ЖелезоХабрахабр

[Из песочницы] Метод многоядерной МРТ

Привет, Хабр.

Коснусь особенностей метода, необходимых технических решениях, применении и перспективах.
Я расскажу о многоядерной медицинской магниторезонансной томографии – одном из многих направлений развития МРТ.

Для начала небольшой экскурс в основы МРТ.

Основы МРТ

Процесс работы МРТ можно описать в следующих шагах:

  1. Исследуемый объект помещается в постоянное магнитное поле крупного, как правило, сверхпроводящего основного магнита. Напряженность поля этого магнита обозначается $B_0$ и ось, вдоль которого она направлена, обозначают осью Z. Именно поле $B_0$ определяет, сколько Тесла у данного МР томографа. В клиниках используются томографы с 1,5 Тл и 3 Тл. МР томографы с ультравысокими полями – 7 Тл, 9,4 Тл, встречаются только в исследовательских институтах.
  2. Ядра некоторых химических элементов обладают собственным ненулевым магнитным моментом. Наличие магнитного момента у ядра обуславливается врожденным квантовым свойством частиц – спином. Под действием поля $B_0$ магнитные моменты ядер ориентируются параллельно (большая часть) и антипараллельно (меньшая часть) силовым линиям. В совокупности эти ядра придают объекту макроскопическую намагниченность в направлении вдоль оси Z.

    На общую намагниченность пока что прецессия не влияет, т.к. Кроме того ядра прецессируют. Частота прецессии – ларморова частота, зависит только от напряжённости магнитного поля $B_0$ и свойства ядра – его гиромагнитного соотношения.
    фазы всех ядер распределены хаотично и компоненты их магнитных моментов перпендикулярные оси Z взаимно компенсируют друг друга.

    $\omega_0=B_0 \cdot \gamma,$

    где $\omega_0$ — ларморова угловая частота прецессии ядра, [рад/с];
    $B_0$ — напряженность магнитного поля, [Тл];
    $\gamma$ — гиромагнитное соотношение ядра [рад/(Тл$\cdot$c)].
    Гиромагнитное соотношение определяется как $\gamma=\mu/h$, где $\mu$ — собственный магнитный момент атома, [А $\cdot$ м$^2$]; $h$ — постоянная Планка, $h=6,626 070 040(81)\cdot10^$ Дж$\cdot$с.

    Атомы различных химических элементов в одном и том же поле будут прецессировать с различной частотой. На сегодня медицинская томография основывается на работе с атомами водорода, ядро которого – обычный протон. Для многоядерной МРТ интересны атомы $^{23}Na$, $^{31}P$, $^{13}C$, $^{19}F$, $^{17}O$, $^{129}Xe.$

    Ларморовы частоты некоторых атомов, МГц

    Атом

    Гиромагнитное
    соотношение, МГц/Тл

    Напряженность поля $B_0$, Тл

    1,5

    3

    7

    9,4

    $^{1}H$

    42,58

    63,87

    127,73

    298,04

    400,22

    $^{23}Na$

    11,26

    16,89

    33,79

    78,83

    105,86

    $^{31}P$

    17,24

    25,85

    51,71

    120,65

    162,01

    $^{13}C$

    10,71

    16,06

    32,13

    74,96

    100,66

    $^{19}F$

    40,05

    60,08

    120,16

    280,36

    376,49

    Чатоты других атомов сильно отличаются от частоты водорода, это требует оснащения томографа вторым комплектом электроники работы с РЧ сигналом. По эти данным можно понять возможные проблемы многоядерной МРТ. Для решения этого можно использовать ультравысокие поля, в которых шаг дискретизации по частоте становится уже. С другой стороны частота фтор-19 наоборот близка к частоте водорода и поэтому возникают трудности с диффернциации их сигналов.

  3. Здесь возникает явление резонанса, если частота вращения поля совпадает с ларморовой частотой, то ядра поворачиваются к плоскости XOY и синхронизируют фазы вращения. Передающая радиочастотная катушка (антенна) создает импульс магнитного поля $B_1$ вращающегося в плоскости XOY. После 90-градусного импульса макроскопическая намагниченность объекта вращается в плоскости XOY с частотой равной ларморовой частоте ядра.
    Если длительность РЧ импульса такова, что магнитные моменты большинства ядер переориентируются в плоскость XOY, то импульс называют 90-градусным.

    Спад, потому что происходит релаксация из этого состояния и эта особая намагниченность теряется. В принимающих радиочастотных катушках эта вращающаяся намагниченность индуцирует напряжение – сигнал (спад) свободной индукции. Поперечная релаксация, с постоянной времени $T_2$, связана с потерей синхронизации фаз вращения атомов. Релаксация происходит двумя путями. Продольная релаксация, с постоянной времени $T_1$, связана с возвратом ориентации магнитных моментов ядер вдоль поля $B_0$.

    Сигнал будет содержать интегральную, усредненную информацию об этих ядрах объекта. В целом для получения какой-то информации об объекте этого достаточно. Это основа ЯМР-спектроскопии, метода используемого химиками для анализа химического состава объекта.
    Например, в частотном спектре сигнала можно увидеть химические сдвиги – изменения ларморовой частоты из-за взаимодействия атомов в химическом соединении.

    В этой публикации я расскажу чуть больше об РЧ катушках и об их особенностях в многоядерном МРТ.

Но кратко о получении томографических изображении.

  1. В первую очередь необходимо закодировать координаты вокселя, от которого регистрируется сигнал, в свойствах самого сигнала. Для этого используются фазово-частотная кодировка с помощью градиентных катушек. Градиентная катушка создает градиент магнитного поля $G_x$, $G_y$, $G_z$ вдоль соответственно осей X, Y, Z.

    Упрощенно процесс кодировки таков:

    • в момент передачи РЧ импульса подается градиент $G_z$. Из-за градиента у каждого среза объекта меняется ларморова частота. Получается, что с РЧ импульсом резонирует только один срез – так происходит выбор положения среза.
    • между передачей РЧ импульса и считыванием сигнала подается градиент $G_y$. Из-за него у каждого «столбца» в срезе меняется частота прецессии и за время приложения градиента набегает собственная фаза.
    • в момент считывания сигнала подается градиент $G_x$. Из-за этого частота каждой «строки» в срезе изменяется, что отражается в спектре регистрируемого сигнала.

  2. Контраст на изображении достигается благодаря различию физических свойств у различных типов биологических тканей. Ткани различаются по плотности ядер и временам релаксации $T_1$ и $T_2$. С помощью последовательностей РЧ импульсов и градиентов можно взвесить амплитуду сигнала с каждого вокселя в зависимости от того или иного физического свойства. Разработка последовательностей, наверное, самая насыщенная область работы в технологии МРТ. Последовательности позволяют кодировать в сигнале информацию о свойствах ткани, которую, казалось бы, в принципе получить невозможно.
  3. Кроме того в МРТ важна однородность генерируемых магнитных полей, которая неизбежно нарушится из-за помещенного в томограф объекта. Для восстановления однородности используют наборы шиммирующих катушек. Решение проблемы неоднородностей связано с задачами быстрого измерения неоднородностей, создания ограниченным набором катушек компенсирующего поля и одновременно попытка не испортить все из-за наведенных компенсирующими катушками вихревых токов.

Конструкции РЧ катушек

Интересно, что потери РЧ импульса в системе колоссальны. Перед передающими (Tx) РЧ катушками ставится задача эффективно передать импульс заданной частоты и создать однородное магнитное поле перпендикулярное оси Z. Поэтому РЧ катушки делают электрически резонирующими на заданной частоте. От нескольких киловатт, создаваемых усилителями мощности, до катушек доходит только десятки ватт. В МРТ исследованиях зачастую рассматривают только часть тела – голову, грудь, колено и т.д. На конструкцию РЧ катушки также накладывает ограничения и анатомия. Передающая катушка для исследования всего тела обычно встроена в сам томограф, а для исследования отдельных частей тела – представлена отдельными модулями.

РЧ катушка для исследования головы от Siemens

Приведу несколько примеров конструкций катушек.

  1. Катушка в виде соленоида.

    Может показаться, что поля в такой катушке вращающимся сделать невозможно. Простой способ создать однородное поле внутри обмоток соленоида. Но стоит помнить, что вектор $B_1$, изменяющийся по синусоидальному закону можно представить в виде суммы двух вращающихся в противоположных направлениях компонент.

  2. Седловидная катушка

  3. Катушка типа «беличья клетка» (birdcage)

    Слева «беличья клетка» типа нижних частот, справа — верхних.

    Может быть в виде нижних частот или верхних частот. Продвинутый вариант. Если подавать на неё квадратурный сигнал, то поле $B_1$ будет чисто вращающимся. Благодаря настройке элементов – величины емкостей конденсаторов и индуктивности за счет длины ног (редко), ток требуемой частоты имеет близкое к идеальному синусоидальному распределение по углу и создает однородное поле.

  4. Многоэлементные катушки

    Катушка для исследования головы составленная из укороченных дипольных антенн и прямоугольных петлей.

    В качестве элементов могут быть дипольные антенны, антенны в виде петли, микрополосковые антенны и др. Строятся из нескольких более простых антенн, выстроенных по окружности. Например, длина волны излучения ларморовой частоты протона на 7 Тл составляет целый 1 м. Здесь можно увидеть, как анатомия влияет на конструкцию. Делать такую длинную катушку для исследования головы непрактично, поэтому дипольную антенну укорачивают, добавляя в её плечи катушки индуктивности.
    Обычная дипольная антенна должна быть длиной пол длины волны регистрируемого излучения.

Чисто принимающие катушки (Rx) также должны быть резонансными, но по конструкции требование несколько иные. Функцию принимающих катушек можно реализовать и на передающих, получив приёмо-передающею катушку (TxRx). Так они располагаются непосредственно на поверхности тела, тем самым уменьшая потери принимаемого сигнала.
Их можно выполнять в виде решетки из плоских петлевых антенн.

Поверхностная принимающая катушка от Siemens

Также важно совпадение импедансов катушки и тракта для эффективной передачи энергии. Тонкая подстройка частоты у катушек осуществляется изменением емкости конденсаторов. Импеданс катушки с помощью цепей из индуктивностей и конденсаторов, трансформирующих импеданс, приводят к стандартным 50 Ом.

Особенности РЧ катушек для многоядерной МРТ

Как это реализовать.
Итак для получения сигнала от ядер водорода и в дополнение какого-нибудь другого элемента в МРТ РЧ катушки должны обладать разными свойствами.

  1. Простейший вариант. Сделать две разные катушки, одна для водорода, другая для иного элемента. Провести полное исследование с катушкой для протона, вынуть объект и катушку, поставить другую катушку вернуть объект и повторить исследование. Учитывая, что МРТ исследование занимает много времени и чувствительно к движению вариант неприменим.
  2. Внести второй резонансный пик в катушку можно добавлением последовательно LC-цепи. Сделать катушки с двойным резонансом. Внесение дополнительных LC-цепей позволяет настраивать катушку на 3 и более частот

  3. Например, с помощью PIN-диодов можно шунтировать дополнительные подстроечные конденсаторы. Использовать переключатели. Так при подаче постоянного напряжения меняется электрическая цепь подстройки и соответственно резонансная частота катушки.

  4. Каждая из них настроена на свою частоту. Использовать две (или более) катушек одновременно. Часто её решают с помощью особой конструкции катушек. Тут возникает проблема с взаимной индуктивной связью между катушками. Другие варианты — каждой катушке добавить пассивный LC-фильтр, убирающий сигнал с другой; с помощью PIN-диодов расстраивать не используемую в данный момент катушку.
    Геометрию и тип антенн подбирают так, чтобы поля, создаваемые ими, были ортогональны друг другу.

  5. К обычной «клетке» с одной и с другой стороны добавляют по еще одной «клетке». Катушка «беличья клетка» с четырьмя кольцами. Внешние сегменты совместно формируют «беличью клетку» подстроенную под другую частоту. Внутренний сегмент работает аналогично обычной одночастотной катушке. Такая конструкция позволяет катушкам резонировать независимо друг от друга.

    Слева 4-х кольцевая«беличья клетка» с внешним сегментом типа верхних частот, справа — нижних.

Заключение

Концентрация атомов кроме водорода в теле человека довольна низка, из-за этого соотношение сигнал-шум при работе с этими атомами низок. Визуализация и спектроскопия in vivo в МРТ исследованиях трудная задача. При таких Тесла длина волны излучения протона уже сравнима с размерами частей тела. Для улучшения SNR используют МРТ с ультравысокими полями, но в таких полях возникают трудности с однородностью поля.

Атомы $^{23}Na$ несут информацию о солевом балансе в клетках. Но использование других атомов несёт ценную информацию о метаболизме. Процесс этот идет с затратами энергии, поэтому нарушения метаболизма отражаются в изменении концентрации ионов натрия внутри клеток. Живые здоровые клетки постоянно поддерживают низкую концентрацию ионов натрия внутри себя при высокой снаружи с помощью натрий-калиевых насосов. Опухоли мозга, ишемия, инсульты, биполярные расстройства ассоциируются с повышением концентрации натрия внутри клеток и это можно увидеть с помощью многоядерной МРТ.

Он входит в важные метаболиты – АТФ, фосфокреатинин и др. Другой пример фосфор в виде атома $^{31}P$. Проводя спектроскопию по фосфору в мышцах можно оценить наличие этих веществ и уровень метаболизма в мышцах.

Спектроскопия по $^{13}C$ уже используется в ЯМР спектроскопии для анализа органических химических соединений, но в теле человека in vivo его концентрация мала, но все еще метод применим.

Атом $^{17}O$ имеет малую концентрацию в естественном состоянии, но при насыщении им воздуха, которым дышит исследуемый человек, можно построить карту скорости его метаболизма, что помогает при диагностике опухолей.

Но всё же до повсеместного применения в клиниках многоядерной МРТ предстоит пройти еще долгий путь и займет это лет 20-30.

Источники

Источники

  1. Физика визуализации изображений в медицине: В 2-х томах. Т. 2: Пер. с англ./Под ред. С. Уэбба. — М.: Мир, 1991.
  2. Медицинские приборы, аппараты, системы и комплексы: Учебник/ Текст Н.А. Кореневский, Е.П. Попечителев, С.П. Серегин; Курск. гос. техн. ун-т. — Курск: ОАО «ИПП „Курск“, 2009.
  3. Основы МРТ. Джозеф П. Хорнак. www.cis.rit.edu/htbooks/mri
  4. Разбираем магнитно-резонансный томограф. habr.com/ru/post/405355
  5. www.healthcare.siemens.com/magnetic-resonance-imaging
  6. Giovannetti G., Birdcage coils: Equivalent capacitance and equivalent inductance. Concepts Magn. Reson., 44: 32-38. doi:10.1002/cmr.b.21260
  7. E. Hayes, W. A. Edelstein, J. G. Schenck, O. M. Mueller, and M. Eash, An Efficient, Highly Homogeneous Radiofrequency Coil for Whole-Body NMR Imaging at 1.5 T. J. Magn. Reson. 63, 622 (1985).
  8. Joel C. Watkins and Eiichi Fukushima, High-pass bird-cage coil for nuclear-magnetic resonance. Review of Scientific Instruments 59, 926 (1988); doi.org/10.1063/1.1139751
  9. Clément JD, Gruetter R, Ipek Ö. A human cerebral and cerebellar 8-channel transceive RF dipole coil array at 7T. Magn Reson Med. 2019;81:1447–1458. doi.org/10.1002/mrm.27476
  10. M.D. Schnall, V Harihara Subramanian, J.S Leigh, B Chance, A new double-tuned probed for concurrent 1H and 31P NMR, Journal of Magnetic Resonance (1969), Volume 65, Issue 1, 1985, Pages 122-129, ISSN 0022-2364, doi.org/10.1016/0022-2364(85)90380-4.
  11. Friedrich Wetterling, Miroslav Högler, Ute Molkenthin, Sven Junge, Lindsay Gallagher, I. Mhairi Macrae, Andrew J. Fagan, The design of a double-tuned two-port surface resonator and its application to in vivo Hydrogen- and Sodium-MRI, Journal of Magnetic Resonance, Volume 217, 2012, Pages 10-18, ISSN 1090-7807, doi.org/10.1016/j.jmr.2012.02.002.
  12. Chang-Hoon Choi, James M.S. Hutchison, David J. Lurie, Design and construction of an actively frequency-switchable RF coil for field-dependent Magnetisation Transfer Contrast MRI with fast field-cycling, Journal of Magnetic Resonance, Volume 207, Issue 1, 2010, Pages 134-139, ISSN 1090-7807, doi.org/10.1016/j.jmr.2010.08.018.
  13. Murphy-Boesch J., Srinivasa R., Carvajal L., Brown T.R., Two Configurations of the Four-Ring Birdcage Coil for 1H Imaging and 1H-decoupled 31P Spectroscopy of Human Head. Journal of Magnetic Resonance, Series B 103, 103-114, 1994.
  14. Murphy-Boesch J. Double-Tuned Birdcage Coils: Construction and Tuning. In eMagRes (eds R. K. Harris and R. L. Wasylishen). doi:10.1002/9780470034590.emrstm1121
  15. Sandro Romanzetti, Christian C. Mirkes, Daniel P. Fiege, Avdo Celik, Jörg Felder, N. Jon Shah, Mapping tissue sodium concentration in the human brain: A comparison of MR sequences at 9.4Tesla, NeuroImage, Volume 96, 2014, Pages 44-53, ISSN 1053-8119, doi.org/10.1016/j.neuroimage.2014.03.079.

Теги
Показать больше

Похожие статьи

Добавить комментарий

Ваш e-mail не будет опубликован. Обязательные поля помечены *

Кнопка «Наверх»
Закрыть