[Из песочницы] Метод многоядерной МРТ10.02.2019 20:47

Привет, Хабр.

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


tprv0glgn9jsriiov4xmxw-8rhe.jpeg

Для начала небольшой экскурс в основы МРТ.


Основы МРТ


e55be17246de467086f3cae37754af01.jpeg

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.
    2ms_spttisg3uvuftcbfwsmcdgy.png

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

    $\omega_0=B_0 \cdot \gamma,$

    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, $h=6,626 070 040(81)\cdot10^{-34}$ Дж$\cdot$с.

    На сегодня медицинская томография основывается на работе с атомами водорода, ядро которого — обычный протон. Атомы различных химических элементов в одном и том же поле будут прецессировать с различной частотой. 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

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

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

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


    rxhkdofofrhqxnj-evr1b67phay.jpeg

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

    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

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


c48gfitafmorj114tbfuualzo6u.jpeg

РЧ катушка для исследования головы от Siemens

Приведу несколько примеров конструкций катушек.


  1. Катушка в виде соленоида.


    ytom2l8a5f8-p3bi-ig9uirlmiy.png

    Простой способ создать однородное поле внутри обмоток соленоида. Может показаться, что поля в такой катушке вращающимся сделать невозможно. 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


    snf2ruq1fupa1iw4v2m0arnim58.png

  3. Катушка типа «беличья клетка» (birdcage)


    7cq4jargr9smn4v0mzewymkeeqm.png

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

    Продвинутый вариант. Может быть в виде нижних частот или верхних частот. 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. Если подавать на неё квадратурный сигнал, то поле $B_1$ будет чисто вращающимся.


  4. Многоэлементные катушки


    kjzwtwhacf0wpbajoci6c7mtfpy.png

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

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


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


8jbjutbh33fber1cdoy5rjj8w1a.jpeg

Поверхностная принимающая катушка от Siemens

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


Особенности РЧ катушек для многоядерной МРТ

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


  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. Сделать катушки с двойным резонансом. Внести второй резонансный пик в катушку можно добавлением последовательно LC-цепи. Внесение дополнительных LC-цепей позволяет настраивать катушку на 3 и более частот


    2fcip0vns7xceim20dtcjbq0yac.png

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


    87owd4h7unocf5m0byqed4bj5pu.png

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


    ae9oatm4z5ledfloar-ojkmsjfk.png

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

    zn673cv4sm_uzwlbtoaoay8vusi.png

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



Заключение

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

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

Другой пример фосфор в виде атома $^{31}P$. Он входит в важные метаболиты — АТФ, фосфокреатинин и др. 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.

© Habrahabr.ru