Phase oversampling перевод значение в мрт
- Клиникам
- Врачам
- Примеры заключений
- Полезные материалы
- Врачи
- Отзывы
- Соглашение
Артефакты на МРТ: от металла, движения, послеоперационных изменений
Артефакты – это погрешности, которые значительно ухудшают качество визуализации при МРТ. Существует целый перечень побочных эффектов, которые существенно ухудшают качество графической картинки.
Артефакт дыхания на МРТ
Есть большая группа физиологических дефектов, погрешностей от случайных движений, морганий, глотания во время выполнения процедуры. Послеоперационные артефакты на МРТ не позволяют полноценно определить состояние человека после осуществления хирургической манипуляции, выявить характер отека, злокачественной сформированной рубцовой ткани. Искажения, мешающие оптимальному восприятию, требуют верификации другими методами.
Артефакты на МРТ: основные виды
В зависимости от вариаций артефакты при магнитно-резонансной томографии разделяются на ошибочное позиционирование, дефекты сдвигов, двигательные искажения. В ряде случаев возникает имитация патологии, которая мешает правильной трактовке ситуации.
Для определения артефактов требуется предварительно оценить состояние человека при проведении обследования. Если он неровно дышит, моргает, двигается на томограмме возможны погрешности.
Основные виды артефактов на МРТ:
1. Проблемы с системой РЧ-детекции – квадратурные погрешности;
2. Артефакты от металла на МРТ – негомогенность поля на снимке;
3. Неправильный градиент магнита – искажение градиента;
4. Нарушения работы РЧ-катушки;
5. Артефакты «motion» – движение пациента при сканировании;
6. Движение жидкости – артефакт потока;
7. Химический сдвиг тканей – артефакт;
8. Высокие размеры воксела;
9. Неправильный выбор поля.
По степени изменения качества картинки выделяют несколько видов артефактов:
• Связанные с некачественной работой оборудования;
• Проблемы при единичном сканировании;
• Дефекты, которые существенно не нарушают интерпретацию изображений.
Вышеописанные проблемы могут вызываться поведением пациента при сканировании, физическими факторами, неисправностью аппаратуры, некорректными действиями оператора.
Особый вид – это послеоперационные дефекты на МРТ, обусловленные формированием рубцовых тканей, отечностью, воспалением, застойными изменениями крови.
Артефакты дыхательной активности возникают из-за проблем с настройкой сканирования. Погрешности тем более выражены, чем длиннее интервал дыхательного цикла человека. Неправильные настройки сканирования, приводящие к ассиметрии эхо-последовательностей и детекции сигнала, способствуют размытости контуров исследуемой области.
Артефакты сердечных сокращений на магнитно-резонансной томограмме
Артефакты сердцебиения также появляются при выборе режима с интервалом томографии больше времени сердечного цикла человека.
Пульсация сосудов при МРТ устраняется оптимальным выбором интервала синхронизации, совпадающего с набором последовательной импульсов. При движении человека вероятно появления погрешностей с усиленным сигналом.
При расположении объекта за рамкой FOV возникает ошибка «phase wrap (свертка картинки)». Часть предмета располагается с обратной стороны рамки томограммы.
Артефакт от металла на МРТ сопровождается неоднородным ярким, пространственным изображением. Для устранения ферримагнитного эффекта нужно применять SE-последовательности с увеличением центрального градиента считывания.
Очевидно, огромное количество дефектов на МРТ-сканах. Не все погрешности устраняются выбором оптимальных сканирующих программ, поэтому требуется оптимальное соблюдение требований на подготовительном этапе.
Строгое неподвижное положение человека – это гарантия четких контуров картины на томограмме.
Позиционные, технологичные и двигательные артефакты на МРТ:
Рассмотрим особенности распространенных артефактов на МРТ. Следствием квадратурных РЧ артефактов являются погрешности детекции.
Фазочувствительные дефекты определяются схемами детекции фазовой чувствительности. Данные Фурье при данном искажении проявляются интенсивным центральным пятном. Неравномерное усиление сигнала с детектора обеспечивает ложные изображения.
Негомогенность магнитного поля приводит к искажению изображения в определенных участках. На характер томограммы влияет пространственное расположение, интенсивность поля.
Пространственные дефекты – это результат постоянных протяженных градиентов.
Градиентные артефакты возникают из-за погрешностей системы считывания. Непостоянное направление эхо-сигнала вызывается неправильной работой катушки, искаженной передачей по цепи электрического тока.
Артефакт от металла на МРТ
Дефекты негомогенности возникают из-за проблем с поперечной интенсивностью. Причиной патологии является неоднородность поля B12. Неоднородное силовое поле катушки создает поверхностные и глубокие сигналы разной силы. Выявить погрешности можно по наличию одного вида пятна на томограммах у разных категорий пациентов.
Металл на МРТ при проблемах с катушкой приведет к обнулению сигнала в графической картинке.
Двигательные артефакты на МРТ
Движения пациента при выполнении МРТ создают существенные погрешности при сканировании определенной области. Двигательная активность приводит к размытию объекта, возникновению посторонних пятен. Если двигается незначительная область, размывается небольшая часть картинки.
Наложение «сырых» и «старых» данных при смещении исследуемой области создает неясную графическую картинку.
Для устранения погрешностей движения на магнитно-резонансной томограмме достаточно принять неподвижное положение. Искажения могут создавать дыханием, сокращением сердца. Такие проблемы устраняются правильном подбором режимов сканирования.
При пульсации артерии врачи лучевой диагностики применяют технологию фазового кодирования через определенные промежутки времени.
Производители магнитно-резонансных томографов создают специальные программы для устранения артефактов сокращений сердца и дыхания. Алгоритмы программного обеспечения самостоятельно подстраиваются под дыхательные акты, сердечные сокращения, возможно применение технологии триггерирования.
Другие артефакты при МР-сканировании
Потоковые артефакты обусловлены движением крови и других жидкостей. Дефекты возникают после испытывания РЧ-импульса во время циркуляции. Если при регистрации сигнала детектором жидкость вытекает из плоскости сканирования, возникают погрешности томографии.
Искажения химического сдвига обусловлены разными градиентами жира и воды в разных плоскостях при срезах. Спины жира могут смещаться под влиянием РЧ-импульса. Фазово-контрастный градиент между водой и жиром в разных вокселах по разному кодирует сигнал. На томограмме ситуация проявляется разным векторным градиентом. Интенсивность зависит от мощности магнитного поля, измеренного в Тесла.
Двигательные артефакты (рисунок а)
Дефекты порционного объема вызываются величинами воксела графической картинки. При маленьком объеме воксела передается сигнал только от жира и воды. При крупном размере графической единицы последовательность содержит средневзвешенный градиент от нескольких сред. Качество картинки в этих двух случаях значительно отличается.
Еще одним дефектом является потеря разрешения. Провоцируется искажение кодировкой нескольких признаков, заложенных в единичном вокселе.
Артефакты заворота обуславливают искажение анатомического представления внутри и вне обзорного поля. Погрешности формируются при выборе размера поля, которое меньше обследуемой области.
Звон Гиббса – артефакт обусловлен неправильной оцифровкой эхо. Погрешность характеризуется усилением линий края, приводящим к искажению изображения. Артефакт обусловлен небольшой матрицей для сбора сигнала.
При описании артефактов на МРТ нельзя забывать о существовании МР-фантомов – РЧ-однородостный, разрешающий.
Последний вариант применяется исключительно для тестирования характеристик пространственной передачи изображения:
1. Срезовая толщина;
2. Соотношение между линейностью и сигнал-шумом;
3. Разрешающая способность.
Для определения характеристик применяются специальные эталоны – пластмассовые фантомы с заполнением водным раствором. Стандарт имеет разную плотность для сравнения с эталонными показателями при исследованиях Т1, Т2 для оценки пропорций шум-контраст.
Однородностные фантомы применяются для передачи однородности магнитного поля. Для вращения намагниченности применяется поле B1. Чувствительность катушки проверяется РЧ-полем (B1R). Для оценки однородности требуется анализ нескольких срезов одного фантома.
Послеоперационные Dwi мрт артефакты
Послеоперационные изменения могут искажать качество томограммы. Развитие рубцовой ткани, формирование воспаления и отеков – это анатомические субстраты, искажающие интенсивность сигнала.
Дефекты изображения возникают также после core-биопсии и вакуумного исследования. Хирургическая травма приводит к разрастанию фиброзной ткани. Описанные изменения способствуют формированию следующих изменений на МРТ:
1. На T2 изображении появляются структурные нарушения низкой интенсивности;
2. При отечности – высокоинтенсивный сигнал;
3. Контрастное усиление – последствие разрастание мелких сосудов;
4. Отсутствие усиления в застарелых рубцах;
5. Появление звездчатых образований;
6. На преконтрастном Т1 изображении – низкоинтенсивные архитектонические нарушения.
Несмотря на наличие артефактов в рубцах в послеоперационном этапе они должны быть тщательно обследованы для исключения раковой малигнизации. При злокачественном преобразовании возникает контрастное усиление МР-изображения рубца.
У части пациентов послеоперационные изменения обусловлены ранним жировым некрозом тканей. Ограниченные участки омертвения появляются не позже 6 месяцев после операции. В области поражения скапливаются гистиоциты и лейкоциты. Инфильтрация на фоне грануляционных элементов приводит к искажению МР-сигнала.
Следствием погрешностей МР-томограммы является некроз жировой ткани. На магнитно-резонансных сканах при этой патологии прослеживаются следующие признаки:
• На Т1 изображении визуализируется низкоинтенсивный очаг;
• Нечеткие контуры области с жировым некрозом;
• Рубцовы артефакты после коагуляции;
• Постконтрасные Т1 сканограммы с кольцевидным гомогенным усилением;
• Нетипичные проявления динамического контрастирования;
• На Т2 взвешенном изображении – очаги неправильной формы с разной интенсивностью.
Диффузионно-взвешенные изображения (DWI) не позволяют отличить вазогенный и цитотоксический виды отеков. Дифференцировать данные морфологические формы можно на основе ADC-карт.
Проведение методики возможно из-за беспорядочного потока воды в тканях. Во всех плоскостях передвижение молекул осуществляется одинаково. В биологических тканях движение ограниченно из-за сочетания с макромолекулами, мембранами. Степень движения воды в единице объема прямо пропорциональна плотности ткани. То есть, чем больше жидкости в межклеточной среде, тем выше диффузия. В опухолевой ткани много клеточных элементов. Оценка пропорциональности между этими средами позволяет отличить злокачественное новообразование от отечных элементов.
DWI уже несколько лет применяется для верификации внутричерепной патологии.
Последние разработки позволяют использовать диффузионно-взвешенные томограммы для обследования грудной полости, таза, дифференциации разных опухолей печени. По достоверности метод приближается к позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ/КТ).
При близкой плотности тканей возникают DWI МРТ артефакты, обусловленные формированием сигнала одинаковой интенсивности от разных морфологических субстратов сходной плотности.
На DWI режимах можно отличать некоторые послеоперационные изменения от здоровых тканей.
При работе на качественном оборудовании, тщательном обучении пациента правилам проведения магнитно-резонансной томографии удается избежать погрешностей обследования. Перед тем как назначать другой метод обследования, рекомендуется оценить полученные данные с целью последующей более достоверной магнитно-резонансной томографией с исправлением погрешностей.
Другие статьи из раздела «Общие вопросы МРТ»
Проконсультируем бесплатно в мессенджерах
Физические основы дают нам представление о источнике сигнала, который затем преобразуется в МРТ изображение. МРТ в СПб дает широкие возможности, так как в любом МРТ аппарате заложено множество программ, которые надо умело использовать для получения надлежащего качества изображения. Открытый МРТ всегда слабее, но этот недостаток компенсируется более длительным временем исследования.
Импульсные МРТ последовательности
МРТ получают с помощью импульсных последовательностей, представляющих собой чередование радиочастотных импульсов и градиентных магнитных полей через определенные временные интервалы, измеряемые в миллисекундах. Любая импульсная последовательность состоит из подготавливающего (возбуждающего) модуля, считывающего модуля и завершающего модуля. В процессе подготовки радиочастотный импульс возбуждает систему. Угол возбуждения определяется амплитудой импульса. Второй радиочастотный или градиентный импульс рефазирует систему. Поэтому условно все импульсные последовательности можно разделить на радиочастотные и градиентные, причём те и другие могут быть обычными и ускоренными. В процессе считывания происходит измерение сигнала. Завершающий модуль необходим для восстановления системы.
К радиочастотным МРТ импульсным последовательностям относят «спин – эхо» и «инверсия – восстановление».
Импульсная последовательность “спин – эхо” (SE) представляет собой последовательность из 90°- и 180°- импульсов, которые вновь подаются через интервал времени повторения (TR). 90°- импульс приводит к возбуждению системы: продольная намагниченность (Mz) переходит в плоскость X-Y, а поперечная намагниченность (Mx-y) начинает прецессировать с Ларморовской частотой. Затем начинается релаксация. В условиях неоднородности магнитного поля (техническая неоднородность поля магнита и действие малых магнитных полей спинов друг на друга) расфазировка идет с небольшой разницей в частоте прецессии отдельных спинов. При этом за время до прихода 180°- импульса “быстрые” спины уходят на некоторый угол от “ медленных” так как последние не успели релаксироваться до такой степени. 180°- импульс переворачивает конус прецессии, т.е. меняет направление прецессирования на противоположное. Тогда “быстрые” спины вновь догоняют “медленные” и в какой-то момент произойдет повторное сфазирование, т.е. появится поперечная намагниченность. Как следствие возникает сигнал в приемной катушке, обозначаемой ЭХО. От 90°- импульса до эха проходит время равное 2t и называемое эхо – задержкой (TE).
Последовательность спин-эхо и графическое описание намагниченности
Считываемый МРТ сигнал в общем случае сложным образом зависит от Т1 и Т2 тканей, но поскольку Т2 той же ткани всегда существенно меньше, чем Т1, можно получать МРТ, зависящие от одной из магнитных характеристик. При коротких ТЕ (менее 30 мс) повторное сфазирование большинства протонов не успевает произойти и сигнал практически не зависит от Т2 тканей. В этом случае длительное TR определяет зависимость от протонной плотности, напротив, при коротком ТR получаемые МРТ типично Т1-зависимые (Т1-взвешенные). С уменьшением TR:
- Сократится время МРТ
- Увеличится Т1-взвешенность
- Уменьшится отношение S/N
- Уменьшится число срезов
- Увеличится поглощённая энергия
Достичь Т2-взвешенных МРТ можно лишь при достаточно больших TR (более 2000 мс) и ТЕ (более 100 мс).
Современные томографы позволяют подавать не один 180°- импульс после 90°, а серию. Такой вариант МРТ со “вставочными” 180°- импульсами называется “множественное эхо” (MSE, или , по имени авторов Carr-Purcell-Meiboom-Gill – сокращенно CPMG). Количество “вставочных” импульсов обозначается ETL (Echo Train Length). Тогда на одном уровне получают серию МРТ изображений, от преимущественно зависимых от протонной плотности до глубоко Т2-взвешенных. Вариант MSE дает возможность количественно определять Т2, исходя из амплитуды сигналов в выбранной точке от каждого из изображений, что рассчитывается автоматически по формуле, заложенной в программном обеспечении томографа. Кроме того, он применяется для сегментации К-пространства.
Импульсная МРТ последовательность “инверсия-восстановление” (IR) представляет собой чередование 180°- импульса и 90°- импульса. Через интервал TR их чередование повторяется. Первоначальный 180°-импульс переворачивает вектор М в положение –Мz (переводит все спины в антипараллельные), не вызывая ответного сигнала в приемной катушке. Однако он создает отрицательную точку отсчета на оси Z, от которой начинается процесс спин – решетчатой релаксации. Через интервал ТI, называемый инверсионной задержкой, следует 90°- импульс, называемый считывающим. Вместо 90°-импульса можно использовать и градиентный a-импульс, тогда последовательность по типу станет градиентной. За период времени TI происходит восстановление продольной намагниченности. Степень восстановления зависит от Т1 ткани. Т1 зависимость МРТ типа IR всегда высокая.
Изменения интервала TI, необходимого для восстановления, меняют отображение тканей в серой шкале. При TI короче Т1 данной ткани продольная намагниченность не успевает перейти через нулевую линию серой шкалы и эта ткань остается темной. Для усиления Т1-взвешенности МРТ используют усложненный вариант IRSE, когда после 90°-импульса следует еще один 180° с тем же смыслом, что и в последовательности “спин – эхо”.
Варианты МРТ с короткими TI называются STIR.
Общий принцип МРТ последовательности STIR
Особенно важно для диагностики использование нулевой точки, когда при ТI равной In2·T1 или 0,69, Т1 ткань теряет свою контрастность. Таким путем можно подавить нежелательный сигнал от жира, так как он имеет короткое Т1 (порядка 210-220 мс). TI выбирается в зависимости от магнитной индукции МР томографа, для 1,5Т равное 150 мс; 1,0Т – 140 мс; 0,5Т – 120 мс. Подавление нежелательного сигнала от жира имеет широкое применение при МРТ позвоночника, внутренних органов, суставов, орбит.
МРТ последовательность спин-эхо и графическое описание намагниченности.
В градиентных (GRE) импульсных последовательностях возбуждающий импульс (a-импульс), как правило, меньше 90°. Оптимальный угол, обеспечивающий наибольшее восстановление продольной намагниченности, называется углом Эрнста (Richard R. Ernst, род. 1933, лауреат Нобелевской премии по химии 1991 г.). Угол Эрнста рассчитывается как cos a = exp (-TR/T1). В процессе считывания, которое происходит во время образования ССИ, подаются дефазирующий градиент, а затем равный ему, но противоположно направленный рефазирующий градиент. В результате формируется эхо. Завершающий модуль или отсутствует или заполняется дополнительными градиентами, иногда и радиочастотными импульсами.
Градиентная МРТ импульсная последовательность
Градиентные МРТ последовательности подразделяются на получаемые в устойчивом состоянии и в неустойчивом состоянии.
Если TR короче Т1 и Т2 ткани после серии импульсов наступает устойчивое состояние (steady state), при котором продольная и поперечная намагниченности сосуществуют. Поскольку смешанная МРТ взвешенность изображения нежелательна, устраняют (“разрушают”) поперечную, либо продольную намагниченности.
Поперечную намагниченность удается устранить путем дополнительного приложения градиента разрушающего эхо. Он подаётся в завершающем модуле в направлении кодировки выбора слоя. Такая МРТ последовательность имеет следующие акронимы: FLASH (Siemens), SPGR (GE), T1-FFE (Philips), T1-FAST (Marconi), GE (Hitachi), FE (Toshiba). Ускоренный вариант МРТ получают сегментацией к-пространства (см. дальше).
Т2-взвешенные изображения МРТ можно получить двумя вариантами. В первом варианте для увеличения поперечной намагниченности в завершающем модуле в направлении кодировки фазы подаётся рефокусирующий градиент. С каждым последующим возбуждающим импульсом остаётся избыточная поперечная (отчасти и продольная) намагниченность. Выраженная Т2-взвешенность достигается только при очень коротких значениях TR и TE. Акронимы такой МРТ последовательности: FISP (Siemens), GRASS (GE), FFE (Philips), GFEC (Hitachi). Во втором варианте Т2-взвешенное МРТ изображение строится из наложившихся друг на друга эхо от первого и последующих импульсов. Такое возможно только при маленьких углах возбуждения и очень коротких TR. Импульсные последовательности данного типа называют градиентными Т2-взвешенными с усиленной контрастностью. Используются следующие акронимы: PSIF (Siemens), SSFP (GE), CE- T2-FFE (Philips). Данные импульсные МРТ последовательности отличается Т2-взвешенностью, однако из-за низкого сигнала и выраженной чувствительности к двигательным артефактам практически не применяется.
Тип взвешенности градиентных МРТ последовательностей зависит не только от TR и ТЕ, но и от угла возбуждения. Чем ниже угол возбуждения, тем более Т2-взвешенное МРТ изображение получается.
Построение изображения
Благодаря импульсным МРТ последовательностям можно получить сигналы, исходящие от ядер. Чтобы построить МРТ изображение, надо узнать расположение этих ядер в объекте. Для этого используют градиенты. Градиенты представляют собой слабые магнитные поля, периодически накладываемые на основное поле. Их сила лежит обычно в пределах 10 – 45 мТ/м. Градиенты подаются по трём осям пространства.
Кодировки градиентов по осям.
| поперечная | сагиттальная | корональная | |
| X | частота | срез | фаза |
| Y | фаза | фаза | срез |
| Z | срез | частота | частота |
Одновременно с радиочастотным импульсом подается градиент выбора слоя. Градиент создает ступенчатую неоднородность поля. Тогда только в одной из “ступенек” магнитная индукция будет соответствовать резонансной частоте. В соседних “ступенях” она будет выше или ниже, а следовательно явления ЯМР в этих слоях происходить не будет. Благодаря этому градиенту выбирается срез в плоскости, перпендикулярной его подачи. Например, если градиент направлен по оси Z (вдоль тела пациента), то томограммы получатся в поперечной плоскости. Такой вариант получения срезов обозначается как 2D.
Принцип действия градиента выбора слоя
После выбора слоя надо определить положение ядер внутри его. Это достигается кодировкой фазы и частоты. Фазовый градиент включается кратковременно после каждого эха шагами вдоль пространства. С каждым шагом меняется амплитуда градиента. Согласно уравнению Лармора, с увеличением силы магнитного поля возрастает частота прецессии. Следовательно фаза (f = wt) от одного градиента к соседнему будет меняться на величину Df. Чем больше число шагов, тем выше разрешение, то есть число линий матрицы. С каждым шагом осуществляется повторение импульсной последовательности. В момент подачи фазового градиента записи сигнала не осуществляется, но он «подготавливает» протоны. Пространственное разрешение в направлении фазового градиента зависит от числа его шагов.
Частотный или, иначе, считывающий градиент включается в третьей плоскости в момент образования эха. Его амплитуда нарастает в пространстве слева направо с постоянной скоростью. Частота прецессии будет увеличиваться пропорционально силе градиента (w = gB). В каждом пикселе будут присутствовать частоты (частотный спектр) соответственно его ширине. Следовательно, пространственное МРТ разрешение в направлении считывающего градиента зависит от ширины окна сбора данных (частотное разрешение) и силы считывающего градиента, а в общей форме, ещё и от гиромагнитного соотношения.
В конечном итоге, считываемый МРТ сигнал от каждого пиксела несёт в себе информацию о его амплитуде, частотном спектре и угловой частоте. В процессе записи МРТ сигнала происходит анализ данных параметров методом Фурье-преобразования. Если X и Y компоненты сигнала построить как функцию числа шагов фазового градиента (n) и времени (TR), то кривая будет представлять собой синусоиду, ускоряющуюся по краям и замедляющуюся к центру. Анализ Фурье (Joseph Fourier, 1768-1830, французский математик и физик) представляет её в виде серий синусов и косинусов, называемых сериями Фурье. Тогда, исходя из частот, можно рассчитать, какой амплитуды градиенты были приложены к протонам, а следовательно, выяснить их положение в пространстве.
Кодировка изображения возможна еще в варианте 3D, когда вместо градиента выбора слоя подается набор фазовых градиентов в этом направлении. В результате заметно улучшается отношение сигнал – шум. Однако, число срезов (вернее, разделений слоя) кратно увеличивает время томографии, а отношение сигнал – шум (S/N) возрастает только на корень из кратности увеличения числа срезов. Например, увеличение числа срезов с 4 до 16 в 4 раза увеличивает время МРТ сканирования и только вдвое улучшает отношение сигнал – шум. Следовательно, методика 3D неприменима с длительными интервалами TR, ибо время томографии выйдет за разумные пределы. В сочетании с быстрыми последовательностями методика 3D даёт возможность получать тонкие срезы, что особенно важно для МР ангиографии.
Манипуляции первичной матрицей
Матрица – это число измеряемых линий, она состоит из рядов и колонок. До момента Фурье-преобразования (то есть реконструкции) матрица состоит из первичных данных, собираемых в процессе считывания сигнала. Эта первичная МРТ матрица еще называется К-пространством.
Принцип построения первичной матрицы. Слева – фазовые градиента, справа – дефазировка по линиям матрицы
Горизонтальная ось К-пространства соответствует шагам фазового градиента и определяет время МРТ . Амплитуда градиента строится по вертикальной оси. Таким образом, каждый шаг фазового градиента представлен значением К, пропорциональным силе градиента кодировки фазы. К-пространство состоит из полного набора градиентов кодировки фазы разной амплитуды, от самого слабого в начале, к самому сильному в середине и опять к самому слабому в конце. Кроме того, К-пространство еще симметрично, то есть имеет положительную и отрицательную половины.
Поскольку МРТ матрица симметрична (положительные шаги градиента и отрицательные являются зеркальным отображением), можно использовать только одну половину матрицы, математически реконструируя вторую. Чтобы избежать артефактов от движения, МРТ матрица должна быть чуть больше 1/2. Такая методика называется половинным сканированием или половинным Фурье-преобразованием. Время томографии сокращается почти вдвое, но отношение сигнал-шум ухудшается на Ö2. В практической работе матрицу частично редуцируют когда больной не в состоянии лежать длительное время.
Можно редуцировать МРТ матрицу и по краям, где приложены слабые градиенты. Тогда построение МРТ изображения идет за счет срединной части К-пространства, а по краям представляется как ноль. Это почти не сказывается на контрастности МРТ изображения и лишь в небольшой степени на пространственном разрешении, так как первичная МРТ матрица не совпадает с матрицей конечного МРТ изображения. Время МРТ сокращается на 10 – 30%, но за счет небольшого ухудшения отношения сигнал – шум.
Манипуляции МРТ матрицей лежат в основе так называемых “ускоренных” последовательностей. Понятие “ускоренные” отражает не только короткое время МРТ, но и принципиально новые качественные возможности.
В turbo (синонимы: fast, RARE) вариантах после 90°-импульса идет несколько 180°- импульсов. После каждого из формирующихся эхо считывается сигнал. Однако в отличии от обычного МРТ типа MSE на каждое эхо приходится не один, а несколько шагов фазового градиента, другими словами несколько К-профилей. Чем больше число 180°-импульсов (значение ETL или иначе turbo-фактор), тем короче время МРТ. Истинное МРТ изображение отражает одно “эффективное” эхо, комбинируемое из нескольких. Как правило, МРТ последовательность tSE используется Т2-взвешенного типа и мало отличается от классического по изображению. Однако очень высокий турбо-фактор (больше 20 при линейном профиле) приводит к деформации МРТ изображения. Турбо-методика возможна и с двумя эхо, например последовательность DEFSE (Siemens). Сокращение времени МРТ позволяет сочетать tSE c матрицей 512 х 512. Т1-взвешенные tSE МРТ используют гораздо реже, так как с увеличением турбо-фактора пропорционально уменьшается число срезов. Сочетание половинного Фурье-преобразования с tSE-методикой получила сокращение HASTE. Эффективно применять турбо-методику в последовательности IRTSE, так как время МРТ существенно сокращается.
Turbo вариант градиентных МРТ последовательностей – turbo FLASH ( Siemens), Rapid SPGR (GE), TFE ( Philips) и т.д. – также отличается от обычных градиентных заполнением нескольких линий матрицы. Методика EPI (эхо – планар), отличается тем, что все или много шагов фазового градиента заполняются за один интервал TR. Она требует сильных градиентов. EPI бывает любого типа МРТ взвешенности и в сложных комбинациях. В частности, импульсная последовательность, использующая переслоение EPI и tSE, получила наименование GRASE. Перед возбуждающим импульсом в подготавливающем модуле можно дать 180°- импульс, что приведет к усилению Т1-взвешенности МРТ по аналогии с последовательностью IR. Этот тип турбо-градиентной МРТ последовательности имеет акронимы MPRAGE (Siemens), IR FGR (GE).
МРТ матрица может быть сокращена также в направлении частотного (считывающего) градиента. Эхо представляет собой симметричное нарастание и снижение сигнала. Поэтому можно считывать 60 – 80% эха, достраивая недостающую часть. Большого выигрыша во времени частичное эхо не дает, в отличии от сокращения К-пространства в направлении фазового градиента. Однако, чем короче ТЕ, тем меньше выражена дефазировка от движений. Поэтому метод нашел применение в МР ангиографии.