Размещено на http://allbest.ru

Введение

Магнитно-резонансная томография - один из самых перспективных и быстро совершенствующихся методов современной диагностики. Опираясь на последние достижения электроники, криогенной техники и новейшие информационные технологии, МР томография позволяет за несколько минут получить изображения, сравнимые по качеству с гистологическими срезами, а для получения высококачественных диагностических изображений время обследования пациента можно снизить до нескольких секунд. При этом врач получает возможность не только исследовать структурные и патологические изменения, но и оценить физико-химические, патофизиологические процессы всего обследуемого органа или его отдельной структуры, проводить функциональные исследования и т.д.[1]

МР томография позволяет получить серию тонких срезов, построить трехмерную реконструкцию исследуемой области, выделить сосудистую сеть и даже отдельные нервные стволы. Такая реконструкция оказывает неоценимую помощь врачу. Ранняя постановка диагноза позволяет своевременно начать лечение заболевания[2].

Но каждый администратор, занимающийся проблемами рентгенологии и диагностики, должен четко понимать, сможет ли диагностическая значимость МР - томографии оправдать высокую стоимость некоторых МР приборов (особенно сверхпроводящих) и те затраты, которые требуются на их эксплуатацию в повседневной медицинской практике.

1.Общие сведения о методе

магнитный резонансный томография

В основе МР-томографии (или ЯМР-томографии) лежит явление ядерного магнитного резонанса (ЯМР). Слово "ядерный" многих пугает в связи с известными ассоциациями, в то же время никакого отношения ЯМР к ядерным преобразованиям и соответственно к ионизирующим излучениям не имеет. Поэтому большинство публикаций, производителей и пользователей этого направления склоняется к термину магнито-резонансная томография, хотя этот термин неточно отражает ЯМР - томографию, ибо магнитный резонанс имеет множество других разновидностей, в том числе совсем не связанных с ядрами элементов. В своих рассмотрениях мы будем пользоваться более точным термином "ЯМР - томография ". Обратимся вначале к сути ядерного магнитного резонанса. Физика явления ЯМР достаточно сложна, описывается понятиями ядерной и квантовой физики и для полного рассмотрения требует значительного места. Поэтому здесь остановимся на упрощенном рассмотрении этого явления. Имеется две основные гипотезы объяснения ядерного магнитного резонанса, первую из которых условно связывают с классической механикой на макроскопическом уровне, а вторую с квантовой на микроскопическом уровне. В большинстве своем они вместе оказываются достаточными для грамотного использования этого явления в ЯМР-томографии.

2. Физические основы ЯМР

Основу ЯМР принято рассматривать на примере водорода. Ядро наиболее распространенного изотопа водорода состоит из одного протона, который имеет свой спин, то есть вращается вокруг своей оси с круговой частотой, как показано условно на рис. 1.



a b

Рисунок 1 - К явлению ЯМР.

В отсутствии внешнего магнитного поля, ось вращения протона может располагаться произвольно. Протон - положительно заряженная частица, а любое движение заряженной частицы приводит к появлению магнитного поля. Поэтому у вращающегося ядра водорода появляется магнитный момент m, вектор которого по направлению совпадает с осью вращения. Если теперь ядро водорода поместить во внешнее магнитное поле H₀ (см. рис. 1b), то естественно ось вращения протона будет стремиться принять направление вектора магнитного поля H₀. Поэтому ядра водорода, оказавшись во внешнем магнитном поле, ориентируются своими осями вращения по направлению вектора внешнего магнитного поля. Магнитный момент протона характеризуют величиной

где L - момент вращения, гиромагнитное отношение (заряд электрона, масса протона).

Обратимся вначале к гипотезе объяснения физики ЯМР на основе классической механики на макроскопическом уровне. Если, учитывая вращение протона в магнитном поле, каким-либо образом толкнуть ось вращения протона воздействием p (см. рис. 1b), то ось вращения начинает прецессировать, то есть вращаться вокруг оси своего исходного положения, наподобие, как это делает волчок, если его толкнуть. Частота вращения ? оси вращения носит название частоты Лармора и однозначно связана с напряженностью внешнего магнитного поля H₀ выражением:

Эта частота является как бы собственной частотой колебания протона. Множество протонов, сориентированных в магнитном поле, формирует суммарную намагниченность протонов. Организуем внешнее воздействие p переменным магнитным полем на протоны с некоторой частотой. Если менять частоту воздействия p, то при совпадении частоты воздействия с частотой Лармора, ось вращения суммарной намагниченности получит максимальный размах отклонения. Это и есть ядерный магнитный резонанс. Снимем воздействие на протоны. Протоны будут продолжать некоторое время прецессировать с затухающей амплитудой до полной остановки оси вращения снова до направления внешнего магнитного поля. Время от снятия воздействия до полной остановки прецессии называется временем релаксации.

В квантовом объяснении физики ЯМР на микроскопическом уровне ориентацию спина протона во внешнем магнитном поле представляют двумя состояниями: первое - низкоэнергетическое, когда магнитный момент протона, по образу магнитика, ориентируется своим северным полюсом к южному полюсу внешнего поля, второе высокоэнергетическое, когда магнитный момент протона ориентируется своим северным полюсом к северному полюсу внешнего поля.

Разность между числом протонов низкоэнергетического уровня и высокоэнергетического небольшое (шесть протонов на миллион для поля в 1 Тл), но она определяет величину суммарной намагниченности протонов.

Ядро может подвергаться переходу между этими двумя энергетическими уровнями. Находясь на низкоэнергетическом уровне, ядро может поглощать фотон электромагнитной энергии и переходить на высокоэнергетический уровень. Энергия такого фотона должна точно соответствовать разнице энергий между этими двумя состояниями. Энергия протона Е связана с его частотой ? через постоянную Планка (h = 6.626x10^-34 Дж с).

В ЯМР величина ? и является резонансной или частотой Лармора. Так как и , то для того, чтобы вызвать переход между двумя спиновыми состояниями, фотон должен обладать энергией:

Когда энергия фотона соответствует разнице между двумя состояниями спина, происходит поглощение энергии и переход протона из низкоэнергетического в высокоэнергетическое состояние. Если теперь после накачки протонов фотонами и перехода определенной части протонов на высокоэнергетический уровень, снять энергию накачки, то возникает обратный переход, называемые релаксацией.

Здесь различают два независимых процесса: спин спиновая релаксация (ССР) и спин-решетчатая релаксация (СРР), показанные на рис. 2 кадрами во времени.

A b c d

Рисунок 2 - Релаксация в ЯМР.

Процесс ССР характеризуется тем, что если в первый момент после снятия возбуждения протоны прецессируют в одной фазе, формируя единый прецессирующий вектор намагниченности M (см рис. 2а), то постепенно фазы их прецессий расходятся (см. рис. 2b), до полной расфазировки (см. рис. 2c) Этот процесс характеризуется постоянной времени, которую обычно обозначают Т₂. Скорость расфазировки прецессий протонов существенно зависит от того, в какой среде они находятся. Амплитуда прецессии во времени релаксации и время Т₂, то есть параметры ССР являются параметрами восприятия в методах использования ЯМР.

Спин-решетчатая релаксация (СРР) - тот же затухающий процесс, который продолжается до полной остановки прецессий всех протонов (см. рис. 2c) и характеризуется своей амплитудой и постоянной времени, обозначаемой обычно через Т₁. Параметры СРР также являются основными при восприятии для анализа в ЯМР экспериментах.

Спином обладает не только ядро водорода. Спин имеют и многие более тяжелые ядра других элементов. В принципе спином обладают все электроны, протоны и нейтроны. Частицы с противоположным знаком спина в ядре могут образовывать пары, которые взаимно нивелируют заметные проявления спина. Примером является гелий. Поэтому в ядерном магнитном резонансе значение имеют непарные ядерные спины. В табл. 1 приведены некоторые из элементов с вращающимися ядрами, характерные для живого организма.

Наиболее ярким представителем среди них остается изотоп водорода с одним протоном в ядре. Остальные 0,02% распределения характеризует изотопы дейтерия (протон и нейтрон в ядре) и трития (протон и два нейтрона в ядре). Водород, как известно, входит в состав воды (Н₂О), из которой более чем на 80% состоит живой организм.

Таблица 1 - Некоторые элементы с вращающимися ядрами.

Ядра	Относительное распределение изотопа	Гиромагнитное отношение МГц/Тл	Гиромагнитное отношение Рад/с/Тл
H	99,98%	42,58	2.68·108
C	1,11%	10,71	0.67·108
F	100%	40,08	2.5·108
Na	100%	11,26	0.70·108
P	100%	17,25	1.07·108
N	100%	3,08	0.19·108

Посмотрим, с какими частотами приходится иметь дело в ЯМР. Так, согласно приведенной таблице, для ядра водорода, находящегося в магнитном поле напряженностью 0,5 Тл, резонансная частота ЯМР равна (МГц), что укладывается в радиочастотный диапазон частот, реализуемый широко распространенными методами. Попутно отметим, что геомагнитное поле Земли, которое существует независимо от нас, напряженностью около 50 мкТл, в принципе дает возможность для водородов организовать ЯМР на частоте около 2 кГц, однако проявление его на сегодня оказывается за пределами возможности восприятия.

Выше приведенный анализ физики ЯМР позволяет выделить три важных положения, сформулированных ниже.

1. Частота прецессии ядра водорода в магнитном поле пропорциональна напряженности магнитного поля. Данное положение основано на выражении (2).

2. Протон не излучает, пока находится в состоянии равновесия и его спин направлен вдоль магнитного поля. Сигнал излучения появляется в том случае, когда протон выводится из состояния равновесия (начинает прецессировать) так, чтобы его спин образовал некоторый угол б с направлением магнитного поля.

Для иллюстрации этого положения обратимся к рис. 2a,b, где показан прецессирующий магнитный момент M , имеющий проекцию на ось х, перпендикулярную направлению магнитного поля H₀. Из рисунка видно, что в результате прецессии по оси х появляется переменное магнитное поле с частотой прецессии .

Это поле может быть воспринято соответствующей приемной катушкой, конечно не с одного протона, а со множества, прецессирующих синхронно и синфазно, что возникает именно при ЯМР. Постепенная расфазировка прецессий из-за неоднородности поля является одним из факторов убыстрения затухания процесса релаксации.

3. Если в магнитное поле H₀ ввести неоднородность по пространству некоторым управляемым образом, то в соответствии с положением 1 и выражением (2) в различных местах пространства с различными напряженностями магнитного поля протоны будут прецессировать с разными частотами.

Сформулированные положения лежат в основе использования ЯМР для анализа вещества и в ЯМР-томографии.

3. Анализаторы веществ на основе ЯМР

Схема простейшего анализатора веществ на основе ЯМР показана на рис. 3а.

a b

Рисунок 3 - Анализатор на основе ЯМР.

Обозначения, принятые на схеме, следующие: NS - постоянный магнит, создающий магнитное поле напряженностью H₀, АВ - анализируемое вещество в пробирке, КВ - катушка возбуждения, КП - катушка приемника, ГВЧ - генератор высокой частоты с изменяемой частотой f, ГКИ - генератор коротких импульсов, К - ключ возбуждения, КИ - ключ приема, работающий инверсно ключу К, ПВЧ - приемник высокой частоты, U_p - выходное напряжение релаксации.

Пробирка с анализируемым веществом АВ помещается в постоянном магнитном поле, напряженностью H₀. На пробирку надеваются две катушки: катушка возбуждения КВ и катушка приема КП, причем так, чтобы оси катушек и соответственно их векторы магнитных полей были ортогональны вектору H₀.

Импульс с ГКИ длительностью Т_и (см. рис. 3b) открывает ключ К и сигнал высокой частоты f_e в виде радиоимпульса поступает на катушку возбуждения КВ. Если частота возбуждения f_e совпадает с одной из частот Лармора элементов, содержащихся в анализируемом веществе АВ, то наступает резонанс и амплитуда спин решетчатой релаксации U_p, воспринимаемая приемной катушкой КП и усиленная приемником ПВЧ становится максимальной. Ключ КИ, работающий в инверсном режиме, отсекает от приема сигнал возбуждения, оставляя только сигнал релаксации, как показано на рис. 3b. Именно этот сигнал показывает степень накачки ядер элементов. Поэтому, меняя частоту f_e генератора ГВЧ, находят все резонансные частоты и по ним определяют наличие соответствующих элементов, содержащихся в АВ по примеру таблицы 1. Спин-решетчатая и спин-спиновая релаксации характеризуются амплитудами U_p и временами релаксации T₁ и T₂. Эти параметры зависят от многих факторов, среди которых можно выделить следующие основные:

1. тип ядра,

2. частота резонанса f_p,

3. температура,

4. подвижность (микровязкость) вещества,

5. наличие больших молекул,

6. наличие пара и ферромагнитных молекул и ионов.

Первый и три последних характеризует состав вещества, который и является предметом анализа.

4. Градиентные поля для ЯМР-томографии

В классической схеме компьютерной томографии осуществляется сканирование пространства исследуемого объекта неким излучением, для которого объект является полупрозрачным. Различная реакция неоднородностей на это излучения и является предметом для восприятия и последующего нахождения или реконструирования неоднородностей. Поэтому и для ЯМР - томографии необходимо, прежде всего, осуществить сканирование пространства с объектом. Реализация этой задачи основана на использовании положения 3, которое гласит: если в магнитное поле H₀ ввести неоднородность по пространству некоторым управляемым образом, то в различных местах пространства с различными напряженностями магнитного поля протоны будут прецессировать с разными частотами. Раз так, то, возбуждая объект разными частотами, будем настраивать в резонанс различные части пространства и тем самым осуществлять как бы сканирование объекта. Для этого необходимо, во-первых, вводить неоднородность магнитного поля по пространству объекта, во-вторых возбуждать пространство объекта изменяемой частотой, а в-третьих воспринимать спин спиновую и спин решетчатую релаксацию с резонирующего участка пространства. Для организации управляемой неоднородности магнитного поля по пространству объекта вводят так называемые градиентные поля.

Рассмотрим принцип введения градиентных полей и управления ими, вырезая изображение исследуемой области в виде многогранника с гранями, определяемыми значениями вектора магнитной индукции H_c. На рис. 4 выделена некоторая область 3-х координатного пространства с магнитным полем, вектор напряженности которого Н_с направлен по оси Z, а одномерный градиент неоднородности в виде линейной функции организован по оси х. Здесь же показано магнитное поле внешнего возбуждения Н_в.

Рисунок 4 - Градиентное поле по x.

Постоянное во времени, но неоднородное в пространстве магнитное поле в выделенной области объекта (рис. 4) можно представить в виде суммы постоянного поля и градиентной составляющей, при этом градиент G_x для удобства изображения рисунка принят отрицательным, поэтому индукция поля убывает по оси х. Если теперь возбудить исследуемое пространство объекта переменным во времени магнитным полем H_в с частотой f, то ядерный магнитный резонанс (ЯМР) согласно положению 3 может возникнуть только в местах пространства, где частота f, совпадает с Ларморовой частотой , то есть , что для рис. 4 отражается плоскостью (на рисунке показана серым тоном), где одинакова величина H_л, то есть плоскостью ортогональной оси х. Теперь для сканирования (перемещения плоскости возбуждения) по оси х достаточно менять частоту возбуждения .

Аналогично организуется одномерное градиентное поле по у, показанное на рис. 5а и двумерное поле по х и у, показанное на рис.5b. Для них неоднородность магнитного моля можно описать соответствующими суммами в виде:



где - градиент по у.

A b

Рисунок 5 - Градиентные поля по y (a) и по xy (b).

Из рис. 5а видно, что возбуждаемая плоскость ортогональна оси у, а для двумерного градиента (рис. 5b) плоскость возбуждения может быть под любым наклоном к осям х и у, но остается параллельной оси z. Перемещение плоскости возбуждения параллельно самой себе, то есть сканирование, осуществляется снова простым изменением частоты f напряженности Н_в.

Наконец для показа одномерного градиента по оси z при условии, что вектор Н_с напряженности магнитного поля также направлен по этой оси, обратимся к рис. 6а.

a b

Рисунок 6 - Градиентные поля по z (a) и по xyz (b).

Здесь показано в виде трех дискретных значений, что напряженность Н_с меняется по оси z и при возбуждении частотой Лармора возбуждается плоскость ортогональная оси z. Здесь же справа (рис. 6b) показан пример трехмерного градиента, когда собраны все три градиента по x, у и z и тогда плоскость возбуждения может располагаться под любым углом к любой оси, в зависимости от величин градиентов и соответственно неоднородность поля характеризуется суммой:

Таким образом, если проводить аналогию со сканированием в рентгеноскопической и акустической томографией, то поворот и в ЯМР томографии обеспечивается установкой соответствующих градиентных полей, а сканирование в установленном повороте осуществляется изменением частоты возбуждения f_в поля возбуждения Н_в. Важной особенностью рассмотренных примеров сканирования, является то, что возбуждается целая плоскость в объекте, а не линия, как это было в рентгеноскопической и ультразвуковой томографии. Это естественно дополнительно усложняет процедуру реконструирования изображения, хотя идеология решения задачи реконструирования сохраняется. В принципе можно организовать такие градиентные поля, чтобы возбуждалась только линия (конечной толщины) в объекте исследования, но для этого градиенты должны быть второго порядка, и тогда весь процесс реконструирования полностью применим и здесь. Можно пойти дальше и организовать градиентные поля, которые позволяют возбуждать точку (конечных размеров) в объекте и тогда задача реконструирования сводится к простому раскрасу изображения в зависимости от параметров релаксации в точке. Однако при возбуждении линии и особенно точки, сигнал релаксации становится часто настолько малым, что скрывается за уровнем шумов и вытащить его порой не представляется возможным.

6.Техническая реализация магнитных, градиентных и радиочастотных полей в ЯМР-томографии

В соответствии с вышеизложенным в ЯМР - томографии необходимо реализовать следующие виды излучений:

- постоянное достаточно сильное магнитное поле (0,5-2 Тл),

- три градиентных поля соответственно по координатам X, Y, Z,

- радиочастотное поле возбуждения, причем здесь необходимо организовать как поле возбуждения в области сканирования, так и прием сигнала той же частоты, как отклика резонируемой области.

Рассмотрим последовательно технические способы формирования требуемых излучений.

Постоянное магнитное поле достаточно значительной величины получают в основном с помощью трех решений: использование постоянного магнита, использование обычного электромагнита (резистивного магнита) и использование электромагнита со сверхпроводником или так называемого сверхпроводящего магнита.

Первые два решения достаточно просто реализовать, но в основном для небольших объемов, поэтому они используются в томографии небольших объектов. Реализация их проста и широко освещена в литературе. Третье решение может быть использовано для значительных объемов, в том числе объема человеческого тела, поэтому используется в медицине. Этот вариант из-за трудоемкости используется не так широко, как первые два, поэтому остановимся на нем подробнее.

Есть две области, где сверхпроводящие магниты получили наибольшее распространение: область экспериментальной физики с разгоном и управлением потоком заряженных частиц, в частности в коллайдерах, синхрофазотронах и др., а также область магнито-резонансной томографии для медицины.

После открытия явления сверхпроводимости сразу же появилось желание реализовать мощные электромагниты с данным явлением, однако это оказалось не так просто, ибо большинство сверхпроводящих материалов быстро разрушается в таких устройствах. На сегодня наиболее распространены сверхпроводящие сплавы ниобия и титана, заключенные в медные проводники, из которых изготавливаются катушки сверхпроводящих магнитов. Сверхпроводимость таких катушек наступает в среде жидкого гелия с температурой 4,3 К. Однако мало поместить сверхпроводящую катушку в среду с жидким гелием, необходимо организовать максимальную термоизоляцию и добиться минимальных тепловых потерь в таком устройстве. Поэтому конструкция сверхпроводящего магнита имеет многослойную оболочку из нескольких сосудов, расположенных друг в друге и заполненных различными криогенными средами или вакуумом. Примерная конструкция цилиндрического сверхпроводящего магнита для магнито-резонанскной томографии приведена на рис. 7а.

A b

Рисунок 7 - Сечение цилиндрического сверхпроводящего магнита (a) и метод для минимизации тепловых потерь (b).

Пациента томографии размещают в центре цилиндра, образуемого сверхпроводящим магнитом с напряженностью H₀, где поддерживается нормальная комнатная температура. Сверхпроводящие катушки помещаются в первую оболочку с жидким гелием, при этом катушки включены последовательно и имеют несколько отличающиеся диаметры для обеспечения равномерности поля H₀ внутри цилиндра. Оболочка с жидким гелием располагается в следующей оболочке с вакуумом, которая в свою очередь помещается в оболочку с жидким азотом и, наконец, вся конструкция размещается во внешней оболочке опять же с вакуумом. Благодаря такой многослойной структуре удается минимизировать тепловые потери.

Однако, как не минимизируй, все равно тепловые потери существуют, жидкие азот и гелий испаряются, и поэтому приходится постоянно следить за их уровнем. Для этого используется достаточно простой метод, суть которого можно пояснить рис 7b. Отрезок сверхпроводящего провода СП помещают под наклоном к поверхности контролируемой жидкости, поэтому часть СП длиной l оказывается сверхпроводящей, а остальная нет и соответственно определяет величину тока в индикаторе от источника постоянного тока Е_-. При изменении уровня криогена L меняется длина сверхпроводящего участка l и соответственно тока в индикаторе, по которому отслеживается уровень криогенной жидкости.

Градиентные магнитные поля получают с помощью специальных градиентных катушек, причем каждый из градиентов по X, Y, Z формируют независимыми системами катушек (см. рис. 8).

Обычно градиенты по X и Y ортогональны направлению основного постоянного магнитного поля Н₀ по оси Z, поэтому конструкции системы катушек по этим градиентам аналогичны, только расположены по-разному. Градиент по Z, который совпадает по направлению с полем Н₀, формируется иной конструкцией: либо двумя параллельными катушками с разным направлением токов (см. рис. 8c), либо одной катушкой с меняющимся шагом намотки.



a b c

Рисунок 8 - Конструкции градиентных катушек (a).

Радиочастотные катушки используются для возбуждения области выделенного среза и приема сигнала релаксации. Обычно радиочастотные катушки специализируют по объектам исследования. Имеются отдельные катушки для сканирования головы, коленных суставов, позвоночника, шеи и т.д. Различают объемные и поверхностные радиочастотные катушки. Они работают на высоких частотах, поэтому имеют, как правило, один-два витка в обмотке. Объемные катушки создают в области исследования однородное поле и базируются на принципе параллельных катушек Гельмгольца, имея, как правило, седловидную форму. В объемных катушках исследуемый объект помещается внутри системы катушек.

Поверхностная катушка обычно имеет вид плоской катушки-соленоида из одного, двух витков и располагается над поверхностью исследуемого объекта. Такая катушка имеет существенную неоднородность поля. Поле быстро убывает по мере удаления от катушки. Обычно считается, что глубина проникновения поля равна половине диаметра катушки. Зато такую катушку можно расположить над любой частью тела: над плечом, над любым суставом, над виском т.п. Для повышения чувствительности, а также исследования большей поверхности несколько поверхностных катушек зачастую объединяют в фазовую решетку.

7.Обзор аппаратуры

Техническая реализация ЯМР - томографа каждой фирмой-производителем изобилует своими особенностями, однако имеется основа, на которой она базируется. На рисунке 9 показана основная схема ЯМР - томографов. В комнате сканирования КС располагаются все компоненты томографа, связанные с достаточно сильными электромагнитными излучениями: сверхпроводящий магнит, градиентные катушки, радиочастотные катушки. Пациент располагается внутри всей системы катушек на специальном столе С, который для точного позиционирования управляется компьютером Ком. через интерфейс-контроллер ИК. Комната сканирования окружена экраном для снижения электромагнитных излучений во внешнюю среду.

Рисунок 9 - Структура ЯМР - томографа.

Электронная начинка томографа располагается, как правило, в другой комнате-операторской. "Сердцем" электроники является достаточно мощный компьютер Ком. со всей традиционной периферией: дисплеем, клавиатурой, печатью, фотопечатью, накопителями информации и т.п. Компьютер снабжен программно-математическим обеспечение ЛМО, с помощью которого через интерфейс-контроллер ИК управляет всем томографом, а также обрабатывает сигнал релаксации. Прежде всего, компьютер управляет выбором частоты синтезатора радиочастоты (Синт. РЧ). Последний вырабатывает гармонические колебания с малой нелинейностью в диапазоне частот возбуждения объекта. Для организации процесса релаксации, возбуждение осуществляется кратковременным радиоимпульсом, как правило, колоколообразной формой огибающей. Для этого компьютер формирует и задает через ЦАП М сигнал модуляции на модулятор Мод. РЧ. Затем промодулированный сигнал возбуждения усиливается усилителем мощности УМ РЧ и поступает в радиочастотную катушку возбуждения.

Градиентные поля по X, Y и Z определяются сигналами с соответствующих цифро-аналоговых преобразователей ЦАП G_x, ЦАП G_y и ЦАП G_z, программируемых опять же компьютером.

Сигнал релаксации, воспринимаемый приемной радиочастотной катушкой, поступает на приемник (Прием. РЧ), работающий практически по классической супергетеродинной схеме. Выходной сигнал приемника на промежуточной частоте без детектирования поступает на скоростной АЦП. Массивы кодов с АЦП обычно запоминаются в памяти интерфейса-контроллера ИК, где осуществляется их первичная обработка. Здесь располагается сигнальный процессор с матричным перемножителем для обеспечения быстрого Фурье-преобразования. Окончательное обеспечение вычислительного реконструирования изображения осуществляется компьютером и результат отображается на дисплее.

Системы МРТ в основном отличаются типами главных магнитов. В выпускаемых МРТ используются три типа магнитов: резистивные, сверхпроводящие (криогенные) и постоянные.

Резистивные магниты представляют собой систему катушек с конечным сопротивлением, по которым протекает постоянный ток. Они могут создать поле с относительно небольшой индукцией до 0,4 Тл и используются в МРТ, дающих изображения только «протонного» типа. Однако для создания даже такой сравнительно небольшой индукции требуются большие ток и мощность (так для магнита МРТ «ИМТТОМ» порядка 200 А и 60 кВт). Причем вся подводимая мощность превращается в тепло, которое необходимо отводить.

Именно такие томографы представляет собой наиболее сложную систему, состоящую из большого числа узлов различного назначения и размещенную на большой площади. Это связано со сложной энергетической установкой для питания главного магнита и с системой водяного охлаждения.

Структурная схема системы МРТ с резистивным магнитом представлена на рисунке 10.

В МРТ все субсистемы, участвующие в сборе и обработке информации, работают под управлением ЭВМ. Свои управляющие функции ЭВМ осуществляет через электронный блок управления - крейт 11. Отсюда идут аналоговые и цифровые управляющие сигналы и команды в РЧ передатчик 10 и источники питания градиентных катушек 8. В этих блоках генерируются сигналы большой мощности и выделяются значительные тепловые потери. Поэтому они оформлены в самостоятельные конструктивные узлы. Источники питания градиентной системы, по существу, представляют собой усилители мощности и размещены в шкафах в одном помещении с источником питания главного магнита. Там же находятся и основные узлы контроля системы охлаждения 1.

Рисунок 10 - Структурная схема МРТ с резистивным магнитом: 1 - система охлаждения, 2 - экранирующая камера, 3 - резистивный магнит, 4 - источник питания резистивного магнита, 5 - градиентная катушка, 6 - радиочастотная катушка, 7 - блок фильтрации, 8 - источник питания градиентной катушки, 9 - предварительный усилитель, 10 - радиочастотный передатчик, 11 - крейт, 12 - ПЭВМ.

Магнитная система МРТ, помещается в специальной комнате, пол, стены и потолок которой обтягиваются тонкой металлической сеткой 2. Она служит для защиты от помех. Тем не менее, помехи проникают и вносят искажения в МР - томограммы. И это объяснимо - РЧ сигналы, получаемые от тканей организма, сравнимы по величине с электромагнитными колебаниями, приходящими из эфира и составляют десятки микровольт. Помехи могут проникать также из электросети. Для их подавления все силовые токи - источников питания главного магнита, градиентной системы и передатчика - пропускаются через фильтры 7. Этой же цели служит применение предварительного усилителя РЧ сигнала 9, расположенного в непосредственной близости от РЧ катушки. Предварительно усиленный РЧ сигнал с минимальной примесью помех, поступает в крейт, где дополнительно усиливается.

Системе водяного охлаждения 1 в МРТ такого типа отводится важная роль. Вода используется для отвода тепла не только от катушек главного магнита, но и от нагруженных силовых элементов источников питания главного магнита и градиентных систем. [4].

При индукции основного поля свыше 0,5 Тл применение резистивного магнита технически и экономически становится невозможным. Здесь им на смену приходят сверхпроводящие магниты. Катушки такого магнита помещают в кожух, заполненный жидким гелием, имеющим температуру -269^оС.

Кожух с жидким гелием охвачен кожухом, заполняемым жидким азотом с температурой -196^о С. Проводники катушек из ниобия-титана, находящиеся в жидком гелии, становятся сверхпроводниками, т.е. их сопротивление становится равным нулю.

Поэтому для запуска магнита достаточно подать в его обмотку импульс тока и затем замкнуть накоротко внешнюю цепь. После этого ток в катушках магнита может циркулировать годами. Однако при эксплуатации криогенного магнита возникают другие проблемы. С течением времени количество криогенного вещества уменьшается и их приходится дозаправлять [4]. Примером может служить МРТ «MAGNETOM Harmony».

Структурная схема системы МРТ со сверхпроводящим магнитом представлена на рисунке 11.

Рисунок 11 - Структурная схема МРТ со сверхпроводящим магнитом: 1- экранирующая камера, 2 - кожух с жидким азотом, 3 - кожух с жидким гелием, 4 - сверхпроводящий магнит, 5 - источник первичного импульса, 6 - градиентная катушка, 7 - радиочастотная катушка, 8 - блок фильтрации, 9 - источник питания градиентной катушки, 10 - предварительный усилитель, 11 - радиочастотный передатчик, 12 - крейт, 13 - ПЭВМ.

Диагностические возможности МРТ с резистивным магнитом устроили бы вполне, если бы не его колоссальное энергопотребление и расход воды для охлаждения. Поэтому применяют постоянные магниты, имеющие сравнительно небольшую индукцию (0,2 - 0,35 Тл), но зато не потребляющих никакого тока (не считая ГКМ и РЧ катушек).

Такие магниты обычно собирают из отдельных магнитных «кирпичиков» или стержней. Они могут состоять из нескольких кольцевых магнитов. Выбор и сканирование слоя в МРТ с такими магнитами организуется точно

так же, как в МРТ с катушечными магнитами. Используют также постоянные электромагниты с вертикальным полем и стальным сердечником с индукцией от 0,1 до 0,6 Тл. При одинаковой индукции ток подмагничивания и расходуемая мощность у электромагнита намного меньше, чем у резистивного магнита [4]. Пример, МРТ «Hitachi AIRIS Mate». Структурная схема системы МРТ с постоянным магнитом представлена на рисунке 12.

Рисунок 12 - Структурная схема МРТ с постоянным магнитом: 1- экранирующая камера, 2 - постоянный магнит, 3 - градиентная катушка, 4 - источник питания градиентной катушки, 5 - радиочастотная катушка, 6 - блок фильтрации, 7 - предварительный усилитель, 8 - радиочастотный передатчик, 9 - крейт, 10 - ПЭВМ.

Особенностью системы управляющих команд МРТ по сравнению с РКТ и ультразвуковыми сканерами является большой удельный вес аналоговых сигналов. К ним относятся, прежде всего, радиочастотные посылки (несущие колебания и огибающая) и аналоговые напряжения для управления градиентной системой, а также некоторые вспомогательные сигналы. Роль цифровых сигналов в основном сводится к управлению аналоговыми сигналами и формированию временных интервалов. Разумеется, аналоговый РЧ сигнал, принимаемый антенной, преобразуется в цифровой.

Более подробно рассмотрим основные блоки схемы МРТ с резистивным магнитом. В основном все сигналы и данные измерения, передаваемые на исполнительные устройства и в ЭВМ, вырабатываются в крейте, структурная схема которого приведена на рис. 13.

Контроллер предназначен для организации обмена данными между крейтом и ЭВМ. Он обеспечивает адресацию блоков крейта, трансляцию данных из ЭВМ, прием оцифрованного МР сигнала в последовательном коде по двум каналам, преобразование его в параллельный и ввод в ЭВМ в режиме прямого доступа к памяти. С целью ускорения преобразования вида изображения в нем могут быть предусмотрены для этого аппаратные средства. Например, сравнительно просто и быстро на аппаратном уровне выполняется инверсия изображения «позитив-негатив» с помощью элементов «Исключающее ИЛИ».

Большинство блоков крейта требует для своего функционирования разнообразных импульсов различной частоты и длительности. Их поставляет программатор импульсов, который, в свою очередь, получает необходимую информацию об этих импульсах от контроллера.

В программаторе уровней с помощью нескольких ЦАП, на которые подаются цифровые коды, формируются аналоговые напряжения, предназначенные для задания уровней градиентов, формы огибающей РЧ импульса и ряда других аналоговых сигналов, о которых будет сказано ниже. Так как аналоговых сигналов требуется много, то программатор уровней конструктивно может быть размещен на двух платах.

В радиочастотном блоке находится задающий генератор радиочастотного возбуждающего сигнала, устройство смещения радиочастоты, оконечный усилитель МР сигнала и его детектор.

Блок выбора слоя тесно связан с блоком РЧ, так как в нем формируются необходимые сигналы для организации смещения РЧ частоты и огибающая РЧ импульса.

Хотя индуктивности градиентных катушек сравнительно невелики (несколько десятков мкГн), при подаче градиентных импульсов с крутыми фронтами в них могут возникать нежелательные переходные процессы. В блоке коррекции градиентов происходит автоматическое преобразование прямого фронта напряжения, поступающего от программатора импульсов, в напряжение с линейным фронтом и оптимальной скоростью нарастания, при которой переходный процесс минимален.

Наконец, в блоке АЦП и фильтров формируется цифровой результат преобразования МР-сигнала. Фильтры служат для выбора полосы пропускания, в которой принимается сигнал от выбранного слоя, т.е. в полосе частоты смещения. Таких блоков в крейте также может быть два (два информационных канала).

Как видим из структурной схемы крейта, управляющая электроника МРТ не очень сложна. Во всяком случае, УЗ сканер по насыщенности различными управляющими электронными устройствами значительно превосходит МР томограф. Сложность МРТ заключается в его магнитной системе и программном обеспечении.

Из электронных узлов, обеспечивающих действие системы, наибольший интерес представляют блоки радиочастотной группы. Рассмотрим более подробно задачи, которые она выполняет. Структурная схема, отражающая связь и взаимодействие этой группы блоков изображена на рис.3. Одним из главных требований, предъявляемых к РЧ блоку, является высокая стабильность радиочастоты, что обеспечивается применением кварцевого задающего генератора, который вырабатывает сигнал с частотой f₀, определяемой равенством Лармора. Поэтому смещение этой частоты при выборе слоя осуществляется не прямым способом, а путем косвенных нелинейных преобразований, например, смешиванием сигналов частоты и частоты смещения.

Смещенный сигнал усиливается по напряжению и по мощности в блоке передатчика, модулируется огибающей с заданным законом изменения и поступает на РЧ катушки по общему коаксиальному фидеру. Соответственно их пространственному расположению пары катушек называются вертикальной (ВК) и горизонтальной (ГК) Для получения вращающегося магнитного поля в цепях каждой пары катушек имеются фазосдвигающие звенья, которые создают сдвиг фаз их токов в 90^о.

МР сигнал, получаемый от тела, снимается с тех же катушек, которые служат для возбуждения, и поступает по двум каналам в предварительный усилитель, расположенный поблизости. В нем сигналы каналов объединяются и по общему коаксиальному кабелю приходят на оконечный усилитель МР сигнала. Как было показано, для возбуждения катушек на них подаются большие (сотни вольт) напряжения. Поэтому должны быть предусмотрены меры по защите предусилителя МР сигнала от перенапряжений по входу. При приеме сигнала РЧ катушки, имеющие относительно малое входное сопротивление, могут оказывать шунтирующее действие. Для его исключения также принимают различные меры - нелинейные элементы, коммутирующие устройства, которые отключают РЧ катушки при приеме МР сигнала.

Объединенный МР сигнал детектируется синхронным детектором, который управляется напряжением задающего генератора. В синхронном детекторе МР сигнал разделяется на два канала U и V, сигналы которых находятся в квадратуре (сдвинуты по фазе на 90^о) и, по сути, представляют собой физическое воплощение представлений о вращающейся системе координат и ее параметров u и v. Поэтому выбор символов для обозначения каналов не случаен. Далее эти сигналы поступают в два канала АЦП. Применение синхронного детектора продиктовано очень малой величиной МРС. Как известно из теории радиоприема, синхронный детектор обладает хорошей помехоустойчивостью и избирательностью.

Электронные блоки радиочастотной группы конструктивно могут находиться в различных местах. Например, задающий генератор, устройства смещения частоты, оконечный усилитель МРС и детектор могут находиться в блоке РЧ, формирователи сигналов смещения частоты и огибающей - в блоке выбора слоя. Эти два блока находятся в крейте. Передатчик и предусилитель МРС являются отдельными самостоятельными блоками.

Рисунок 13 - Блоки радиочастотной группы.

РЧ катушки. Упрощенные схемы цепей катушек для тела и для головы изображены на рис. 14. Катушки для тела, как уже говорилось, образуют две ортогонально расположенные пары - горизонтальную (ГК) и вертикальную (ВК).

Напряжение возбуждения на катушки подается по общему коаксиальному фидеру. Для сдвига фаз токов на 90^о в цепи горизонтальной и вертикальной пар включены соответственно индуктивность L1 и емкость С1. Для защиты от перегрузок по напряжению входов предварительного усилителя и устранения шунтирующего действия передатчика используются встречно-параллельные пары диодов. При возбуждении катушек через диоды протекают большие токи и их сопротивления малы.

При этом диодные пары, включенные на входах усилителя, играют роль двухсторонних амплитудных ограничителей. Для слабых же МР сигналов диоды представляют собой большие сопротивления, благодаря чему диодные пары, включенные в цепи катушек за фидером, как бы отключают их от передатчика. Помеха, возникающая на входах усилителя, хотя и уменьшенная диодными ограничителями, все-таки остается слишком большой (0,7 В). Поэтому на практике применяют более сложные способы подавления помех.



A b

Рисунок 14 - РЧ катушки: для тела (а) и головы (b).

Катушка для головы надевается непосредственно на голову пациента и подключается к предварительному усилителю коротким коаксиальным кабелем с разъемом. Она состоит из двух секций, каждая из которых содержит пару катушек - сигнальную (L1) и компенсирующую (L2). Эти катушки находятся в непосредственной близости друг от друга и имеют почти стопроцентное сцепление. При возбуждении излучающей системы (катушки для тела) в сигнальной катушке L1 наводится сильная помеха. Для ее компенсации и служит катушка L2. В ее цепи возникает большой ток, создающий размагничивающее поле для L1 и тем самым компенсирующее помеху. По окончании РЧ импульса сопротивление диодной пары становится большим и на слабый МР сигнал катушка L2 не оказывает шунтирующего действия. Для этой же цели служит нелинейная индуктивность L3.

Для исследования области спины применяется отдельная катушка в виде плоской рамки. Переключение входов предварительного усилителя на тот или иной источник сигнала (антенну) осуществляется с помощью контактного переключателя.

Предварительный усилитель МР сигнала предназначен для усиления очень слабых РЧ откликов, поэтому к нему предъявляются повышенные требования в части собственных шумов. Это требование удовлетворяется, как и в видеоусилителях рентгеновских телевизионных систем, применением во входных каскадах малошумящих полевых транзисторов. Но в отличие от видеоусилителя предварительный усилитель МРС принимает узкополосный сигнал, поэтому от внешних и внутренних помех можно дополнительно отстроиться с помощью селективных цепей. Одна из возможных схем предварительного усилителя МРС приведена на рис. 15.

Рисунок 15 - Предварительный усилитель МР сигнала.

Сигналы от РЧ катушек поступают на входы 1 и 2 «вертикального» и «горизонтального» каналов. Сильные сигналы (помехи), возникающие при возбуждении катушек, ограничиваются двусторонними диодными ограничителями, которые уже были показаны на рис.4. В каждом канале сигналы усиливаются повторителем на малошумящем полевом транзисторе (например, КП307) и усилителем напряжения У1, который может быть выполнен на быстродействующем операционном усилителе. Нагрузкой повторителя служит дроссель L1. Его сопротивление переменному току будет большим, а сопротивление постоянному - маленьким. Поэтому напряжение затвор-исток полевого транзистора оказывается практически равным нулю. Крутизна транзистора будет при этом максимальной.

Для повышения стабильности усиления каждый канал охвачен параллельной отрицательной ОС через емкости С1, С2, С3, а дроссель для повышения устойчивости схемы зашунтирован высокоомным сопротивлением.

Так как сигналы каналов ВК и ГК находятся в квадратуре, то при их простом объединении на входе суммирующего усилителя амплитуда результирующего сигнала была бы только в раз больше амплитуды одного из них. Во избежание потери усиления их фазы сдвигаются соответственно на -45^о и +45^о с помощью фазосдвигающей цепочки R1, R2, C4, поскольку, как это видно из рис.4, напряжение в канале ГК отстает от напряжения в канале ВК. Таким образом, на входе усилителя они оказываются в одной фазе. Как правило, общее усиление предварительного усилителя составляет около 2000. При этом его выходное напряжение получается равным примерно 40 мВ, что косвенным образом свидетельствует об очень малой величине МРС (20 мкВ).

Передатчиком в МРТ обычно называют многокаскадный усилитель мощности и модулятор. Особенность его работы заключается в том, что он должен развивать большую мощность в течение действия сравнительно короткого РЧ импульса при достаточно большой скважности (длительность РЧИ составляет 3 - 8 мс, а длительность периода повторения обычно не менее 40 мс). Поэтому средняя выходная мощность передатчика сравнительно невелика. Тем не менее, для повышения надежности в его выходных каскадах применяют мощные высокочастотные транзисторы. В частности, разработчики охотно используют полевые транзисторы с изолированным затвором благодаря небольшой мощности, необходимой для их раскачки. Пример построения схемы передатчика показан на рис. 16.

Рисунок 16 - Передатчик РЧ сигнала.

Несущая со смещенной частотой непрерывно поступает от РЧ блока. Она не обязательно должна иметь форму гармонического колебания - это может быть и прямоугольное напряжение (меандр). Главное требование, предъявляемое к ней - стабильность частоты и амплитуды. Сигнал огибающей поступает от блока выбора слоя. Несущая усиливается двухтактным усилителем. Его первый каскад на транзисторах VT1, VT2 (резистивный) раскачивает мощный выходной каскад на полевых транзисторах с изолированным затвором VT7, VT8. Для согласования входного и выходного каскадов служат двухтактные эмиттерные повторители на комплементарных парах транзисторов VT3, VT4 и VТ5, VT6.

Модуляция осуществляется с помощью транзисторов VT9, VT10, которые управляют током специального источника питания. Такой способ питания называют «плавающей землей» или «подземным» источником. При отсутствии РЧИ потенциал точки а равен нулю, поэтому напряжение U_си полевых транзисторов также равно нулю, и ток в цепи РЧ катушек отсутствует. Поступающий от формирователя огибающей сигнал открывает транзисторы VT9, VT10, и потенциал точки а понижается. Это приводит к отпиранию транзисторов VT7, VT8 и возбуждению тока в РЧ катушках. Рассмотренный способ модуляции аналогичен анодной или коллекторной модуляции. Он характеризуется высокой линейностью воспроизведения огибающей в широком динамическом диапазоне, но требует большой мощности от модулятора. Для обеспечения пропорциональности между управляющим сигналом огибающей и выходным напряжением модулятора усилитель огибающей охватывают глубокой отрицательной ОС по напряжению.

Для работы в выходном каскаде передатчика подходят мощные полевые транзисторы КП904А, Б с максимальной мощностью рассеяния 75 Вт и минимальной крутизной около 250 мА/В. При выходном токе 1,4 А, взятом из ранее рассмотренного примера, потребуется напряжение U_зи = 1,4/0,25 = 5,6 В. Емкость затвор-исток этих транзисторов составляет около 200 пФ. На частоте 5 МГц их входной ток будет равен , т.е. ток получается достаточно большим. Но если бы использовать биполярные транзисторы, он был бы не меньше, а линейность была бы хуже.

Во вторичной цепи трансформатора Т2 включена пара встречно-параллельных диодов. Она, как и аналогичные пары в цепях РЧ катушек, служит для отключения выхода передатчика во время приема МР сигнала с целью предотвращения его шунтирования сравнительно малым выходным сопротивлением трансформатора.

Рассмотрим теперь более подробно устройство РЧ блока. Основными его частями являются генератор смещенной частоты и синхронный детектор МР сигнала. Структурная схема генератора приведена на рис.7.

Рисунок 17 - Генератор сигналов смещенной частоты.

Принцип смещения частоты основан на тригонометрическом преобразовании:

В тригонометрических выражениях (1) для простоты вместо t условно записаны частоты f. Таким образом, для смещения частоты f₀ нужно выполнить операции умножения и сложения двух пар квадратурных гармонических функций. Нулевая частота смещения соответствует слою, проходящему через центр магнита. Для выбора слоя по разные стороны относительно центра в выражениях (1) следует менять знаки при вторых слагаемых. Физически для этого достаточно проинвертировать функцию sinf_см. Квадратурные сигналы с частотой f₀ получают с помощью опорного генератора с частотой 2f₀, делителя на 2 и фазосдвигающего устройства, обеспечивающего сдвиг фаз на 90^о. Наиболее просто деление частоты на 2 и сдвиг фаз можно реализовать с помощью цифровых схем. Для этого можно использовать быстродействующие элементы типа ЭСЛ (эмиттерно-связанная логика) серий К500 или К1500. Эти микросхемы обладают также достаточно большой выходной мощностью. Деление частоты на 2 выполняется триггером, поэтому переменные напряжения частотой f₀ имеют форму симметричных прямоугольных импульсов (меандра), что важно с точки зрения точности преобразования. Квадратурные сигналы с частотой f_см гармонической формы поставляет специальное формирующее устройство блока выбора слоя.

Функции перемножения и сложения выполняются с помощью аналоговых перемножителей (АП). При этом один из сомножителей является гармонической функцией, а другой - периодической негармонической. Гармонический сигнал с частотой выделяют на параллельном колебательном контуре, подключаемом к выходам АП и настроенном на частоту . Впрочем, затем он может снова стать прямоугольным, если в качестве предварительного усилителя ПУ и оконечного каскада ОК использовать цифровые микросхемы К500 или К1500.

В качестве АП можно применить популярную микросхему К174ПС1. Она представляет собой аналоговый перемножитель общего применения с предельной частотой 220 МГц. Его выходное напряжение определяется выражением

где - масштабный коэффициент. Электрическая схема этого АП приведена на рис. 18.

Рисунок 18 - Аналоговый перемножитель К174ПС1.

Регулятор фазы поддерживает точный сдвиг фаз в 90^о между квадратурными сигналами с частотой . Это достигается применением АП (АП3) и фильтра нижних частот, в качестве которого используется интегратор. Выходное напряжение интегратора смещает потенциал на выходе фазосдвигающей цепи, которая представляет собой интегрирующую RC-цепь. В результате сдвигается во времени фронт импульса на входе одного из триггеров-делителей на 2. Регулятор охвачен обратной связью сигналами и . В результате на выходе АП3 возникает переменное прямоугольное напряжение с частотой (рис. 19). При точном равенстве сдвига фаз 90^о это напряжение будет иметь форму меандра, и поэтому выходное напряжение интегратора будет равно нулю.