От чего зависит пространственное разрешение гамма камеры?

От величины отверстия коллиматора. Существуют коллиматоры с параллельными (parallel-hole) отверстиями и коллиматоры Pin-hole (увеличивающий, как конус). Разрешение увеличивающего коллиматора также зависит от глубины источника излучения. Также возникает параллакс, который искажает изображение.

Если L – длина отверстия, d – его диаметр, а z – расстояние от источника до коллиматора, то пространственное разрешение коллиматора Rc даётся выражением: Rc=d(L+z)/L

Артефакты метода восстановления изображений по проекциям. Их обнаружение и устранение.

Билет 2.

Способы формирования МРТ изображений. (Смотри билет 1, вопрос 1).

Почти всех методах МРТ, находящихся ныне в употреблении, используются либо построение по слоям (планарные методы), либо объемные методы. В первом случае МРТ эксперимент сосредоточен в выбранном срезе объекта и его часто называют двумерным (2М) экспериментом, ибо приходится кодировать только два пространственных измерения. Во втором (3М методы) пространственно кодируется весь исследуемый объем. Способ получения пространственной информации принято называть методом реконструкции.

Создание изображения включает следующие процедуры:

- локализация спинов,

-возбуждение выделенных спинов,

-пространственное кодирование сигнала этих спинов,

-детектирование сигнала и реконструкция изображения.

Локализация спинов - пространственная кодировка. В основе этой процедуры лежит зависимость частоты ларморовой прецессии ядер ω₀ от величины постоянного поля В₀ в месте их расположения: ω₀=γВ₀. Создаем условия для наблюдения резонанса в любой точке пространства в большом зазоре магнита. В спектрометре ЯМР образец помещается в центре зазора, где однородность поля самая высокая и профиль магнитного поля имеет прямоугольный вид по нескольким направлениям. Это достигается посредством т.н. шиммирующих катушек, токи в которых и создают слабые магнитные поля, корректирующие основное В0 с целью обеспечения идентичных резонансных условий всех спиновых меток в образце, находящемся внутри приемопередающей катушки. В МРТ на основное поле В0 накладываются дополнительные поля, изменяющиеся по линейному закону вдоль трех осей координат, т.н. градиентные поля с градиентами порядка 10-2 Тл/м (10 миллитесла/м). Используются и градиентные поля, изменяющиеся по квадратичному закону. В отсутствие градиента магнитного поля наложенный на эти образцы радиочастотный импульс создает сигнал, состоящий из одной единственной частоты; после Фурье-преобразования (FT) такой сигнал создает спектр, состоящий из единственного пика. В присутствии градиента магнитного поля при измерении сигнала мы получим отклик, состоящий из различных частот, соответствующих всем трем различным положением ампул с образцом, и, разности частот между которыми будут зависеть от реального расстояния между образцами и величины градиента поля. В центре магнита резонансная частота остается неизменной, поскольку в этом месте градиент не создает никакого эффекта. По обе стороны от центра резонансная частота будет либо больше, либо меньше, в зависимости от полярности градиента. Эти градиенты магнитного поля создаются набором катушек, размещенных специальным образом. Они могут создавать поля, которые постоянно нарастают вдоль каждой из трех главных осей (х, y, z).

Появление сильных градиентов магнитного поля эквивалентно наличию больших неоднородностей поля В0 в точке наблюдения во время действия градиента. Следствием является расфазировка спинов и исчезновение сигнала в локальной области образца. Возникает необходимость восстанавливать намагниченность во время действия градиентных полей. Делается это двумя способами: 1) Метод спин-эхо томографии. Это стандартный метод спинового эха с контролируемыми градиентными полями. Спин-эхо формируется включением 180° импульса (π - импульса) после отключения 90° импульса в момент τ. Расфазировка и рефокусировка происходят в одинаковых по неоднородности полях. Полная рефокусировка происходит только в центре эхо-сигнала. В томографическом эксперименте вслед за 90° импульсом включается градиентный импульс – источник более сильной неоднородности поля, чем самое поле магнита В0. Дополнительная неоднородность поля сильно ускоряет процесс расфазировки спинов. Градиент магнитного поля действует также и в период формирования эхо-сигнала. Регулируя амплитуду и длительность градиентного импульса, можно полностью скомпенсировать процессы расфазировки и рефокусировки спина путем переключения (изменения направления) градиентов. 2)Томография по сигналу градиентного эха. Эхо-сигнал можно получить и другим способом, изменяя полярность градиента. После радиочастотного импульса сигнал свободной индукции спадает с характеристическим временем Т2*, который включает вклад Т2 (общий вклад неоднородности В0 в любой точке) и Т2 – вклад от локальной неоднородности ∆В0 (x,y,z). Изменение полярности меняет направление индуцированной прецессии, что приводит к рефокусировке спинов, т.е. к сигналу градиентного эхо через время ТЕ. Площади градиентных импульсов обоих полярностей при этом должны быть уравнены. В этом эксперименте (градиентное эхо - GRE) используется несколько задержанный из-за переключения градиентов, но полностью восстановленный сигнал ССИ. Очевидно, в этом методе в отличие от метода спинового эха влияние неоднородности ∆В0 не устраняется и спад сигнала свободной индукции происходит быстрее (за счет самодиффузии протонов). Поэтому на такой эксперимент требуется относительно короткое время. Таким образом, оба метода позволяют получить восстановленный сигнал ЯМР (эхо-сигнал) от некоего элемента объема, положение которого координируется градиентными импульсами.

Пространственное кодирование осуществляется двумя близкими, по сути, способами: частотным и фазовым. Для определения положения трех образцов на плоскости необходимо повторять эксперимент с импульсными градиентами дважды(вдоль х и у). Продолжая эксперимент с градиентными импульсами в плоскости(х, у), мы получим совокупность проекций, математическая обработка которых даст форму плоской фигуры. Продолжая далее эксперимент с градиентными импульсами в направлении z, мы получим и форму объемного тела. Этот метод называется методом реконструкции по проекциям (метод обратных проекций). Отметим, что при частотном кодировании радиочастотное возбуждение предшествует включению каких-либо градиентов, но регистрируется сигнал ЯМР – эха при включенных градиентах, т.е. кодирование происходит во время записи сигнала. Фазовое кодирование сигнала осуществляется до записи сигнала, но в присутствии градиентов. Немедленно после возбуждения все спины когерентны, никаких фазовых сдвигов еще не возникло; если мы подождем, то естественный Т2 –процесс (а также неоднородности поля) начнут влиять на наш образец, т.е. начнется процесс расфазировки (со временем Т2). Однако, если внезапно включить градиент, то спины начнут быстро разбегаться по фазе. Скорость этой расфазировки будет зависеть от положения индивидуального спина и от величины градиента. Эти фазы соответствующих спинов содержат пространственную информацию. Фазовое кодирование сравнивает эти фазы с фазой опорного сигнала ЯМР на той же частоте. Информация может быть восстановлена с помощью преобразования Фурье. Чтобы разрешить n пикселей вдоль y-оси, мы должны повторить эксперимент n раз. Кодирующий фазу градиент при каждом повторении изменяется(инкрементируется) с постоянным шагом. Эти изменения фазирующего градиента можно создать, изменяя либо длительность, либо амплитуду градиентного импульса. Первый метод был предложен ранее, но он имеет тот недостаток, что на разных фазовых шагах дает разное Т2 - взвешивание изображения. Поэтому более предпочтителен метод изменения амплитуды фазирующего градиента. Главным различием между этими двумя методами является то, что фазовое кодирование завершается до того, как мы начинаем измерять сигнал, тогда как частотное кодирование осуществляется в процессе измерения. При частотном кодировании мы можем использовать всю эволюцию сигнала во времени, чтобы собрать нужное число точек измерения; при фазовом кодировании мы такой возможности не имеем и должны повторить эксперимент.

Определение и выделение среза определяются характеристиками возбуждающего импульса. Самый простой жесткий импульс не имеет четкой ширины полосы и не позволяет точно определить срез. Для улучшения четкости нужно придать импульсу определенную форму, меняя его амплитуду по времени.