Imagerie par résonance magnétique à contraste de phase - Phase contrast magnetic resonance imaging

Imagerie par résonance magnétique à contraste de phase
Imagerie par résonance magnétique à contraste de phase
	Reconstruction par projection isotrope (VIPR) largement sous-échantillonnée d'une séquence IRM à contraste de phase (PC) d'un homme de 56 ans avec dissections de l' artère cœliaque (supérieure) et de l' artère mésentérique supérieure (inférieure). Un flux laminaire est présent dans la vraie lumière (flèche fermée) et un flux hélicoïdal est présent dans la fausse lumière (flèche ouverte).
Objectif	méthode d'angiographe à résonance magnétique

L'imagerie par résonance magnétique à contraste de phase ( PC-MRI ) est un type spécifique d' imagerie par résonance magnétique utilisé principalement pour déterminer les vitesses d' écoulement . La PC-IRM peut être considérée comme une méthode de vélocimétrie par résonance magnétique . Il fournit également une méthode d' angiographie par résonance magnétique . Étant donné que la PC-IRM moderne est généralement résolue dans le temps, elle fournit un moyen d'imagerie 4D (trois dimensions spatiales plus le temps).

Comment ça fonctionne

Les atomes avec un nombre impair de protons ou de neutrons ont un moment de rotation angulaire aligné de manière aléatoire. Lorsqu'ils sont placés dans un champ magnétique puissant , certains de ces spins s'alignent avec l'axe du champ externe, ce qui provoque une aimantation « longitudinale » nette . Ces spins précèdent autour de l'axe du champ externe à une fréquence proportionnelle à la force de ce champ. Ensuite, de l'énergie est ajoutée au système via une impulsion de radiofréquence (RF) pour «exciter» les spins, en changeant l'axe sur lequel les spins précèdent. Ces spins peuvent ensuite être observés par des bobines réceptrices ( bobines radiofréquence ) en utilisant la loi d'induction de Faraday . Différents tissus répondent à l'énergie ajoutée de différentes manières, et les paramètres d'imagerie peuvent être ajustés pour mettre en évidence les tissus souhaités.

Tous ces spins ont une phase qui dépend de la vitesse de l'atome. Le déphasage d'un spin est fonction du champ de gradient : ${\ displaystyle (\ phi)}$ ${\ displaystyle \ mathbf {G} (t)}$

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

où est le rapport gyromagnétique et est défini comme: ${\ displaystyle \ gamma}$ ${\ displaystyle \ mathbf {r}}$

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

,

${\ displaystyle \ mathbf {r} _ {0}}$ est la position initiale de la rotation, la vitesse de rotation et l'accélération de la rotation. ${\ displaystyle \ mathbf {v} _ {r}}$ ${\ displaystyle \ mathbf {a} _ {r}}$

Si nous ne considérons que les spins statiques et les spins dans la direction x, nous pouvons réécrire l'équation pour le déphasage comme suit:

{\ 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}

Nous supposons alors que l' accélération et les termes d'ordre supérieur sont négligeables pour simplifier l'expression de phase à:

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

où est le moment zéro du gradient x et est le premier moment du gradient x. ${\ displaystyle M_ {0}}$ ${\ displaystyle M_ {1}}$

Si l'on prend deux acquisitions différentes avec des gradients magnétiques appliqués opposés (gradients bipolaires), on peut additionner les résultats des deux acquisitions ensemble pour calculer un changement de phase dépendant du gradient:

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

où . ${\ displaystyle \ Delta M_ {1} = 2M_ {1}}$

Le déphasage est mesuré et converti en une vitesse selon l'équation suivante:

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

où est la vitesse maximale qui peut être enregistrée et est le déphasage enregistré. ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle \ Delta \ phi}$

Le choix de définit la plage de vitesses visibles, appelée « plage dynamique ». Un choix de vitesse inférieure à la vitesse maximale dans la tranche induira un crénelage dans l'image où une vitesse juste supérieure à sera incorrectement calculée comme se déplaçant dans la direction opposée. Cependant, il existe un compromis direct entre la vitesse maximale qui peut être codée et le rapport signal sur bruit des mesures de vitesse. Cela peut être décrit par: ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle v_ {enc}}$

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

où est le rapport signal / bruit de l'image (qui dépend du champ magnétique du scanner, du volume du voxel et du temps d'acquisition du scan). ${\ displaystyle SNR}$

Par exemple, définir un «bas» (en dessous de la vitesse maximale attendue dans le scan) permettra une meilleure visualisation des vitesses plus lentes (meilleur SNR), mais toute vitesse plus élevée sera alias sur une valeur incorrecte. Régler un «haut» (au-dessus de la vitesse maximale attendue dans le balayage) permettra la quantification de la vitesse appropriée, mais la plus grande plage dynamique obscurcira les caractéristiques de vitesse plus petites et diminuera le SNR. Par conséquent, le réglage de dépendra de l'application et la sélection doit être effectuée avec soin. Afin de permettre une quantification correcte de la vitesse, en particulier dans les applications cliniques où la plage dynamique de vitesse du débit est élevée (par exemple, les vitesses du flux sanguin dans les vaisseaux à travers la cavité thoraco-abdominale), une méthode PC-MRI (DEPC) à double écho à double vitesse l'encodage dans le même temps de répétition a été développé. La méthode DEPC ne permet pas seulement une quantification correcte de la vitesse, mais réduit également le temps d'acquisition total (en particulier lorsqu'elle est appliquée à l'imagerie de flux 4D) par rapport à une acquisition PC-IRM à un seul écho réalisée à deux valeurs distinctes . ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle v_ {enc}}$ ${\ displaystyle v_ {enc}}$

Pour permettre plus de flexibilité dans la sélection , la phase instantanée (déroulement de phase) peut être utilisée pour augmenter à la fois la plage dynamique et le SNR. ${\ displaystyle v_ {enc}}$

Méthodes d'encodage

Lorsque chaque dimension de vitesse est calculée sur la base d'acquisitions à partir de gradients appliqués de manière opposée, on parle de méthode en six points. Cependant, des méthodes plus efficaces sont également utilisées. Deux sont décrits ici:

Méthode simple en quatre points

Quatre ensembles de dégradés de codage sont utilisés. La première est une référence et applique un moment négatif , et . Le suivant applique un moment positif dans et un moment négatif dans et . Le troisième applique un moment positif dans et un moment négatif dans et . Et le dernier applique un moment positif dans et un moment négatif dans et . Ensuite, les vitesses peuvent être résolues sur la base des informations de phase de la phase correspondante codée comme suit: ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle y}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle y}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle y}$ ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle y}$

{\ 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}}}}

Méthode équilibrée en quatre points

La méthode équilibrée à quatre points comprend également quatre ensembles de dégradés de codage. La première est la même que dans la méthode simple en quatre points avec des dégradés négatifs appliqués dans toutes les directions. Le second a un moment négatif dans et un moment positif dans et . Le troisième a un moment négatif dans et un moment positif dans et . Le dernier a un moment négatif dans et un moment positif dans et . Cela nous donne le système d'équations suivant: ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle y}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle y}$ ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle z}$ ${\ displaystyle x}$ ${\ displaystyle y}$

{\ 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}}

Ensuite, les vitesses peuvent être calculées:

{\ 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}}}}

Gating cardiaque et respiratoire rétrospectif

Pour l'imagerie médicale , afin d'obtenir des scans hautement résolus dans l'espace et le temps 3D sans artefacts de mouvement du cœur ou des poumons , une synchronisation cardiaque rétrospective et une compensation respiratoire sont utilisées. En commençant par le déclenchement cardiaque, le signal ECG du patient est enregistré tout au long du processus d'imagerie. De même, les schémas respiratoires du patient peuvent être suivis tout au long de l'analyse. Après le balayage, les données collectées en continu dans l' espace k ( espace d'image temporaire) peuvent être attribuées en conséquence pour correspondre au rythme du battement cardiaque et du mouvement pulmonaire du patient. Cela signifie que ces analyses sont moyennées sur le cœur, de sorte que les vitesses sanguines mesurées sont une moyenne sur plusieurs cycles cardiaques.

Applications

L'IRM à contraste de phase est l'une des principales techniques d' angiographie par résonance magnétique (ARM). Ceci est utilisé pour générer des images des artères (et moins fréquemment des veines) afin de les évaluer pour une sténose (rétrécissement anormal), des occlusions , des anévrismes (dilatations de la paroi vasculaire, à risque de rupture) ou d'autres anomalies. L'ARM est souvent utilisée pour évaluer les artères du cou et du cerveau, l'aorte thoracique et abdominale, les artères rénales et les jambes (ce dernier examen est souvent appelé «ruissellement»).

Limites

En particulier, quelques limitations de la PC-IRM sont importantes pour les vitesses mesurées:

Les effets de volume partiel (lorsqu'un voxel contient la frontière entre les matériaux statiques et mobiles) peuvent surestimer la phase conduisant à des vitesses inexactes à l'interface entre les matériaux ou les tissus.
La dispersion de phase intravoxel (lorsque les vitesses à l'intérieur d'un pixel sont hétérogènes ou dans des zones d'écoulement turbulent) peut produire une phase résultante qui ne résout pas les caractéristiques de l'écoulement avec précision.
En supposant que l'accélération et les ordres de mouvement plus élevés sont négligeables, cela peut être inexact en fonction du champ d'écoulement.
Les artefacts de déplacement (également appelés artefacts de défaut de repérage et de flux oblique) se produisent lorsqu'il y a une différence de temps entre le codage de phase et de fréquence. Ces artefacts sont les plus élevés lorsque la direction du flux est dans le plan de coupe (le plus important dans le cœur et l'aorte pour les flux biologiques)

Reconstruction par projection isotrope largement sous-échantillonnée (VIPR)

Une reconstruction par projection isotrope (VIPR) largement sous-échantillonnée est une séquence d'IRM acquise radialement qui se traduit par une ARM haute résolution avec des temps de balayage considérablement réduits, et sans la nécessité de retenir la respiration.

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