Лекарскі саюз - Трэба ведаць

Разам - зможам !

Грамадскае

Аб'яднанне

(г.Магілёў)

Заснавана

ў 2000 годзе

Праекты

Месца знаходжання:

Апендыкс

Цікава ведаць

Фізіка МРТ

Чарнобыль і здароўе

Фізіка МРТ

Палыкавіцкая крыніца

Чыстая Дубравенка

Ужо два гады пасля адкрыцця Х-прамянёў у 1895 гаду былі ўрачыста адкрыты курсы стажыроўкі па радыялогіі, якія растлумачвалі медычнае ўжыванне рэнтгенаўскіх прамянёў. Эфект ядзернага магнітнага рэзананса (ЯМР) доўгі час выкарыстоўваўся толькі ў фізічных эксперыментах з моманта адкрыцця ў 1946 годзе Блохам і Парцэлам. Так было аж да пачатка 70-х гадоў, калі былі праведзены медычныя даследаванні па вызначэнню рэлаксацыйных параметраў пухлін з аднаго боку (Дамаддзян) і зроблена адкрыццё, якое садзейнічала ў далейшым атрыманню магнітна-рэзанансных відарысаў, з другога боку (Лаўтэнбур). Каля 10-ці гадоў спатрэбілася, каб з’явіліся першыя камерцыйныя МР-сістэмы, якія сталі доволі хутка распаўсюджвацца па клінікам і бальніцам усяго свету.

Галерэя

Загадка медычнага відарыса складаецца з таго, што дазваляе ствараць вобраз розных рэчаў чорным альбо белым. Звычайныя рэнтгенаграмы лёгкія для разумення: чорна/белы відарыс абумоўлены колькасцю рэнтгенаўскіх прамянёў, якія былі паглынуты дэтэктарам-прыёмнікам (рэнтгенаўская плёнка/экран). Таўшчыня, шчыльнасць і атамны нумар тканак, якія знаходзяцца па ходу распаўсюджвання рэнтгенаўскіх прамянёў, вызначае ступень аслаблення рэнтгенаўскіх прамянёў.

каб паглядзець павялічаны малюнак - клікніце па ім

XIX стагодзе

Рэвалюцыя

Вайна

Чым меней колькасць апраменьваючых рэнтгенаўскіх прамянёў дасягае прыёмніка (г.з. чым болей высокая шчыльнасць аб’екта даследавання), тым болей светлым (белым) будзе відарыс аб’екта даследавання на плёнке. У кампутарнай рэнтгенаўскай тамаграфіі (КТ) кантрастнасць відарыса абумоўлена выключна электроннай шчыльнасцю аб’екта даследавання: чым вышэй электронная шчыльнасць выбранага аб’ёмнага элемента (volume element, альбо voxel, г.з. volume х element), тым ярчэй (бялей) відарыс аб’екта.

У адрозненне ад звычайнай рэнтгенаграфіі і КТ тлумачэнне прынцыпаў атрымання чорнага/белага відарыса пры МРТ не такое простае, а даволі складанае для разумення. Адны і тыя-ж анатамічные стварэнні і вучасткі пашкоджання могуць выглядаць на адных МР-відарысах цёмнымі, а на другіх светлымі (гл. наступныя здымкі).

Развіты сацыялізм

Цікава ведаць

Спасылкі

Фізіка МРТ

Разуменне асноў МРТ залежыць ад разумення розных фізічных прынцыпаў, якія ўключаюць магнітныя ўласцівасці ядзер, калектыўныя паводзіны ядзер у момант радыячастотнага апраменьвання, рэлаксацыйныя ўласцівасці ядзер у розным макрамолекулярным акружэнні, а таксама абсталяванне і тэхніку атрымання відарыса, якая дазваляе разрозніваць здаровыя і паталагічныя тканкі з максімальнай ступенню дыферэнцыяцыі і кантраста.

Частата, якая выкарыстоўваецца ў МРТ, знаходзіцца ў FM дыяпазоне (радыё- і тэлетрансляцыя), а яе магнітуда на 9 парадкаў меней, чым рэнтгенаўскага і гамма выпраменьванняў, і біялагічна няшкодна (мал.1).

Магнетызацыя і магнітны момант.

Як і любому вялікаму фізічнаму паняццю, магнетызму прысвечаны дастаткова тоўстыя кнігі. З мэтай спрашчэння і эканоміі часу тут будуць выкарыстоўвацца тыя эмпірічные веды, якія кожны з нас мае аб магнітных уласцівасцях матэрыялаў.

Агульнавядома, што магнітнае цела можа прыцягваць металічныя аб’екты і арыентавацца ўздоўж накірунка вонкавага магнітнага поля. Гэтыя ўласцівасці могуць графічна адлюстроўвацца вектарам, чыя даўжыня (альбо болей дакладна modulus), прадстаўляе моц прыцягнення і накіроўвання ўласнай магнітнай “поўначы” аб’екта.

Гэты вектар мае назву “магнітны момант” альбо “магнетызацыя”, што болей дакладна вызначаецца як магнітны момант на адзінку аб’ёма (мал.2В).

Электронны і ядзерны магнетызм.

Як вядома з 19-га стагоддзя, што цыркулюючы па замкнутаму абрысу электрычны ток прадуцуе магнітны момант (магнітнае поле) (мал.2A).

Моц і накірунак магнетызацыі адпавядаюць інтэнсіўнасці і накірунку электрычнага тока (мал.3).

Адпаведна, зарад рэчыва, якое раціруецца (верціцца), прадуцыруе ўласнае магнітнае поле і адказвае за магнітныя ўласцівасці рэчыва (мал.2B).

Болей прывабным ізатопам для МРТ з’яўляецца вадарод (пратон, Н1):

1. У арганізме яго знаходзіцца ў дастатковай колькасці (на 70% арганізм чалавека складаецца з вады). Акрамя пратонаў вады таксама і пратоны тлушчавой тканкі, трыгліцэрыдаў, уносяць свой уклад у тканкавы ЯМР сігнал.

2. Магнітны момант вадарода дастаткова вялікі, яго МР-сігнал самы моцны (болей чым ў 1000 разоў, чым усе астатнія).

Атам вадарода складаецца з пазітыўна зараджанага ядра, які ўключае адзін пратон, і негатыўна зараджанага арбітальнага электрона. Электрон рухаецца па замкнутаму колу вакол ядра (спрошчаная мадэль) і па гэтай прычыне прадуцуе электронны магнетызм. Пратон сам верціцца вакол сваёй васі і ў сувязі с тым, што ён з’яўляецца заряджанай часцінкай, то ён валодае ядзернай магнетызацыяй.

Гэтыя пратоны яшчэ называюцца “магнітнымі дыполямі”. У адсутнасці вонкавага магнітнага поля магнітныя дыполі вадарода хаатычна арыентаваны ў целе і, таму, чыстая магнетызацыя тканак адсутнічае (гл.мал.4А).

Пратон вядзе сабе як маленькі магніт: ён мае паўночнае і паўднёвае канцавоссе і падобен на стрэлку компаса. Аднак гэта параўнанне абмяжоўваецца квантавымі ўласцівасцямі ядра вадарода. Калі ўсе компасныя стрэлкі выстройваюцца ў магнітным поле ў адным накірунке, то ядзерные магнітныя моманты могуць быць паралельныя альбо антыпаралельныя накірунку вонкавага магнітнага поля (з нязначнай перавагай дыполяў, якія накірованы уздоўж вонкавага магнітнага поля і знаходзяцца на нізкім энэргетычным узроўне; дыполі, накірованыя супраць вонкавага магнітнага поля, знаходзяцца на высокім энэргетычным узроўне). Гэта перавага прадуцыруе ў тканках невялікую чыстую раўнаважную магнетызацыю Мо (гл.мал.4B). Гэта розніца дасягае 1:1млн., г.з. адзін пратон з міліёна ўчаснічае ў стварэнні ЯМР сігнала. Ядзерный магнітны рэзананс здольны вымерыць гэтую ядзерную магнетызацыю.

Не ўсі хімічныя элементы валодаюць ядзернай магнетызацыяй. Калі болей чым адзін пратон і нейтрон знаходзяцца ў ядрэ, дыполі схільны да ўтварэння паміж сабой пар, гася тым самым магнітны эфект друг друга. Таму ў ядрах з цотнай колькасцю пратонаў і нейтронаў магнітны дыпольны момант адсутнічае. Ядра з няцотнай колькасцю пратонаў і/альбо нейтронаў валодаюць чыстым магнітным дыпольным момантам і робяць тым самым фенамен ядзернага магнітнага рэзананса магчымым.

Тэарэтычна на МРТ магчыма даследаванне і другіх атамных ядзер, такіх як С-13 (6 пратонаў, 7 нейтронаў), F19 (9 пратонаў, 10 нейтронаў), Nа-23 (11 пратонаў, 12 нейтронаў) і Р-31 (15 пратонаў, 16 нейтронаў).

ЯМР рэзананс

Мост даўжынёй 1,810 м (5,940 ft), які быў пабудаваны праз канал Puget Sound каля Tacoma, Washington. Мост быў адчынены 1 чэрвеня 1940. Праз 4 месяцы ён разбурыўся з-за эфекту рэзананса (моцны вецер,які дасягаў 68 км/г.)

Улічваючы, што любы фізічны фенамен, які сустракаецца з вызначанай і дакладнай частатой, называецца рэзанансам, то і змяненне магнетызацыі, якое вызвана апраменьваннем радіячастотнымі хвалямі, называецца ядзерным магнітным рэзанансам.

Першы крок у эксперыменце па ядзернаму магнітнаму рэзанансу складаецца ў размяшчэнні хімічнага (альбо біялагічнага) аб’екта альбо челавечаскага цела ў дастаткова моцнае вонкавае магнітнае поле.

Калі даследуемы аб’ект (тканка) знаходзіцца ў магнітным поле Во і застаецца там дастатковы час (5-10 сек), чыстая тканкавая магнетызацыя дасягае раўнаважнага ўзроўня Мо, які прапарцыянален моцы вонкавага магнітнага поля Во. Мо накіроўваецца ўздоўж Во (“уздоўжны” альбо “z” накірунак) (гл.мал.4В).

Узбуджанасць ядзер вадарода электрамагнітнымі хвалямі прыводіць да адхілення тканкавай магнетызацыі ад васі вонкавага магнітнага поля Во. Аднак гэты эфект будзе магчымы толькі пры бяспрэчных узаемадачыненнях паміж частатой электрамагнітных хваль (w) і індукціяй вонкавага магнітнага поля (Bo) –

Гэта ўраўненне (альбо ўраўненне Лармора, Sir Joseph Larmor – ірландскі фізік, які прапанаваў гэта ўраўненне) тлумачыць, што частата радыёхваль, здольных адхіліць магнітны момант, прама прапарцыянальна індукцыі вонкавага магнітнага поля. Азначнік γ/2π для вадарода ровен 42.57 Мегагерц на Тэслу (МHz/Т), дзе γ – гірамагнітны фактар, спецыфічны для кожнага хімічнага элемента.

У МРТ радіёчастотныя хвалі выпраменьваюцца на працягу вельмі кароткага часу (некалькі мілісекунд) і называюцца радіёчастотным (узбуджаючым) імпульсам (альбо RF імпульсам). Накірунак RF імпульса перпендзікулярны накірунку пастаяннага магнітнага поля. Кут, на які магнетызацыя адхіляецца ад уздоўжнай васі вонкавага магнітнага поля Во, вызначаецца энергіяй RF імпульса:

θ=γВ₁τp,

дзе θ – кут адхілення магнітнага моманта, γ - гірамагнітны фактар, В₁- амплітуда магнітнай кампаненты радіёчастотнага імпульса, τp - працягласьць імпульса.

Напрыклад, 30⁰ альбо 90⁰ RF імпульс прадстаўляюць сабой электрамагнітныя імпульсы ўзбуджэння, якія адхіляюць чыстую тканкавую магнетызацыю на 30⁰ альбо 90⁰. Таму што ядзерная магнетызацыя вымяраецца на працягу яе аднаўлення ў раўнаважны стан (equilibrium), тлумачэнне стана аднаўлення магнетызацыі набывае вельмі важнае значэнне.

Аднаўленне магнетызацыі да раўнаважнага стану.

Калі мы адхіляем стрэлку компаса з раўнаважнага стану, яна вяртаецца ў папярэдні стан так хутка, як толькі мы яе адпусцім.

Так і ядзерная магнетызацыя вяртаецца ў раўнаважны стан, які накірованы ўздоўж вонкавага магнітнага поля Во. Аднак гэта параўнанне недастаткова карэктнае, таму, што рух магнітных тканкавых дыполяў болей складаны, чым стрэлкі компаса, і можа быць раздзелена на два элементарных руха (прэцэсія і рэлаксацыя).

Прэцэсія.

Прэцэсія вызначаецца як кручэнне (ратацыя альбо спіннінг) ядзернай магнетызацыі (спіннінг-пратонаў альбо “спінаў”) вакол накірунка вонкавага магнітнага поля Во (гл.мал.5 і 6A). Прэцэсія вызначаецца як кручэнне (ратацыя альбо спіннінг) ядзернай магнетызацыі (спіннінг-пратонаў альбо “спінаў”) вакол накірунка вонкавага магнітнага поля Во (гл.мал.5 і 6A).

Гэты рух пачынаецца адразу пасля адхілення магнетызацыі са стану equilibrium’a, паралельнага вонкаваму магнітнаму полю Во. Частата прэцэсіі спіна, згодна з ураўненнем Лармора, выключна залежыць ад моцы (індукцыі) вонкавага магнітнага поля (чым вышэй індукцыя вонкавага магнітнага поля, тым вышэй частата прэцэсіі спінаў) (гл.мал.6B).

Пры вядомай індукцыі магнітнага поля ядра розных хімічных элементаў (напрыклад, вадарод альбо вуглерод) прэцэсіруюць з рознай рэзананснай частатой і, таму, могуць быць разрозненыя друг ад друга. Напамінаю, што кожны хімічны элемент мае свой уласны гірамагнітны фактар (гл. ураўненне Лармора). Напрыклад, пры сіле магнітнага поля ў 1 Тэслу (Тл) рэзанансная частата Н-1 дасягае 42.57 MHz, у той час як рэзанансная частата С-13 дасягае 10.7 MHz (1MHz=1млн цыклаў у сек). Такім чынам, пры індукцыі магнітнага поля ў 1Т частата в 42.57 MHz адзначаецца той частатой электрамагнітнага апраменьвання, якая павінна быць выкарыстана для ўзбуджэння ядзер вадарода (пратонаў), каб фенамен магнітнага рэзананса быў магчымым. Важна таксама, каб ресівер (прыёмная шпуля) быў дакладна наладжан на гэтую частату для прыёма выпраменьваемых пратонамі сігналаў.

Рэлаксацыя.

Рэлаксацыя прадстаўляе сабой працэс аднаўлення магнетызацыі ў раўнаважны стан.

Сапраўдная тканкавая магнетызацыя Мо з’яўляецца толькі нязначнай фракцыяй галоўнага вонкавага магнітнага поля Во і таму, калі Мо накірована уздоўж Во па ўздоўжнай (z) васі, Мо вельмі цяжка альбо немагчыма вымераць. Перад 90⁰ RF імпульсам раўнаважная магнетызацыя называецца ўздоўжнай (“спін-рашотачнай”). Аднак маленькая Мо можа быць вымерана, калі спін раціраваць альбо адхіліць з уздоўжнай плоскасці ў папярочную (xy) плоскасць. 90⁰ RF імпульс павінен мець Лармораву частату, якая роўная частаце прэцэсіі пратона. Калі чыстая тканкавая магнетызацыя Мо адхіляецца ў папярэчную плоскасць, то яна называецца папярочнай (“спін-спінавай”, Mxy) .

Пры аднаўленні магнетызацыі ў раўнаважны стан пасля 90⁰ RF імпульса адзначаецца ўзрастанне ўздозжнай магнетызацыі ад 0 (нуля) да Мо і памяньшэнне папярочнай магнетызацыі (Mxy) ад Мо да 0 (нуля) (гл.мал.7).

Улічваючы, што змена вектараў уздоўжнай і папярочнай магнетызацыі з’яўляецца экспаненцыяльнай (ступеннай) функцыяй, то вызначыць агульны час вяртання ў раўнаважны стан немагчыма. Па гэтай прычыне хуткасць вяртання ў раўнаважны стан характэрызуецца экспанентнымі часавымі пастаяннымі (Т1 і Т2, гл. ніжэй). З другога боку, modulus магнетызацыі ў час рэлаксацыі не з’яўляецца пастаяннай велічынёй (гл.мал.8).

Болей падрабяна разгледзім уздоўжную і папярочную рэлаксацыю.

Уздоўжная рэлаксацыя.

Адразу пасля 90⁰RF імпульса ўздоўжная магнетызацыя Мо адхіляецца з z плоскасці (мал.7-1) у папярочную плоскасць (xy). Уздоўжная магнетызацыя робіцца роўнай нулю (мал.7-2). У далейшым адрэзку часу магнетызацыя пачынае ўзрастаць альбо “аднаўляцца” (ўздоўжная рэлаксацыя) уздоўж уздоўжнай васі z (мал.7-3).

Хуткасць аднаўлення уздоўжнай магнетызацыі вызначаецца ўздоўжным часам рэлаксацыі Т1. Т1 прадстаўляе сабой час, неабходны на аднаўленне (узрастанне) 63% вектара магнетызацыі Мо (гл.мал.9).

Залежнасць уздоўжнай намагнічанасці ад часу з’яўляецца экспанентай:

дзе Mz(t) – амплітуда сігнала ўздоўжнай намагнічанасці, Mz(0) - пачатковая (раўнаважная) намагнічанасць, t – час пасля спынення RF імпульса, T1- час уздоўжнай рэлаксацыі.

Пратоны вадарода розных тканак маюць розны час рэлаксацыі Т1 з-за рознага макрамалекулярнага акружэння (гл.мал.10).

Нейкія тканкі (напрыклад тлушч) маюць вельмі высокую хуткасьць аднаўлення (рэлаксацыі) альбо кароткі Т1 (каля 150-250 мсек), у той час як другіе - болей доўгае Т1 (напрыклад 2000-3000 мсек у спінамазгавой вадкасці) (гл.мал.11). Як мы убачым далей, кантраст МР-відарыса дакладна і базуецца на розніцы рэлаксацыйных паказчыкаў розных тканак.

Папярочная рэлаксацыя.

Пасля 90⁰ RF імпульса папярочная магнетызацыя альбо Mxy робіцца максімальнай, г.з. набірает моц (велічыню) як і Мо перад 90⁰ RF імпульсам (гл.мал.7-2,12В).

Індівідуяльныя дыполі пачынаюць прэцэсіраваць вакол z васі. Чыстая тканкавая папярочная магнетызацыя Mxy таксама прэцэсіруе вакол z васі. Праз нейкі час прэцэсіруючыя дыполі ўзаемадзейнічаюць друг з другам і з макрамалекуламі (гл.мал.12А,13) і імкнуцца выйсці з фазы друг з другам. Гэты працэс назваецца “дэфазацыяй”.

З-за дэфазацыі дыполяў вектар чыстай папярочнай магнетызацыі Mxy прагрэсіўна памяньшаецца (гл.мал.7-3 – 7-4,12). Праз акрэслены час кожнаму дыполю, накірованному ў адным накірунке, адпавядае другі дыполь, які мае процілеглы накірунак (мал.12С). Калі гэта здараецца, папярочная магнетызацыя Mxy робіцца роўнай нулю (гл.мал.7-5 – 7-6). Спад папярочнай магнетызацыі абумоўлены рэарыентацыяй магнітных дыполяў з папярочнай плоскасці ў z плоскасць і, што болей важна, стратай фазавых сувязей паміж магнітнымі дыполямі даследваемага voxel’я (гл.мал.12А,12С).

Хуткасць спада сігнала вызначаецца папярочным часам рэлаксацыі Т2. Т2 - гэта рэлаксацыйны час, неабходны для спада 37% вектара папярочнай магнетызацыі пасля 90⁰ RF-імпульса (гл.мал.12А).

Памяньшэнне сігнала з часам таксама здараецца па экспаненце:

дзе Mxy(t) – амплітуда сігнала папярочнай намагнічанасці, Mz(0) - пачатковая (раўнаважная) намагнічанасць, t – час пасля спынення RF імпульса, T2- час папярочнай рэлаксацыі.

Як розныя тканкі маюць розныя паказчыкі часу рэлаксацыі Т1, так яны маюць і розныя паказчыкі часу рэлаксацыі Т2. У большасці выпадкаў у тканкавых дыполяў дэфазаванне (альбо спад папярочнай магнетызацыі) здараецца значна хутчэй, чым наступае аднаўленне ўздоўжнай магнетызацыі. Т2 даных тканак таму звычайна выразна карацей, чым іх Т1. Узровень Т2 звычайна не превышае 10-20% узроўня Т1.

Як ужо казалась, працэсы Т1 і Т2 рэлаксацыя здараюцца адначасова, але накірованы ў процілеглых накірунках (калі Т1 рэлаксацыя – гэта працэс аднаўлення, узрастання ўздоўжнай магнетызацыі, то Т2 рэлаксацыя – гэта працэс спада, зніження папярочнай магнетызацыі)(гл.мал.8 і 14). І Т1 і Т2 уносяць свой уклад у ўтварэнне сігнала (Т1 – регулюе хуткасць аднаўлення магнетызацыі ў раўнаважны стан і, таму, обумоўлівае тот узровень магнетызацыі, які затым можа быць выкарыстаны для паўторнага адхілення ў папярочную плоскасць; Т2 – змяньшае сігнал у папярочнай плоскасці з-за дэфазацыі спінаў).

Узровень Т1 валодае большай дысперсіяй у розных індывідуўмаў, у розных тканках і пры розных узроўнях інтэнсіўнасці вонкавага магнітнага поля, таму дакладныя паказчыкі Т1 не могуць характарызаваць паталагічны працэс. Аднак, іерархія розных тканак па паказчыкам Т1 і Т2 адносна пастаянная і таксама ўзнаўляецца як паміж рознымі індывідуўмамі, так і рознымі МРТ сістэмамі.

Якой бы ні быў узровень уздоўжнай магнетызацыі ў voxel’е, ён будзе той і толькі той, які можа быць адхілен у папярочную плоскасць і вымеран як сігнал пасля кожнага 90⁰ імпульса.

Апраменьваюць тканкавы voxel RF імпульсамі, якія паўтараюцца, (г.з. імпульсная паслядоўнасць) звычайна праз меньшы інтэрвал часу, чым паспявае надыйсці поўная Т1 рэлаксацыя. Тканкі с кароткім Т1 (з хуткім аднаўленнем чыстай магнетызацыі ў z плоскасці) маюць болей высокую наступную ўздожную магнетызацыю Мо (болей часу на аднаўленне), чым тканкі з доўгім Т1.

Вымярэнне ЯМР сігнала.

Адхіленне Мо у папярочную плоскасць выклікаецца апраменьваннем пацыента кароткай успышкай альбо “імпульсам” электрамагнітнага апраменьвання Ларморавай частатой (роўнай частаце прэцэсіі пратона). Так узнікае фенамен ядзернага магнітнага рэзананса (ЯМР). Хаця прэцэсія магнетызацыі Мxy у папярочнай плоскасці доволі слабая, але яна індуцыруе вымяраемы электрычны ток на рэсіверы (прыёмнай шпуле) (мал.15). З-за таго, што ток мае ўсю інфармацыю аб магнетызацыі, таму ён называецца сігнал. ЯМР сігнал часам называюць FID (free induction decay – спад свабоднай індукцыі) і прадстаўляе сабой сінусаідальную хвалю.

У сувязі з тым, што атрыманы сігнал можа состоять із мноства розных частот, то атрыманыя параметры вымяраюцца пасля матэматычнай апрацоўкі сігнала з дапамогай метада Фур’е-пераўтварэння (Fourier transform – FT, Joseph Fourier, 1768-1830 - матэматык). Гэта аперацыя раздзяляе частоты атрыманага сігнала на розныя пікі.

Можна вымерыць наступныя параметры ЯМР сігнала (мал.16):

частату сігнала, г.з. колькасць поўных цыклаў крывой у секунду (вымераецца ў Герцах, 1 Hz= 1 цыкл у секунду);
інтэнсіўнасць (амплітуду) сігнала (прапарцыянальна modulus’у магнетызацыі), г.з. максімальный пік курватуры сінусоіды (вымяраецца ў міллівольтах, mV);
фазу сігнала, якая характэрызуе пачатковую амплітуду хвалі (фаза можа параўноўвацца для хваль з падобнай частатой; адзін поўный цыкл ровен 360⁰);
працягласць сігнала (шырыня піка), якая характэрызуецца пастаяннай Т2.

Атрыманне відарыса.

Калі разместіть пацыента ў вонкавы магніт і ўздзейнічаць на яго RF-імпульсам Ларморавай частаты, то ўсе пратоны цела пацыента срэзануюць і адхіляцца на адпаведну кут. Таму мы не будзем мець інфармацыі аб месцазнаходжанні кожнага пратона.

Каб апрамяніць паслойныя зрэзы, неабходна кадаваць сігнал так, каб яго кампаненты мелі залежнасць ад становішча ядзер в прасторы. Гэты працэс можна раздзяліць на две фундаментальныя аперацыі:

Атрыманне відарыса зрэза.
Прасторавае кадаванне сігнала ў зрэзе.

Абедзьве названыя аперацыі базуюцца на тым факце, што частата прэцэсіі ядзер прапарцыянальна сіле статычнага магнітнага поля (формула Лармора) (мал.17,18).

У адсутнасці z градыента дзве тэставыя прабіркі з вадой, якія знаходзяцца ў рознай z пазіцыі, валодаюць аднолькавай рэзананснай частатой. Пры вымярэнні частаты прымаемага сігнала тэст-прабіркі прасторава не разрозьніваюцца(B). Пры прыкладанні лінейнага z градыента (C) і індукцыя магнітнага поля (Bz) і рэзанансная частата лінейна змяняюцца ў z накірунку. 2 тэст-прабіркі прадуцуюць сігналы з рознай частатой (гэтыя частоты разрозьніваюцца прапарцыйна іх аддаленню друг ад друга).

Асноўная ідэя атрымання прасторавай інфармацыі з дапамогай ЯМР зводзіцца да прымянення слабога лінейна змяняемага ў прасторы магнітнага поля (г.з. градыент магнітнага поля). З дапамогай адмысловых градыентных шпуль, якія знаходзяцца ўнутры магніта (мал.19), форма пастаяннага магнітнага поля скажаецца такім чынам, што поле перастае быць аднародным і яго напружанасць залежыць ад прасторавай каардынаты:

В=Bo+zGz, дзе Bo- напружанасць зыходнага аднароднага магнітнага поля, z - прасторавая каардыната, Gz - градыент поля, прыкладзены ўздоўж васі Z, вымяраемы ў адзінцы Тэсла/метр (Т/м). У адпаведнасці з формулай Лармора частата прэцэсіі ядзер (w) у прысутнасці градыента магнітнага поля (Gz) таксама залежыць ад становішча ядра ў прасторы (z): w=wo+γzGz.

Пры дапамозе аднаго градыента можна “разбіваць” аб’ект на зрэзы, а пры дапамозе астатніх праводзіць прасторавае кадаванне ўнутры зрэза.

Такім чынам, ведая частату свабоднай прэцэсіі ядра ў прысутнасці градыента поля, можна вылічыць яго прасторавую каардынату і, наадварот, калі апрамяніць аднамерную праекцыю аб’екта ў накірунку градыента.

Выбар зрэза.

Для атрымання інфармацыі ад выбранага слоя аб’екта неабходна прыкласці градыент у накірунку, перпендыкулярнаму плоскасці зрэза. Пры гэтым частата прэцэсіі ядзер у слое, які мае Вашу цікавасьць, таўшчынёй dz будзе ляжаць ў дыяпазоне D w=± 1/2g dz Gz. Выкарыстоўвая селектыўны імпульс з паласой узбуджэння, роўнай g dz Gz, і частатой прэцэсіі w у цэнтры слоя, можна выбарачна ўзбудзіць адпаведны слой (мал.17C,D). Навакольныя ядра ня будуць даваць уклад у назіраемы сігнал. Чым болей амплітуда градыента і чым даўжэй імпульс, тым больш тонкі ўзбуджаемы слой. У сучасных медычных МР-тамографах мінімальная таўшчыня зрэза дасягае да 1 мм.

Прасторавае кадаванне.

Такім чынам, у аб’екце выбраны слой, які нам неабходзен. Наступны крок – раздзяленне інфармацыі ад розных кропак у гэтым сячэнні. Для гэтага выкарыстоўваюцца дадатковыя два градыенты – фазакадзіруючы Gy і чытаючы Gx. Для пэўнасці будзем лічыць, што фазакадзіруючы градыент накірован па Y, а чытаючы па Х.

А) фазакадзіруючы градыент.

Будзем лічыць, што спіны знаходіліся ў градыенце Gy на працягу часу τp (мал.20).

За гэты час у адпаведнасці з ураўненнем Лармора спіны павернуцца на кут θ:

θ=γB₁τp=γ(Bo+yGy)τp,

дзе y –каардыната ўздоўж васі Y. Такім чынам, пасля інтервала τp, фазы прэцэсіі спінаў будуць лінейна залежаць ад іх становішча на васі Y, г.з. у накірунку фазакадзіруючага градыента. Такім чынам, фаза атрыманага сігнала нясе інфармацыю аб месцазнаходжанні крыніцы сігнала.

Б) Чытаючы градыент.

Чытаючы градыент выкарыстоўваецца для кадавання прасторавай інфармацыі ў другім накірунку, г.з. па васі Х. Ён уключаецца з такім разлікам, каб рэгістрацыя сігнала праходзіла ў прысутнасці толькі чытаючага градыента Gx (мал.21В).

Пры гэтым регіструесыя частоты апраменьвання спінаў (w) залежаць ад велічыні градыента (Gx) і месцазнаходжання ядра ў прасторы (x) у адпаведнасці з ураўненнем Лармора:

w=wo + γxGx.

Такім чынам, частата атрыманага сігнала нясе інфармацыю аб месцазнаходжанні ядра на васі Х, а фаза – а месцазнаходжанні на васі Y. Тым самым каардынаты ядра ў выбранай плоскасці вызначаюцца характарыстыкамі апраменьвання, якое выпускаецца гэтым ядром. Для выдзялення частотнай і фазавай інфармацыі з атрыманага сігнала і тым самым для рэканструкцыі відарыса выкарыстоўваецца матэматычная аперацыя параўтварэння Фурье. З яго дапамогай атрыманы сігнал як функцыя частаты і фазы ператвараецца ў функцыю прасторавых каардынат x і y адпаведна:

дзе I(x,y) – інтэнсіўнасць вокселя, S(tx,Gy) – інтэнсіўнасць сігнала рэха, Gx і Gy – градыенты па x і y адпаведна, tx і ty – іх працягласьць.

Неабходна казать а фактарах, якія ўплываюць на агульны час атрымання відарыса:

T_total = N_acqs x N_ph-enx TR,

дзе Ttotal – агульны час сканіравання, Nacqs - колькасць усярэдненасцей (паўтарэнняў) імпульснай паслядоўнасці (чым болей усярэдненасцей, тем лепей суадносіны “сігнал/шум”), Nph-en - колькасць крокаў фазавага кадавання (128, 256, 512 і др.), TR - час паміж 900 RF імпульсамі. Так, калі выбрать 256 фазакадзіруючых крокаў, 2 усярэдненасці і TR=3 сек., то агульны час сканіравання досягне каля 26 хвілін.

Метад 2D Фур’е пераўтварэння відарыса.

Для добрага разумення працэса трансфармацыі тканкавага voxel'я ў канчатковы відарыс неабходна памятаць, што пры МР-тамаграфіі відарыс атрымліваецца не простым шляхам, а пры дапамозе прамежкавага этапа (фарміраванне лічбавай матрыцы, г.з. "сырых" даных), дзе збіраецца інформацыя а мностве элементарных сігналаў у час прасторавага кадавання. Гістарычна склалася, што восі гэтай матрыцы назваюцца kx і ky, таму і сама матрыца завецца k-прастора (k-space). Хаця і немагчыма праводзіць МР-дыягностыку, выкарыстоўвая інфармацыю k-прасторы, але той факт, што простая матэматычная аперацыя (пераўтварэнне Фур’е) з данымі гэтай матрыцы прыводзіць да атрымання клінічнага відарыса, даказвае, што k-прастора і фінальны відарыс змяшчае адну інфармацыю. Галоўнае адрозненне складаецца ў тым, што гэтая інформацыя захоўваецца ў розным парадку: у канчатковым відарысе інфармацыя знаходзіцца прасторава залежна і прадстаўлена размеркаваннем інтэнсіўнасці сігнала ў рэальнай прасторы; у процілегласць у k-прасторы такіх паняткаў, як спераду, ззаду, справа і злева, не існуе. Тэорыя і просты эксперымент паказваюць, што цэнтр k-прасторы змяшчае інфармацыю а кантрасце відарыса, у той час як яго перыферыя змяшчае інфармацыю а выразнасці відарыса (вельмі маленькія дэталі).

Правілы сканіравання k-прасторы.

Працэс атрымання МР відарыса (MR acquisition) можа быць апісан як простая мадэль: сачэнне (калькіраванне) розных ліній k-прасторы пры дапамозе кантралюемага кампутаром "алоўка" на белым аркушы паперы; васямі каардынат гэтага аркуша паперы будуць kx і ky. Калькіраванне лініяў суправаджаюцца серыяй RF імпульсаў. Віртуальны аловак кіруецца параметрамі імпульснай паслядоўнасці згодна наступных правілаў:

90⁰ імпульс змяшчае "аловак" у кропку 0, якая знаходзіцца ў цэнтры k-прасторы;
Хуткасць руху ў kx накірован прапарцыйна інтэнсіўнасці градыента Gx;
Хуткасць рузу ў ky накірован прапарцыйна інтэнсіўнасці градыента Gy;
180⁰ імпульс перамяшчае "аловак" у сіметрычную кропку адносна цэнтра матрыцы (k-прасторы) 0.

Прымаемы сігнал прадстаўляецца ў выглядўе ліній k-прасторы, палажэнне якіх вызначаецца імпульснай і градыентнай паслядоўнасцью згодна правіл, пералічаных вышэй. Гэтыя правіла лічацца дыдактычнымі, г.з. на іх будуецца мноства метадаў атрымання МР відарыса. На мал.24 паказана траекторыя k-прасторы пры SE імпульснай паслядоўнасці, на аснове якой базуецца ўся МР семіялогія.

SE імпульсная паслядоўнасць і адпаведная траекторыя k-прасторы. Пасля 90⁰ імпульса, кантралюемы кампутарам “аловак” знаходзіцца ў цэнтры k-прасторы (0). Негатыўны імпульс Gy градыента перасоўвае “аловак” з кропкі (0) у кропку (1). Прымяненне градыентнага імпульса Gx рухае “аловак” з кропкі (1) у кропку (2). 180⁰ імпульс перасоўвае траекторыю руху “алоўка” у сіметрычную пазіцыю (3) адносна цэнтра k-прасторы (0). У канцы прымяняецца паўторны градыент Gx, які прыводіць да “накаплення” інфармацыі ў першай лініі k-прасторы (а). Паўтарэнне наступных крокаў фазавага кадавання (Gy градыент) дапамагае адлюстроўваць інфармацыю на наступных лініях k-прасторы.

Параметры імпульсных паслядоўнасцей.

МР-відарыс з’яўляецца вынікам вымярэння магнетызацыі кожнага voxel’я даследваемага аб’ёма. Аднак, сама гэта магнетызацыя з’яўляецца функцыяй 3-х галоўных параметраў:

· Мо(раўнаважная магнетызацыя кожнага voxel’я), прапарцыйна колькасці пратонаў на адзінку аб’ёма альбо пратоннай шчыльнасці (ρ);

· Т1 (уздоўжны рэлаксацыйны час);

· Т2 (папярочны рэлаксацыйны час).

З другога боку, аператар можа сам задавать на кіруючым кампутары параметры імпульсных паслядоўнасцей. Уся МРТ семіялогія заснавана на “спін-рэха” імпульснай паслядоўнасці (SE – Spin Echo) (мал.21). У SE імпульснай паслядоўнасці за 90⁰ RF імпульсам ідзе 180⁰ RF імпульс, а далей вылічваецца рэха-сігнал. У гэтай імпульснай паслядоўнасці можна змяніць наступныя два галоўных параметра:

· TR (repetition time – час паўтарэнняў), які вызначае перыяд паслядоўнасці імпульсаў (паміж 90⁰ RF імпульсамі).

· TE (echo time – час рэха), які вызначае перыяд паміж цэнтрам 90⁰ RF імпульса і максімумам рэха.

Інтэнсіўнасць сігнала тканкавага voxel’я ў SE імпульснай паслядоўнасці вызначаецца наступным ураўненнем:

Ixy_SE (TE,TR) = N[H] exp ^-TE/T2 (1-exp ^–TR/T1),

дзе Ixy_SE – інтэнсіўнасць сігнала, N[H] - колькасць пратонаў у voxel’е, Т1 і Т2 - часы рэлаксацыі, TR - час паўтарэнняў, TE - час рэха.

Устаноўлены факт, што ТЕ адказвает за Т2 (кантралюе ступень узважанасці Т2), а ТR адказвае за Т1 (кантралюе ступень узважанасці Т1). Пратонная шчыльнасць заўсёды прысутнічае як фактар, які абумоўлівае інтэнсіўнасць МР-сігнала. Такім чынам, вар’іруя TR і TE, магчыма атрымліваць відарыс, які пераважна ўзважан па Т1, па Т2, альбо па пратоннай шчыльнасці.

Імпульсные паслядоўнасці з пераважным Т1 эфектам атрымліваюць Т1-узважаныя відарысы альбо сканы (Т1-weighted image – T1WI), з пераважным Т2 эфектам – Т2-узважаныя сканы (T2WI), з “ніякім” эфектам - “збалансавана ўзважаныя” сканы альбо сканы, узважаныя па пратоннай шчыльнасці (proton-density weighted image – PDWI) (мал.22,23).

Кантрастнасць відарыса.

Калі тканка мае короткі Т1, ўздоўжная магнетызацыя больш аднаўляецца ў прамежак паміж 90⁰ імпульсамі і, таму, с кожным наступным 90⁰ імпульсам болей высокі ўзровень магнетызацыі адхіляецца ў xy плоскасць. Гэта выклікае болей моцны сігнал і МР-відарыс ад такой тканкі атрымліваецца болей яркім (белым). Такім чынам, тканкі з кароткім Т1 выглядаюць яркімі на T1WI (напр.,тлушчавая тканка; прадукт распада гемаглабіна, метгемаглабін; тканкі, “назапашвючыя” парамагнітнае кантрастнае рэчыва, у склад якога ўваходзіць гадалініўм), а тканкі з доўгім Т1 выглядаюць цёмнымі на T1WI (напр., спінамазгавая вадкасць).

Калі тканка мае короткі Т2, дэфазацыя здараецца болей хутка і інтэнсіўнасць сігнала зніжаецца хутчэй. Такім чынам, тканкі з кароткім Т2 выглядаюць цёмнымі на T2WI (напр., шэрае рэчыва галаўных мазгоў; прадукт распада гемаглабіна, гемасідерын), а тканкі з доўгім Т2 выглядаюць яркімі на T2WI Т2 (напр., спінамазгавая вадкасць; тлушчавая тканка; зона ацёка; інфаркт; большасць пухлін).

Кампактная касцявая тканка і паветра ва ўсіх імпульсных паслядоўнасцях выглядаюць “чорнымі”, МР-сігнал ад іх адсутнічае з-за практычнай адсутнасці ў іх пратонаў. У рухомых тканках (напрыклад, інтравазальная кроў) на звычайных імпульсных паслядоўнасцях таксама МР-сігнал адсутнічае (гл. наступныя здымкі).

Дысэмбрыябластычная неўраэпітэліяльная пухліна правай скроневай долі галаўных мазгоў.

а - Т2-узважаны аксіяльны скан паказвае кістападобнае гіперінтэнсіўнае аб'ёмнае стварэнне правай скроневай долі.. Звярніце ўвагу, што ліквар мае высокую інтэнсіўнасьць МР-сігнала, а рэчыва галаўных мазгоў гіпаінтэнсіўна.

b- Т1-узважаны аксіяльны посткантрастны скан (пасьля ўнутрывеннага ўвядзеньня парамагнітнага кантрастнага рэчыва) паказвае "узмацненне" паверхневай часткі пухліны.Звярніце ўвагу, што ліквар мае нізкую інтэнсіўнасьць МР-сігнала, а рэчыва галаўных мазгоў больш высокую.

Тлушчавая тканка на Т1 і Т2-узважаных сканах гіперінтэнсіўна, кампактная костная тканка на Т1 і Т2-узважаных сканах гіпаінтэнсіўна (больш дакладна МР-сігнал ад яе адсутнічае).

Падвострае ўнутрыпухліннае кровазьліццё левай долі печані.

Асацыюецца з экстрацэлюлярным метагемаглабінам. Дае выразна высокую інтэнсіўнасць МР-сігнала як на а) Т1 і b) Т2-узважаных сканах.

Абсталяванне.

Галоўнымі складанымі часткамі МР-сістэм з’яўляюцца: галоўны магніт, градыентныя шпулі, радіёчастотны перадатчык, прыёмныя шпулі і кампутар.

Галоўны магніт патрэбен для прадуцыравання моцнага і аднароднага вонкавага магнітнага поля, дастатковага для індуцыравання вымяраемай тканкавай магнетызацыі. Моц (індукцыя) магнітнага поля вымяраюцца ў Тэслах (Тл). У клінічнай практыцы выкарыстоўваюцца магніты з індукцыяй ад 0.08 да 1.5 Тл (15000 Гаусс у сістэме СГС). Для параўнання, магнітнае поле Зямлі дастаткова малое і не перавышае 1.5 Гаусс.

Тамографы могуць быць з наяўнасцю пастаяннага магніта (індукцыяй да 0.3 Тл), рэзісціўнага магніта (альбо электрамагніта з індукцыяй да 0.3 Тл), альбо звышправодзячага магніта (індукцыяй да 2.5 Тл). Звышправодзячыя магніты з’яўляюцца разнавіднасцю рэзісціўных, у якіх для стварэння вельмі моцнага тока і адпаведнага магнітнага поля выкарыстоўваецца з’ява звышправадзімасці (выразнае падзенне электрычнага супраціўлення практычна да нуля каля абсалютнага нуля тэмпературы). Такія магніты патрабуюць многаабрысных сістэм ахаладжэння на вадкам азоце і геліі.

Электрамагнітныя шпулі меньшіх памераў, якія маюць назву “shim’іруючыя” шпулі, выкарыстоўваюцца для дакладнай настройкі статычнага магнітнага поля і робяць яго болей аднародным у той вобласці галоўнага магніта, дзе атрымліваецца відарыс даследваемага аб’екта (“вобласць цікавасці”).

Градыентные шпулі прадстаўляюць сабой электрамагнітныя шпулі з уласнай індукцыяй магнітнага поля, якая з’яўляецца толькі малой фракцыяй вонкавага магнітнага поля. Яны выкарыстоўваюцца для змянення магнітнага поля ў той вобласці галоўнага магніта, дзе атрымоўваецца відарыс даследваемага аб’екта (“вобласць цікавасці”). Градыентные шпулі (у колькасці 3-х) знаходзяцца ў 3-х узаема-перпендзікулярных плоскасцях (x, y і z), уключаюцца і выключаюцца ў момант дасьледавання пачаргова (у залежнасці ад плоскасці сканіравання) і аўтаматычна на вельмі кароткі час і выкарыстоўваюцца для забеспячэння прасторавага вырашэння.

Радіёчастотные шпулі (RF) бываюць 2-х тыпаў: перадаючая і прыёмная. Перадаючая RF шпуля выкарыстоўваецца для ўзбуджэння ядзер тканак аб’екта даследавання шляхам апраменьвання іх RF імпульсамі дакладнай частаты ў дакладным слое сканіравання. Прыёмныя шпулі выкарыстоўваюцца для прыёма MR-сігнала ад тканак аб’екта дасьледавання і бываюць розных памераў для розных анатамічных абласцей цікавасці (напрыклад, для цела, галавы, шыі, суставаў, паверхневыя, унутрыпаласныя і іншыя). Паверхневыя шпулі (у параўнанні з галаўной і для ўсяго цела) маюць больш дрэнны паказчык суадносінаў “сігнал да шуму” (signal-to-noise ratio). Паверхневыя шпулі прызначаюцца для болей дэталёвага вывучэння агабмежаванай анатамічнай вобласці.

Кампутар выкарыстоўваецца для задавання параметраў даследавання, апрацоўкі атрыманых даных (працэсінг), захавання даных і вывучэння атрыманых відарысаў.

Супрацьпаказанні да МРТ.

Абсалютныя супрацьпаказанні да МРТ.

1) Наяўнасць кардіястымулятара і мікранасосаў для падачы інсуліна (з-за іх паломкі ў пераменным магнітным поле).

2) Наяўнасць металічных іншародных цел у даследваемай вобласці (асабліва ўнутрывочныя ферамагнітныя іншародныя цела) з-за рызыкі пашкоджання імі прылягаючых кравяносных сасудаў і анатамічных утварэнняў.

3) Наяўнасць гемастатычных кліпс (асабліва ўнутрычарапныя ферамагнітныя сасудзістыя кліпсы) з-за рызыкі пашкоджання імі прылягаючых кравяносных сасудаў і анатамічных стварэнняў.

4) Ферамагнітныя і электронныя стапедыяльныя імплантанты (з-за іх паломкі альбо рызыкі пашкоджання імі прылягаючых кравяносных сасудаў і анатамічных стварэнняў у пераменным магнітным поле).

5) Першыя тры месяца цяжарнасці з-за рызыкі награвання плада.

Адносныя супрацьпаказанні да МРТ.

1) Клаўстрафобія.

2) Ятрафабія (дзеці).

3) Няферамагнітныя стапедыяльныя імплантанты.

4) Кахлеарныя імплантанты.

5) Пратэзы сардэчных клапанаў (асабліва ў моцных палях, пры падазрэнні на разыходжанне швоў).

6) Пацыенты, якія знаходяцца ва ўзбуджаным стане, пры безпаспяховасці седацыі.

7) Сардэчная недастатковасть у стадыі дэкампенсацыі.

8) Сістэмы металаостэасінтэза ў вобласці цікавасці (артэфакты).

9) Грым, касметыка (артэфакты з-за кампанентаў, якія змяшчаюць металы).

Вынік.

25 гадоў пасля першай публікацыі па медычнаму прымяненню МРТ гэты метад візуалізацыі прагрэсіўна трансфармаваўся ў адзін з самых значных метадаў медычнай дыягностыкі. Акрамя 3-х фундаментальных спосабаў атрымання відарыса (па пратоннай шчыльнасці, Т1 і Т2) з’явілася вялікая колькасць іншых методык, якія значна пашырылі вобласьць прымянення МРТ. МРТ – адна з самых дынамічна развіваемых дысцыплін візуалізаціі.

Склаў Волкаў С.А.

Выкарыстаная літаратура.

1. М.Лич “Получение ЯМР-изображений с пространственной локализацией” (в кн. “Физика визуализации изображения в медицине.” в 2-х томах, под редакцией С.Уэбба, 2 том, стр.105-223). “Мир” Москва. 1991 .

2. М.Г.Якобсон с соавторами, “Введение в МР-томографию” Международный Томографическій Центр СО АН СССР, Новосибирск, 1991.

3. Л.М.Фадеева. Основы метода магнитно-резонансной томографии. (в кн. Коновалов А.И.,Корниенко В.Н., Пронин И.Н. “Магнитно-резонансная томография в нейрохирургии” “Видар” Москва 1997, стр.10-57)

4. Н.Н.Блинов, А.И.Лейченко. Томография на основе ядерного магнитного резонанса (ЯМР-томография). Стр.206-217. В кн. Технические средства медицинской интроскопии. Под редакцией Б.И.Леонова. Москва “Медицина” 1989

5. Magnetic Resonance in Medicine. The Basic Textbook of the European Magnetic Resonance Forum. Edited by Peter A. Rinch. Third Edition. Blackwell Scientific Publications. Oxford. 1993.

6. T.A.Carpenter,E.J.Williams MRI-From basic knowledge to advanced strategies: Hardware. Eur.Radiol.9,1015-1019 (1999) Springer-Verlag

7. M.O.Leach. The Physical Basis of NMR Studies Measuring Physiological Function and Metabolism. (in Functional Studies Using NMR. Edited by V.Ralph McCready et al.. Springer-Verlag. London-Berlin-New York-Paris-Tokio. 1987: 15-42.)

8. A.G.Osborn, R.E.Hendrick, E.Kanal. Introduction to Magnetic Resonance Imaging. A Basic Primer. University of Utah . Salt Lake City . Nycomed Imaging. 1992.

9. Basic Principles of MR Imaging. Philips. 1995

10. J.Bittoun (1998) Basic Principles of Magnetic Resonance Imaging. 15^th Annual Scientific Meeting of the European Society for Magnetic Resonance in Medicine and Biology (ESMRMB) Geneva , September 17-20, 1998 . Springer 1998

Фізіка МРТ

Магнетызацыя і магнітны момант.

Электронны і ядзерны магнетызм.

ЯМР рэзананс

θ=γВ1τp,

Аднаўленне магнетызацыі да раўнаважнага стану.

Прэцэсія.

Рэлаксацыя.

Уздоўжная рэлаксацыя.

Папярочная рэлаксацыя.

Вымярэнне ЯМР сігнала.

Атрыманне відарыса.

Выбар зрэза.

Прасторавае кадаванне.

Метад 2D Фур’е пераўтварэння відарыса.

Правілы сканіравання k-прасторы.

Параметры імпульсных паслядоўнасцей.

Кантрастнасць відарыса.

Дысэмбрыябластычная неўраэпітэліяльная пухліна правай скроневай долі галаўных мазгоў.

Падвострае ўнутрыпухліннае кровазьліццё левай долі печані.

Абсталяванне.

Супрацьпаказанні да МРТ.

Вынік.

Выкарыстаная літаратура.

θ=γВ₁τp,