Основы МРТ

Глава 12

СОВРЕМЕННЫЕ МЕТОДЫ ТОМОГРАФИИ



Введение

Похоже, каждый год приносит новые пути применения МРТ или новые импульсные последовательности, которые открывают новые возможности МРТ. Эта глава описывает некоторые из этих методов. Из-за ограничений по объему, методы описываются лишь поверхностно. За более подробной информацией читателю предлагается обращаться к литературе, указанной в ссылках.

Объемное построение (трехмерное построение)

Объемным построением является сбор данных магнитного резонанса не из томографического слоя, а из объема. Это можно представить как получение нескольких, прилежащих друг к другу слоев подряд, в некоторой области отображаемого объекта. Число таких срезов должно всегда быть кратным 2. Временная диаграмма импульсной последовательности при объемном построении выглядит следующим образом. Здесь представлены объем-селектирующий РЧ-импульс и градиент , который вращает только те спины, которые входят в отображаемый объем исследуемого объекта. Эта последовательность импульсов эквивалентна срез-селектирующей последовательности, за тем исключением, что толщина среза, в данном случае, может равняться 10 или 20 см. За объем-селектирующими импульсами следуют градиенты фазового кодирования: один по плоскости 1, а другой по плоскости 2. Каждый градиент может иметь принимать значения между минимумом и максимумом, так же, как и все другие градиенты фазового кодирования. Два градиентных импульса применяются одновременно, и проходят через все возможные комбинации. Для того, чтобы в середине окна сбора спины находились в одной фазе, частотно-кодирующий градиент имеет отрицательную дефазировку. Применение частотно-кодирующего градиента и регистрация полученного сигнала не отличается от аналогичных процессов при других последовательностях.

Время отображения равняется значению времени релаксации (TR), умноженной на число шагов фазового кодирования по плоскости 1, и умноженной на число шагов по плоскости 2. Из-за такого большого значения, для трехмерного отображения обычно используется последовательность градиентного эхо-сигнала (GRE).

Отображение тока (МР ангиография)

Ангиографией является отображение тока крови по артериям и венам тела. До появления МРТ ангиография проводилась единственным способом. В кровь человека вводилось рентген-контрастное вещество и производился его рентгеновский снимок. Этот метод позволял сделать изображение кровеносных сосудов тела. Однако, он не давал различия между стоячей и текущей кровью. Именно поэтому данный метод был недостаточным для отображения циркуляторных изменений. Магнитно-резонансная ангиография (МРА) дает снимки движущейся крови. Интенсивность этих изображений пропорциональна скорости тока. Существуют два основных вида МРА: время-пролетная и фазо-контрастная ангиографии. Они и будут описаны ниже.

Время-пролетная ангиография
Время-пролетная ангиография может проводиться несколькими способами. В одном методе используется спин-эхо последовательность, в которой срез-селектирующие 90o- и 180o-импульсы имеют разные частоты. 90o-импульс возбуждает спины в одной плоскости. А 180o-импульс - в другой. При отсутствии тока, сигнала нет, так как нет спинов, испытывающих и 90o-, и 180o-импульс. При наличии тока и правильном времени эхо (TE), кровь из 90o-плоскости течет в 180o-плоскость и производит эхо.

Вспомним следующий токовый артефакт, описанный в главе 11. Когда кровь испытывает 90o-импульс, не испытывая 180o-импульса, эхо не наблюдается. Если же расположение исследуемого участка изменилось так, что 180o-импульс приходится как раз на тот участок крови, которая испытывает только 90o-импульс, то это кровь вносит вклад в возникновение эхо сигнала.

Фазо-контрастная ангиография
Немного более сложной является фазо-контрастная ангиография. Для начала необходимо понять принцип биполярного импульса градиента магнитного поля (GBP). Биполярным градиентным импульсом является такой импульс, который на один период включается в одном направлении, и затем, на такой же период времени переключается на противоположное направление. Положительный биполярный градиент в начале имеет положительную часть , а отрицательный - отрицательную. Площадь под положительной частью кривой должна равняться таковой под отрицательной. Биполярный градиентный импульс не имеет суммарного эффекта на стационарные спины. Он будет действовать на спины, имеющие компонент скорости в направлении градиента.

Например, спин, подвергающийся воздействию первой части биполярного градиентного импульса, приобретает фазу , которая в радианах выражается по формуле:

A = 2 x GBP dt
и
B = -2 x GBP dt

от второй части. Если GBP из двух равных по значениям и по положениям частей применить к спинам, то фаза, приобретенная от части A равна фазе, приобретенной от части B.

Если такой биполярный градиент, в дополнение к другим градиентам, поместить в какую либо отображающую последовательность, он не будет никак влиять на изображение, так как он всего лишь придаст двигающимся спинам фазовый сдвиг. Вследствие того, что изображение является представлением величины поперечной намагниченности, эффекта наблюдаться не будет. Однако, если производятся две отображающие последовательности, в которых, первая несет положительный биполярный градиентный импульс, а вторая - отрицательный биполярный градиентный импульс, и полученные данные вычитаются, то сигналы от неподвижных спинов зануляются, в то время как движущаяся кровь прибавляется. Для того чтобы убедиться в этом, посмотрим на анимацию. Положительный биполярный градиентный импульс будет влиять на неподвижные и двигающиеся спины, относительно спинов, не подверженных никакому градиенту. Отрицательный биполярный импульс будет так влиять на одни и те же неподвижные и текущие спины.

Если вычитать вектора (а, следовательно, сигналы) от положительных и отрицательных биполярных градиентных импульсов, вектора от неподвижных спинов зануляются и двигающиеся спины приобретают суммарную величину. Результатом этого является изображение двигающихся (текущих) спинов. На этой анимации видно, что для оптимального сигнала необходимо чтобы вектора от крови с наибольшей скоростью тока получали по 90o сдвига фазы от каждого биполярного градиентного импульса. Спины с меньшими скоростями тока получают меньшие фазовые сдвиги. Направление биполярного градиента уменьшает сигнал только от спинов, имеющих компоненту по этому направлению.

Импульсная последовательность для одного шага градиента фазового кодирования последовательности фазо-контрастной ангиографии выглядит следующим образом. Сигналы от двух частей вычитаются и используются для получения фазо-кодирующей линии исходных данных.

Здесь приведены два примера изображений МРА. На первом - коронарная проекция тока в голове. На втором - аксиальная проекция мозга.

Сейчас многие процедуры МР ангиографии проводятся наряду с введением контраста в кровеносную систему. Эти агенты снижают время релаксации T1 жидкости в кровеносных сосудах по отношению к окружающим тканям. Когда собираются данные с коротким значением TR, сигнал от тканей, окружающих кровеносные сосуды, очень мал из-за их длительного T1 и короткого TR. Качество изображений МР ангиографии с контрастным усилением дает возможность выбора методик проведения МРТ для ангиографии.

Диффузионная томография

Диффузионная томография проводится схожим образом с фазо-контрастной ангиографией. Основным отличием является то, что для отображения значительно более медленных движений молекул (диффузии) в человеческом теле, градиенты должны возрастать по амплитуде. Для подробного изложения этой последовательности, смотри вторую часть предыдущей части (фазо-контрастная ангиография).

Томография турбо спин-эхо

Турбо спин-эхо последовательность является мульти-эхо спин-эхо последовательностью, где различные части k-пространства записываются на разных спин-эхо. К примеру, существует спин-эхо последовательность с четырьмя эхо, в которой TE равняется 15 мс. k-Пространство делится на четыре части. Первое эхо используется для заполнения центральной части, строки 96-160, k-пространства. Второе эхо используется для строк 64-96 и 160-192. Третье эхо заполняет строки 32-64 и 192-224. Последнее эхо заполняет 1-32 и 224-256 строки k-пространства. Существуют некоторые проблемы с шагами между частями k-пространства, но, поскольку, в этих районах расположено мало информации, эти шаги могут быть легко скорректированы. Преимуществом такого метода является то, что, как это показано в примере, изображение может быть получено в четыре раза быстрее.

Отображение химического сдвига (подавление жировой ткани)

Отображением химического сдвига является получение изображения всего от одного химического сдвига в исследуемом объекте. К примеру, если исследуемый объект состоит из водородов воды и жира, каждый из которых имеет собственный химический сдвиг, результатом отображения химического сдвига будет являться изображение либо жира, либо воды исследуемого объекта. Поскольку наиболее часто отображение химического сдвига используется для подавления сигнала от жировой ткани, его часто называют отображением с подавлением жира. Существует несколько методов проведения отображения химического сдвига. Здесь описаны два метода: метод инверсии-восстановления и метод преднасыщения.

В методе инверсии-восстановления используется отображающая последовательность инверсии-восстановления и время инверсии (TI) делается равным T1ln2, где T1 - время спин-решеточной релаксации того компонента, который необходимо подавить. При подавлении жира таким компонентом будет жир, а при подавлении воды - вода. Данный метод применим только тогда, когда значения T1 для двух компонентов различны.

При использовании метода преднасыщения частотно-избирательный преднасыщающий импульс подается перед стандартной импульсной последовательностью, например, спин-эхо последовательностью. Преднасыщающий импульс устанавливает намагниченность того компонента, который необходимо подавить, в ноль. Когда следует стандартная импульсная последовательность, сигнал от подавленного компонента отсутствует. На анимации показана РЧ временная диаграмма для последовательности. Преднасыщающий импульс состоит из частотно-избирательного импульса, который обнуляет Z намагниченность для специфичного химического сдвига. В случае подавления жировой ткани, составляющей химического сдвига будет жир. Далее преднасыщающий импульс состоит из градиента дефазировки, который служит для того, чтобы занулить поперечную намагниченность компонента химического сдвига. В данном случае, за преднасыщающим импульсом следует спин-эхо последовательность. Данный метод наиболее эффективен, когда время T1 для подавляемой ткани велико по сравнению с преднасыщающим импульсом и спин-эхо последовательностью.

Эхо-планарная томография (функциональная МРТ)

Эхо-планарная томография является быстрым методом магнитного резонанса, с помощью которого можно получать изображения с большой скоростью. При этом методе изображение полностью получается за период TR. Для понимания эхо-планарной томографии необходимо понимать концепцию k-пространства. Магнитно-резонансная томограмма рассматривается как пространственное изображение. Преобразование Фурье применяется также, как и к k-пространству. В магнитно-резонансной томографии, k-пространство соответствует объему, определяемому частотой и направлением фазового кодирования. В настоящее время отображающие последовательности записывают одну строку k-пространства за один шаг кодирования. Поскольку один шаг кодирования происходит за TR секунд, время, необходимое для получения изображения, определяется временем TR и числом шагов фазового кодирования. При эхо-планарной томографии все строки k-пространства получаются за один период TR.

Временная диаграмма последовательности эхо-планарной томографии выглядит следующим образом. В нее входит 90o срез-селектирующий РЧ-импульс , который применяется вместе с градиентом выбора среза. Также, она состоит из инициирующего градиентного фазо-кодирующего импульса и инициирующего градиентного частотно-кодирующего импульса для позиционирования спинов в углу k-пространства. Затем следует 180o-импульс. Так как эхо-планарная последовательность обычно является последовательностью для одного среза, то 180o-импульс может не быть импульсом выбора среза. Затем направления фазового и частотного кодирования повторяются так, чтобы они пересекали k-пространство. Это равносильно применению 128 или 256 градиентов фазового и частотного кодирования за обычный период регистрации эхо. Будет понятнее, если мы увеличим этот участок временной диаграммы. Можно увидеть, что за фазо-кодирующим градиентом следует частотно-кодирующий, во время которого регистрируется сигнал. Затем следует другой фазо-кодирующий градиент, за которым следует частотно-кодирующий градиент противоположной полярности, во время которого регистрируется сигнал.

Если при увеличении области градиентов фазового и частотного кодирования посмотреть на карту траектории в k-пространстве, можно увидеть путь градиентов из k-пространства. Скорость, с которой пересекается k-пространство настолько велика, что является возможным, в зависимости от матрицы изображения, получать от 15 до 30 изображений в секунду. Это является скоростью видеозахвата.

Когда впервые была разработана эхо-планарная томография, считалось, что она будет иметь решающее значение в получении изображений в реальном масштабе времени. Ее наиболее важным применением может быть функциональная МРТ мозга. Функциональной томографией является томография, которая соотносит действие человека с определенной областью мозга. Во время мозговой активности существует быстрое кратковременное повышение скорости кровотока в области определенного центра мозга. Например, при движении указательного пальца правой руки, наблюдается кратковременное увеличение циркуляции определенной части мозга, контролирующей движение пальца. Усиление циркуляции означает параметрическое увеличение кислорода, которое, в свою очередь, на местное изменение T1 и T2 в тканях мозга. Разница между T1 и T2 по отношению к окружающим тканям вызывает разницу в контрастности между данными тканями.

Пространственно-локализующая спектроскопия

Пространственно-локализующей спектроскопией является применение РЧ импульсов и градиентов для получения спектра от определенного воксела исследуемого объекта. Простейшим примером этого является следующая мульти-эхо последовательность. РЧ-Импульс выбора среза применяется вместе с градиентом X магнитного поля. Это переводит спины плоскости YZ в возбужденное состояние. 180o-импульс выбора среза применяется вместе с градиентом Y магнитного поля. Это заставляет вращаться спины в плоскости XY. Второй 180o-импульс выбора среза применяется вместе с градиентом Z магнитного поля. Второй 180o-импульс возбуждает спины плоскости XY. Второе эхо регистрируется как сигнал. Это эхо отображает сигнал от тех спинов, которые расположены на пересечении трех плоскостей. Фурье преобразование над эхо дает ЯМР-спектр спинов, расположенных на пересечении трех плоскостей. Подбирая расчетами градиенты X, Y и Z, воксел можно расположить в любой точке исследуемого объекта.

Химические контрастирующие агенты

Средством химического контрастирования является вещество, которое вводится в организм для изменения разности контраста между тканями. Коэффициент контрастности меняется в зависимости от T1 и T2 тканей. T1 и T2 меняются при изменении числа флуктуирующих с частотой Лармора магнитных полей рядом с ядром. Обычно средством химического контрастирования является комплекс парамагнитного иона металла, каковым является гадолиний (Gd). Парамагнитное поле создает множество осциллирующих магнитных полей при действии в водной среде. К сожалению, гадолиний токсичен. Для снижения его токсического эффекта гадолиний входит в состав комплексов с разнообразными органическими комплексными агентами. Некоторые из них представлены на рисунке.

Gd-EDTA
Gd-DTPA
Gd-DOTA

После введения Gd в ткань, его концентрация сначала растет, а затем, по мере выведения из ткани, начинает падать. Усиление контраста получается в тканях, имеющих более высокую аффинность или васкуляризацию, по сравнению с другими тканями. К примеру, большинство опухолей имеют более высокое поглощение Gd, чем окружающие ткани, вызывая более короткий T1и больший сигнал.

Контрастирование переносом намагниченности

Контрастирование переносом намагниченности является новым методом повышения контраста между тканями физическими способами более, нежели химическими. Для того чтобы этот метод был эффективен, необходимо наличие в отображаемом анатомическом объекте, как минимум, двух спиновых систем, которые могли бы обмениваться энергией между собой, причем T2 одной системы должно быть намного короче, чем другой.

Импульсная последовательность очень похожа на описанную ранее в этой главе отображающую последовательность преднасыщения жира. Преднасыщающий импульс применяется с частотой, приблизительно, 1 кГц от центральной частоты. За преднасыщающим импульсом следует градиентное-эхо или спин-эхо последовательность.

Двумя спиновыми системами могут являться белок и вода. Белок имеет очень короткое T2 по отношению T2 воды. Из-за обратной зависимости между T2 и шириной спектральной линии, ЯМР-спектр этих двух спиновых систем будет нести очень широкий пик от белка и очень узкий пик от воды. Сигнал от белка не будет заметен на изображении, так как его широкая спектральная линия растягивает сигнал по всему изображению. Применение преднасыщающего импульса в 1 кГц от центра этих пиков может избирательно преднасытить белковую спиновую систему, но не воду. Любые молекулы воды, находящиеся в контакте с белком способны обмениваться намагниченностью с белком. Поэтому преднасыщение белка будет влиять на сигнал от воды и на контраст между водой, находящейся и ненаходящейся в контакте с белком.

Перенос намагниченности легко понять если представить водную и белковую спиновые системы как энергетические резервуары. На рисунке представлены белковый резервуар, соединенный с водным резервуаром, и другой, несоединенный водный резервуар. Энергия может быть помещена в любой из энергетических резервуаров, она возвращается на решетку или окружающие молекулы через спин-решеточную релаксацию.

Энергия помещенная только в белковый резервуар частотно-избирательным преднасыщающим импульсом будет влиять на энергию спиновой системы воды, соединенной с ним. Если импульсная последовательность используется для исследования намагниченности двух водных спиновых систем, пока система белка, связанная с водой, содержит энергию, она будет создавать интенсивность изображения, как если бы использовалось короткое TR. Несоединенная водная система будет создавать интенсивность изображения, как если бы использовалось длинное TR. Теперь между двумя типами воды будет различия по контрасту, даже если значения T1 двух типов воды равны.

Отображение с переменной шириной спектра

Количество шума в изображении зависит от частоты дискретизации FIDа или эхо. Чем выше частота дискретизации, тем больше шума в изображении. Аналогично, уменьшение частоты дискретизации снижает количество шума. При необходимости улучшить отношение сигнал-шум, является выгодным использование наименьшей возможной частоты дискретизации. Так как частота дискретизации, fs, зависит от поля обзора (FOV), как это было видно из главы 7, для того чтобы сохранять FOV постоянным, частотно-кодирующий градиент, Gf, должен снижаться пропорционально частоте дискретизации.

FOV = fs / Gf

Вот как будет выглядеть временная диаграмма для спин-эхо последовательности с использованием быстрой частоты дискретизации , и медленной частоты дискретизации. .

Вот три недостатка, связанные с использованием более медленной частоты дискретизации.

1. Усиление артефакта химического сдвига. (См. главу 11.)
2. Потеря контрастности.
3. Ограничение диапазона времен эхо, TE.

Здесь представлены два аксиальных изображения человеческой головы на уровне орбит. Одно было получено с шириной спектра 16 кГц, а другое с 3 кГц. . Заметим, что в изображении с 3 кГц имеется сдвиг в сигналах от жира по направлению кпереди и утрата контрастности. Диапазон применимых времен TE в спин-эхо последовательности ограничивается так как при уменьшении частоты дискретизации, увеличивается окно дискретизации.

В тех случаях, когда при отображении эти три неудобства не имеют значения, и требуется улучшение отношения сигнал-шум, применение отображения с переменной шириной спектра может оказаться полезным.

T1, T2, и изображения

Время спин-решеточной релаксации (T1), время спин-спиновой релаксации (T2), и протонная плотность () являются свойствами спинов тканей. Значения этих величин меняются от одной нормальной ткани к другой и от одной больной ткани к другой. Поэтому они создают контрастность между тканями в различных типах изображений, описанных в главе 7 и главе 8.

Здесь будут представлены несколько методов расчетов значений T1, T2, и . Эти методы применяются к конкретным пикселам для получения вычисленных T1, T2, или изображений. Чем меньше размер воксела соответствующего пикселу, тем с большей вероятностью значения T1, T2, и представляют значения для определенной ткани. Чем больше размер воксела, тем с большей вероятностью вычисленные значения представляют таковые для комбинаций тканевых компонентов.

Вычисление T1, T2, или начинается со сбора серий изображений. Например, если необходимо получить T2 изображение, используется спин-эхо последовательность и серии изображений собираются при изменении TE. Сигнал для заданного пиксела может быть выражен для каждого значения и лучше всего подходящего графика уравнения спин-эхо, построенного на основании данных для нахождения T2.

T1 изображение может быть создано из той же импульсной последовательности с использованием серий изображений с изменяющимся TR. Сигнал для заданного может быть выражен для каждого значения TR и лучше всего подходящего графика уравнения спин-эхо, построенного на основании данных для нахождения T1. Протонная плотность может быть вычислена после того как найдены T1 и T2 с использованием уравнения сигнала спин-эхо и любого сигнала спин-эхо.

Хотя описанные операции и создают T1, T2, или изображения, но они не являются наиболее эффективными или точными. Читателю предлагается обратиться к научной литературе с описаниями более подходящих методов.

Классификация тканей

Классификацией тканей или, как она еще называется, сегментацией изображений, является определение тканей в магнитно-резонансной томографии. Классификация основывается на свойствах тканей на изображении. Например, спин-эхо изображение , где цереброспинальная жидкость (CSF) и серое вещество более яркие по сравнению с другими тканями, интенсивность пиксела может быть использовано для классификации цереброспинальной жидкости, серого вещества и других тканей. Гистограмма и таблица для этого изображения выглядит следующим образом. Обычно, используется линейная зависимость между значением и интенсивностью пиксела. В дальнейшем, компоненты красного, зеленого и синего цветов каждого пикселя будут всегда одинаковыми, для отображения градаций серого. Можно отличить цереброспинальную жидкость и серое вещество от других тканей если преобразовать цветовую таблицу так, чтобы для каждого значения больше, чем 865 компоненты зеленого и синего цветов были выключены. Эта процедура создаст изображение красных пикселей цереброспинальной жидкости и серого вещества. Таким образом, изображение разделяется на два класса тканей: (1) серой вещество и цереброспинальная жидкость; и (2) ткани, не являющиеся серым веществом и цереброспинальной жидкостью.

Процесс сегментации проводится при помощи компьютерных алгоритмов. Эти алгоритмы могут сегментировать с более совершенной логикой, чем простая "больше чем заданное значение данного". Множество различных видов изображений или участков спектра могут быть использованы для разделения тканей. Некоторыми из возможных спектральных областей являются: T1-, T2- и -взвешенные; чистые T1, T2, и ; ангиографические, диффузионные, химического сдвига и функциональные изображения. С некоторыми из этих изображений работать намного сложнее. Изображения, которые показывают изменения в чувствительности отображающей катушки не могут использоваться, потому что алгоритмы сегментации не могут делать различий между изменениями интенсивности, вызванными чувствительностью отображающей катушки и самой тканью. С расчетными T1, T2 и изображениями работать проще, так как они не показывают различий в интенсивности, вызванных изменениями в чувствительности отображающей катушки.

В приведенном выше примере было невозможно отличить (сегментировать) серое вещество от ЦСЖ, потому что эти две ткани имеют близкие интенсивности в спин-эхо изображениях. Чем с более независимыми спектральными областями проводится работа, тем легче сегментировать ткани. Например, сегментация тканей мозга может проводиться с расчетными T1 , T2 , и изображениями головного мозга. Эти изображения используются для построения трехмерной гистограммы. Схожие типы тканей отображены кластерами на гистограмме. Можно присвоить пикселу в заданном диапазоне значений T1, T2 и определенный цвет. Получившееся изображение показывает сегментированные ткани.

Далее представлен еще один дополнительный пример сегментации, основанный на морфологии или строении в изображении. Магнитно-резонансные изображения высокого разрешения запястья получены с толщиной среза 0,7 мм, полем обзора 8 см и матрицей 256х256. Эти изображения показывают губчатую структуру костей запястья. Эти изображения изображения используются для совершенствования алгоритма идентификации различных типов заболеваний костей путем сравнения их морфологии. Полученный алгоритм охарактеризовывает губчатую структуру кости и классифицирует ее, основываясь на известных свойствах больной кости. Классифицированное изображение показывает норму (красным цветом), и те области, которые приобрели остеопоротические (зеленый цвет), кистозные (синий цвет) и склеротические (голубой цвет) свойства.

Отображение гиперполяризованных инертных газов

Отображением гиперполяризованных инертных газов является отображение ЯМР-сигнала от инертных газов, таких как 129Xe или 3He. Ксенон используется в качестве анестетика, единственным известным физиологическим эффектом Xe, который в своем роде облегчает отображение гиперполяризованного 129Xe. Ядро 129Xe имеет спин равный 1/2, его встречаемость в природе составляет 26,44%, гиромагнитное соотношение равно 11,8 МГц/Тл.

Гиперполяризованный 129Xe получается в результате многостадийного процесса. Вначале пары металла Rb возбуждаются оптическим способом лазерным лучом длинной волны 795 нм с круговой поляризацией. Возбужденный электрон Rb теряет энергию в результате обмена спином, переходящего к ядру Xe во время Xe-Rb столкновений.

В результате этого процесса суммарная ядерная намагниченность 129Xe примерно в 105 превышает таковую в равновесном состоянии. Большая суммарная намагниченность означает больший возможный сигнал, и, следовательно, делает отображение газа возможным. Время T1 129Xe в тканях составляет приблизительно от 15 до 40 с. Так как мы имеем дело с гиперполяризованным газом с большим значением T1, весь сигнал будет утрачен после применения 90o-импульса. Поэтому, для сохранения сигнала на протяжения периода сбора, обычно применятся градиентное эхо с углом наклона 5o.

Здесь представлен пример спин-эхо изображения мозга крысы. На это изображение наложено искусственно раскрашенное изображение размером 32х32 пиксела ЯМР-сигнала от 129Xe в мозге полученного после вдыхания гиперполяризованного 129Xe приблизительно в течение 40 с. Это исследование показывает, что сигнал 129Xe увеличивался внутри мозга и что концентрация Xe снижалась в мозжечке.


Перейти к: [ следующей главе | началу главы | предыдущей главы | титульному листу ]

Copyright © 1996-99 J.P. Hornak.
All Rights Reserved.