МР-диффузия

МР-диффузия: инструкция по применению.

Диффузия – это процесс взаимного проникновения молекул или атомов одного вещества между молекулами или атомами другого вещества, и данный процесс приводит к самопроизвольному выравниванию концентрации веществ по всему занимаемому объему.

Получить данные МР-диффузии возможно на базе различных импульсных последовательностей:

• Single shot EPI – наиболее часто используют для построения DWI-изображений (Diffusion weighted imaging).
• Multi shot
• SSFP

Single shot EPI

На графике заметно, что у данной импульсной последовательности 90 градусный импульс и 180 градусный импульс. У Single shot EPI TR=8000 мс, а TE=60 мс, то есть DWI изображение построено с Т2 контрастностью.

Отличие от Т2 изображений:

В нижней части графика видно, что при получении изображения накладываются два градиента. Данные градиенты и его показатели кодируют b-фактор, который в свою очередь определяет контраст диффузно-взвешенного изображения и зависит от таких показателей, как длительность градиентов, расстояние между данными градиентами и амплитудой данных градиентов.

Чем длиннее градиент, чем дольше они накладываются, чем больше амплитуда градиентов, чем больше расстояние между ними, тем больше b-фактор.

NB!

Контрастность ДВИ помимо Т2-эффекта определяется b-фактором.

Высокое значение b-фактора прямо пропорционально времени сбора данных.

• 
• 
• 
• 
• 
• 

Подавление сигнала от жировой ткани.

Для элиминации артефактов химического сдвига ДВИ всегда требует подавления сигнала от жировой ткани.

Если использовать ДВИ изображения с нулевым b-фактором, то есть не накладывать никаких градиентов, то в данном случае получится изображение с контрастностью, как у Т2 FS изображений.

По мере увеличения b-фактора от 0 до 700 увеличивается эффект диффузии. Интенсивность сигнала от органов с ограниченной диффузией на изображениях с низким b фактором будет низкая, а на изображениях b=600 сигнал от того же органа будет повышаться. Чем выше b-фактор, тем выше контраст изображения обусловлен диффузионным эффектом.

Слева представлены ДВИ с b=0, 100, 200, 500, 1000, 2000

Со структурами, у которых неограниченная (свободная) диффузия, все наоборот. На изображениях с низким b-фактором интенсивность сигнала будет высокая, а на изображениях с высоким b-фактором — интенсивность низкая. Ярким примером является простая киста.

• Ограничение диффузии – движение молекул воды медленное.
• Неограниченная или свободная диффузия – молекулы воды двигаются беспрепятственно. При b=0 гиперинтенсивный сигнал, а при b=1000 гипоинтенсивный.

• 
• 
• 
• 
• 
• 

Градиент, который идет первый до 180 градусного импульса помечает спины, а второй градиент после 180 градусного считывает.

Изображение с b=0 является аналогом Т2 изображения с подавлением жировой ткани.

Изображения с b=100. Вода не успевает покинуть пределы вокселя за данный период времени.

Изображения с b=500. Молекулы воды частично покинули воксель. В областях с ограниченной диффузией данное явление менее выраженное и протекает медленнее.

Изображения с b=1000.В зонах со свободной диффузией в вокселе не остается практически молекул воды, а в вокселе с ограниченной диффузией только часть молекул воды покинет.

Источник

Wash out эффект мрт

Во время УЗ исследования в 67-70% случаях гемангиомы, т.н. “типичные” представлены гиперэхогенным, однородным, с четкими границами, ровными контурами, округлым, небольших размеров, с наличием эффекта дорзального усиления эхосигнала образованием; чаще подкапсульной локализацией, отсутствием роста в динамике и клинических проявлений. При выявлении совокупности вышеуказанных признаков диагноз, как правило, не представляет трудностей.

В 33-30% случаев гемангиомы, т.н. «атипичные», имеют различные эхографические признаки, и могут «проявлять» себя клинически, тем самым создавая значительные трудности в дифференциальной диагностике с другими первичными и вторичными очаговыми поражениями печени.

Цель исследования заключалась в определении возможностей ультразвуковой ангиографии (УА) для выделения различных типов (эхографических) васкуляризации гемангиом печени.

При использовании УА в наших исследованиях «типичная» гемангиома выглядела «аваскулярной». Однако, с точки зрения морфологии капиллярной гемангиомы, состоящей из сплетения большого количества ветвящихся сосудов капиллярного типа с узким просветом и не обладающих направленным или с очень медленным кровотоком, именно этот признак является диагностически важным.

Поэтому, наибольший интерес с точки зрения оценки васкуляризации, с выделением дополнительных эхографических признаков с дальнейшей дифференциальной диагностикой, представляют т.н. «атипичные» гемангиомы.

Нами, независимо от гистоморфологической классификации, условно выделены несколько типов васкуляризации гемангиом печени:

Тип 1, при котором регистрируются «питающие» сосуды от периферии к центральной части опухоли на достаточном протяжении с признаками артериального кровотока.

Тип 2 — в центральной части гемангиомы лоцируется большое количество цветовых эхосигналов (сосуды на протяжении и в виде пятен). Четко определяется «питающий» сосуд с признаками артериального кровотока. Во время выполнения МРТ с динамическим контрастным усилением и ангиографии, выяляется быстрое накопление (усиление) в артериальную фазу и быстрое вымывание контрастного вещества или т.н. «wash-out» эффект.

Тип 3 характеризуется наличием одиночного «питающего» сосуда на небольшом протяжении с признаками артериального кровотока, а в центральной части — регистрируются редкие (реже множественные) цветовые эхосигналы в виде пятен («мозаика») с признаками венозного или комбинированного кровотока. Ангиография четко демонстрирует «питающую» артерию с задержкой контрастного вещества в паренхиматозную фазу.

При этом важно отметить, что в 98% всех наблюдений, на МР-томограммах гемангиомы, независимо от УЗ изображений выглядят гипоинтенсивными в Т1- и гиперинтенсивными в Т2-взвешенном изображениях, а при динамическом контрастном усилении — 88% «атипичных» гемангиом (в основном 1 и 3 тип) характеризуются локальным (очаговым) периферическим усилением сигнала до 20 секунды от начала введения контрастного препарата (ранняя артериальная фаза), с последующим, типичным для гемангиом общим усилением (25-60 сек и т.д.).

Таким образом, применение ультразвуковой ангиографии позволяет: выявлять, оценивать и выделять типы васкуляризации гемангиом печени по аналогии с динамической контрастной магнитно-резонансной томографией и рентгеновской ангиографией.

Источник

Магнитно-резонансная томография (МРТ) в Санкт-Петербурге

Запишитесь на МРТ по телефону (812) 493-39-22 или заполните форму

Расписание приема МРТ:

ЦМРТ «Нарвский»
(812) 493-39-22
в четверг прием с 8-00 до 23-00
и воскресенье прием с 8-00 до 23-00
ул. Ивана Черных,29
МРТ аппарат 1,5 Тл

суббота :
ЦМРТ «Старая деревня»
(812) 493-39-22
прием 8-00 до 23-00
ул. Дибуновская,45
МРТ аппарат 1,5 Тл

Прием в “РНХИ им. проф. А.Л. Поленова” прекращен по техническим причинам и
перенесен в ЦМРТ

МРТ эффекты кровотока и физические основы МР-ангиографии

МРТ очень чувствительна к кровотоку. На эффектах кровотока основана МР ангиография, кроме того, его следует учитывать ввиду возможности появления артефактов.

Эффекты кровотока в последовательности спин – эхо.

При МРТ с коротким интервалом TR полного восстановления продольной намагниченности происходить не будет, и каждый последующий 90° импульс приходится на частично насыщенную систему. В результате яркость сигнала от тканей снижается. В отличие от неподвижных тканей, многократно подвергающихся действию 90° импульса в срезе, кровь втекает в МРТ срез ненасыщенной. Поэтому протоны крови, медленно текущей перпендикулярно срезу, дают сигнал ярче, чем окружающие ткани. Это явление называется эффектом «втекания»

Зависимость сигнала в последовательности SE от её параметров и скорости кровотока

Обязательными условиями эффекта «втекания» являются при МРТ короткий интервал TR, приводящий к частичному насыщению неподвижных протонов, и толщина среза, обеспечивающая достаточное число попадающих с кровью протонов для появления по сравнению с неподвижными тканями избыточного сигнала. Исходя из этого, скорость кровотока, дающая наибольший сигнал, равна результату деления толщины среза на TR. Очевидно, МРТ будут Т1-взвешенного типа, а скорость кровотока порядка 1 см/с. Типичным проявлением эффекта «втекания» при МТ служит феномен «открывающего среза». На МРТ Т1-взвешенного типа на первом из серии срезов изображение сосуда поперечного срезу ярче, чем на последующих. Уменьшение сигнала связано с постепенным насыщением протонов.

В МРТ последовательности SE в срезе каждое ядро водорода получает два импульса 90° возбуждающий и затем через интервал, равный половине ТЕ, 180° рефазирующий (рефокусирующий). Когда время нахождения протона в МРТ срезе равно по меньшей мере половине длительности интервала TE, он также как и окружающие неподвижные ткани будет получать оба импульса. Скорость кровотока в крупных сосудах довольно высока. Тогда ядра, находящиеся в срезе, могут оказаться лишенными одного из импульсов. На МРТ это проявляется в виде потери сигнала, называемого эффектом “вымывания” (wash-out). Чем больше скорость кровотока, тем явственнее эффект “вымывания” на МРТ.

Феномен времени прохождения. Сигнал появляется только тогда, когда ядро в срезе возбуждено и рефазировано (действуют оба импульса)

Кроме скорости кровотока при МРТ на эффект “вымывания” влияют длительность интервала ТЕ и толщина среза. Удлинение ТЕ в МРТ импульсных последовательностях приводит к тому, что число ядер, неуспевающих рефазироваться, возрастает, так как они “вымываются” из среза еще до действия 180°- импульса. Уменьшение толщины среза МРТ усиливает эффект “вымывание” по тому же принципу. В участках стеноза кровоток становится вихревым, что отображается яркой зоной на “темнокровных” МР – ангиограммах.

Кроме радиочастотных импульсов на протоны действуют градиенты. Сдвиг фазы неподвижных протонов пропорционален силе градиента, приложенного к протону. В случае движущегося протона, сдвиг ещё пропорционален скорости кровотока. При небольших скоростях кровотока влияние сдвига фазы не сказывается на МРТ изображении. Однако если высокая скорость кровотока приведёт к сдвигу фазы на 180° и более, векторы намагниченности в плоскости X-Y окажутся в противофазах. Это приведёт к уменьшению суммарного вектора намагниченности и, следовательно, потере сигнала. При МРТ с последовательностью SE эффект сдвига фазы дополняет эффект «вымывания»

Ангиография, основанная на эффекте “втекания” (TOF).

В МРТ последовательностях с градиентным формированием эха рефазировка происходит не в отдельном избранном слое, а во всем объеме сразу, что соответствует приложению градиента на все тело. Следовательно рефазировка не зависит от положения возбужденного ядра и эффект “вымывания” невозможен. Тогда в отличии от МРТ с последовательностью SE эффект «втекания» всё время усиливается с уменьшением TR. Однако уменьшение TR ограничивается толщиной МРТ среза, меньше которой уже будет недостаточно протонов для эффекта «втекания». Методика ангиографии, основанная на эффекте “втекания ”, получила название time-of-flight, сокращенно TOF. Поскольку по мере прохождения вдоль слоя идёт насыщение крови и затухание сигнала, методика наиболее чувствительна к кровотоку, перпендикулярному срезу.

Если в градиентной МРТ импульсной последовательности выбрать очень короткое TR, как это делается в 3D TOF, неподвижные ядра будут многократно подвергаться действию возбуждающего импульса и насыщаться. Это означает, что на МРТ при TR короче Т1 ткани после каждого возбуждающего импульса остается остаточная продольная намагниченность. Последняя нарастает с каждым импульсом вплоть до равновесного состояния, когда существуют постоянные продольная и поперечная намагниченности.

Принцип получения устойчивого состояния.

В результате при МРТ сигнал от неподвижных тканей снижается, а ненасыщенные ядра водорода крови дают яркий сигнал. Однако при прохождении крови вдоль возбужденного МРТ слоя под действием многократных 90° импульсов сигнал от сосудов также постепенно затухает. Поэтому постоянная продольная намагниченность нежелательна. Для нарушения устойчивого состояния продольной намагниченности угол возбуждения (угол Эрнста) можно постепенно увеличивать в процессе сбора данных (т.е. вдоль к-пространства), такая методика обозначается TONE.

Яркий сигнал от жира может симулировать сигнал от кровотока. При МРТ его удается подавить сочетанием TOF с методикой FatSat. Также яркий сигнал исходит от метгемоглобина, из которого состоит гематома после распада эритроцитов. Подавить методами МРТ такой сигнал не представляется возможным.

TOF – ангиография может быть получена в 2D или 3D вариантах.

2D TOF ангиография представляет собой последовательность поперечных тонких МРТ срезов, подлежащих реконструкции. 2D TOF методика наиболее приспособлена для МР венографии, так как при МРТ ТR выбираются относительно длительными и поэтому сигнал от медленного кровотока относительно ярче.

3D TOF ангиография состоит из одного МРТ слоя, разделяемого дополнительным набором фазовых градиентов на 32 или 64 среза. Поле видения выбирается прямоугольным, в 2 раза меньше в направлении кодировки фазы. Это позволяет уменьшить матрицу МРТ до 128 х 256 или 256 х 512. Поперечные МРТ срезы получаются лучше, чем сагиттальные или корональные, так как кровь не успевает насытиться при прохождении поперек МРТ слоя. Методика 3D TOF наиболее приспособлена для изучения быстрого кровотока. Для подавления сигнала от венозного кровотока обязательно устанавливается полоса (блок) насыщения, примыкающая к слою МРТ срезов с направления венозного тока. Так, для изучения сонных артерий полоса насыщения ставится над слоем МРТ срезов. Полоса насыщения представляет собой 90° импульсы, уменьшающие в толще полосы продольную намагниченность. Так как интервал от насыщающего 90° импульса до 90° импульса последовательности короткий (нет зазора между полосой насыщения и слоем срезов) втекающие протоны остаются насыщенными и не дают сигнала. Толщина полосы насыщения при МРА должна быть не меньше произведения скорости кровотока в подавляемых сосудах на длительность интервала TR.

Вариантом 3D TOF является MOTSA – ангиография с множественными переслаивающими тонкими МРТ слоями, каждый из которых делиться на 16 или 32 среза. Переслоение составляет 25% с каждой стороны. В отличие от обычной 3D TOF в этом варианте меньше насыщение поперек поля видения и меньше падение интенсивности сигнала по краям. Однако в связи с переслоением увеличивается время сканирования. Современные методики TOF МРА включают сегментацию к-пространства.

Эффект сдвига фазы на градиентных томограммах приводит к потере сигнала в постстенотической зоне в связи с турбулентным кровотоком. Поэтому нередко отмечается преувеличение степени стеноза. Избежать эффекта сдвига помогает зануление фазы, приложением считывающих градиентов с чередующейся противоположной направленностью.

Фазово-контрастная ангиография (PC).

Фазово-контрастная ангиография основана на эффекте сдвига фазы у движущихся протонов. В ходе анализа МРТ данных вокселы с нулевой фазой воспринимаются как содержащие неподвижные протоны. Ненулевая фаза воспринимается при МРТ как кровоток.

Классическим методом получения изображения на основе сдвига фазы, обозначаемым FEER, служит использование биполярного градиента. Сперва подаётся МРТ импульсная последовательность с градиентом, зануляющим фазу. Полученные данные необходимы для последующего их вычитания из фазных данных. Затем подаётся импульсная МРТ последовательность, в которой сразу после действия радиочастотного импульса, когда спины сфазированы, прикладывается биполярный градиент. Первая его половина будет приводить к дефазировке, то есть изменению частоты прецессии спинов по направлению градиента. Вторая половина, точно соответствующая первой, но с обратной полярностью, будет их полностью рефазировать. Поперечная намагниченность неподвижных спинов опять станет нулевой. Однако на движущиеся спины градиенты воздействуют иным образом. Первая половина биполярного градиента увеличивает частоту прецессии в соответствии с его амплитудой. За время действия положительной половины градиента протоны перемещаются в пространстве. Тогда вторая половина, отрицательной полярности, прикладывается к тем же протонам уже в иной точке пространства и следовательно с иной амплитудой. В итоге при МРТ, в отличие от неподвижных спинов, движущиеся не будут полностью сфазироваться. Иначе их частота вращения не будет замедляться до Ларморовской. Изменение фазы будет пропорционально скорости кровотока в направлении биполярного градиента. Для получения ангиографического МРТ изображения биполярный градиент подается дважды в противоположных направлениях и вся процедура повторяется, в каждом из трех измерений.

В зависимости от изучаемых сосудов при PC МРА выбирается параметр скорости кровотока (Venc.). Он контролирует амплитуду и силу биполярного градиента. Значение Venc. должно быть близким, но не превышать скорость изучаемого кровотока. Тогда сдвиг фазы будет наибольшим и ангиографическое изображение наилучшим. Если Venc. превышает скорость кровотока, будет потеря сигнала, а при двухкратном превышении сигнала от воксела не будет совсем. Важным следствием является возможность раздельной визуализации быстрого и медленного кровотока, а также определение направления кровотока. В варианте 2D ангиография получается за короткое время и в едином слое (до 100 мм) без разделения на срезы. Дальнейшие преобразования (MIP или другие) не требуются. Поэтому ее хорошо использовать предварительно 3D методике с целью определения оптимального значения Venc. Вариант 3D дает наилучшее качество МРА изображения, но занимает больше времени.

Построение ангиографического изображения.

По методикам TOF и 3D РС получают множество тонких МРТ срезов. Они имеют низкую контрастность, высокую зашумленность и непригодны для диагностики. Ангиографическую картину получают путем математической обработки, называемой “проекцией с наибольшей интенсивностью пикселов” (MIP). Смысл ее состоит в том, что пакет МРТ срезов преобразуется в одно плоскостное изображение. Причем отбирается по всем МРТ срезам только пиксел с наибольшей интенсивностью по соответствующим координатам. “Проекционный луч” подается под разными углами, что дает возможность делать повороты изображения.

MIP реконструированное 3D PC МРА изображение отражает сумму сигналов во всех трёх плоскостях. Метод фазовоконтрастной ангиографии позволяет также получать изображение кровотока в каждом из направлений раздельно: кранио-каудальном, передне-заднем и слева-направо. Если стоит задача количественной характеристики кровотока, реконструируют фазные изображения в каждом из направлений.

Среди всех методов лучевого исследования сосудов МРА по праву занимает одно из ведущих мест. МРТ и МРА в СПб – две неотъемлимые составляющие МРТ головного мозга, особенно при головных болях. МР-венография также заняла достойное место при исследовании венозных синусов, а также венозной системы малого таза. МРА лучше получается в высоких полях, МРВ практически одинаково хорошо и в открытом МРТ.

Все статьи, размещенные на сайте, написаны лично профессором Холиным А.В. В качестве ссылки можно привести одну из последних монографий, где есть глава, посвященная физике МРТ. Холин А.В.МРТ заболеваний и травм центральной нервной системы//М: “МЕДпресс-информ”, 2017, 256, с.

Источник