МРТ для DataScience. Часть 223.01.2025 10:15

«Ликбез по устройству МР-томографа» — вторая часть цикла статей. Содержание цикла и первая часть «МРТ и другие виды медицинской визуализации» здесь.

Картинка для обложки статьи создана в ИИ Шедеврум.

2. Ликбез по устройству МР-томографа

Знакомство с принципами генерации изображений МРТ важно для DS-задач. Во-первых, для понимания терминологии, которая встречается в тэгах DICOM-файлов и статьях. Во-вторых, для подготовки данных для нейронных сетей — например, понимание физического смысла значений пикселей поможет при подборе подходящих методов препроцессинга и аугментации, знание особенностей импульсных последовательностей важно для выбора нужных серий и их комбинаций и т.д. Поэтому в этом и следующем разделе рассмотрим процесс получения МРТ-изображений подробнее.

2.1. Устройство МР-томографа

Основные элементы МР-томографа, которые условно интересны в рамках обсуждаемой темы:

• Основной магнит (Main magnet) создает постоянное сильное магнитное поле с вектором B0, направленным вдоль оси Z.

• Шиммирующие катушки (Shim coils) обеспечивают гомогенность магнитного поля, компенсируя его локальные неоднородности, вызванные дефектами магнита или присутствием внешних ферромагнитных объектов.

• Градиентные катушки (Gradient coils) предназначены для создания контролируемых изменений главного магнитного поля B0 для пространственной локализации регистрируемого сигнала. Используются три совмещенные ортогональные катушки, создающие требуемые градиентные поля, добавляемые к главному полю B0.

• Радиочастотные катушки (RF coils) служат излучателями поля В1 и приемниками ответного сигнала.

МР-томографы можно классифицировать по-разному, например, по величине постоянного магнитного поля, которая указывается производителями (единица измерения — Тесла, Тл). Сегодня наиболее часто встречаются томографы с величиной магнитного поля 1.5 Тл — они дают достаточно хорошие результаты для диагностики и не столь дорогостоящи, как с мощностью 3 Тл. Томографы с мощностью более 3 Тл в широкой клинической практике не используются.

Теоретически, чем выше величина магнитного поля МР-томографа, тем выше его разрешающая способность. Однако на результат сильно влияют и другие факторы, например, настройка оборудования томографа, корректность подготовки пациента к исследованию, точность работы оператора и т.п.

Поэтому на практике исследования, проведенные на томографах с мощностью 3 Тл, могут не иметь столь существенных отличий — увеличенная разрешающая способность приводит к большой чувствительности, например, к движениям пациента и его органов, в том числе неосознанным (например, дыхание, сердцебиение, перистальтика), и изображение получается не настолько четким, как хотелось бы.

Если при решении DS-задач используются данные, полученные с одного МР-томографа, и инференс предполагается для таких же данных, то его характеристики не имеют особого значения. Но если же речь идет о более универсальном решении или же о дополнении датасета данными с других томографов, встает проблема балансировки — по мощности магнитного поля, производителю оборудования, модели и т.п. Иногда разница в таких данных может быть не видна человеческим глазом, но нейронные сети оказываются к ней чувствительными.

При проведении исследования данные о томографе сохраняются в тэгах DICOM-файлов, например:

• (0018,0087) Magnetic Field Strength

• (0008,0070) Manufacturer

• (0008,1090) Manufacturer’s Model Name

2.2. Принцип работы МР-томографа

В основе работы МР-томографа лежит ядерно-магнитный резонанс (ЯМР) атомов водорода. Организм человека примерно на 2/3 состоит из воды (H2O). С учетом органических соединений, которые тоже часто включают водород, общее количество атомов этого вещества весьма значительно во всех органах человеческого тела. Водород имеет и ряд других особенностей, которые делают его наиболее удобным для использования в МРТ. Есть исследования, основанные на использовании других веществ, но в современных клинических МР-томографах используется именно водород.

Ядро атома водорода состоит из одного протона. Ядро вращается вокруг своей оси и положительный электрический заряд, связанный с протоном, вращается вместе с ним. Движущийся электрический заряд — это электрический ток. По закону электромагнитной индукции этот ток создает магнитное поле.

Таким образом, каждый протон можно представить в виде маленького магнита (часто в этом же смысле используется термин «спин»), который имеет свое собственное магнитное поле с магнитным моментом m (далее будет использоваться и обозначение М). Это — векторная величина.

Вне сильного магнитного поля спины протонов выстроены хаотично и суммарные их векторы равны нулю. При попадании во внешнее магнитное поле B0 протон начинает вести себя как волчок, вращаясь дополнительно вокруг оси, параллельной B0 — для МР-томографа это ось Z. Вектор m раскладывается на 2 составляющие — Mz компонента, параллельная B0, и Mxy компонента в перпендикулярной ей плоскости. И тогда хаотичность останется только для его xy-компонент, а все z-компоненты будут параллельны B0.

Рисунок 6. Магнитный момент протона в постоянном внешнем магнитном поле B0 [2]

Рисунок 7. Разложение магнитного момента на составляющие вдоль осей системы координат.
M0 здесь — z-компонента вектора m  [2]

При подаче кратковременного радиочастотного сигнала, создается второе магнитное поле В1, направленное вдоль оси X или Y. При этом атомы поглощают энергию сигнала и вектор магнитного момента каждого протона изменяется (резонанс). Второе поле немного отклоняет ось вращения спина от оси Z и, тем самым, изменяет значение Mz и делает ненулевым суммарное значение Mxy компонент в плоскости XY. После окончания воздействия вектор постепенно возвращается в исходное состояние (релаксация), а атомы высвобождают энергию в виде ответного сигнала. Совокупный сигнал во время релаксации называют спадом свободной индукции (ССИ, FID — Free Induction Decay).

Рисунок 8. Возвращение компонент вектора магнитного момента в исходное состояние при релаксации [2]

Раскладывая сигнал, измеренный во время релаксации, на составляющие можно сделать выводы о структуре и свойствах вещества в исследуемом слое\слайсе с точностью до определенного размера прямоугольной области, внутри которой значения сигнала суммируются. Эта область в конечном итоге становится одним пикселем результирующего 2D-изображения слайса.

Время возвращения компонент вектора магнитного момента в исходное состояние при релаксации — важная характеристика:

1. T1 — время продольной (спин-решетчатой) релаксации. Время восстановления Mz компоненты до 63% от исходного состояния. На этот процесс влияют разные факторы, в том числе окружение ядра (решетка) — молекула, в которую входит атом водорода.

2. T2 — время поперечной (спин-спиновой) релаксации. Время, за которое возбужденные Mxy компоненты потеряют 63% от своего значения.

Рисунок 9. Измерение времен Т1 и Т2 для разных тканей [4]

Эти процессы всегда протекают одновременно и Т2 всегда меньше или равна Т1. Т1 — более вариабельная характеристика различных тканей, при этом и наиболее надежно идентифицируемая и сильно влияющая на контраст. Идентификация тканей существенно зависит именно от этой величины: большинство живых тканей имеет T1, которое меняется в широких пределах, в то время как T2 — в пределах значительно меньших.

Стоит упомянуть, что описанное время T2 является теоретическим, но идеальной однородности магнитного поля в реальных процессах добиться невозможно. Неоднородности приводят к тому, что наблюдаемое время Т2 меньше ожидаемого — оно называется T2* (T2-star, effective T2). И уже из него с помощью поправок на негомогенность магнитного поля рассчитывается истинное Т2.

Т1 прямо пропорционально напряженности магнитного поля. При напряженности 1.5 Тл значения T1 составляют около 200–3000 мс. Для томографов с полем 3 Тл эти значения выше. Т2 не зависит от напряженности поля. [4]

Поэтому балансировка датасета по мощности магнитного поля целесообразна, в первую очередь, в случаях, когда используются данные, основанные на времени Т1 (см. далее). Для этих же данных может оказаться осмысленным выравнивать распределения более гибко — с учетом мощности томографа.

Итак, что же происходит во время исследования:

1. Вне сильного магнитного поля, т.е. до попадания пациента внутрь МР-томографа, спины всех атомов водорода в организме выстроены хаотично и суммарные векторы их компонент равны нулю.

2. Внутри аппарата, попадая под действие сильного магнитного поля с вектором B0, все спины выстраиваются вдоль него, и суммарный вектор их Mz компонент становится максимальным по абсолютному значению и параллельным B0. В плоскости XY сумма Mxy компонент как была равна нулю до воздействия внешнего магнитного поля, так и останется из-за хаотичности.

3. В процессе исследования внутри МР-томографа подается серия радиочастотных и градиентных сигналов — так называемая импульсная последовательность. Каждый сигнал приводит к тому, что, поглотив энергию импульса, спины меняют свой вектор, а затем возвращаются в исходное состояние. Во время релаксации возбужденные протоны излучают полученную энергию, что вызывает появление тока в приемной радиочастотной катушке МР-томографа.

4. Зарегистрированные токи являются МР-сигналами, которые с помощью математической обработки преобразуются компьютером в изображения.

5. После формирования первичных изображений слайсов выполняется их постобработка с помощью программного обеспечения томографа.

6. В процессе исследования оператор может выбирать разные импульсные последовательности и значения других настроек томографа, что приводит к получению нескольких различных серий слайсов одной и той же области тела пациента.

© Habrahabr.ru