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

Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография
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]
Цель	метод 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 ${\displaystyle (\phi )}$ спина является функцией градиентного поля ${\displaystyle \mathbf {G} (t)}$:

${\displaystyle \phi =\gamma \int _{0}^{t}B_{0}+\mathbf {G} (\tau )\cdot \mathbf {r} (\tau )d\tau }$

куда ${\displaystyle \gamma }$ это Гиромагнитное соотношение и ${\displaystyle \mathbf {r} }$ определяется как:

${\displaystyle \mathbf {r} (\tau )=\mathbf {r} _{0}+\mathbf {v} _{r}\tau +{\frac {1}{2}}\mathbf {a} _{r}\tau ^{2}+\ldots }$ ,

${\displaystyle \mathbf {r} _{0}}$ - начальное положение спина, ${\displaystyle \mathbf {v} _{r}}$ - скорость вращения, а ${\displaystyle \mathbf {a} _{r}}$ - ускорение вращения.

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

${\displaystyle \phi =\gamma x_{0}\int _{0}^{t}G_{x}(\tau )d\tau +\gamma v_{x}\int _{0}^{t}G_{x}(\tau )\tau d\tau +\gamma {\frac {a_{x}}{2}}\int _{0}^{t}G_{x}(\tau )\tau ^{2}d\tau +\ldots }$

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

${\displaystyle \phi =\gamma (x_{0}M_{0}+v_{x}M_{1})}$

куда ${\displaystyle M_{0}}$ - нулевой момент x-градиента и ${\displaystyle M_{1}}$ - 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:

${\displaystyle \Delta \phi =v(\gamma \Delta M_{1})}$

куда ${\displaystyle \Delta M_{1}=2M_{1}}$.^[3][4]

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

${\displaystyle v={\frac {v_{enc}}{\pi }}\Delta \phi }$

куда ${\displaystyle v_{enc}}$ это максимальная скорость, которую можно записать, и ${\displaystyle \Delta \phi }$ - зарегистрированный фазовый сдвиг.

Выбор ${\displaystyle v_{enc}}$ определяет диапазон видимых скоростей, известный как ‘динамический диапазон '. На выбор ${\displaystyle v_{enc}}$ ниже максимальной скорости в срезе вызовет сглаживание на изображении, где скорость чуть больше, чем ${\displaystyle v_{enc}}$ 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:

${\displaystyle SNR_{v}={\frac {\pi }{\sqrt {2}}}{\frac {v}{v_{enc}}}SNR}$

куда ${\displaystyle SNR}$ это соотношение сигнал шум изображения (которое зависит от магнитного поля сканера, воксель объем и время получения сканирования).

Например, установка «низкого» ${\displaystyle v_{enc}}$ (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" ${\displaystyle v_{enc}}$ (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 ${\displaystyle v_{enc}}$ 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.${\displaystyle v_{enc}}$ ПК-МРТ выполняется двумя отдельными ${\displaystyle v_{enc}}$ значения.

Чтобы обеспечить большую гибкость при выборе ${\displaystyle v_{enc}}$, 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 ${\displaystyle x}$,${\displaystyle y}$, и ${\displaystyle z}$. Следующее применяет положительный момент в ${\displaystyle x}$, и негативный момент в ${\displaystyle y}$ и ${\displaystyle z}$. Третий применяет положительный момент в ${\displaystyle y}$, и негативный момент в ${\displaystyle x}$ и ${\displaystyle z}$. И последнее применяет положительный момент в ${\displaystyle z}$, и негативный момент в ${\displaystyle x}$ и ${\displaystyle y}$.^[7]Затем скорости могут быть решены на основе информации о фазе из соответствующих кодов фазы следующим образом:

${\displaystyle {\hat {v}}_{x}={\frac {\phi _{x}-\phi _{0}}{\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{y}={\frac {\phi _{y}-\phi _{0}}{\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{z}={\frac {\phi _{z}-\phi _{0}}{\gamma \Delta M_{1}}}}$

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 ${\displaystyle x}$, и положительный момент в ${\displaystyle y}$ и ${\displaystyle z}$. У третьего есть негативный момент в ${\displaystyle y}$, и положительный момент в ${\displaystyle x}$ и ${\displaystyle z}$. У последнего есть негативный момент в ${\displaystyle z}$ и положительный момент в ${\displaystyle x}$ и ${\displaystyle y}$.^[8]Это дает нам следующую систему уравнений:

${\displaystyle \phi _{2}-\phi _{1}=\phi _{x}+\phi _{y}}$

${\displaystyle \phi _{3}-\phi _{1}=\phi _{x}+\phi _{z}}$

${\displaystyle \phi _{4}-\phi _{1}=\phi _{y}+\phi _{z}}$

Затем можно рассчитать скорости:

${\displaystyle {\hat {v}}_{x}={\frac {-\phi _{1}+\phi _{2}+\phi _{3}-\phi _{4}}{2\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{y}={\frac {-\phi _{1}+\phi _{2}-\phi _{3}+\phi _{4}}{2\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{z}={\frac {-\phi _{1}-\phi _{2}+\phi _{3}+\phi _{4}}{2\gamma \Delta M_{1}}}}$

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.