Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография

Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография
Реконструкция изотропной проекции (VIPR) с существенно недостаточной выборкой с фазовым контрастом (ПК) последовательности МРТ 56-летнего мужчины с расслоением ( чревной артерии вверху) и верхней брыжеечной артерии (внизу). Ламинарный поток присутствует в истинном просвете (закрытая стрелка), а спиральный поток присутствует в ложном просвете (открытая стрелка).
Цель	метод магнитно-резонансной ангиографии

Фазово-контрастная магнитно-резонансная томография ( ПК-МРТ ) — это особый тип магнитно-резонансной томографии, используемый в первую очередь для определения скорости потока . ПК-МРТ можно рассматривать как метод магнитно-резонансной велосиметрии . Также предусмотрен метод магнитно-резонансной ангиографии . Поскольку современная ПК-МРТ обычно имеет временное разрешение, она обеспечивает возможность получения 4D-изображений (три пространственных измерения плюс время).

Как это работает

Атомы с нечетным числом протонов или нейтронов имеют случайно выровненный угловой момент вращения. При помещении в сильное магнитное поле некоторые из этих спинов выравниваются по оси внешнего поля, что вызывает результирующую « продольную » намагниченность. Эти спины прецессируют вокруг оси внешнего поля с частотой, пропорциональной напряженности этого поля. Затем к системе добавляется энергия посредством радиочастотного (РЧ) импульса, чтобы «возбудить» спины, изменяя ось, вокруг которой прецессируют спины. Эти вращения затем можно наблюдать с помощью приемных катушек ( радиочастотных катушек ), используя закон индукции Фарадея . Различные ткани по-разному реагируют на добавленную энергию, и параметры визуализации можно регулировать, чтобы выделить нужные ткани.

Все эти спины имеют фазу, которая зависит от скорости атома. Фазовый сдвиг $(\phi )$ спина является функцией градиентного поля $\mathbf {G} (t)$:

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

где $\gamma$ - гиромагнитное отношение и $\mathbf {r}$ определяется как:

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

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

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

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

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

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

где $M_{0}$ - нулевой момент x-градиента и $M_{1}$ — это первый момент градиента x.

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

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

где $\Delta M_{1}=2M_{1}$.

Фазовый сдвиг измеряется и преобразуется в скорость согласно следующему уравнению:

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

где $v_{enc}$ максимальная скорость, которую можно зарегистрировать и $\Delta \phi$ – зарегистрированный фазовый сдвиг.

Выбор $v_{enc}$ определяет диапазон видимых скоростей, известный как « динамический диапазон ».Выбор $v_{enc}$ Скорость ниже максимальной в срезе приведет к искажению изображения на изображении, где скорость чуть больше, чем $v_{enc}$ будет неправильно рассчитано как движение в противоположном направлении. Однако существует прямой компромисс между максимальной скоростью, которую можно закодировать, и соотношением сигнал/шум при измерениях скорости. Это можно описать следующим образом:

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

где $SNR$ — отношение сигнал/шум изображения (которое зависит от магнитного поля сканера, объема воксела и времени получения изображения).

Например, установка «низкого» $v_{enc}$ (ниже максимальной скорости, ожидаемой при сканировании) позволит лучше визуализировать более медленные скорости (лучшее отношение сигнал/шум), но любые более высокие скорости приведут к неправильному значению. Установка «высокого уровня» $v_{enc}$ (выше максимальной скорости, ожидаемой при сканировании) позволит правильно определить скорость, но больший динамический диапазон затенит меньшие характеристики скорости, а также уменьшит отношение сигнал/шум. Поэтому установка $v_{enc}$ будет зависеть от приложения, и при выборе необходимо проявлять осторожность. Чтобы дополнительно обеспечить правильную количественную оценку скорости, особенно в клинических приложениях, где динамический диапазон скоростей потока высок (например, скорости кровотока в сосудах через торакоабдоминальную полость), метод двойного эхо ПК-МРТ (DEPC) с двойной скоростью было разработано кодирование с одинаковым временем повторения. Метод DEPC не только позволяет правильно определить скорость, но и сокращает общее время сбора данных (особенно при применении к 4D визуализации потока) по сравнению с одноэхо-однократным методом. $v_{enc}$ Сбор данных ПК-МРТ проводился в двух отдельных $v_{enc}$ ценности.

Чтобы обеспечить большую гибкость в выборе $v_{enc}$, мгновенная фаза (развертка фазы) может использоваться для увеличения как динамического диапазона, так и отношения сигнал/шум.

Методы кодирования

Когда каждое измерение скорости рассчитывается на основе данных противоположно приложенных градиентов, это известно как метод шести точек. Однако используются и более эффективные методы. Здесь описаны два:

Простой четырехточечный метод

Используются четыре набора градиентов кодирования. Первый является отсылочным и применяет негативный момент в $x$, $y$, и $z$. Следующий относится к положительному моменту в $x$, и отрицательный момент в $y$ и $z$. Третий применяет положительный момент в $y$, и отрицательный момент в $x$ и $z$. И последнее относится к положительному моменту в $z$, и отрицательный момент в $x$ и $y$. Затем скорости можно определить на основе информации о фазе из соответствующих кодировок фазы следующим образом:

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

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

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

Сбалансированный четырехточечный метод

Сбалансированный четырехточечный метод также включает четыре набора градиентов кодирования. Первый такой же, как и в простом четырехточечном методе с отрицательными градиентами, применяемыми во всех направлениях. Во втором есть отрицательный момент. $x$и положительный момент в $y$ и $z$. Третий имеет отрицательный момент в $y$и положительный момент в $x$ и $z$. Последнее имеет отрицательный момент в $z$ и позитивный момент $x$ и $y$. Это дает нам следующую систему уравнений:

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

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

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

Тогда можно вычислить скорости:

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

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

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

Ретроспективный кардиологический и респираторный стробирование

Для медицинской визуализации , чтобы получить сканы с высоким разрешением в трехмерном пространстве и времени без артефактов движения сердца или легких , ретроспективная сердечная синхронизация и респираторная используются пациента компенсация. Начиная с сердечного стробирования, сигнал ЭКГ записывается на протяжении всего процесса визуализации. Аналогичным образом, на протяжении всего сканирования можно отслеживать характер дыхания пациента. После сканирования непрерывно собираемые данные в k-пространстве (пространстве временных изображений) могут быть соответствующим образом назначены для соответствия времени сердцебиения и движения легких пациента. Это означает, что эти сканы являются усредненными по сердечному ритму, поэтому измеренные скорости крови являются средними за несколько сердечных циклов.

Приложения

Фазово-контрастная МРТ является одним из основных методов магнитно-резонансной ангиографии (МРА). Это используется для создания изображений артерий (и реже вен) для оценки их стеноза (аномального сужения), окклюзий , аневризм (расширение стенок сосудов, риск разрыва) или других аномалий. МРА часто используется для оценки артерий шеи и головного мозга, грудной и брюшной аорты, почечных артерий и ног (последнее исследование часто называют «сливом»).

Ограничения

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

• Эффекты частичного объема (когда воксель содержит границу между статическими и движущимися материалами) могут переоценивать фазу, что приводит к неточным скоростям на границе раздела между материалами или тканями.
• Внутривоксельная фазовая дисперсия (когда скорости внутри пикселя неоднородны или в областях турбулентного потока) может привести к результирующей фазе, которая не позволяет точно определить характеристики потока.
• Предположение, что ускорение и движения более высоких порядков пренебрежимо малы, может быть неточным в зависимости от поля потока.
• Артефакты смещения (также известные как артефакты рассогласования и косого потока) возникают, когда существует разница во времени между фазовым и частотным кодированием. Эти артефакты наиболее выражены, когда направление потока находится в плоскости среза (наиболее заметны в сердце и аорте для биологических потоков).

Реконструкция изотропной проекции с существенно недостаточной выборкой (VIPR)

( Реконструкция изотропной проекции с существенно недостаточной выборкой VIPR) представляет собой радиально полученную последовательность МРТ, которая приводит к МРА с высоким разрешением со значительно меньшим временем сканирования и без необходимости задержки дыхания.