градиентное магнитное поле это

Технология МРТ

Магнит

Чувствительность МРТ пропорциональна величине магнитной индукции поля. Чем выше индукция, тем лучше чувствительность. В ранних моделях томографов использовались постоянные или электромагниты. Это ограничивало не только величину магнитной индукции (обычно менее 0.6 Тл), но и гомогенность поля. В современных томографах используются магниты, позволяющие создавать поле 1.5 или 3 Тл. Сильное поле создаётся с помощью соленоидов, состоящих из сверхпроводящего провода, который позволяет создавать высокостабильное поле. Поле направлено вдоль оси соленоида. Другие конфигурации катушек также могут использоваться, например, С-образная форма или два плоских магнита с пространством между ними. Такие формы позволяют иметь доступ к обследуемому.

Конструкция катушки электромагнита оптимизирована для обеспечения высокогомогенного магнитного поля в определённом объёме. Этот объём находится внутри катушки и называется Diameter Spherical Volume (DSV). Магнитное поле, создаваемое снаружи катушки, представляет потенциальную опасность, поэтому в современных томографах используются внешние катушки для подавления внешнего поля основного электромагнита.

Гомогенность магнитного поля – регулировочные катушки

Для получения показателей гомогенности магнитного поля, необходимых для визуализации, необходимо более точно настроить магнитное поле внутри DSV. Для этого внутри тоннеля томографа используется либо небольшие металлические кусочки (пассивная настройка), либо набор катушек (активная настройка), либо оба варианта.

Градиентные катушки

Градиентное магнитное поле необходимо для пространственного кодирования сигнала МР вдоль трёх ортогональных осей: X, Y и Z. На практике градиентное поле создаётся с помощью трёх катушек, расположенных внутри регулировочных катушек в тоннеле томографа. Катушки намотаны на цилиндрическом каркасе. Каждая катушка подключена к усилителю. Характеристики усилителя и катушки подбираются таким образом, чтобы за минимально возможное время создавалось поле максимально возможного градиента, что позволяет получать изображение с высоким разрешением.

Дизайн катушки зависит от направления градиента магнитного поля. Градиент вдоль оси Z может быть получен между двух витков провода, по которым ток течёт в разных направлениях (Maxwell pair). Вдоль осей X и Y градиент создаётся с помощью катушек Голея (Golay coils) седлообразной формы.

Радиочастотная (РЧ) катушка

Радиочастотные импульсы, перпендикулярные к полю B0 оказывают влияние на магнитные моменты, прецессирующие с Ларморовской частотой, равной частоте РЧ-поля. Частота поля обычно лежит в диапазоне мегагерц. Катушки, которые генерируют РЧ-импульсы, могут также использоваться для регистрации сигнала МР. Также, для регистрации МР сигнала, могут использоваться отдельные катушки, расположенные ближе к пациенту.

Конструкция РЧ-катушки (rf coil design)

Конструкция РЧ-катушки оптимизирована для создания как можно более интенсивного и гомогенного поля. Это позволяет максимизировать сигнал МР. Поскольку РЧ-имульсы должны быть перпендикулярны цилиндрическому тоннелю томографа, соленоид не может использоваться. Обычно применяют катушку в форме «птичья клетка (birdcage)».

Принимающая катушка (receive coils)

Чувствительность принимающей катушки зависит от того, как объект исследования заполняет пространство катушки. Поэтому, использование передающей катушки в качестве приёмной, не всегда является оптимальным выбором. Принимающая катушка, с меньшим полем зрения, сконцентрированном на определённой части тела, позволяет увеличить разрешение изображения и соотношение сигнала к шуму. Для этого используются катушки, повторяющие форму обследуемых частей тела. Например, могут использоваться катушки специальной формы для головы, колена, плеча, груди (в том числе для биопсии с визуальным контролем – image-guided biopsy), эндоректальные катушки для визуализации внутренних структур или универсальные катушки для визуализации структур в области сердца, брюшной полости или таза.

Источник

Безопасность в кабинете МРТ

МРТ – источник ЭМИ (электромагнитного излучения).

В составе МРТ есть три элемента, которые создают электромагнитное излучение:

1 – Магнит (постоянный или сверхпроводящий).

2 – Градиентные катушки, которые создают переменное поле.

3 – РЧ катушки передают и принимают радиочастотный сигнал.

Во время МРТ на пациента действует постоянное магнитное поле, переменное магнитное поле, радиочастотный импульс. Данный факт следует учитывать, чтобы исключить нежелательные биологические эффекты.

Классификация биоэффектов взаимодействия ЭМП с человеком.

1 – Прямые

А – Тепловые (нагрев ткани, ожоги).

Б – Нетепловые (кардиостимуляция, стимуляция мышц, нервов, органов чувств (головокружение или появление фосфенов)).

2 – Косвенные (притяжения ферромагнетиков, риск возникновения аварийной ситуации).

Факторы воздействия

Магнитогидродинамический эффект – это возникновение электрического поля при движении электропроводной жидкости в магнитном поле (например, кровь).

Градиентные магнитные поля способствуют возбуждению периферической нервной системы.

Особое внимание стоит уделить опасности попадания ферромагнетиков в зону постоянного магнитного поля.

Ферромагнитные частицы в неоднородном магнитном поле испытывают действие поступательной силы и крутящего момента в направлении большей величины индукции магнитного поля.

Ферромагнетики – это вещества, которые обладают таким свойством, как спонтанная намагниченность.

Основные правила

Примеры ферромагнетиков.

Так магнит всегда включен – не забывайте про кнопку аварийного отключения магнита в чрезвычайных случаях.

Область ограниченного доступа – это область эллипсоидной формы, в которой величина индукции магнитного поля равна или превышает 0,5 милли тесла.

Представлены предупреждающие и запрещающие знаки.

Зонирование кабинета

Предупреждение ситуации попадания ферромагнетиков в магнитное поле.

Радиочастотные магнитные поля.

Источник

Градиентное магнитное поле это

Магниторезонансная томография (МРТ) − способ получения томографических медицинских изображений для исследования внутренних органов и тканей с использованием явления ядерного магнитного резонанса. За изобретение метода МРТ Питер Мэнсфилд и Пол Лотербур получили в 2003 году Нобелевскую премию в области медицины.
Вначале этот метод назывался ядерно-магнитно резонансная томография (ЯМР-томография). Но потом, чтобы не пугать зомбированную радиофобией публику, убрали упоминание о «ядерном» происхождении метода, тем более, что ионизирующие излучения в этом методе не используются.

Ядерный магнитный резонанс

Ядерный магнитный резонанс реализуется на ядрах с ненулевыми спинами. Наиболее интересными для медицины являются ядра водорода ( 1 H), углерода ( 13 C), натрия ( 23 Na) и фосфора ( 31 P), так как все они присутствуют в теле человека. В нем больше всего (63%) атомов водорода, которые содержатся в жире и воде, которых больше всего в человеческом теле. По этим причинам современные МР-томографы чаще всего «настроены» на ядра водорода − протоны.

Рис. 8. а) протоны при отсутствии внешнего поля, б) протоны во внешнем магнитном поле

При отсутствии внешнего поля спины и магнитные моменты протонов ориентированы хаотически (рис. 8а). Если поместить протон во внешнее магнитное поле, то его магнитный момент будет либо сонаправлен, либо противоположно направлен магнитному полю (рис. 8б), причём во втором случае его энергия будет выше.

Частица со спином, помещенная в магнитное поле, напряженностью В, может поглощать фотон, с частотой ν, которая зависит от ее гиромагнитного отношения γ.

В ЯМР величина ν называется резонансной или частотой Лармора. ν = γB и E = hν, поэтому, для того, чтобы вызвать переход между двумя спиновыми состояниями, фотон должен обладать энергией

В состоянии равновесия, вектор суммарной намагниченности параллелен направлению примененного магнитного поля B₀ и называется равновесной намагниченностью M₀. В этом состоянии, Z-составляющая намагниченности M_Z равна M₀. Еще M_Z называется продольной намагниченностью. В данном случае, поперечной (M_X или M_Y) намагниченности нет. Посылая РЧ импульс с ларморовской частотой, можно вращать вектор суммарной намагниченности в плоскости, перпендикулярной оси Z, в данном случае плоскости X-Y.

T1 Релаксация
После прекращения действия РЧ импульса, суммарный вектор намагниченности будет восстанавливаться по Z-оси, излучая радиочастотные волны. Временная константа, описывающая, как M_Z возвращается к равновесному значению, называется временем спин-решеточной релаксации (T ₁ ).

T1 релаксация происходит в объеме, содержащем протоны. Однако связи протонов в молекулах неодинаковые. Эти связи различны для каждой ткани. Один атом 1 H может быть связан очень сильно, как в жировой ткани, в то время как другой атом может иметь более слабую связь, например в воде. Сильно связанные протоны выделяют энергию намного быстрее, чем протоны со слабой связью. Каждая ткань выделяет энергию с различной скоростью, и именно поэтому МРТ имеет такое хорошее контрастное разрешение.

Рис. 9. Спад магнитной индукции

T₂ всегда меньше чем T₁.
Скорость смещения по фазе различна для каждой ткани. Дефазирование в жировой ткани происходит быстрее по сравнению с водой. Еще одно замечание относительно T2 релаксации: она протекает гораздо быстрее T1 релаксации. T2 релаксация происходит за десятки миллисекунд, в то время как T1 релаксация может достигать секунд.
Для иллюстрации в таблице 1 приведены значения времен T₁ и T₂ для различных тканей.

Устройство магнитно-резонансного томографа

Схема магнитнорезонансного томографа показана на рис. 10. В состав МРТ входят магнит, градиентные катушки и радиочастотные катушки.

Кодирование сигнала

Когда пациент находится в однородном магнитном поле B₀, все протоны от головы до пальцев ног выравниваются вдоль B₀. Все они вращаются с Ларморовой частотой. Если сгенерировать РЧ импульс возбуждения для перевода вектора намагниченности в плоскость X-Y, все протоны реагируют и возникает ответный сигнал, но локализации источника сигнала нет.

Рис. 12.

Фазо-кодирующий градиент
Для дальнейшего кодирования протонов на очень короткое время включается градиент G_Y. В течение этого времени в направлении по оси Y создается дополнительное магнитное поле градиента. В этом случае протоны будут иметь немного различающиеся скорости вращения. Они больше не вращаются в фазе. Разность фаз будет накапливаться. Когда градиент G_Y выключен, протоны в срезе будут вращаться с одинаковой частотой, но иметь различную фазу. Это называется кодированием фазы.

Частотно-кодирующий градиент
Для кодирования левого-правого направления включается третий градиент G_X. Протоны с левой стороны вращаются с более низкой частотой, чем с правой. Они накапливают дополнительный сдвиг фазы из-за различий в частотах, но уже приобретенная разность фаз, полученная при кодировании фазы градиента на предыдущем шаге, сохраняется.

Таким образом для локализации источника сигналов, которые принимаются катушкой, используются градиенты магнитного поля.

За один шаг кодирование фазы выполняется только для одной строки. Для сканирования целого среза полный процесс кодирования среза, фазы и частоты должен быть повторен несколько раз.
Таким образом созданы маленькие объемы (вокселы). Каждый воксел имеет уникальную комбинацию частоты и фазы (рис. 12). Количество протонов в каждом вокселе определяет амплитуду РЧ волны. Полученный сигнал, поступающий из различных областей тела, содержит сложное сочетание частот, фаз и амплитуд.

Импульсные последовательности

На рис. 13 показана диаграмма простейшей последовательности. Вначале включается срезо-селективный градиент (1) (Gss ). Одновременно c ним генерируется 90 0 РЧ импульс выбора среза (2), который «переворачивает» суммарную намагниченность в плоскость X-Y. Затем включается фазо-кодирующий градиент (3) (Gpe) для выполнения первого шага кодирования фазы. После этого подается частотно-кодирующий или считывающий градиент (4) (Gro), в течение которого регистрируется сигнал спада свободной индукции (5) (FID). Последовательность импульсов обычно повторяется 128 или 256 раз для сбора всех необходимых данных для построения изображения. Время между повторениями последовательности называется временем повторения (repetition time, TR). С каждым поторением последовательности меняется величина фазо-кодирующего градиента. Однако в этом случае сигнал (FID) был крайне слабый, поэтому результирующее изображение было плохим. Для повышения величины сигнала применяется последовательность спин-эхо.

Последовательность спин-эхо
После применения 90 0 импульса возбуждения суммарная намагниченность находится в плоскости X-Y. Сразу же начинается смещение фаз вследствие T2 релаксации. Именно из-за этого дефазирования сигнал резко снижается. В идеале, необходимо сохранить фазовую когерентность, обеспечивающую лучший сигнал. Для этого через короткое время после 90 0 РЧ импульса применяется 180 0 импульс. 180 0 импульс вызывает перефазирование спинов. Когда все спины восстановлены по фазе, сигнал снова становится высоким и качество изображения значительно выше.
На рис. 14 показана диаграмма импульсной последовательности спин-эхо.

Рис. 14. Диаграмма импульсной последовательности спин-эхо

Сначала включается срезо-селективный градиент (1 ) (G SS ). Одновременно c ним применяется 90º РЧ импульс. Затем включается фазо-кодирующий градиент (3) (Gре) для выполнения первого шага кодирования фазы. Gss ( 4) снова включается во время 180º перефазирующего импульса (5), таким образом, воздействие оказывается на те же протоны, которые были возбуждены 90º импульсом. После этого подается частотно-кодирующий или считывающий градиент (6) (Gro), в течение которого принимается сигнал (7).
TR (Время повторения). Полный процесс должен повторяться неоднократно. TR время между двумя 90ºимпульсами возбуждения. TE (Время эхо). Это время между 90ºимпульсом возбуждения и эхо.

Контраст изображения

При ЯМР сканировании одновременно происходят два процесса релаксации T1 и T2. Причем
T1 >> T2. Контраст изображения сильно зависит от этих процессов и от того, насколько полно каждый из них проявляется при выбранных временных параметрах сканирования TR и TE. Рассмотрим получение контрастного изображения на примере сканирования мозга.

Рис. 15. а) спин-спиновая релаксация и б) спин-решеточная релаксация в различных тканях мозга

Выберем следующие параметры сканирования: TR = 600 мс и TE = 10 мс. То есть T1 релаксация протекает за 600 мс, а T2 релаксация – только за
5 мс (TE/2). Как видно из рис. 15а через 5 мс смещение фаз невелико и оно не сильно отличается у разных тканей. Контраст изображения, поэтому, очень слабо зависит от T2 релаксации. Что касается Т1 релаксации, то через 600 мс жир практически полностью релаксировал, но для CSF необходимо еще некоторое время
(рис. 15б). Это означает, что вклад от CSF в общий сигнал будет незначительным. Контраст изображения становится зависимым от процесса релаксации Т1. Изображение «взвешено по T1» потому, что контраст больше зависит от процесса релаксации Т1. В результирующем изображении CSF будет темной, жировая ткань будет яркой, а интенсивность серого вещества будет чем-то средним между ними.

Рис. 16. а) спин-спиновая релаксация и б) спин-решеточная релаксация в различных тканях мозга

Теперь зададим следующие параметры: TR = 3000 мс и TE = 120 мс, то есть T2 релаксации протекать за 60 мс. Как следует из рис. 16б, практически все ткани подверглись полной T1 релаксации. Здесь TE является доминирующим фактором для контраста изображения. Изображение «взвешено по T2». На изображении CSF будет яркой, в то время как другие ткани будут обладать различными оттенками серого.

Контраст протонной плотности

Существует еще один тип контраста изображения, называемый протонной плотностью (PD).
Зададим следующие параметры: TR = 2000 мс и TE 10 мс. Таким образом, как и в первом случае T2 релаксация вносит незначительный вклад в контраст изображения. С TR = 2000 мс, суммарная намагниченность большинства тканей восстановится вдоль Z-оси. Контраст изображения в PD изображениях не зависит ни от T2, ни от T1 релаксации. Полученный сигнал полностью зависит от количества протонов в ткани: небольшое количество протонов означает низкий сигнал и темное изображение, в то время как большое их количество производит сильный сигнал и яркое изображение.

Рис. 17.

Все изображения имеют сочетания T1 и T2 контрастов. Контраст зависит только от того, за сколько времени позволено протекать T2 релаксации. В спин-эхо (SE) последовательностях наиболее важны для контраста изображения времена TR и TE.
На рис. 17 схематически показано, как TR и TE связаны в терминах контраста изображения в SE последовательности. Короткое TR и короткое TE дают контраст, взвешенный по T1. Длинное TR и короткое TE дают контраст PD. Длинное TR и длинное TE приводят к контрасту, взвешенному по T2.

Рис. 18. Изображения с разными контрастами: взвешенный по T1, протонная плотность и взвешенный по T2. Отметьте различия в интенсивности сигнала тканей. CSF темная на T1, серая на PD и яркая на T2.

Рис. 19. Магниторезонансный томограф

МРТ хорошо отображает мягкие ткани, тогда как КТ лучше визуализирует костные структуры. Нервы, мышцы, связки и сухожилия наблюдаются гораздо более четко в МРТ, чем в КТ. Кроме того, магнитно-резонансный метод незаменим при обследовании головного и спинного мозга. В головном мозге МРТ может различать белое и серое вещества. Благодаря высокой точности и четкости полученных изображений магнитно-резонансная томография успешно используется в диагностике воспалительных, инфекционных, онкологических заболеваний, при исследовании суставов, всех отделов позвоночника, молочных желез, сердца, органов брюшной полости, малого таза, сосудов. Современные методики МРТ делают возможным исследовать функцию органов – измерять скорость кровотока, тока спинномозговой жидкости, наблюдать структуру и активацию различных участков коры головного мозга.

Источник