Многокомпонентное подавление сигналов нормальной ткани в магнитно-резонансной томографии тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 01.04.01, кандидат наук Батова, Светлана Сергеевна

• Батова, Светлана Сергеевна
• кандидат наук
• 2013

Оглавление диссертации кандидат наук Батова, Светлана Сергеевна

Содержание

ВВЕДЕНИЕ

Цели и задачи исследования

ГЛАВА 1. МЕТОДЫ УПРАВЛЕНИЯ ТКАНЕВЫМ КОНТРАСТОМ

1.1 Физические основы МРТ

1.2 Управление тканевым контрастом

1.3 Метод инверсия-восстановление

1.4 Метод Диксона

1.5 Перенос намагниченности

Выводы к главе 1

ГЛАВА 2. АЛГЕБРАИЧЕСКИЕ ОПЕРАЦИИ С МР-ИЗОБРАЖЕНИЯМИ

2.1 Информационное содержание МР-изображеннй, получаемых в результате алгебраических операций

2.2 Применение алгебраических операций с MP-изображениями для селективного выделения зоны поражения

2.3 Эмуляция режимов сканирования с подавлением сигналов от трех тканевых компонентов

2.4 Эмуляция импульсной последовательности для селективного выделения сигнала жира

2.5 Эмуляция селективного подавления сигналов от нормальной ткани при решении диагностических задач

2.6 Специфика исследования образований с короткими Tj

Выводы к главе 2

ГЛАВА 3. МНОГОКОМПОНЕНТНОЕ ПОДАВЛЕНИЕ НА ОСНОВЕ КОМБИНАЦИИ МЕТОДОВ ИВ И ДИКСОНА

3.1 Реализация метода Диксона для различных импульсных последовательностей

3.2 Реализация фазовой коррекции для метода Диксона

3.3 Программа для обработки данных по методу Диксона

3.4 Примеры использования метода Диксона в сочетании с методикой ИВ

Выводы к главе 3

ГЛАВА 4. ЯВЛЕНИЕ ПЕРЕНОСА НАМАГНИЧЕННОСТИ

4.1 Модели кросс-релаксации

4.2 Двухфазная модель кросс-релаксации

2

4.3 Импульсный перенос намагниченности

4.4 Структура сканирующей импульсной последовательности

4.5 Эволюция спиновой системы в отсутствии РЧ воздействия

4.6 Стационарное состояние спиновой системы (в конце интервала tra)

4.7 Модель импульсного стационарного состояния

4.8 Расчет кросс-релаксациопных параметров

Выводы к главе 4

ГЛАВА 5. АНАЛИЗ ЭВОЛЮЦИИ МАГНИТНОГО ПОЛЯ В ЗАЗОРЕ СВЕРХПРОВОДЯЩЕГО МАГНИТА

5.1 Введение

5.2 Статистическая обработка данных по материалам базы МРТ-исследований

5.3 Анализ и выводы по результатам оценки эволюции ларморовой частоты

Выводы к главе 5

ГЛАВА 6. НОВОЕ ПРОГРАММНОЕ ОБЕСПЕЧЕНИЕ ТОМОГРАФА, СОЗДАННОЕ С УЧЕТОМ РАЗРАБОТАННЫХ МЕТОДИК

6.1 Основные характеристики МР-томографа

6.2 Программа для работы с данными К-пространства

6.3 Программа для визуализации МР данных и их алгебраических производныхЮО

6.4 Программа для расчета карт релаксационных параметров

6.5 Программа для статистического анализа МР данных

Выводы к главе 6

ВЫВОДЫ

ЛИТЕРАТУРА

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Многокомпонентное подавление сигналов нормальной ткани в магнитно-резонансной томографии»

ВВЕДЕНИЕ

В данном разделе дается общая характеристика работы, формулируются основные задачи данной диссертации и обосновывается ее актуальность.

Цели и задачи исследования

Данная работа посвящена решению актуальных проблем магнитно-резонансной томографии (МРТ) - повышению информативности исследования, сокращению его продолжительности, совершенствованию технических и программных средств, необходимых для постановки экспериментов и обработки данных. МРТ в настоящее время является весьма эффективным методом медицинской диагностики благодаря возможности неинвазивным и безопасным способом получать высококонтрастные посрезовые изображения внутренних органов не только человека, но и других биологических объектов[1-6].

Метод основан на явлении ядерного магнитного резонанса (ЯМР)[7-9]. Его специфика состоит в том, что в сканирующей импульсной последовательности (ИП) применяется пространственное кодирование ларморовых частот с помощью неоднородных магнитных полей. Математическая обработка сигналов ЯМР позволяет построить изображение, характеризующее распределение протонной плотности и других параметров исследуемого объекта. Наибольший интерес представляют весьма вариабельные релаксационные параметры (времена продольной (ТО и поперечной (Т2) релаксации[10-14]), поскольку контраст МРТ изображения существенно зависит от того, как они соотносятся с параметрами сканирующей ИП, такими как задержка между циклами сканирования (TR) и задержка между импульсом РЧ поля и началом считывания сигнала (ТЕ). Варьируя параметры ИП можно получить карты распределения Ti и Т2. Однако это требует неприемлемо большого времени исследования. Поэтому обычно ограничиваются получением т.н. Т1- и Т2-взвешенных изображений (ВИ), для получения которых в ИП задают, соответственно, TR<Ti и TR»Ti, ТЕ<Тг. По Т1- и Т2-ВИ диагност оценивает общее состояние анатомических структур и, определяет зону патологии или поражения.

Диагностика последней требует дополнительных режимов сканирования, позволяющих уточнить ее структуру. Это связано с тем, что обычные обзорные МР-

4

изображения, получаемые при диагностическом исследовании, не всегда пригодны для регистрации слабых вариаций контраста, которые могут быть обусловлены патологическими изменениями[15-18]. Непригодность обычных МР-изображений для регистрации патологических изменений контраста связана с тем, что они дают слишком сложную картину тканевого контраста, поскольку одновременно отображены все ткани, дающие различные по интенсивности сигналы. Отметим несколько факторов, затрудняющих идентификацию тканей:

а) времена релаксации для любой ткани вариабельны не только для разных объектов, но и в пределах зоны сканирования. Это связано с тем, что живые ткани не являются изолированными объектами, а интегрированы в сложно организованную структуру;

б) сканируемый срез имеет конечную толщину. Поэтому если на каком-то участке сканируемого среза имеется наложение двух тканей с разными физическими параметрами, влияющими на контраст, то величина сигнала от этого участка будет определяться относительным вкладом каждой из тканей. Проблема в том, что не всегда можно надежно оценить соотношение этих вкладов. В результате требуется уточнение причины, из-за которой наблюдается необычное распределение тканевого контраста - особенность пространственного распределения каждой из тканей внутри среза или патология одной из них;

в) шкала яркости на МР-изображении определяется величиной максимального сигнала от ткани, которая не всегда представляет диагностический интерес. В этом случае количества градаций сигнала может оказаться недостаточно, чтобы надежно выявить сигнал от патологически измененной ткани, особенно если эта зона граничит с зоной сильного сигнала.

Учитывая эти и другие факторы, обычное диагностическое исследование проводят в несколько этапов. Сначала проводится сканирование с целью локализации исследуемых структур. После этого проводится обзорное исследование с целью анализа нормальных структур по обычным параметрическим изображениям, а затем, если обнаруживается отличное от нормы распределение тканевого контраста или другие необычные структурные особенности, то проводится дополнительное исследование для уточнения локализации зоны поражения и оценки ее релаксационных и других физических параметров.

При анализе зоны поражения информация о нормальных (непатологических) тканях становится избыточной[19-23]. В настоящее время разработано много методов сканирования, позволяющих отсеять часть избыточной информации за счет подавления

5

сигналов от нормальных тканей. К таким методам относится применение ИП, которые обеспечивают регистрацию сигналов от тканей с экстремально длинными или короткими временами релаксации. Среди них можно отметить так называемые ангиографические [24] и миелоурографические режимы [25,26], нацеленные на визуализацию кровеносных сосудов и спинномозгового канала, соответственно. Широко применяются методики, основанные на Ti-селективном подавлении сигналов нормальной ткани с использованием эффекта инверсия-восстановление (IR)[27]. В этой связи можно отметить, что практически стандартным стало применение в диагностическом исследовании ИП с подавлением сигнала свободной жидкости - FLAIR [28]. Аналогичная методика применяется для подавления сигналов жировой ткани STIR [29].

Для подавления сигналов воды и жира применяются также методики, основанные на частотной селекции линий в спектре ЯМР[30-32]. Используют тот факт, что сигналы ЯМР от свободной жидкости и липидов, составляющих основу жировой ткани, разнесены по частоте на 3.3-3.5 м.д. В этих методах производится либо РЧ селективное насыщение липидного спектра [33-35], либо фазовая селекция, основанная на различии в скоростях прецессии - метод Диксона и биноминальный метод [36-39].

Можно также отметить «гибридные» методы подавления сигнала от жировой ткани, когда инвертирующие импульсы сами являются частотно селективными [40].

Однако практика показала, что в ряде случаев подавление только одного тканевого компонента в ходе МРТ сканирования оказывается недостаточным для надежной локализации зоны поражения. Поэтому актуальным является решение проблемы подавления сигналов от нескольких тканей. Фактически задача сводится к отсечению возможно большего объема избыточной информации с целью более надежного выявления данных, представляющих интерес для диагностики.

Сканирование с полным подавлением сигналов нормальной ткани является одним из вариантов реализации стратегии исследования, которая ставит целью фильтрацию избыточной информации и которую можно характеризовать как упрощение картины тканевого контраста. Другим направлением данной стратегии можно считать сканирование, нацеленное на выравнивание тканевого контраста для нормальных тканей. Задачей такого сканирования является получение MP-изображения, на котором нормальные ткани представлены однородным по контрасту фоном, что упрощает поиск патологически измененных структур. Нормальные структуры, яркость которых на МР-изображении соответствует фоновому уровню, могут быть просто выведены из изображения (подавлены) смещением шкалы яркости.

Эффективным направлением МРТ-диагноетики является использование сканирующих ИП, в которых применяется подавление сигналов нормальной ткани. Это позволяет упростить картину тканевого контраста, расширить динамический диапазон приемника, и в результате устранить информационный балласт, улучшить визуализацию зоны поражения, упростить работу по созданию для нее объемного образа. Подавление тканей не обязательно должно быть полным. Интересные возможности возникают и при выравнивании контраста между двумя граничащими тканями.

Другим направлением, способствующим уточнению структуры зоны поражения, является математическая обработка данных - в частности, алгебраические операции с изображениями от разных режимов сканирования. При таком подходе можно эмулировать изображения от особых режимов сканирования, в том числе тех, реализация которых невозможна, а также извлекать дополнительную диагностическую информацию из материалов от уже проведенных ИП, т.е. без проведения дополнительных исследований, а, следовательно, и временных затрат. Такой подход особенно актуален тогда, когда проведение дополнительных режимов сканирования по каким-либо причинам невозможно.

Теоретической и практической разработке этих направлений посвящена данная работа. Особое внимание уделено реализации ИП, обеспечивающих одновременное подавление нескольких нормальных тканей, различающихся не только временами релаксации, но и химическим сдвигом. Для этого применялись различные модификации ИП, основанных на методике инверсия-восстановление, метод Диксона и их комбинации. Помимо этого применялись алгебраические операции с изображениями от разных режимов сканирования, что позволило получать дополнительную диагностическую информацию. Такой комбинированный подход ранее не применялся в практике МРТ как из-за недостаточной теоретической проработки, так и отсутствия программных ресурсов в стандартном обеспечении MP-томографов, необходимых для реализации требуемых ИП. Ставилась задача не только преодолеть эти проблемы, но и провести апробацию развитых методов в реальных диагностических исследованиях. При этом предполагалось проводить исследования не только отдельных органов, но и всего тела человека.

В рамках концепции управления тканевым контрастом, в которой предусматривается частичное подавление сигналов нормальной ткани, изучались также проблемы дифференциации тканей по концентрации макромолекул с использованием эффекта переноса намагниченности. Этот метод перспективен для диагностики состояния белковых структур, хрящевой ткани и др.

При проведении работы использовался не только материал, получаемый в ходе текущих экспериментов, но и архивный - из базы данных МРТ-исследований. Было замечено, что структурирование материала, полученного при рутинных исследованиях, и построение базы данных дает широкие возможности по анализу различного рода параметров, сохраняемых в процессе МРТ-исследования, представляющих интерес для самого широкого спектра человеческой деятельности. В частности, удалось проследить 15-летнюю эволюцию магнитного поля в томографе по измерениям ларморовой частоты, производимого при каждом МРТ-исследовании. Эти измерения дали материал для оценки удельного сопротивления сверхпроводника, из которого изготовлена токовая катушка магнита, выявили проблематику МРТ-исследований с частотно-селективным подавлением сигналов жира, привлекли внимание к некоторым геомагнитным аспектам.

Научная новизна работы

1. Для обеспечения многокомпонентного подавления сигналов нормальных тканей предложено применять комбинацию метода «инверсия-восстановление» и метода Диксона. Программное обеспечение метода включает обработку МРТ-изображений начиная от k-пространства и завершая получением магнитудных и фазовых изображний.

2. Разработаны программы алгебраических преобразований МРТ изображений, позволяющие посредством эмуляционных действий заменить математической обработкой дополнительные МРТ измерения или же с помощью алгебраических операций осуществить процедуры многокомпонентного подавления сигналов, нереализуемые аппаратными средствами.

3. Усовершенствован алгоритм коррекции базовой линии, реализована функция коррекции k-пространства при наличии помех в процессе считывания сигнала.

4. Разработана уточненная модель оценки степени поражения патологических тканей, основанная на явлении переноса намагниченности. Расчет карт Т1 производится по данным, в которых варьируется угол, а не параметр TR, что существенно ускоряет процесс измерения и позволяет получать одновременно серию срезов, а не одиночные срезы. Кроме того, вместо не вполне надежных нормировочных измерений с большой частотой отстройки предложено ввести эту нормировку в качестве дополнительного параметра в программу числовой обработки сигналов.

5. С помощью программы поиска информации о ларморовой частоте конкретных исследований в составе многолетней базы МРТ измерений построена кривая

эволюции магнитного поля томографа и определена величина остаточного сопротивления сверхпроводящего провода в намотке соленоида.

Теоретическая и практическая значимость

Теоретическая значимость работы состоит в том, что в ней развита методика расчета параметров ИП, нацеленной на выравнивание контраста между тканями с разными временами продольной релаксации, а также величин МР-сигналов, регистрируемых при реализации данной ИП. В работе дано обоснование применения алгебраических операций с МР-изображениями от разных режимов сканирования для эмуляции изображений со специфическим распределением тканевого контраста. Предложен способ визуализации искривленных структур. Разработана методика измерения кросс-релаксационных параметров.

Практическая ценность работы в том, что в ней продемонстрирована возможность подавления сигналов от нескольких нормальных тканей с различными временами релаксации и химическими сдвигами. Даны практические рекомендации по проведению МРТ-сканирования, в котором метод инверсия-восстановление применяется в комбинации с методом Диксона. Представлены диагностические применения ИП, обеспечивающих выравнивание контраста для тканей с разными временами продольной релаксации. Показаны практические применения алгебраических операций с МР-изображениями в диагностических исследованиях. Разработано программное обеспечение для синхронного вывода на монитор изображений от реально проведенных режимов сканирования и их алгебраических производных. Данные об эволюции магнитного поля МР-томографа со сверхпроводящим магнитом, полученные путем обработки базы данных МРТ-исследований, могут быть востребованы для уточнения свойств сверхпроводников, а также для геомагнитометрии.

Разработана программа для полной обработки данных МРТ-операций в К-пространстве, Фурье-обработка, работа как с магнитудными, так и фазочувствительными МР-изображениями. В программе предусмотрена возможность обработки данных, полученных методом Диксона, включая применение алгоритма компенсации искажений на изображениях, обусловленных неоднородностью магнитного поля.

Разработанные методики и программы полезны для всех научных и медико-диагностических подразделений, решающих аналогичные задачи и обладающих соответствующим оборудованием.

Основная цель работы состояла в том, чтобы реализовать комплексный подход к решению задачи о многокомпонентном подавлении сигналов от нормальных тканей в МРТ. Такой подход предусматривает проведение МРТ-сканирования с селекцией тканей по временам релаксации, химическому сдвигу, кросс-релаксационным параметрам, с одной стороны, и применение алгебраических операций с MP-изображениями, с другой стороны.

Для реализации вышеуказанного комплексного подхода были обозначены следующие решаемые задачи:

1. Модифицировать программное обеспечение серийного 0.5 Тл MP-томографа для реализации сканирующих ИП, обеспечивающих селекцию тканей не только по временам релаксации на основе метода инверсия-восстановление, включая двойную инверсию, но и по химическому сдвигу на основе метода Диксона;

2. Разработать программное обеспечение для полного цикла обработки данных МРТ -операций в K-пространстве, Фурье-преобразования, работы с изображениями и т.п., включая фазовую коррекцию изображений, необходимую для реализации метода Диксона;

3. Провести теоретическое и экспериментальное рассмотрение задачи о подавлении фоновых сигналов нормальных тканей и выравнивании контраста между тканями с разными временами продольной релаксации;

4. Провести теоретическое обоснование для алгебраических операций с МР-изображениями от разных режимов сканирования. Разработать программное обеспечение для применения этих операций с данными от серийного 0.5 Тл МР-томографа;

5. Разработать методику измерения кросс-релаксационных параметров для серийного 0.5 Тл МР-томографа;

6. Провести обработку материалов базы данных МРТ-исследований для анализа эволюционных изменений магнитного поля в изоцентре МР-томографа. Апробация развиваемых методов в рамках решаемых задач проводилась путем

математического моделирования, а также постановкой МРТ-экспериментов, где использовались тестовые образцы (фантомы). В качестве оборудования был использован 0.5 Тл томограф фирмы Bruker - Tomikon S50. Апробация методов проводилась также в рамках медико-диагностических МРТ исследований, включая исследования всего тела человека, проводимых в кооперации с НП НЦ «Современная диагностика».

Защищаемые положения:

1. Информативность диагностического МРТ-исследования повышается за счет многокомпонентного подавления фоновых сигналов нормальных тканей. Такой эффект создают комбинированные импульсные последовательности, одновременно обеспечивающие селекцию тканей как по временам релаксации по методу инверсия-восстановление, так и по химическому сдвигу по методу Диксона.

2. При управлении контрастом МР-изображений, формируемых на основе эффекта инверсия-восстановление информативность повышается при выравнивании контраста между фоновыми тканями с разными временами релаксации.

3. Алгебраические операции с МР-изображениями от различных режимов сканирования дают дополнительную диагностическую информацию, поскольку позволяют получать изображения с особым распределением контраста и эмулировать изображения, как в известных режимах сканирования, так и в режимах, не имеющих реализуемых аналогов, в том числе, режимов с трех- и более компонентным подавлением сигналов нормальных тканей.

4. Измерение кросс-релаксационных характеристик тканей дает численную оценку степени поражения белковых структур.

5. Анализ базы данных МРТ-исследований показывает, что настройка резонансной частоты в большей части случаев происходит по сигналу от жировой ткани, а не по сигналу воды.

Апробация работы

Материалы диссертации были представлены: на международной конференции «Современные достижения в магнитно-резонансной томографии и спектроскопии в медицине»: Казань (2007); на международных конференциях: ИМКСМ (2007, 2009, 2011, 2012, 2013), ЕБМЯМБ (2008, 2009), ЕС11 (2012, 2013); на V Троицкой конференции «Медицинская физика и инновации в медицине»: Троицк (2012); на семинаре кафедры фотоники и физики микроволн физического факультета МГУ; на семинаре лаборатории магнитной томографии и спектроскопии факультета фундаментальной медицины МГУ.

Содержание работы изложено в шести разделах. В главе 1 анализируются различные способы управления тканевым контрастом - метод инверсия-восстановление, метод Диксона, использование эффекта переноса намагниченности. Глава 2 посвящена

обоснованию алгебраических операций с MP-изображениями. В главе 3 описаны эксперименты, демонстрирующие различные возможности управления тканевым контрастом благодаря применению в сканирующих ИП комбинации разных методик, обеспечивающих подавление сигналов нормальной ткани. Показано также применение для этих целей алгебраических операций с MP-изображениями. В главе 4 описана методика измерений кросс-релаксационных параметров. В главе 5 приведены результаты анализа эволюции магнитного поля внутри MP-томографа, которые получены в результате обработки материалов базы данных МРТ-исследований. В главе 6 описаны возможности программного обеспечения, разработанного для решения задач, поставленных в данной работе и приведены основные физические характеристики МР-томографа, на котором проводились все описанные эксперименты по МРТ. В заключении приведены основные выводы.

ГЛАВА 1. МЕТОДЫ УПРАВЛЕНИЯ ТКАНЕВЫМ КОНТРАСТОМ

В этой главе описываются основные термины магнитно-резонансной томографии (МРТ), а также дан краткий обзор современных методов управления тканевым контрастом в МРТ, основанных на подавлении сигналов от нормальных тканей. Основное внимание уделено методам, основанным на дифференциации тканей по времени продольной релаксации Ti, величинам химического сдвига и кросс-релаксационным параметрам, обсуждаются вопросы модернизации ряда методов и их комбинирования.

Прежде чем более детально сформулировать проблематику работы необходимо определиться с основными понятиями МРТ, как физического метода исследований.

1.1 Физические основы МРТ

Магнитно-резонансная томография основана на регистрации сигналов ядерного магнитного резонанса (ЯМР)[41-44] с использованием неоднородных магнитных полей, обеспечивающих пространственное кодирование ларморовых частот. Т.е. частот прецессии ядерных магнитных моментов в присутствии внешнего поляризующего поля. От способа кодирования и радиочастотного возбуждения (РЧ) ядерных спинов (параметров сканирующей ИП) зависит способ обработки сигналов ЯМР, благодаря которому получается MP-изображение. Это изображение отображает пространственное распределение спиновой плотности, а также релаксационных и других параметров, характеризующих сканируемый объект. Остановимся кратко на явлении ЯМР.

Ядерный магнетизм обусловлен тем, что атомные ядра могут иметь отличный от нуля механический момент, который может принимать лишь квантованные значения, не превышающие I и различающиеся на 1. Максимальное значение I - спин ядра может быть целым или полуцелым, но для каждого ядра в стабильном состоянии его значение фиксировано.

Наличие заряда у ядра приводит к обладанию им дипольным магнитным моментом ц, который связан с механическим I соотношением: ц=уМ, где у - гиромагнитное отношение ядра.

Подчиняясь квантово-механическим законам, проекция механического момента, а с ним и проекция магнитного момента на любое выбранное направление - например,

направление магнитного поля (ось Z), могут принимать лишь дискретный набор значений: jiz=mi yh, где mi= -m,-m+l,..m-l,m, где максимальное значение mi равно I.

Изолированное ядро, помещенное в магнитное поле, приобретает энергию, зависящую от проекции магнитного момента на направление этого поля - W=yh miBo. Изменение проекции из-за поглощения или испускания квантов приводит к переходу ядра на другой уровень энергии, который, согласно правилам отбора, должен удовлетворять условию Ami =±1. Следовательно, только кванты с частотой v-W/h=(y /2я)В0 способны вызвать переходы ядерного спина из одного энергетического состояния в другое. Таким образом, условием ядерного магнитного резонанса (ЯМР) является равенство частоты квантов величине ^Во- Для протона ¥=42.577... МГц/Тл.

Данная величина соответствует частоте Лармора, которая фигурирует при классическом описании быстро вращающегося заряда - магнитного момента, помещенного в магнитное поле. В рамках такого описания следует, что векторы магнитного, а с ним и механического, моментов должны совершать прецессионное движение, при этом угол прецессии 0 должен оставаться неизменным.

В рамках классической модели можно описать эффект воздействия на магнитный момент РЧ магнитного поля Вь Его воздействие может приводить к отклонению угла прецессии.

Теоретический анализ динамики макроскопической ядерной намагниченности, взаимодействующей с окружением (решеткой), слишком сложен. Поэтому применяется феноменологический подход, в соответствии с которым предполагается, что вероятности релаксационных переходов не зависят от времени и населенностей уровней. Тогда описание динамики спиновой системы производится через решение кинетических уравнений для населенностей. Для двухуровневой спиновой системы получается достаточно простое уравнение для разностей населенностей A(t):

d/dtA=-2W(A-Ao), где W - средняя вероятность перехода, обусловленная взаимодействием с решеткой.

Поскольку разность населенностей и величина намагниченности взаимосвязаны, то это уравнение описывает динамику установления компоненты Mz, где 1/2W=T| - время спин-решеточной или продольной релаксации.

Для учета динамики не только продольной, но и поперечной компоненты намагниченности Ф.Блохом были предложены уравнения, в которых присутствуют обе компоненты, и для них введены времена релаксации Ti и Тг [45]. Это уравнения прецессии для макроскопической намагниченности М, находящейся в поле В, состоящем

из постоянного поля Во, и РЧ поля В^т.е. B=(Bix,Biy,Bo).

14

Ларморова частота определяется не только приложенным полем Во, но и полями, создаваемыми электронными оболочками самого ядра, его соседей по молекуле и ближайшего окружения [46-49]. Их вклад учитывается с помощью безразмерного параметра а, называемого химическим сдвигом. Поскольку электронная оболочка создает в зоне расположения ядра поле, величина которого пропорциональна приложенному, а направленное противоположно, то в формуле для ларморовой частоты параметр а фигурирует с отрицательным знаком:

V- ¥Во(1-о).

Значения времен релаксации Т1 и Т2 связаны с характеристиками молекул и молекулярного движения [50-52].

Для регистрации ядерной намагниченности применяются резонансные методы воздействия на спиновую систему, предусматривающие использование РЧ полей и индуктивных датчиков сигнала ЯМР.

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Батова, Светлана Сергеевна, 2013 год

ЛИТЕРАТУРА

1. Ray H.Hashemi, William G.Bradley, Jr. Christopher J.Lisanti. MRI The Basics. / 2nd Edition, Lippincott Williams & Wilkins, 2004

2. E. Mark Haacke, Robert W.Brown, Michael R.Thompson, Ramesh Venkatesan. Magnetic Resonance Imaging Physical Principles and Sequence Design. /1st Edition; John Wiley & Sons, 1999

3. Matt A.Bernstein, Kevin F. King and Xiaohong Joe Zhou,

Handbookof MRI Pulse Sequences / Elsevier Science & Technology Books, Amsterdam, 2004.

4. E. Fukushima and S.B.W. Roeder, Experimental Pulse NMR, Addison-Wesley, Reading, MA 1981.

5. A. Carrington and A.D. McLachlan, Introduction To Magnetic Resonance, Chapman and Hall, London 1967.

6. Корженевский A.B. "Квазистатическая электромагнитная томография для биомедицины" // Дисс. доктора физ.-мат.наук. - М.: ИРЭ РАН, 2010.

7. R. Freeman, A Handbook of Nuclear Magnetic Resonance, Longman Scientific & Technical, Essex, England, 1988.

8. R.K. Harris, Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy, Pitman, London 1983.

9. Atta-ur-Rahman, Nuclear Magnetic Resonance, Basic Principles, Springer-Verlag, NY 1986.

10. Brant-Zawadzki M., Gillan G.D., Nitz W.R. (March 1992). "MP RAGE: a three-dimensional, T1-weighted, gradient-echo sequence—initial experience in the brain". Radiology 182(3): 769-75.

11. Shan D.E. Delayed ischemic hyperintensity of Tl-weighted MRI. Stroke 2000;31(3):797-798.

12. Ginat D.T., Meyers S.P., Intracranial lesions with high signal intensity on Tl-weighted MR images: differential diagnosis. Radiographics. 2012 Mar-Apr;32(2):499-516.

13. Mitaki S., Yamaguchi S., Efficacy of t2*-wcightcd gradient-echo MRI in early diagnosis of cerebral venous thrombosis with unilateral thalamic lesion. Case Rep Neurol Med. 2013

14. Selim M., Fink J., Linfante I., Kumar S., Schlaug G., Caplan L.R., Diagnosis of cerebral venous thrombosis with echo-planar T2*-weighted magnetic resonance imaging. Arch Neurol. 2002 Jun;59(6):1021-6.

15. Berquist, Ehman, Richardson: Magnetic resonance of the musculoskeletal system, 1987, Raven Press.

16. Runge V.M.: Clinical magnetic resonance imaging, 1990, JB Lippincott.

17. Heiken J.P., Brown J. J.: Manual of clinical magnetic resonance imaging, ed 2,1991, Raven Press.

18. Kaiser R.: MRI of the spine: a guide to clinical applications, 1990, Theime Medical Publishers.

19. Kerviler E.D., Willig A.L., Clement O., Frija J. Fat suppression techniques in MRI: an update // J. Biomed. and Pharmacother. 1998. Vol. 52. P. 69.

20. Pirogov Yu.A., Anisimov N.V., Gubskii L.V. 3D visualization of pathological forms from MRI data obtained with simultaneous water and fat signals suppression // Proc. SPIE. 2003. V. 5030. P. 939.

21. Анисимов H.B., Губский JI.B., Пирогов Ю.А. "Одновременное подавление сигналов воды и жира в магнитно-резонансной томографии." // Научная сессия МИФИ - 2002. Сборник научных трудов. Т.5. Медицинская физика, биофизика. М.МИФИ,2002, с.71-72.

22. Pirogov Yu.A., Anisimov N.V., Gubskii L.V., "Simultaneous suppression of water and fat signals in magnetic resonance imaging." Proceedings of SPIE (San-Diego), Vol.4681 (2002), pp.612-616.

23. Пирогов Ю.А., Анисимов H.B., Губский JI.B. "Одновременное подавление сигналов воды и жира в магнитно-резонансной томографии." Биомедицинские технологии и радиоэлектроника, 2002, №3, с.29-33.

24. Mukherjee D., Rajagopalan S. СТ and MR Angiography of the Peripheral Circulation Practical Approach with Clinical Protocols // Informa UK Ltd, 2007, 338 p.

25. Van Hoe L., Vanbeckevoort D., Mermuys K., Van Steenbergen W. MR Cholangiopancreatography. Atlas with Cross-Sectional Imaging Correlation // Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2006, 414 p.

26. Тулупов A.A., Летягин А.Ю., Савелов A.A., Автаева М.В. Оптимизация методики МР-миелографии/ Вестник НГУ (Биология, коиничесая медицина). - 2005. -Т.З. -Вып.4. - С. 11-15.

27. Hori М., Okubo Т., Uozumi К., Ishigame К., Kumagai Н., Araki Т., Tl-weighted fluid-attenuated inversion recovery at low field strength: a viable alternative for Tl-weighted intracranial imaging. AJNR Am J Neuroradiol. 2003 Apr;24(4):648-51

28,

29,

30,

31

32,

33

34,

35,

36

37

38

39

40,

41,

42,

43,

44,

Hajnal J., Bryant D., Kasuboski L., Pattany P., De Coene В., Lewis P., Pennock J., Oatridge

A, Young I., Bydder G. Use of fluid-attenuated inversion recovery (FLAIR) pulse sequence

in MRI of the brain. // J. Comput. Assist. Tomogr., 1992, 16, p. 841-844.

Bydder G.M., Steiner R.E., Blumgart L.H. MR Imaging of the liver using short TI inversion

recovery sequence // J. Comput. Assist. Tomogr., 1985, 9, p. 1084-1089.

Outwater E.K., Blasbalg R., Siegelman E.S., Vala M., Detection of lipid in abdominal

tissues with opposed-phase gradient-echo images at 1.5 T: techniques and diagnostic

importance. Radiographics. 1998 Nov-Dec; 18(6): 1465-80.

Merkle E.M., Nelson R.C., Dual gradient-echo in-phase and opposed-phase hepatic MR imaging: a useful tool for evaluating more than fatty infiltration or fatty sparing. Radiographics. 2006 Sep-0ct;26(5):1409-18.

Martin J., Puig J., Falco J., et al. Hyperechoic liver nodules: characterization with proton fat-water chemical shift MR imaging.Radiologyl998;207: 325-330.

Rosen B.R., Wedee V.J., Brady T.J. Selective saturation NMR imaging // J. Comput. Assist. Tomogr., 1984, 8, pp. 813-818.

Geen H., Freeman R. Band selective radiofrequency pulses // J. Magn. Reson., 1991, 92, p. 93-141.

Haase A., Frahm J., Hanicke W., Matthaei D. *H NMR chemical shift selective (CHESS) imaging // Phys. Med. Biol., 1985, 30, p. 341.

Dixon W.T. Simple proton spectroscopic imaging//Radiology, 1984, 153(1), p. 189-194. Berglund J., Johansson L., Ahlstrom H., Kullberg J., Three-point Dixon method enables whole-body water and fat imaging of obese subjects. Magn Reson Med. 2010 Jun;63(6): 1659-68.

Xiang Q.S., Two-point water-fat imaging with partially-opposed-phase (POP) acquisition: an asymmetric Dixon method., Magn Reson Med. 2006 Sep;56(3):572-84. Xiang Q.S., An L., Water-fat imaging with direct phase encoding., J Magn Reson Imaging. 1997 Nov-Dec;7(6): 1002-15.

Oh C., Hilal S.K., Cho Z.H. Selective partial inversion recovery (SPIR) in steady state for selective saturation magnetic resonance imaging (MRI) // Proc. SMRM, 1988, p. 1042. Абрагам А. Ядерный магнетизм. — M.: Издательство иностр. лит., 1963. Эрнст Р., Боденхаузен Дж., Вокаун А. ЯМР в одном и двух измерениях: Пер. с англ. под ред. К. М. Салихова, М.: Мир, 1990.

Чижик В. И. Квантовая радиофизика. Магнитный резонанс и его приложения. — С-Петерб. ун-та, 2004(2009), — 700с.

Дероум А. Современные методы ЯМР для химических исследований.

110

45. Bloch F.A. Nuclear induction // Phys. Rev., 1946, 70, p. 460-474.

46. Proctor W.G., Yu F.C. The Dependence of a Nuclear Magnetic Resonance Frequency upon Chemical Compounds, Phys. Rev., 1950, 77, p. 717.

47. Dickinson W.C., Dependence of the F19 Nuclear Resonance Position on Chemical

' Compound, Phys. Rev., 1950, 77, p. 736-737.

• • 2

48. Lindstrom G. An Experimental Investigation of the Nuclear Magnetic Moments of D and

H1 // Phys. Rev., 1950, 78, p. 817.

49. Ramsey N.F., Magnetic Shielding of Nuclei in Molecules // Phys. Rev., 1950, 78, p. 699703.

50. Clay C.S., Bradford R.S., Strick E. A Possible Relation between the Nuclear Relaxation Time, T2, and Molecular Structure // J. Chem. Phys., 1951, 19, p. 1429.

51. Bloch F. Generalized Theory of Relaxation // Phys. Rev., 1957, 105, p. 1206-1222.

52. Redfield A.G. On the Theory of Relaxation Processes // IBM J. Res. Dev. 1, 1957, p. 19-31.

53. Rabi 1.1., Ramsey N.F., Schwinger J. Use of rotating coordinates in magnetic resonance problems // Rev. Mod. Phys., 1954, 26, p. 167-171.

54. J. Grad, D. Mendelson, F. Hyder, R. G. Bryant, Applications of nuclear magnetic cross-relaxation spectroscopy to tissues. // Magn. Reson. Med. 17, 452-459 (1991).

55. S. D. Wolff, R. S. Balaban, Magnetization transfer contrast (MTC) and tissue water proton relaxation in vivo. // Magn. Reson. Med. 10, 135-144 (1989).

56. Bydder G.M. and Young I.R., MR imaging: clinical use of the inversion recovery sequence. // JCAT, 9, 659-675 (1985).

57. Essig M., Knopp M.V., Debus J., Schonberg S.O., Wenz F., Hawighorst H., van Kaick G. Fluid-attenuated-inversion-recovery (FLAIR) imaging in the diagnosis of cerebral gliomas and metastases. // Radiology. 1999 Feb;39(2): 151-60.

58. Szumowski J., Coshow W.R., Li F., Quinn S.F. Phase unwrapping in the three-point Dixon method for fat suppression MR imaging. // Radiology. 1994 Aug;192(2):555-61.

59. Glover G.H., Schneider E. Three-point Dixon technique for true water/fat decomposition with B0 inhomogeneity correction. // Magn Reson Med. 1991 Apr; 18(2):371-83.

60. Chen Q., Schneider E., Aghazadeh B., Weinhous M.S., Humm J., Ballon D. An automated iterative algorithm for water and fat decomposition in three-point Dixon magnetic resonance imaging. // Med Phys. 1999 Nov;26(l l):2341-7.

61. Ramani A., Dalton C., Miller D.H., Tofts P.S., Barker G.J. Precise estimate of fundamental in-vivo mt parameters in human brain in clinically feasible times. Magn. Reson. Imag. 2002; 20: 721-731.

62.

63.

64.

65.

66

67.

68

69,

70,

71,

72,

73,

74,

75,

Sled J.G., Pike G.B. Quantitative imaging of magnetization transfer exchange and relaxation properties in vivo using MRI. MRM 46: 923-931 2001 Lexa F.J., Grossman R.I., Rosenquist A.C., MR of Wallerian degeneration in the feline visual system: Characterization of magnetization transfer rate with histopathologic correlation. Am J Neuroradiol 1994; 15: 201-212.

Mehta R.C., Pike G.B., Enzmann D.R. Measure of magnetization transfer in multiple sclerosis demyelinating plaques, white matter ischemic lessions, and edema. Am J Neuroradiol 1995; 17: 1051-1055.

Thorpe J.W., Barker G.J., Jones S.J., Moseley I., Losseff N., MacManus D.G., Webb S., Mortimer C., Plummer D.L., Tofts P.S., McDonald W.I., Miller D.H. Magnetisation transfer ratios and transverse magnetisation decay curves in optic neuritis: correlation with clinical findings and electrophysiology. J Neurol Neurosurg Psychiat 1995;59:487^492. Contrast Agents I: Magnetic Resonance Imaging (Topics in Current Chemistry) (Pt. 1) / Ed. Krause W., Springer-Verlag, 2002, 249 p. http ://www, i smrm. org/speci al/EME A2. pdf

Volkov A. Contrast Agents in Magnetic Resonance Imaging / http:// home.utah.edu /~av6a51/mri.htm.

Functional MRI / Eds. C.T.W. Moonen, P.A.Bandettini, Springer-Verlag, 2000, 575 p. Анисимов H.B., Корецкая С.С., Гуляев М.В., Верхоглазова Е.В., Пирогов Ю.А. МРТ-диагиостика с использованием алгебраических операций с изображениями // Технологии живых систем, 2010, №2, с.3-9.

Anisimov N.V., Babich P.V., Gubskii L.V., Pirogov Yu.A. Visualization of pathological formations of brain with application of nonlinear processing of MR images obtained with suppression of signals from normal tissues. // ESMRMB 2005, Book of Abstracts, p. 435. Пирогов Ю.А., Анисимов H.B., Губский JI.B. Магнитно-резонансное сканирование с подавлением сигналов от нормальной ткани // Технологии живых систем, т.2, №1-2, 2005, с. 87-96.

Anisimov N.V., Gulyaev M.V., Koretskaya S.S., Verkhoglazova E.V., Abanshina I.V., Pirogov Yu.A. Expansion of diagnostic opportunities by means of algebraic operation with MR images. //NMRCM 2009, Book of Abstracts, p. 11

Gubskiy L.V., Anisimov N.V., Gulyaev M.V., Koretskaya S.S., Verkhoglazova E.V., Abanshina I.V., Pirogov Yu. A. Additional diagnostic possibilities at use of algebraic operations with MR-images // ESMRMB 2009, Book of abstract, p. 375-376. Анисимов H.B. Гуляев M.B., Корецкая С.С., Верхоглазова Е.В., Герус М.А., Пирогов Ю.А., Магнитно-резонансная томография всего тела - техническая реализация и

112

76

77

78

79,

80,

81,

82,

83

84,

85,

86,

87,

88.

89,

диагностические применения // Альманах клинич. медицины, 2008, т. 17(1), с. 143146.

Anisimov N.V., Ubaydullaev A.S , Gulyaev M.V., Verkhoglazova E.V., Bakhmutova A.V., Gerus M.A., Pirogov Yu.A. Whole body MRI: Diagnostic applications // Proc. EUROMAR-2008, Saint Petersburg, Russia, 2008,1-05, p. 254.

Анисимов H.B., Пирогов Ю.А. Способ оценки объема жировой ткани в теле человека // Патент №2373840. Зарегистр. 27.11.2009. Заявка №2008135094 от 01.09.2008. Анисимов Н.В., Буренчев Д.В., Корецкая С.С., Гуляев М.В., Верхоглазова Е.В., Абаншина И.В., Пирогов Ю.А. Математические операции с МРТ изображениями // Медицинская визуализация, 2010, №1, с. 117-123.

Weiguo Z. Goldhaber D.M., Kramer D.M. Separation of water and fat MR images in a single scan at .35 T using "Sandwich" echoes. // JMRI, 1996, 6(6), P. 909-917. Edzes H.T., Samulski E.T. Cross relaxation and spin diffusion in the proton NMR of hydrated collagen. Nature 1977; 265: 521-523. Koenig S.H., Biophys. J. 69, 593,1995

McLaughlin A.C., Ye F.Q., Pekar J.J., Santha A.K.S., Frank J.A. Effect of magnetization transfer on the measurement of cerebral blood flow using steady-state arterial spin tagging approaches: a theoretical investigation MRM 37: 501-510 1997 Graham S.J., Henkelman R.M. Pulsed magnetization transfer imaging: evaluation of technique. Radiology 1999; 212: 903-910.

Graham S.J., Henkelman R.M. Understanding pulsed magnetized transfer. J. Magn. Reson. Imag. 1997; 7: 903-912.

Li J.G,, Graham S.J., Henkelman R.M. A flexible magnetization transfer lineshape derived from tissue experimental data. Magn. Reson. Med. 1997; 37: 866-871. Grad J., Bryant R.J. Nuclear magnetic cross-relaxation spectroscopy. J. Magn. Reson. 1990; 90: 1-8.

Morrison C., Henkelman R.M. A model for magnetization transfer in tissues. MRM 1995; 33: 475-482.

Holt R.W., Duerk J.L., Hua J., Hurst G.C. Estimation of Bloch model MT spin system parameters from Z-spectral data. MRM 1994; 31: 122-130 Quesson В., Thiaudiere E., Delalande C., Dousset V., Chateil J.F., Canioni P. Magnetization transfer imaging in vivo of the rat brain at 4.7 T: interpretation using a binary spin-bath model with a superLorentzian lineshape. MRM 1997; 38: 974-980.

90. Quesson В., Bouzier A.K., Thiaudiere E., Delalande С., Merle M., Canioni P. Magnetization transfer fast imaging of implanted glioma in the rat brain at 4.7 T: interpretation using a binary spin-bath model. J. Magn. Reson. Imag. 1997; 7: 1076-1083.

91. Henkelman R.M., Huang X., Xiang Q-S, Stanisz G.J., Swanson S.D. Quantitative interpretation of magnetization transfer. Magn. Reson. Med. 1993; 29: 759-766.

92. Yarnykh V.L. Pulsed Z-spectroscopic imaging of cross-relaxation parameters in tissues for human MRI: theory and clinical applications. MRM 2002; 47:929-939.

93. Волков Б.И., Пытьев Ю.П., Измерительно-вычислительные преобразователи // Датчики и системы, 2000, № 6, с. 17-23

94. Анисимов Н.В., Батова С.С., Самойленко A.A., Шаламова Е.И. Эволюция ларморовой частоты томографа со сверхпроводящим магнитом по материалам базы данных МРТ-исследований // Биомедицинская радиоэлектроника, 2012, №9, с. 30-35.

95. Anisimov N.V., Shilov Е.В., Gladun V.V. MRI database as a source of anthropometric and demographic information // Proc. NMRCM-2010, 2010, p. 59.

96. Сейсмическая катастрофа мирового масштаба — это миф. Солнечная активность и землетрясения. Часть II. URL: http://anvictory.org/blog/2011/04/04/ (10.07.2012).

97. Geochange. Problems of global changes of geological environment, v.l, London 2010, ISSN 2218-5798. URL:http://ru.geochange-report.org/ (10.07.2012).

98. Superconductivity. URL:http://en.wikipedia.org/wiki/Superconductivity (10.07.2012).

99. Gallop J.C. SQUIDS, the Josephson Effects and Superconducting Electronics. CRC Press. ISBN 0-7503-0051-5, 1990, p. 20.

100. Magnex Sei. Ltd Operating data for 0.5 Tesla, 900mm bore NMR magnet system // Doc. 963032MA, p. 6-9.

101. Supercon Inc. Products. URL:http://www.supercon-wire.com/products.html (10.07.2012).

102. Lorenz L. Über die Fortpflanzung der Elektrizität. Annalen der Physik VII, 1879, p. 161193.

103. Kim Y.B., Hempstead C.F., Strnad A.R. Critical Persistent Currents in Hard Superconductors // Phys. Rev. Lett., 1962, v. 9 (7), p. 306-309.

104. Справочник химика. Том 1./ гл. ред.: Никольский Б.П., JL: Химия, 1966, 1072 с.