Perfuze MRI - Perfusion MRI

Perfuze MRI
Tmax perfúzí MRI při okluzi mozkové tepny.jpg
Perfuze MRI ukazující opožděný čas do maxima (Tmax) v polostín v případě okluze levé střední mozková tepna.
Účelperfuzní skenování pomocí MRI

Perfuze MRI nebo zobrazování vážené perfúzí (PWI) je perfuzní skenování použitím konkrétního Sekvence MRI. Získaná data se poté dodatečně zpracují, aby se získaly mapy perfuze s různými parametry, jako je BV (objem krve), BF (průtok krve), MTT (střední doba průchodu) a TTP (doba do vrcholu).

Klinické použití

v mozkový infarkt, polostín snížila prokrvení.[1] Další sekvence MRI, difúzní vážené MRI, odhaduje množství tkáně, která je již nekrotická, a kombinace těchto sekvencí může být proto použita k odhadu množství mozkové tkáně, které je zachráněno trombolýza a / nebo trombektomie.[1]

Sekvence

Existují 3 hlavní techniky pro perfúzní MRI:

Lze také tvrdit, že modely difúzní MRI, jako např nesouvislý pohyb intravoxelu, také pokus zachytit prokrvení.

Dynamický kontrast citlivosti

v Dynamický kontrast citlivosti MR zobrazování (DSC-MRI nebo jednoduše DSC), Kontrast s gadoliniem agent (Gd) je injikován (obvykle intravenózně) a časová řada rychle T2 * vážený snímky jsou získány. Jak Gadolinium prochází tkáněmi, indukuje redukci T2 * v blízkých vodních protonech; odpovídající pokles pozorované intenzity signálu závisí na místní koncentraci Gd, kterou lze považovat za proxy pro perfuzi. Získaná data časových řad se poté dodatečně zpracují, aby se získaly mapy perfuze s různými parametry, jako jsou BV (objem krve), BF (průtok krve), MTT (střední doba přechodu) a TTP (doba do vrcholu).

Dynamické zobrazování se zvýšeným kontrastem

Vylepšený dynamický kontrast (DCE) zobrazování poskytuje informace o fyziologických charakteristikách tkání. Například umožňuje analýzu cévy generované a mozkový nádor. Kontrastní látka je regulárním blokována hematoencefalická bariéra ale ne v cévách generovaných nádorem. Koncentrace kontrastní látky se měří při jejím průchodu z cév do extracelulární prostor tkáně (neprochází membránami buňky ) a jak se vrací zpět do krevních cév.[5][6]

Kontrastní látky používané pro DCE-MRI jsou často gadolinium na základě. Interakce s kontrastní látkou gadolinium (Gd) (obvykle chelát gadolinium-iontů) způsobuje, že se relaxační doba vodních protonů snižuje, a proto snímky získané po injekci gadolinia zobrazují vyšší signál v obrazech vážených T1, což naznačuje přítomnost látky. Je důležité si uvědomit, že na rozdíl od některých technik, jako je Zobrazování PET, kontrastní látka není zobrazena přímo, ale nepřímým účinkem na vodní protony. Běžným postupem pro vyšetření DCE-MRI je získání pravidelného MRI vyšetření T1 (bez gadolinia) a poté injekce gadolinia (obvykle jako intravenózní bolus v dávce 0,05–0,1 mmol / kg) před dalším T1 vážené skenování. DCE-MRI lze získat s pauzou pro injekci kontrastu nebo bez ní a může mít různé časové rozlišení v závislosti na preferencích - rychlejší zobrazování (méně než 10 s na zobrazovací objem) umožňuje farmakokinetické (PK) modelování kontrastní látky, ale může omezit možné rozlišení obrazu. Pomalejší časové rozlišení umožňuje podrobnější obrázky, ale může omezit interpretaci pouze na tvar křivky intenzity signálu. Obecně trvalá zvýšená intenzita signálu (odpovídající snížené T1 a tedy zvýšené interakci Gd) v DCE-MRI obrazu voxel označuje propustné krevní cévy charakteristické pro nádorovou tkáň, kde Gd unikl do extravaskulárního extracelulárního prostoru. V tkáních se zdravými buňkami nebo s vysokou hustotou buněk se gadolinium znovu vrací do cév rychleji, protože nemůže projít buněčnými membránami. V poškozených tkáních nebo tkáních s nižší hustotou buněk zůstává gadolinium v ​​extracelulárním prostoru déle.

Farmakokinetické modelování gadolinia v DCE-MRI je složité a vyžaduje výběr modelu. Existuje celá řada modelů, které odlišně popisují strukturu tkáně, včetně velikosti a struktury plazmatické frakce, extravaskulárního extracelulárního prostoru a výsledných parametrů týkajících se propustnosti, povrchové plochy a přenosových konstant.[7] DCE-MRI může také poskytovat parametry nezávislé na modelu, jako je T1 (který není technicky součástí kontrastního skenování a lze jej získat samostatně) a (počáteční) plocha pod gadoliniovou křivkou (IAUGC, často uvedená s počtem sekund od injekce - tj. IAUGC60), který může být reprodukovatelnější.[8] U některých farmakokinetických modelů je vyžadováno přesné měření T1, které lze odhadnout ze 2 pre-gadoliniových snímků s různým úhlem otočení excitačního pulzu,[9] ačkoli tato metoda není skutečně kvantitativní.[10] Některé modely vyžadují znalost funkce arteriálního vstupu, kterou lze měřit na pacienta nebo ji lze vzít jako populační funkci z literatury, a mohou být důležitou proměnnou pro modelování.[11]

Označení arteriální spiny

Označení arteriální spiny (ASL) má tu výhodu, že se nespoléhá na injikovanou kontrastní látku, místo toho odvodí perfúzi z poklesu signálu pozorovaného v zobrazovacím řezu vyplývajícím z přítoku spinů (mimo zobrazovací řez), které byly selektivně nasyceny. Je možná řada schémat ASL, nejjednodušší je obnova střídavého inverze toku (FAIR), která vyžaduje dvě akvizice identických parametrů s výjimkou saturace out-of-slice; rozdíl v těchto dvou obrázcích je teoreticky pouze v příchozích zatočeních a lze jej považovat za „mapu prokrvení“.

Reference

  1. ^ A b Chen, Feng (2012). „Neshoda magnetické rezonance - difúze - perfúze při akutní ischemické cévní mozkové příhodě: aktualizace“. World Journal of Radiology. 4 (3): 63–74. doi:10,4329 / wjr.v4.i3.63. ISSN  1949-8470. PMC  3314930. PMID  22468186.
  2. ^ Frank Gaillard; et al. „Perfuze MR s dynamickým susceptibilním kontrastem (DSC)“. Radiopaedia. Citováno 2017-10-14.
  3. ^ Frank Gaillard; et al. „Perfuze MR s vylepšeným dynamickým kontrastem (DCE)“. Radiopaedia. Citováno 2017-10-15.
  4. ^ Frank Gaillard; et al. „Arteriální spinové značení (ASL) MR perfúze“. Radiopaedia. Citováno 2017-10-15.
  5. ^ Paul S. Tofts. „Koncepty zobrazování DCE s váhou T1: modelování, akvizice a analýza“ (PDF). paul-tofts-phd.org.uk. Citováno 22. června 2013.
  6. ^ Buckley, D.L., Sourbron, S.P. (2013). "Klasické modely pro MRI s dynamickým kontrastem". NMR v biomedicíně. 26 (8): 1004–27. doi:10,1002 / nbm. 2940. PMID  23674304.
  7. ^ Tofts, PS; Buckley, DL (1997). "Modelování sledovací kinetiky v dynamickém Gd-DTPA MR zobrazování". Journal of Magnetic Resonance Imaging. 7 (1): 91–101. doi:10,1002 / nbm. 2940. PMID  9039598.
  8. ^ Miyazaki, Keiko; Jerome, Neil P .; Collins, David J .; Orton, Matthew R .; d’Arcy, James A .; Wallace, Toni; Moreno, Lucas; Pearson, Andrew D. J .; Marshall, Lynley V .; Carceller, Fernando; Leach, Martin O .; Zacharoulis, Stergios; Koh, Dow-Mu (15. března 2015). „Demonstrace reprodukovatelnosti difuzně vážené MRI s volným dýcháním a MRI s dynamickým kontrastem u dětí se solidními nádory: pilotní studie“. Evropská radiologie. 25 (9): 2641–50. doi:10.1007 / s00330-015-3666-7. PMC  4529450. PMID  25773937.
  9. ^ Fram, EK; Herfkens, RJ; Johnson, GA; Glover, GH; Karis, JP; Shimakawa, A; Perkins, TG; Pelc, NJ (1987). Msgstr "Rychlý výpočet T1 pomocí zobrazování s různým zaostřením s proměnným úhlem otočení". Magnetická rezonance. 5 (3): 201–08. doi:10.1016 / 0730-725X (87) 90021-X. PMID  3626789.
  10. ^ Cheng, K; Koeck, PJ; Elmlund, H; Idakieva, K; Parvanova, K; Schwarz, H; Ternström, T; Hebert, H (2006). „Rapana thomasiana hemocyanin (RtH): srovnání dvou izoforem, RtH1 a RtH2, při rozlišení 19A a 16A“. Micron (Oxford, Anglie: 1993). 37 (6): 566–76. doi:10.1016 / j.micron.2005.11.014. PMID  16466927.
  11. ^ Calamante, Fernando (říjen 2013). "Funkce arteriálního vstupu při perfúzní MRI: komplexní přehled". Pokrok ve spektroskopii nukleární magnetické rezonance. 74: 1–32. doi:10.1016 / j.pnmrs.2013.04.002. PMID  24083460.