Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография - Phase contrast magnetic resonance imaging

Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография
Чрезвычайно заниженная выборка изотропной реконструкции проекции (VIPR) Фазово-контрастная (ПК) последовательность МРТ артериальных диссекций.jpg
Реконструкция изотропной проекции с сильно заниженной выборкой (VIPR) фазового контраста (ПК) Последовательность МРТ 56-летнего мужчины с рассечения из чревная артерия (верхний) и верхняя брыжеечная артерия (ниже). Ламинарный поток присутствует в истинном просвете (закрытая стрелка), а спиральный поток присутствует в ложном просвете (открытая стрелка).[1]
Цельметод магнитно-резонансного ангиографа

Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография (ПК-МРТ) - это особый тип магнитно-резонансная томография используется в основном для определения расхода скорости. ПК-МРТ можно считать методом Магнитно-резонансная скорость. Он также предоставляет метод магнитно-резонансная ангиография. Поскольку современные ПК-МРТ обычно имеют временное разрешение, они предоставляют средства 4D-визуализации (три пространственных размеры плюс время).[2]

Как это устроено

Атомы с нечетным числом протоны или же нейтроны имеют случайно выровненный угловой момент вращения. При размещении в сильном магнитное поле, некоторые из этих спинов совпадают с осью внешнего поля, что вызывает сеткупродольный намагниченность. Эти вращения прецессия вокруг оси внешнего поля при частота пропорционально силе этого поля. Затем в систему добавляется энергия через Радиочастота (RF) импульс для «возбуждения» спинов, изменяя ось, вокруг которой прецессируют спины. Затем эти спины можно наблюдать с помощью приемных катушек (Радиочастотные катушки ) с помощью Закон индукции Фарадея. Разные ткани реагируют на добавленную энергию по-разному, а параметры визуализации можно регулировать, чтобы выделить желаемые ткани.

У всех этих спинов есть фаза, которая зависит от скорости атома. Сдвиг фазы спина является функцией градиентного поля :

куда это Гиромагнитное соотношение и определяется как:

,

- начальное положение спина, - скорость вращения, а - ускорение вращения.

Если мы рассматриваем только статические вращения и спины в направлении x, мы можем переписать уравнение для фазового сдвига как:

Затем мы предполагаем, что ускорение и члены более высокого порядка пренебрежимо малы, чтобы упростить выражение для фазы до:

куда - нулевой момент x-градиента и - это первый момент градиента x.

Если мы возьмем два разных сбора данных с приложенными магнитными градиентами, которые противоположны друг другу (биполярные градиенты), мы можем сложить результаты двух измерений вместе, чтобы вычислить изменение фазы, которое зависит от градиента:

куда .[3][4]

Фазовый сдвиг измеряется и преобразуется в скорость в соответствии со следующим уравнением:

куда это максимальная скорость, которую можно записать, и - зарегистрированный фазовый сдвиг.

Выбор определяет диапазон видимых скоростей, известный как ‘динамический диапазон '. На выбор ниже максимальной скорости в срезе вызовет сглаживание на изображении, где скорость чуть больше, чем будет неправильно рассчитываться как движение в обратном направлении. Однако существует прямой компромисс между максимальной скоростью, которая может быть закодирована, и соотношение сигнал шум измерений скорости. Это можно описать следующим образом:

куда это соотношение сигнал шум изображения (которое зависит от магнитного поля сканера, воксель объем и время получения сканирования).

Например, установка «низкого» (ниже максимальной скорости, ожидаемой при сканировании) позволит лучше визуализировать более низкие скорости (лучшее SNR), но любые более высокие скорости будут иметь неверное значение. Установка "кайфа" (выше максимальной скорости, ожидаемой при сканировании) позволит правильно определить скорость, но больший динамический диапазон будет скрывать меньшие особенности скорости, а также уменьшать SNR. Следовательно, установка будет зависеть от приложения, и при выборе необходимо соблюдать осторожность. Чтобы в дальнейшем обеспечить правильную количественную оценку скорости, особенно в клинических применениях, где динамический диапазон скорости потока велик (например, скорости кровотока в сосудах через торакоабдоминальную полость), метод двойного эхо-анализа PC-MRI (DEPC) с двойной скоростью кодирование с одинаковым временем повторения было разработано[5]. Метод DEPC не только позволяет правильно определять скорость, но также сокращает общее время сбора данных (особенно в применении к 4D-визуализации потока) по сравнению с однократным однократным эхосигналом. ПК-МРТ выполняется двумя отдельными значения.

Чтобы обеспечить большую гибкость при выборе , мгновенная фаза (развертка фазы) может использоваться для увеличения как динамического диапазона, так и отношения сигнал / шум.[6]

Методы кодирования

Когда каждое измерение скорости вычисляется на основе данных от противоположно приложенных градиентов, это называется методом шести точек. Однако используются и более эффективные методы. Здесь описаны два:

Простой четырехточечный метод

Используются четыре набора градиентов кодирования. Первый является ссылкой и применяет отрицательный момент в ,, и . Следующее применяет положительный момент в , и негативный момент в и . Третий применяет положительный момент в , и негативный момент в и . И последнее применяет положительный момент в , и негативный момент в и .[7]Затем скорости могут быть решены на основе информации о фазе из соответствующих кодов фазы следующим образом:

Сбалансированный четырехточечный метод

Сбалансированный четырехточечный метод также включает четыре набора градиентов кодирования. Первый такой же, как и в простом четырехточечном методе с применением отрицательных градиентов во всех направлениях. У второго есть негативный момент в , и положительный момент в и . У третьего есть негативный момент в , и положительный момент в и . У последнего есть негативный момент в и положительный момент в и .[8]Это дает нам следующую систему уравнений:

Затем можно рассчитать скорости:

Ретроспективный стробирование сердца и дыхания

За медицинская визуализация, чтобы получать сканы с высоким разрешением в трехмерном пространстве и времени без артефактов движения от сердце или же легкие, ретроспектива сердечный стробирование и респираторный компенсации используются. Начиная с сердечного стробирования, пациента ЭКГ сигнал записывается на протяжении всего процесса визуализации. Точно так же дыхательные паттерны пациента можно отслеживать на протяжении всего сканирования. После сканирования непрерывно собираемые данные в k-пространство (временное пространство изображения) может быть назначено в соответствии с синхронизацией сердечного ритма и движения легких пациента. Это означает, что эти сканированные изображения являются усредненными для сердца, поэтому измеренные скорости крови являются средними для нескольких сердечных циклов.[9]

Приложения

Фазово-контрастная МРТ - один из основных методов магнитно-резонансная ангиография (MRA). Это используется для создания изображений артерий (и реже вен), чтобы оценить их на предмет стеноз (аномальное сужение), окклюзии, аневризмы (расширение стенки сосуда с риском разрыва) или другие аномалии. МРА часто используется для оценки артерий шеи и головного мозга, грудной и брюшной аорты, почечных артерий и ног (последнее обследование часто называют «дренажным»).

Ограничения

В частности, несколько ограничений ПК-МРТ важны для измеренных скоростей:

  • Частичный объем эффекты (когда воксель содержит границу между статическим и движущимся материалами) могут переоценить фазу, что приведет к неточным скоростям на границе раздела между материалами или тканями.
  • Дисперсия фазы внутривокселя (когда скорости внутри пикселя неоднородны или в областях турбулентного потока) может привести к образованию итоговой фазы, которая не позволяет точно разрешить характеристики потока.
  • Предположение, что ускорение и более высокие порядки движения незначительны, может быть неточным в зависимости от поля потока.
  • Артефакты смещения (также известные как несовпадение и артефакты наклонного потока) возникают, когда существует разница во времени между фазовым и частотным кодированием. Эти артефакты наиболее заметны, когда направление потока находится в плоскости среза (наиболее заметны в сердце и аорте для биологических потоков).[10]

Реконструкция изотропной проекции с сильно заниженной выборкой (VIPR)

А Реконструкция изотропной проекции с сильно неполной выборкой (VIPR) - это радиально полученная последовательность МРТ, которая приводит к МРА высокого разрешения со значительным сокращением времени сканирования и без необходимости задержки дыхания.[11]

Рекомендации

  1. ^ Хартунг, Майкл П.; Grist, Thomas M; Франсуа, Кристофер Дж (2011). «Магнитно-резонансная ангиография: текущее состояние и перспективные направления». Журнал сердечно-сосудистого магнитного резонанса. 13 (1): 19. Дои:10.1186 / 1532-429X-13-19. ISSN  1532-429X. ЧВК  3060856. PMID  21388544. (CC-BY-2.0 )
  2. ^ Станкович, Зоран; Аллен, Брэдли Д.; Гарсия, Хулио; Джарвис, Келли Б.; Маркл, Майкл (2014). «4D потоковая визуализация с помощью МРТ». Сердечно-сосудистая диагностика и терапия. 4 (2): 173–192. Дои:10.3978 / j.issn.2223-3652.2014.01.02. ЧВК  3996243. PMID  24834414.
  3. ^ Elkins, C .; Аллея, М. (2007). «Магнитно-резонансная велосиметрия: применение магнитно-резонансной томографии в измерении движения жидкости». Эксперименты с жидкостями. 43 (6): 823. Bibcode:2007ExFl ... 43..823E. Дои:10.1007 / s00348-007-0383-2.
  4. ^ Тейлор, Чарльз А .; Дрейни, Мэри Т. (2004). «Экспериментальные и вычислительные методы в механике сердечно-сосудистой жидкости». Ежегодный обзор гидромеханики. 36: 197–231. Bibcode:2004АнРФМ..36..197Т. Дои:10.1146 / annurev.fluid.36.050802.121944.
  5. ^ Аджала, Афис; Чжан, Цзиминь; Педнекар, Амол; Буко, Эрик; Ван, Лунин; Чеонг, Бенджамин; Хор, Пей-Херн; Мутупиллай, Раджа (2020). «Поток митрального клапана и движение миокарда, оцененные с помощью МРТ сердца с двойным эхосигналом и двойной скоростью». Радиология: кардиоторакальная визуализация. 3 (2): 1–8. Дои:10.1148 / ryct.2020190126.
  6. ^ Салфитя, М.Ф .; Huntleya, J.M .; Gravesb, M.J .; Marklundc, O .; Cusackd, R .; Борегард, Д.А. (2006). «Расширение динамического диапазона фазово-контрастной магнитно-резонансной скоростной визуализации с использованием передовых многомерных алгоритмов фазовой развертки». Журнал интерфейса Королевского общества. 3 (8): 415–427. Дои:10.1098 / rsif.2005.0096. ЧВК  1578755. PMID  16849270.
  7. ^ Pelc, Norbert J .; Бернштейн, Мэтт А .; Шимакава, Энн; Гловер, Гэри Х. (1991). «Стратегии кодирования для трехсторонней фазово-контрастной МРТ-визуализации потока». Журнал магнитно-резонансной томографии. 1 (4): 405–413. Дои:10.1002 / jmri.1880010404.
  8. ^ Pelc, Norbert J .; Бернштейн, Мэтт А .; Шимакава, Энн; Гловер, Гэри Х. (1991). «Стратегии кодирования для трехсторонней фазово-контрастной МРТ-визуализации потока». Журнал магнитно-резонансной томографии. 1 (4): 405–413. Дои:10.1002 / jmri.1880010404.
  9. ^ Лотц, Иоахим; Мейер, Кристиан; Лепперт, Андреас; Галанский, Майкл (2002). «Измерение сердечно-сосудистого кровотока с помощью фазово-контрастной МРТ: основные факты и реализация 1». Рентгенография. 22 (3): 651–671. Дои:10.1148 / радиография.22.3.g02ma11651. PMID  12006694.
  10. ^ Петерссон, Свен; Дайверфельдт, Петтер; Гордхаген, Роланд; Карлссон, Мэттс; Эбберс, Тино (2010). «Моделирование фазоконтрастной МРТ турбулентного потока». Магнитный резонанс в медицине. 64 (4): 1039–1046. Дои:10.1002 / mrm.22494. PMID  20574963.
  11. ^ Стр. Решебника 602 в: Херш Чандарана (2015). Передовая МРТ в клинической практике, проблема радиологических клиник Северной Америки. 53. Elsevier Health Sciences. ISBN  9780323376181.