Магнитно-резонансная томография в реальном времени ( RT-MRI ) относится к непрерывному мониторингу («съемке») движущихся объектов в реальном времени. Поскольку МРТ основана на трудоемком сканировании k-пространства , МРТ в реальном времени была возможна только с низким качеством изображения или низким временным разрешением. С помощью алгоритма итеративной реконструкции эти ограничения недавно были устранены: новый метод МРТ в реальном времени обеспечивает временное разрешение от 20 до 30 миллисекунд для изображений с разрешением в плоскости от 1,5 до 2,0 мм. [2] МРТ в реальном времени обещает добавить важную информацию о заболеваниях суставов и сердца . Во многих случаях МРТ-обследования могут стать для пациентов проще и комфортнее.
1977/1978 - Раймонд Дамадиан построил первый сканер МРТ и провел первое МРТ-сканирование здорового человеческого тела (1977) с целью диагностики рака. [3] Кроме того, Питер Мэнсфилд разрабатывает эхо-планарную технику, позволяющую получать изображения за считанные секунды и становящуюся основой для быстрой МРТ. [4]
1983 — Введение k-пространства Д.Б. Твигом [5].
1987 г. – разработана первая МРТ сердца в реальном времени [6].
1997 - Д.К. Содиксон представил параллельную визуализацию с помощью массива радиочастотных катушек [7].
1999 г. - К.П. Прюсманн представил реконструкцию изображений SENSE [8].
2002 — Марк Грисволд представил реконструкцию изображений GRAPPA [9].
В целом, МРТ в реальном времени опирается на последовательности градиентного эха , эффективную выборку k-пространства и методы быстрой реконструкции для ускорения процесса получения изображения. [10] Последовательности градиентного эха обеспечивают более короткое время эхо-сигнала, поскольку для каждой последовательности требуется только один РЧ- импульс. [11] Современные градиентные катушки с быстрым переключением также требуют увеличения скорости нарастания напряжения , что позволяет быстрее изменять последовательности градиентного эхо и уменьшать время повторения . [12]
Эффективная выборка k-пространства также сокращает время сбора данных. Прямолинейное сканирование стало стандартным методом отбора проб в k-пространстве для МРТ. [13] Однако этот процесс занимает относительно много времени, поскольку он равномерно оцифровывает все k-пространство. Из-за этой задержки для захвата движения в реальном времени используются другие методы выборки. Планарная визуализация одиночного эха — это чрезвычайно быстрый метод выборки, при котором все данные для МР-изображения собираются из одного радиочастотного импульса. [14] Однако важно отметить, что метод EPI по-прежнему является декартовым методом выборки, как и прямолинейное сканирование, одинаково осуществляющим выборку всего k-пространства. Спиральная выборка, как и EPI, требует только одного радиочастотного импульса для выборки всего k-пространства. Радиальная и спиральная выборка также используются в качестве методов эффективной выборки k-пространства, при этом спираль также требует только одного радиочастотного импульса для выборки k-пространства. Как радиальная, так и спиральная выборка более эффективны, чем декартовы методы, поскольку они передискретизируют низкие частоты, что позволяет обеспечить общий захват движения и лучшую реконструкцию изображения в реальном времени. [10] Таким образом, радиальная или спиральная выборка k-пространства в настоящее время является предпочтительным методом МРТ-реконструкции в реальном времени.
Параллельная визуализация предполагает добавление нескольких катушек, окружающих цель, при этом каждая катушка получает часть общего изображения. Поскольку современные графические процессоры обладают возможностями параллельной обработки, они могут реконструировать каждую часть изображения одновременно. Таким образом, чем больше катушек используется, тем быстрее происходит получение МР-изображений. [15]
В то время как ранние приложения были основаны на эхопланарной визуализации, которая нашла важное применение в функциональной МРТ в реальном времени (rt-fMRI), [16] недавний прогресс основан на итеративной реконструкции и FLASH MRI . [17] [18] Метод визуализации в реальном времени, предложенный Юкером и его коллегами [2], сочетает в себе радиальную FLASH MRI, [19] которая обеспечивает быстрый и непрерывный сбор данных, устойчивость к движению и устойчивость к недостаточной выборке, с итеративным методом реконструкции изображения. основан на постановке реконструкции изображения как нелинейной обратной задачи . [20] [21] Путем интеграции данных с нескольких приемных катушек (т.е. параллельного МРТ) и использования избыточности во временных рядах изображений с использованием регуляризации и фильтрации этот подход увеличивает возможную степень недодискретизации данных на один порядок. величину, так что высококачественные изображения могут быть получены всего лишь из 5–10% данных, необходимых для нормальной реконструкции изображения.
Из-за очень короткого времени эхо-сигнала (например, от 1 до 2 миллисекунд ) метод не страдает от нерезонансных эффектов, так что изображения не демонстрируют артефактов чувствительности и не зависят от подавления жира. В то время как испорченные последовательности FLASH обеспечивают плотность вращения или контраст T1, версии с перефокусированными или полностью сбалансированными градиентами обеспечивают доступ к контрасту T2/T1. Выбор времени градиентного эхо (например, синфазные или противофазные условия) дополнительно изменяет представление сигналов воды и жира на изображениях и позволяет создавать отдельные фильмы воды/жира.
Другая последовательность GRE, обычно используемая в RT-MRI, - это сбалансированная стационарная свободная прецессия (bSSFP), как упоминалось выше, со сбалансированными градиентами. [10] Свободная прецессия в устойчивом состоянии предполагает время повторения (TR), которое короче T2. Это предотвращает полное затухание магнитного сигнала до подачи следующего радиочастотного импульса, что затем с течением времени устанавливает устойчивый сигнал. [22] Короткий TR также делает bSSFP идеальным для RT-MRI.
Уравнение для пикового сигнала MR в bSSFP имеет вид:
Где – начальная намагниченность, и .
Таким образом, сигнал МР пропорционален T2/T1. Материалы с одинаковыми T1 и T2, такие как жидкости и жир, демонстрируют высокий контраст T2/T1 и могут иметь интенсивность сигнала до
Сигнал bSSFP также превышает сигнал FLASH в несколько раз.
. [22]
Due to this strong fluid/tissue contrast, RT-MRI with bSSFP lends itself to cardiac imaging and visualizing blood flow.[22]
Certain image reconstruction algorithms used alongside parallel imaging address the potential issues that can arise from undersampling the k-space. SENSitivity Encoding (SENSE) is a method that reconstructs the partial k-space data from each coil and combines the partial images into the final scan in the spatial domain.[23] Coil sensitivities must first be acquired either before the actual imaging or during the imaging process. During the rest of imaging, the k-space is undersampled to skip every other line, resulting in a ½ FOV.
As a two-point example, pixels on the original aliased images can be “unfolded” through the following equations to give the final scan:
for two points, and , in the final image. and denote the image signal for the aliased image. and are the sensitivity values for coil 1 at points and , respectively, and and are the sensitivity values for coil 2 at points and , respectively.[23]
Another reconstruction algorithm used is GeneRalized Autocalibrating Partial Parallel Acquisition (GRAPPA). GRAPPA fills in the undersampled k-space data in the k-space domain before reconstructing the final image.[24] Lines through the center of the k-space are fully sampled, typically alongside the actual image, to give the autocalibration signal (ACS) region. Weighing factors are calculated using the ACS, and these factors reflect the coil-specific distortions that each coil applies on the full field-of-view frequency domain. Then, the filled-in k-space data undergoes the inverse Fourier transform to construct the partial, non-aliased images. These images are then simply combined directly in the spatial domain.[24]
If the k-space data is non-Cartesian, reconstruction is computationally more difficult, since the fast Fourier transform (FFT) requires Cartesian values. Typically, k-space data must be resampled into Cartesian coordinates before applying the FFT. GRAPPA can address these issues by obtaining large quantities of calibration data; however, the fastest reconstructions will generally require Cartesian data.[10]
Lastly, within parallel image reconstruction there is another factor to consider, which is the signal to noise ratio (SNR). The SNR for parallel imaging can be calculated using the following equation:
[25]
Где – коэффициент ускорения, а – пространственно-зависимый геометрический фактор (пропорциональный количеству используемых катушек или взаимодействию между катушками). Следовательно, чем больше катушек используется, тем быстрее процесс визуализации и тем больше взаимодействий между катушками; следовательно, тем ниже SNR. [25]
Хотя применения МРТ в реальном времени охватывают широкий спектр — от немедицинских исследований турбулентного потока [26] до неинвазивного мониторинга интервенционных (хирургических) процедур, наиболее важным применением новых возможностей является визуализация сердечно-сосудистой системы. [1] Предыдущая МРТ сердца (ММР) использовала кинотехнику для фиксации периодических движений сердца. Однако это неосуществимо для пациентов с аритмией , у которых сердечный цикл непредсказуем. [27] С помощью нового метода можно получать фильмы бьющегося сердца в реальном времени со скоростью до 50 кадров в секунду при свободном дыхании и без необходимости синхронизации с электрокардиограммой . [28] Исследование, проведенное Laubrock et al. [27] продемонстрировали, что RT-MRI дает изображения более высокого качества с более высоким SNR, чем киноCMR с последовательностью bSSFP и радиальной выборкой в k-пространстве. RT-MRI также устраняет необходимость задержки дыхания во время визуализации, что также повышает комфорт пациента. [27]
Помимо МРТ сердца, другие приложения, работающие в режиме реального времени, занимаются функциональными исследованиями кинетики суставов (например, височно-нижнечелюстного сустава , [29] колена и запястья [30] ) или изучают скоординированную динамику артикуляторов, таких как губы, язык, мягкое небо и голосовые складки во время разговора ( артикуляционная фонетика ) [31] или глотания . [32] Визуализация скелетно-мышечной системы особенно полезна при наблюдении в реальном времени. Исследователи из Медицинской школы имени Гроссмана Нью-Йоркского университета [33] разработали перчатку RT-MRI для визуализации движений руки. В перчатке используются катушки с высоким импедансом для предотвращения генерации вихревых токов из-за быстро меняющихся магнитных полей и bSSFP для быстрого получения изображений. Катушки с высоким импедансом устраняют необходимость в специальной конформации катушек и активном градиентном экранировании. [34]
Применение в интервенционной МРТ , которая относится к мониторингу минимально инвазивных хирургических процедур, возможно путем интерактивного изменения таких параметров, как положение и ориентация изображения. Это приложение особенно полезно, когда во время операции требуется трехмерное изображение ткани. [10] Для этого требуется наличие дисплея в кабинете, который врач сможет использовать во время процедуры, а также использование хирургических инструментов, безопасных для МРТ. К ним относятся керамика, пластик или титан, который является парамагнитным металлом. Благодаря использованию bSSFP и параллельной визуализации с несколькими катушками была достигнута частота кадров 5–10 кадров в секунду, что позволяет визуализировать сердечные процедуры. [10]
Катушки для параллельной визуализации доступны для визуализации туловища и сердца, но они еще не стандартизированы для других частей тела. Динамические катушки для визуализации речи и скелетно-мышечной системы являются ключевыми областями текущих исследований. [10]
Реконструкция изображений в RT-MRI выигрывает от машинного обучения (ML) или глубокого обучения (DL). Нелинейное ядро или функция отображения может быть разработано на основе ACS для заполнения данных k-пространства и создания окончательного изображения. [35] Этот процесс в целом значительно ускоряет процесс МРТ. Сегментация изображений или идентификация повреждений могут быть достигнуты с помощью машинного обучения. При глубоком обучении с помощью сверточной нейронной сети функция отображения может быть задана сетью. ML и DL улучшают разрешение изображения, а также скорость обработки изображений. [35]
Высокопроизводительные МРТ-сканеры с низким полем также находятся в области разработки. [10] Эти сканеры работают при относительно низкой напряженности магнитного поля, например 0,35 Тл или 0,55 Тл. Многие последовательности сбора данных RT-MRI, такие как bSSFP, испытывают значительные внерезонансные эффекты. Внерезонансные эффекты линейно возрастают с увеличением напряженности поля B0, поэтому минимизация B0 также сводит к минимуму эти эффекты, которые могут привести к артефактам и искажению изображения. [36] Это позволяет использовать более длинные TR, что затем открывает двери для более широкого спектра методов выборки в k-пространстве и конструкций последовательностей. [10] Наконец, МРТ-сканеры меньшей мощности снизят опасность, связанную с нагревом металлических имплантатов, и снизят стоимость МРТ. [37]