位相コントラスト磁気共鳴画像法

位相コントラスト磁気共鳴画像法
56歳男性の位相コントラスト（PC）MRIシーケンスの、大幅にサンプリング不足の等方性投影再構成（VIPR）画像。腹腔動脈（上）と上腸間膜動脈（下）の解離を伴う。真腔（閉じた矢印）には層流が、偽腔（開いた矢印）には螺旋流が認められる。[1]
目的	磁気共鳴血管造影法

位相コントラスト磁気共鳴画像法（PC-MRI ）は、主に血流速度の測定に用いられる磁気共鳴画像法の一種です。PC-MRIは磁気共鳴流速測定法の一種とみなすことができます。また、磁気共鳴血管造影法としても用いられます。現代のPC-MRIは一般的に時間分解式であるため、4D画像（空間3次元＋時間）撮影が可能です。^[2]

仕組み

奇数の陽子または中性子を持つ原子は、角スピン運動量がランダムに揃っています。強い磁場の中に置かれると、これらのスピンの一部が外部磁場の軸と揃い、正味の「縦」磁化を引き起こします。これらのスピンは、外部磁場の強度に比例した周波数で、外部磁場の軸の周りを歳差運動します。次に、無線周波数（RF）パルスを介してシステムにエネルギーが追加され、スピンが「励起」され、スピンが歳差運動する軸が変化します。その後、ファラデーの電磁誘導の法則を使用して、受信コイル（無線周波数コイル）でこれらのスピンを観察できます。さまざまな組織が追加されたエネルギーにさまざまな方法で反応するため、画像化パラメータを調整して、必要な組織を強調表示できます。

これらのスピンはすべて、原子の速度に依存する位相を持ちます。 スピンの位相シフト は、勾配場の関数です。 ${\displaystyle (\phi )}$ ${\displaystyle \mathbf {G} (t)}$

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

ここで、は磁気回転比であり、次のように定義されます。 ${\displaystyle \gamma }$ ${\displaystyle \mathbf {r} }$

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

${\displaystyle \mathbf {r} _{0}}$ はスピン初期位置、はスピン速度、はスピン加速度です。 ${\displaystyle \mathbf {v} _{r}}$ ${\displaystyle \mathbf {a} _{r}}$

静的スピンと x 方向のスピンのみを考慮すると、位相シフトの式は次のように書き直すことができます。

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

次に、加速度と高次の項は無視できると 仮定して、位相の式を次のように簡略化します。

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

ここで、 は x 勾配のゼロ次モーメントであり、は x 勾配の 1 次モーメントです。 ${\displaystyle M_{0}}$ ${\displaystyle M_{1}}$

互いに反対の磁気勾配（双極勾配）を適用した 2 つの異なる取得を行うと、2 つの取得の結果を加算して、勾配に依存する位相の変化を計算できます。

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

ここで。^{[3] [4]}${\displaystyle \Delta M_{1}=2M_{1}}$

位相シフトは、次の式に従って測定され、速度に変換されます。

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

ここで、 は記録できる最大速度であり、は記録される位相シフトです。 ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle \Delta \phi }$

の選択は、可視速度の範囲、いわゆる「ダイナミックレンジ」を定義します。スライス内の最大速度より低い速度を選択すると、画像にエイリアシングが生じ、それよりわずかに大きい速度が逆方向への移動として誤って計算されます。しかし、エンコード可能な最大速度と速度測定の信号対雑音比の間には直接的なトレードオフがあります。これは次のように説明できます。 ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$

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

ここで、画像の信号対雑音比です（スキャナーの磁場、ボクセルボリューム、スキャンの取得時間によって異なります）。 ${\displaystyle SNR}$

たとえば、「低」（スキャンで予想される最大速度より低い）に設定すると、低速の可視化（SNR 向上）が向上しますが、高速ではエイリアシングにより不正確な値が発生します。「高」（スキャンで予想される最大速度より上）に設定すると、適切な速度定量化が可能になりますが、ダイナミック レンジが広くなると小さな速度特徴が不明瞭になり、SNR も低下します。したがって、の設定はアプリケーションに依存し、選択には注意が必要です。特に血流の速度ダイナミック レンジが大きい臨床アプリケーション（胸腹腔内の血管の血流速度など）で適切な速度定量化をさらに実現するために、同じ繰り返し時間でデュアル速度エンコードを行うデュアル エコー PC-MRI（DEPC）法が開発されました。^[5] DEPC法は、適切な速度定量化を可能にするだけでなく、 2つの別々の値で実行される単一エコー単一PC-MRI取得と比較して、総取得時間を短縮します（特に4Dフローイメージングに適用した場合）。 ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$

選択の柔軟性を高めるために、瞬時位相（位相アンラッピング）を使用してダイナミックレンジとSNRの両方を向上させることができます。^[6]${\displaystyle v_{enc}}$

エンコード方式

速度の各次元を、逆方向に印加された勾配から取得したデータに基づいて計算する場合、これは6点法と呼ばれます。ただし、より効率的な方法も用いられます。ここでは2つの方法を説明します。

シンプルな4点法

4組のエンコード勾配が用いられる。1組目は基準であり、、、およびに負のモーメントを適用する。2組目は、に正のモーメントを適用し、およびに負のモーメントを適用する。3組目は、に正のモーメントを適用し、およびに負のモーメントを適用する。最後は、に正のモーメントを適用し、およびに負のモーメントを適用する。^[7] 次に、対応する位相エンコードからの位相情報に基づいて、次のように速度を解くことができる。 ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$

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

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

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

バランスのとれた4点法

バランス型4点法にも4組の符号化勾配が含まれる。1つ目は単純4点法と同じで、全方向に負の勾配が適用されている。2つ目は に負のモーメント、 と に正のモーメントを持つ。3つ目は に負のモーメント、 と に正のモーメントを持つ。最後は に負のモーメント、 と に正のモーメントを持つ。[ 8 ^] これにより、次の連立方程式が得られる。 ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$

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

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

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

次に、速度を計算できます。

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

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

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

心臓と呼吸の回帰ゲーティング

医療用画像診断では、心臓や肺の動きによるアーティファクトを排除し、3D空間と時間における高解像度のスキャンを得るために、後方視的心電図同期と呼吸補正が用いられます。心電図同期から始まり、患者の心電図信号は画像診断プロセス全体を通して記録されます。同様に、患者の呼吸パターンもスキャン全体を通して追跡できます。スキャン後、k空間（一時的な画像空間）で継続的に収集されたデータは、患者の心拍と肺の動きのタイミングに合わせて適切に割り当てることができます。つまり、これらのスキャンは心臓平均化されるため、測定された血流速度は複数の心拍周期にわたる平均となります。^[9]

アプリケーション

位相コントラストMRIは、磁気共鳴血管造影（MRA）の主要な検査法の一つです。動脈（およびまれに静脈）の画像を作成し、狭窄（異常な狭窄）、閉塞、 動脈瘤（破裂の危険性がある血管壁の拡張）、その他の異常の有無を評価するために使用されます。MRAは、頸部や脳の動脈、胸部および腹部大動脈、腎動脈、そして脚（後者の検査はしばしば「ランオフ」と呼ばれます）の評価によく用いられます。

制限事項

特に、PC-MRI のいくつかの制限は測定された速度にとって重要です。

• 部分体積効果（ボクセルに静的材料と移動材料の境界が含まれている場合）により位相が過大評価され、材料または組織間のインターフェースにおける速度が不正確になる可能性があります。
• ボクセル内位相分散 (ピクセル内の速度が不均一であるか、乱流領域にある場合) により、フローの特徴を正確に解析できない位相が生成される場合があります。
• 加速度および高次の運動が無視できると仮定することは、流れ場によっては不正確になる可能性があります。
• 変位アーティファクト（位置ずれアーティファクトや斜流アーティファクトとも呼ばれる）は、位相と周波数のエンコードに時間差がある場合に発生します。これらのアーティファクトは、血流方向がスライス面内にある場合に最も顕著になります（生物学的血流の場合、心臓と大動脈で最も顕著です）。^[10]

大幅にサンプリング不足の等方性投影再構成（VIPR）

VIPR （ Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction）は、放射状に取得されるMRIシーケンスであり、スキャン時間を大幅に短縮し、息止めを必要とせずに高解像度のMRAを実現します。^[11]

参考文献

1. Hartung, Michael P; Grist, Thomas M; François, Christopher J (2011). 「磁気共鳴血管造影：現状と今後の方向性」. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance . 13 (1): 19. doi : 10.1186/1532-429X-13-19 . ISSN  1532-429X. PMC 3060856.  PMID 21388544  .（CC BY 2.0）
2. Stankovic, Zoran; Allen, Bradley D.; Garcia, Julio; Jarvis, Kelly B.; Markl, Michael (2014). 「MRIによる4Dフローイメージング」. Cardiovascular Diagnosis and Therapy . 4 (2): 173– 192. doi :10.3978/j.issn.2223-3652.2014.01.02. PMC 3996243. PMID 24834414  . 
3. Elkins, C.; Alley, MT (2007). 「磁気共鳴速度測定法：流体運動測定における磁気共鳴画像の応用」. Experiments in Fluids . 43 (6): 823. Bibcode :2007ExFl...43..823E. doi :10.1007/s00348-007-0383-2. S2CID  121958168.
4. Taylor, Charles A.; Draney, Mary T. (2004). 「心血管流体力学における実験的および計算的手法」. Annual Review of Fluid Mechanics . 36 : 197– 231. Bibcode :2004AnRFM..36..197T. doi :10.1146/annurev.fluid.36.050802.121944.
5. Ajala, Afis; Zhang, Jiming; Pednekar, Amol; Buko, Erick; Wang, Luning; Cheong, Benjamin; Hor, Pei-Herng; Muthupillai, Raja (2020). 「デュアルエコー・デュアル速度心臓MRIによる僧帽弁血流と心筋運動の評価」. Radiology: Cardiothoracic Imaging . 3 (2) e190126. doi :10.1148/ryct.2020190126. PMC 7977974. PMID  33778578 . 
6. Salfitya, MF; Huntleya, JM; Gravesb, MJ; Marklundc, O.; Cusackd, R.; Beauregardd, DA (2006). 「高度な高次元位相アンラッピングアルゴリズムを用いた位相コントラスト磁気共鳴速度イメージングのダイナミックレンジ拡張」Journal of the Royal Society Interface . 3 (8): 415– 427. doi :10.1098/rsif.2005.0096. PMC 1578755 . PMID  16849270. 
7. Pelc, Norbert J.; Bernstein, Matt A.; Shimakawa, Ann; Glover, Gary H. (1991). 「流れの3方向位相コントラストMR画像におけるエンコード戦略」. Journal of Magnetic Resonance Imaging . 1 (4): 405– 413. doi :10.1002/jmri.1880010404. PMID  1790362. S2CID  3000911.
8. Pelc, Norbert J.; Bernstein, Matt A.; Shimakawa, Ann; Glover, Gary H. (1991). 「流れの3方向位相コントラストMR画像におけるエンコード戦略」. Journal of Magnetic Resonance Imaging . 1 (4): 405– 413. doi :10.1002/jmri.1880010404. PMID  1790362. S2CID  3000911.
9. Lotz, Joachim; Meier, Christian; Leppert, Andreas; Galanski, Michael (2002). 「位相コントラストMR画像による心血管血流測定：基本的事実と実装1」. Radiographics . 22 (3): 651– 671. doi :10.1148/radiographics.22.3.g02ma11651. PMID  12006694.
10. スヴェン、ピーターソン;ダイバーフェルト、ペッター。ガーデンハーゲン、ローランド。マッツ・カールソン。エバーズ、ティノ (2010)。 「乱流の位相コントラストMRIシミュレーション」。医学における磁気共鳴。64 (4): 1039–1046 .土井: 10.1002/mrm.22494。PMID  20574963。
11. Hersh Chandarana (2015). Advanced MR Imaging in Clinical Practice, An Issue of Radiologic Clinics of North America . Vol. 53. Elsevier Health Sciences. ISBN 602ページ 978-0-323-37618-1。