализировать структуры с указанием их точного места локации в трехмерном пространстве.

При частотном кодировании исследуемый объект возбуждается при отсутствии градиентов, после чего сигнал регистрируют в его присутствии. Фазовое кодирование выполняют до того, как сигнал записывается, но в присутствии градиента.

Сразу после возбуждения все спины являются когерентными, однако после влияния Т2 и неоднородностей поля начнется процесс расфазировки. При внезапном включении градиента спины начнут разбегаться по фазе. Скорость данной расфазировки будет зависеть от величины градиента и положения спина. При таком кодировании осуществляется сравнение этих фаз с фазой опорного ЯМР-сигнала на той же частоте. Восстановление данных происходит с помощью преобразования Фурье.

На практике фазовое и частотное кодирования тесно связаны между собой. Основным отличием методов является то, что фазовое кодирование завершается до начала измерения сигнала, а частотное выполняется в процессе измерения. При частотном кодировании для сбора нужного количества точек измерения можно использовать всю эволюцию сигнала во времени, при фазовом такой возможности нет и нужно повторять эксперимент.

Определение среза

Определение и выделение среза определяются характеристиками возбуждающего импульса.

Самый простой жесткий импульс не имеет четкой ширины полосы и не позволяет точно определить срез. Для улучшения четкости нужно придать импульсу определенную форму, меняя его амплитуду по времени. Для этой цели широко используются sinc и гауссовы импульсы.

Рассмотрим подробнее факторы, определяющие подбор среза. Величину градиента можно выразить в Гц/м, и т.к. импульс имеет фиксированную ширину полосы, уменьшение величины градиента приводит к уменьшению числа Гц/м и увеличивает толщину среза.

Расстояние, внутри которого выполняются условия резонанса для центра магнита, определяется шириной полосы (интервалом частот, которые содержатся в возбуждающем импульсе) и величиной градиента поля. Если РЧ-импульс содержит лишь точно определенную полосу частот, возбуждение будет происходить только для точно определенного интервала положений, что соответствует подбору места среза. Вторым фактором, влияющим на толщину среза, является длительность РЧ-импульса и ширина его полосы. Чем длиннее будет импульс, тем тоньше будет срез.  Изменение частоты РЧ-импульсов будет соответствовать смещению положения от центра образца резонирующих ядер, т.е. можно передвигать срез в любое необходимое положение вдоль выбранной пространственной оси.

Полный томографический эксперимент

В двумерной МРТ срез возбуждается, к примеру, наложением селективного РЧ-импульса в присутствии z-градиента. Для получения пространственных данных в плоскости (х,у) существуют следующие методы: простое частотное кодирование и метод двумерного преобразования Фурье. Остановим свое внимание на последнем методе. Он комбинирует частотное и фазовое кодирование и является в настоящее время стандартным методом МРТ.

Один из градиентов, к примеру, у-градиент, включается, позволяя спинам расфазироваться в зависимости от величины данного градиента. Через определенное время он выключается, регистрируется FID либо спин-эхо в присутствии х-градиента. Затем система возбуждается повторно, но с изменением длительности или величины у-градиента. Процесс повторяется n раз для получения в у-направлении n пикселов. Т.к. эффект неоднородности поля является одинаковой для каждого из повторений, он не влияет на качество зображений, лишь слегка отражается на нулевой лдинии, что является главным преимуществом двумерного преобразования Фурье. Полученная в итоге двумерная матрица данных подвергается алгоритму двумерного преобразования Фурье, благодаря чем и создается томограмма.

Также здесь Вы можете ознакомиться с историей развития, особенностях технологий МРТ и оборудования.