а) Градиенты магнитного поля. Чтобы использовать MP-сигнал для создания изображений, нужно установить точное местоположение, из которого он происходит. Этот процесс называют пространственным кодированием.
Он осуществляется благодаря суперпозиции градиентного поля G на В0 таким образом, чтобы сила магнитного поля закономерно изменялась вдоль обозначенной оси. На практике линейные изменения поля создаются применением постоянных градиентов. Например, амплитуда поля в ответ на приложенный градиент GX (измеренная в Тл/м) вдоль оси х равна B0+GX*x.
Принимая х=0 для положения, в котором эффект градиента исчезает, будем иметь сдвиг частоты Δω0(х) в направлении градиента и поперечный компонент намагниченности через время τ с фазовым углом, зависящим от положения:
Уравнение κX = γGXt описывает количество колебаний на единицу длины (измеряемую в радиан/м), выражение κX называется пространственной частотой. Градиенты поля так же, как и РЧ-энергию, применяют в виде коротких импульсов. Градиенты могут быть созданы по всем трем декартовым осям или могут применяться в любом желаемом направлении.
б) Двухмерная Фурье-визуализация:
1. Выбор слоя. Когда градиент магнитного поля применяется одновременно с РЧ-возбуждением, частота Лармора становится зависимой от локализации ядер, и условие резонанса в уравнении 1 удовлетворяется только внутри узкого слоя тканей (рис. 1). Положение и толщину слоя можно легко контролировать, регулируя силу градиентного поля и форму РЧ-импульса. Данные для срезов могут быть собраны в любой желаемой плоскости посредством изменения направления градиентного поля.
Рисунок 1. a-с Принцип возбуждения импульсом, селективным для слоя.
а Постоянный градиент магнитного поля (здесь GZ) создает линейное увеличение В0 и тем самым - ω0 (в данном случае вдоль оси Z).
b При применении РЧ-импульса с шириной полосы Δω0 условие резонанса удовлетворяется только внутри тонкого слоя: этим импульсом будут возбуждаться только ядра внутри слоя толщиной Δz в положении Z1.
c Селективного возбуждения можно достичь, применяя РЧ-импульсы, модулированные по частоте и фазе, вместе с градиентом выбора слоя. При использовании биполярного градиента считывается сигнал свободного спада индукции (FID) - градиентное эхо (GRE), - как компенсация наведенной градиентом расфазировки внутри возбуждаемого слоя.
На практике, комбинируя селективный РЧ-импульс с простым градиентом выбора слоя, получают неудовлетворительные результаты. Так как ω0 также варьирует внутри слоя, намагниченность подвергается фазовой дисперсии, что приводит к слабому сигналу.
Рефокусирование расфазировки, наведенной градиентом, достигается при помощи биполярного градиента, который заключается в инвертировании амплитуды градиента после завершения РЧ-импульса. Получаемый при этом сигнал называют градиентным эхом (GRE).
2. Частотное кодирование. Используя описанный выше процесс выбора слоя, можно получить двухмерные послойные изображения. Чтобы кодировать информацию в выбранной плоскости, градиент должен быть приложен перпендикулярно оси выбора слоя (см. рис. 2 а). В результате ядерные спины прецессируют со слегка различающимися ларморовскими частотами, и ω0 становится зависимой от положения во время считывания сигнала.
Рисунок 2. a-c Принципы частотного кодирования.
а, b Если градиент магнитного поля (в данном случае GX) приложен во время считывания сигнала (а), частота Лармора линейно изменяется в зависимости от положения на оси X. Сигнал образуется посредством интерференции различных частотных компонентов (б).
c Функция, полученная в результате преобразования Фурье частотно-кодированного сигнала (ПФ), представляет собой проекцию протонной плотности (PD) на ось градиента считывания
Зарегистрированный сигнал представляет собой результат интерференции различных частотных компонентов (см. рис. 2 б).
Преобразование Фурье, которому подвергается сигнал, позволяет отнести интенсивность каждого такого компонента к определенному положению в направлении считывания, т.е в направлении градиента частотного кодирования, на основе его частоты. Это похоже на призму, разлагающую свет на спектральные компоненты. Частотное кодирование создает эффект проекции отдельных протонов на ось градиента (см. рис. 2 в). Цепочка сигнала оцифровывается и регистрируется в виде точек данных (NF).
Повторяя сборы данных с изменением направления градиента считывания, получают дополнительные проекции, которые могут быть использованы для реконструкции полного изображения. Техника проекционной реконструкции с радиальным сканированием относительно мало чувствительна к артефактам от движений и используется, например, для визуализации сердца и легких.
3. Фазовое кодирование. В то время как проекционная реконструкция основана только на частотном кодировании, при Фурье-визуализации для реконструкции изображений используется также фаза сигнала. Основная фазовая информация содержится в начальном значении свободного спада индукции. Градиент фазового кодирования, направленный перпендикулярно градиентам выбора слоя и считывания, подают между РЧ-возбуждением и считыванием. Этот градиент создает пространственно-зависимый сдвиг фазы полученного сигнала (см. рис. 3).
Рисунок 3. а, b Принципы фазового кодирования. Если градиент магнитного поля (в данном случае GY) приложен между возбуждающим импульсом и считыванием (а), частота Лармора изменяется и создает пространственно-зависимый сдвиг фазы (б). Рефокусирующие градиенты указаны синими линиями. Очищающий градиент (закрашен серым) используется, чтобы разрушить поперечную намагниченность, оставшуюся после считывания
Из уравнения 6 следует, что локальная частота прецессии во время приложения градиента фазового кодирования (игнорируя 2π) определяется отношением фазового угла Δφ к продолжительности τ градиентного импульса. Конечно, единственная точка данных сама по себе не может быть разложена на локально-специфические компоненты частоты посредством преобразования Фурье. Но если мы повторим сбор данных с разной продолжительностью включения фазокодирующего градиента, то сможем реконструировать сигнал во время предшествующего фазового кодирования.
Это демонстрирует серия начальных значений свободного спада индукции, которая показана на рисунке 4.
Рисунок 4. Непрямая реконструкция во время включения градиента фазового кодирования (закрашено серым), основанная на фазе сигнала
Другой метод - это увеличение амплитуды градиента вместо продолжительности его включения. Этот вариант - спин-отклоняющая (spin warp) визуализация - предпочтителен, так как все циклы ИП занимают одинаковое время (Т2-эффекты идентичны).
Двухмерная матрица исходных данных пространственно-кодированных временных сигналов (k-пространство, см. рис. 5) представляет собой решетку, состоящую из Np-строк и NF-столбцов (например, 256х256), которые заполняются в процессе частотного и фазового кодирования (например, в направлении х или у). Фактическое изображение рассчитывается посредством преобразования Фурье.
Рисунок 5. Схематическое изображение исходных данных в k-пространстве. Точки в центре (области с минимальной расфазировкой) определяют соотношение «сигнал/шум» (С/Ш) и контраст реконструированного изображения. Размер поля обзора обратно пропорционален ΔкX и ΔкY, в то время как размеры пикселя обратно пропорциональны kX, max и kY, max
Так же как в голограмме, каждая точка k-пространства содержит информацию об изображении в целом, а не просто представляет единственную точку матрицы изображения.
4. Многослойная техника. В то время как частотное кодирование происходит в режиме реального времени, интервал между шагами фазового кодирования равен TR. Выбор TR основан на времени Т1, и выбираемое значение длиннее, чем время TRmin, которое требуется для единственного цикла ИП при рутинной МРТ. При многослойной технике этот интервал ожидания используется для селективного последовательного возбуждения и пространственного кодирования дополнительных слоев.
Максимальное количество срезов, для которых можно собрать данные почти одновременно, без увеличения общего времени сканирования равно TR/TRmin.
в) Трехмерная Фурье-визуализация. Методы, которые используются при двухмерном сканировании, могут применяться также для построения трехмерных изображений. Третье измерение добавляется посредством возбуждения толстого слэба или всего изображаемого объема тканей с фазовым кодированием пространственной информации в двух направлениях и частотным кодированием в третьем, перпендикулярном первым двум, направлении.
Для сбора данных с матрицей NP1 x NP2 x NFтребуется NP1 x NP2 шагов фазового кодирования с соответствующим увеличением времени сбора данных. Тем самым трехмерный сбор данных требует использования быстрых техник. Толщина слоя при трехмерном сборе данных может быть уменьшена до значений менее 1 мм. Когда массив трехмерных данных собран, его можно использовать для реконструкции изображений с произвольной плоскостью среза.
г) Пространственное разрешение, соотношение «сигнал/шум» и время сбора данных. Размеры вокселя определяются толщиной слоя и размерами пикселя. Последние зависят от отношения размеров поля обзора к размерам матрицы. Размеры поля обзора определяются длинами сторон прямоугольной области интереса. Укорочение одной стороны вокселя обусловливает линейное уменьшение соотношения С/Ш и требует использования более сильного градиента.
В отличие от двухмерного сбора данных, при котором оператор выбирает зазоры между срезами, объем зоны интереса при создании трехмерного изображения расчленяется на серию непрерывных плоскостей, имеющих прямоугольную форму. С другой стороны, двухмерные слои имеют далеко не идеальный профиль и тем самым могут влиять друг на друга, если зазор между срезами слишком мал. Результирующие эффекты, например изменение Т1-контраста, могут быть сведены к минимуму благодаря использованию чересстрочного метода сбора данных.
Если выполнено NAC сборов для всей матрицы исходных данных, то сила сигнала увеличивается пропорционально NAC, тогда как шум возрастает как квадратный корень из NAC. Это значит, что соотношение С/Ш улучшается пропорционально квадратному корню из NAC. Так как каждый шаг фазового кодирования вносит вклад в изображение в целом, соотношение С/Ш также увеличивается пропорционально квадратному корню из NP.
Если принять во внимание еще и размеры пикселя, тогда соотношение С/Ш, например, для матрицы 128x128, улучшится по сравнению с матрицей 256x256 в 4/^2 раз = 2,82 раза.
Чтобы получить однозначное пространственное кодирование образца, ширина полосы Δω0, созданная градиентом в каждом вокселе, должна быть больше, чем эффект негомогенности поля (укорочение Т2*) или разница в химическом сдвиге. Ширина полосы находится в обратном отношении к продолжительности градиента считывания или фазового кодирования. Соотношение С/Ш изменяется в соответствии с 1/√ω0.
Общее время сбора данных для обычного Фурье-изображения выражается произведением TAC=NP*NAC*TR. Часто время сбора данных укорачивают посредством уменьшения матрицы исходных данных, в которой NP<NF. Так называемая «полу-Фурье» (halfFourier) матрица (т.е. заполнение половины k-пространства) основана на использовании симметрии к-пространства с воссозданием другой половины к-пространства на основе собранных данных без потери пространственного разрешения (соотношение С/Ш при этом уменьшается в 1/√2 раз).
1. Базовая контрастность. Благодаря использованию рефокусирующего импульса 180° ИП SE относительно нечувствительна к негомогенностям В0. Возбуждение и считывание можно разделить во времени способом, который оставляет время для пространственного кодирования. На контрастность изображения можно легко влиять, изменяя значения TR и ТЕ (рис. 6). Из уравнений 4 и 5 получаем следующее приближенное равенство для интенсивности сигнала (SI):
Рисунок 6. Контрастность изображений при ИП SE. Так как Т1 изменяется в зависимости от В0, выбор параметров зависит от индукции поля (данные показаны для 1,5 Тл). Чтобы подчеркнуть разницу в протонной плотности (PD), эффекты релаксации должны быть сведены к минимуму посредством длинного времени повторения и короткого времени эха. Время Т1 определяет главным образом контрастность при коротком времени повторения (TR), в то время как контрастность по Т2 преобладает при длинном времени эха (ТЕ)
Рефокусирование поперечной намагниченности можно повторить, применяя дополнительные импульсы 180° в ИП Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CPMG). Эта ИП обеспечивает начальное считывание эха, взвешенного по протонной плотности (PD), после чего считывают Т2-взвешенное эхо (рис. 7); оба изображения получают почти одновременно. Регистрация множественных эхо обеспечивает сборы PD- и Т2-данных за тот же самый цикл ИП.
Рисунок 7. ИП Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CMPG) с двумя эхо. Дополнительные эхо могут быть считаны при использовании дополнительных импульсов 180°, их амплитуда спадает экспоненциально в соответствии со временем Т2
Типичное время сбора данных составляет 4-5 мин для Т1-взвешенного сигнала и 8-10 мин для Т2-взвешенного сигнала, что делает традиционное спиновое эхо одной из самых медленных ИП.
2. Быстрое спиновое эхо (SE). При описанной выше ИП CPMG каждое спиновое эхо кодирует одну линию исходных данных. Альтернативный метод - быстрое спиновое эхо (Fast Spin Echo - FSE); другие названия - быстрый сбор данных с усилением релаксации (RARE) или турбо-спиновое эхо (TSE). При этой ИП используется NE-эхо для кодирования NE-линий исходных данных в одной и той же матрице, так что для сбора данных требуется только NP/NE циклов (табл. 3).
Контрастность изображения определяется главным образом тем эхом, которое кодирует центральную линию к-пространства. Это определяет эффективное время эха TEeff. Так как внешние линии k-пространства для Т2-изображений кодируются ранними эхо с высокой интенсивностью сигнала, Т2-взвешенное FSE может привести к подчеркнутости контуров (краевое усиление).
При PD-взвешенных изображениях внешние линии к-пространства кодируются поздними эхо с низкой интенсивностью сигнала, и поэтому количество эхо-сигналов ограничивают, чтобы сохранить приемлемое разрешение.
При турбо-спиновом эхе с одним «выстрелом» и «полу-Фурье» преобразованием собранных данных (HASTE) используется реконструкция длинной цепочки эха по методу «полу-Фурье». Это приводит к уменьшению пространственного разрешения, но позволяет собрать всю информацию за один «выстрел» (время сбора данных для получения изображения - примерно 1 с). Может применяться модифицированная схема приложения градиентов, чтобы создать дополнительные градиентные эхо после каждого спинового эха (градиентное и спиновое эхо, GRASS, turbo-GSE).
При этом методе градиентные эхо используют для кодирования внешних линий исходных данных, а спиновые эхо - для кодирования внутренних линий, что приводит к Т2-контрасту с хорошим разрешением.
е) Инверсия с восстановлением (inversion recovery - IR). ИП IR начинается с импульса 180°, который инвертирует намагниченность (MZ=-M0, MXY=0). После задержки в течение времени 77 (время инверсии) начинается ИП SE, и считывается частично релаксированный продольный компонент намагниченности. Если TR достаточно длинное (≥5 TI), интенсивность сигнала (SI) приблизительно выражается как
Т1-контрастность может быть модифицирована посредством изменения TI. Можно повторить сбор данных с отличающимися значениями TI, чтобы получить Т1-изображения. Однако ИП IR-SE редко используется на практике вследствие слишком длинного времени сбора данных.
При помощи IR можно устранить сигнал от определенных тканей, если TI = Т1*ln2 = 0,69Т1 (уравнение 8). Короткое TI (IR с коротким временем инверсии = STIR) может использоваться, чтобы подавить сигнал от жировой ткани. Исходя из данных, приведенных в таблице 2, это потребует значения TI -160 мс при 1,5 Тл. Так как обычно на экран выводится амплитуда сигнала, Т1-контраст инвертируется: ткани с длинным Т1 выглядят ярче, чем ткани с коротким Т1.
Аналогично, для того чтобы подавить сигнал от жидкости (например, цереброспинальной), может использоваться ИП FLAIR с длинным TI (примерно 2200 мс при 1,5 Тл).
Турбо-IR (TIR) представляет собой эффективный вариант IR, при котором намагниченность инвертируется соответствующим импульсом, а данные собираются посредством ИП FSE (RARE). При таком подходе FLAIR или STIR могут быть выполнены за значительно более короткое время, чем при ИП IR-SE.
ж) Градиентное эхо (GRE). Другой путь сокращения времени сканирования - уменьшение TR до значений менее 100 мс. При этих условиях (TR<T1) импульсы с малыми углами (α<90°) обеспечивают оптимальную интенсивность сигнала, так как они поворачивают только часть намагниченности в плоскость XY, и после импульса еще сохраняется некоторая остаточная продольная намагниченность (см. рис. б ниже).
а, b Отклонение вектора суммарной намагниченности резонансным радиочастотным импульсом.
а - В неподвижной системе координат.
b - Во вращающейся системе координат.
Эту остаточную продольную намагниченность можно использовать при дальнейших возбуждениях, избегая применения импульсов 180° и создавая эхо посредством только инверсии градиента. Когда применяются повторные возбуждающие импульсы, после нескольких повторений устанавливается состояние динамического равновесия MZ. При этом часть намагниченности, которая утрачивается с каждым возбуждением, компенсируется намагниченностью, которая добавляется в процессе продольной релаксации за одно TR.
1. ИП GRE с очищающим градиентом. При очень коротком TR MXY может полностью не исчезнуть к моменту следующего возбуждения. Чтобы устранить это перекрытие сигналов, в ИП, показанной на рисунке 13 а, используется очищающий градиент, расфазирующий остаточную поперечную намагниченность после считывания (Fast Low-Angle Shot - FLASH; TI Fast Field Echo - T1-FFE).
Градиентное эхо отличается от спинового эха тем, что не компенсирует эффекты негомогенности В0, так что амплитуда градиентного эха спадает с временной константой Т2*. Интенсивность сигнала (SI) выражается следующим уравнением:
Контрастностью изображения можно манипулировать, изменяя TR, ТЕ и угол α (см. табл. 4). ИП GRE с очищением используются главным образом для получения Т1в-изображений (6-8 срезов примерно за 20 с) и Т2*в-изображений.
2. ИП GRE с рефокусированием. В то время как сохраняющиеся поперечные компоненты намагниченности при ИП FLASH разрушаются перед каждым новым возбуждением, в принципе, возможно также установить состояние динамического равновесия MXY (свободная прецессия в состоянии динамического равновесия - SSFP). При этих условиях сигнал имеет два компонента (рис. 18), которые могут быть считаны как градиентное эхо (рис. 19):
- SSFP-FID (свободный спад индукции при свободной прецессии в состоянии динамического равновесия) после каждого РЧ-импульса.
- SSFP-эхо, так как каждое повторение сигнала от предыдущего возбуждения рефокусируется применением следующего РЧ-импульса.
Рисунок 8. Повторные возбуждения в состоянии динамического равновесия для продольной и поперечной намагниченности. За каждым импульсом следует затухание свободной индукции (FID). Дополнительно каждый импульс частично рефокусирует предшествующие сигналы, создавая эхо. Восходящая часть сигнала может быть считана как свободная прецессия в состоянии динамического равновесия (SSFP), тогда как компоненты спадающей части могут быть суммированы, чтобы получить сигнал SSFP-FID
Рисунок 9. а, b Схематическое изображение ИП свободная прецессия в состоянии динамического равновесия (SSFP).
а Очищающий градиент не применяется, а фазовое кодирование рефокусируется, чтобы создать состояние динамического равновесия для MXY, что обеспечивает возможность считывания SSFP-FID.
b Для считывания SSFP-эха градиент инвертируется
Методы, которыми регистрируется только FID-компонент, известны под названиями: FISP (быстрое изображение с постоянной прецессией), FAST (Фурье-сбор данных в состоянии динамического равновесия), FFE (быстрое полевое эхо) и GRASS (вызванный градиентом сбор данных в состоянии динамического равновесия). Амплитуда сигнала, основанного на эхокомпоненте, зависит от отношения Т1/Т2.
Изображения с Т1/Т2-взвешенностью получают, используя минимальное TR и оптимизируя контрастность изменением угла импульса. ИП, при которых считывается только восходящая часть эха, сильно взвешены по Т2 и используются для быстрой Т2-взвешенной визуализации - обратная FISP (PSIF), T2-FFE, FAST с усилением контрастности (СЕ-FAST) и GRASS с усилением контрастности (СЕ-GRASS).
При симметричном переключении градиента могут быть зарегистрированы оба SSFP-сигнала как отдельные изображения (состояние динамического равновесия с двойным эхом - DESS, или быстрое изображение с двойным эхом - FADE), или эти сигналы могут быть точно совмещены друг с другом, создавая в этом случае один сигнал (истинная FISP), которая отличается лучшим соотношением С/Ш и большей степенью Т2-взвешенности, чем ИП SSFP-FID.
з) Моментальная (snapshot) FLASH. При ИП GRE с минимальными TR (<10 мс), α (<5°) и ТЕ можно достигнуть времени сбора данных менее 1 с на изображение (моментальная FLASH, турбо-FLASH). Такая ИП создает PD-взвешенные изображения (см. табл. 4). Контрастность можно улучшить посредством импульсов, подготавливающих намагниченность, чтобы получить Т1-взвешенность (см. рис. 10) или другие типы контрастности.
Рисунок 10. ИП моментальная FLASH с Т1-контрастированием. Намагниченность инвертируется начальным импульсом 180°, после чего заполняется вся матрица исходных данных. Т1 -контрастность определяется интервалом между инвертирующим импульсом и кодированием центральных линий исходных данных (inversion recovery)
Быстрое градиентное эхо с подготовкой намагниченности (MP-RAGE) - это развитие ИП моментальная FLASH, предназначенное для получения трехмерной Т1-взвешенности. Поскольку оно требует большого количества шагов фазового кодирования, матрица данных кодируется по сегментам. Это осуществляется путем повторения инвертирующего импульса после завершения сбора определенного количества линий исходных данных (например, одного блока слоя или его части). Может быть выставлено время задержки, чтобы предотвратить эффекты насыщения.
и) Эхопланарная визуализация (EPI). EPI представляет собой самый быстрый метод МРТ, так как позволяет собрать данные «одним выстрелом» меньше чем за 100 мс на изображение. После возбуждающего импульса осциллирующий градиент считывания создает длинную цепочку градиентных эхо, которые подвергаются фазовому кодированию посредством коротких «всплесков» градиента (рис. 11). Это предъявляет высокие технические требования к системе градиентов (минимальное время включения, большая амплитуда).
Рисунок 11. Эхопланарная визуализация. Осциллирующий градиент считывания создает серию эхо с чередованием положительной и отрицательной амплитуды. Фазовое кодирование достигается посредством коротких градиентных импульсов («всплесков») между эхо («прыжки» к следующей линии к-пространства)
Могут использоваться методы подготовки для манипулирования контрастностью (например, диффузионная или перфузионная контрастность), что часто осуществляется для оценки функциональных параметров в динамике или для серии изображений, чувствительных к движениям.
к) Параллельный сбор данных. Для пространственного кодирования можно использовать, помимо переключения градиентов в статическом поле В0, также профиль РЧ-катушек. К методам параллельного изображения относятся кодирование чувствительности (sensitivity encoding, SENSE), одновременный сбор пространственных гармоник (simultaneous acquisition of spatial harmonics, SMASH) и генерализованный частично параллельный сбор данных с автокалибровкой (generalized autocalibrating partially parallel acquisition, GRAPPA).
При параллельной визуализации пространственную информацию, содержащуюся в сигналах и внутренне присущую сигналам, получают одновременно все отдельные элементы набора катушек. Эта информация обрабатывается и интерпретируется приемными каналами, чтобы уменьшить необходимое количество шагов фазового кодирования и тем самым сократить общее время сканирования. Такой сбор данных сопровождается уменьшением соотношения С/Ш. В принципе, все вышеописанные методы могут комбинироваться с параллельной визуализацией.
л) Подавление нежелательных компонентов сигналов. Энергия РЧ-излучения может использоваться не только для создания сигналов, но также для их подавления. Прежде всего можно достигнуть предварительного насыщения намагниченности, наклоняя продольную намагниченность одного среза в поперечную плоскость селективным импульсом 90° и рас-фазируя ее очищающим градиентом. Такой насыщающий слой может быть направлен параллельно или перпендикулярно изображаемой плоскости.
Насыщением называется разрушение МZ и MXY Фактически сбор данных выполняется после минимального времени задержки (Т≤Т1), так что насыщенные области не вносят вклада в сигнал.
Помимо насыщения сигнала от определенных областей тела, часто важно подавить сигнал от жировой ткани, чтобы уменьшить образование артефактов или улучшить контрастность. Как альтернативу ИП STIR можно использовать химический сдвиг между протонами воды и жира для предварительного подавления сигнала от жира частотно-селективным (селективным для химического сдвига) импульсом 90° (селективное подавление, основанное на химическом сдвиге - CHESS) или для селективного возбуждения воды.
м) Контрастность, обусловленная переносом намагниченности. Молекулы воды маленькие и мобильные in vivo. Их движения эффективно усредняют локальные отличия дипольных полей, что обусловливает время Т2-релаксации свыше 40 мс (см. табл. 2). Макромолекулы, например молекулы белка, ведут себя по-иному: они малоподвижны и имеют очень короткое время Т2 (10-20 мкс). Макромолекулы не вносят прямого вклада в восстановление сигнала, но влияют на характеристики релаксации мобильных молекул воды, с которыми они взаимодействуют посредством перекрестной релаксации и химического обмена протона ми.
Эти взаимодействия приводят к переносу намагниченности, который может непрямо влиять на амплитуду сигнала от свободной воды, что в свою очередь влияет на контрастность изображений (см. рис. 12). Перенос намагниченности можно селективно использовать, чтобы подавить фоновые сигналы и улучшить контрастность, применяя РЧ-импульсы с частотой, которая находится вне узкой резонансной полосы свободной воды, непосредственно перед фактическим возбуждающим импульсом.
Рисунок 12. Схематическое представление спектра 1H, показывающего сигналы от молекул свободной воды и менее мобильных макромолекул. И те и другие имеют сходную резонансную частоту, но заметно отличающуюся ширину линий. Система спинов макромолекул избирательно насыщается за счет приложения РЧ-энергии с частотой, отличающейся от резонансной частоты свободной воды. Благодаря взаимодействиям это насыщение частично переносится к протонам свободной воды, уменьшая сигнал от них
н) Диффузионно-взвешенные изображения. Рефокусирующий эффект импульса 180° по отношению к негомогенностям поля (см. рис. ниже) может быть полным только в случае, если ядерные диполи сохраняют фиксированное положение. Однако это условие реально не выполнимо из-за диффузии тканевой воды, обусловленной локальными колебаниями силы поля. Таким образом, моментальная частота прецессии будет непредсказуемо изменяться вследствие хаотической миграции молекул воды.
а-f Спиновое эхо во вращающейся системе координат.
а, b - Вначале подается импульс 90° (а), поворачивающий намагниченность в плоскость XY (b). Негомогенность поля ведет к расфазировке намагниченности с вкладом различных положений от 1 до 5.
c - Инвертирующий импульс, поданный в момент времени τ, поворачивает векторы на 180°.
d, e - Не изменяя скорости или направления ротации векторов, этот импульс заставляет их сближаться друг с другом (d) и в конце концов конвергировать вдоль отрицательной оси у' (e).
f - Амплитуда сигнала в приемной катушке снова возрастает и достигает пика в момент времени ТЕ=2τ. FID -свободный спад индукции.
Это ведет к неполному рефазированию и уменьшению амплитуды эха вследствие дополнительного ослабляющего эффекта, который зависит от ТЕ, негомогенности поля и степени диффузии (которая выражается коэффициентом диффузии D). Этот эффект может использоваться для создания диффузионно-взвешенного изображения путем применения достаточно сильных внешних градиентных импульсов перед импульсом 180° и после него, например при ИП SE, и измерении амплитуды спинового эха. Диффузионные свойства определяются тканевой структурой и, как правило, анизотропны.
Таким образом, диффузионно-взвешенное изображение может предоставлять информацию о тканевой структуре (например, реконструкцию пучков волокон) и ее патологических изменениях (например, постинфарктных).
