Ressonância magnética estrutural pulmonar usando imagens de tempo de eco ultracurto de respiração livre e auto-fechadas

Resumo

Um protocolo é descrito para gerar imagens estruturais de alta resolução dos pulmões usando ressonância magnética (MRI) de tempo de eco ultracurto (UTE). Este protocolo permite que as imagens sejam adquiridas usando uma sequência de pulso de ressonância magnética simples durante a respiração livre.

Resumo

A ressonância magnética de alta qualidade dos pulmões é desafiada pela baixa densidade do tecido, relaxamento rápido do sinal de ressonância magnética e movimento respiratório e cardíaco. Por esses motivos, a imagem estrutural dos pulmões é realizada quase exclusivamente por meio de tomografia computadorizada (TC). No entanto, a TC fornece radiação ionizante e, portanto, é menos adequada para certas populações vulneráveis (por exemplo, pediatria) ou para aplicações de pesquisa. Como alternativa, a ressonância magnética usando tempos de eco ultracurtos (UTE) está atraindo interesse. Esta técnica pode ser realizada durante a respiração livre ao longo de uma varredura de ~ 5-10 minutos. As informações do movimento respiratório são codificadas ao lado das imagens; Essas informações podem ser usadas para "auto-controlar" imagens. O auto-gating elimina assim a necessidade de programação avançada da sequência de pulso de ressonância magnética ou o uso de foles respiratórios, o que simplifica a aquisição de imagens. Neste protocolo, são apresentados métodos simples, robustos e computacionalmente eficientes de aquisição e reconstrução para aquisição de ressonância magnética UTE de alta qualidade dos pulmões. Este protocolo foi desenvolvido para uso em um scanner de ressonância magnética 3T, mas os mesmos princípios podem ser implementados com menor intensidade de campo magnético. O protocolo inclui configurações de parâmetros recomendados para aquisição de imagens UTE radiais 3D, bem como instruções para reconstrução de imagem auto-fechada para gerar imagens em fases respiratórias distintas. Por meio da implementação desse protocolo, os usuários podem gerar imagens UTE de alta resolução dos pulmões com artefatos de movimento mínimos ou mínimos. Essas imagens podem ser usadas para avaliar a estrutura pulmonar, que pode ser implementada para uso em pesquisa em uma variedade de condições pulmonares.

Introdução

A imagem de alta resolução da estrutura pulmonar é uma parte essencial das investigações diagnósticas para muitas condições pulmonares. Normalmente, isso é realizado por meio de imagens de tomografia computadorizada (TC), que são ideais para gerar imagens de alta resolução dos pulmões¹. No entanto, a TC fornece uma dose não trivial de radiação ionizante, tornando-a inadequada para imagens repetidas regulares, imagens em várias fases respiratórias diferentes ou imagens de certas populações (por exemplo, pediatria). A ressonância magnética (RM) não apresenta o mesmo risco de radiação ionizante e, portanto, é passível de tais tarefas de imagem. No entanto, é difícil obter imagens dos pulmões por ressonância magnética devido à baixa densidade tecidual, movimento respiratório e cardíaco e relaxamento de sinal muito rápido ^2,3,4.

Uma técnica de RM capaz de mitigar esses desafios é a RM de tempo de eco ultracurto (UTE) ^4,5,6. Na ressonância magnética UTE, o sinal de ressonância magnética é amostrado imediatamente após a excitação do sinal, o que reduz o impacto do relaxamento rápido do sinal. Além disso, esta técnica coleta amostras do espaço k do centro para fora, o que leva a uma sobreamostragem significativa no centro do espaço k. Essa superamostragem no centro do espaço k torna essa técnica de imagem robusta ao movimento. Além dessa robustez inerente ao movimento, a amostragem repetida do centro do espaço k codifica informações sobre o movimento respiratório, o que permite o autocontrole das imagens ^7,8,9. Esse auto-gating pode ser usado para gerar imagens em uma variedade de fases respiratórias. Como os humanos passam a maior parte da fase respiratória na expiração, é comum gerar uma imagem para a expiração final, pois essa fase tem a maioria dos dados de imagem adquiridos.

Há uma variedade de estratégias para o autocontrole respiratório na ressonância magnética pulmonar. A primeira distinção a ser feita é baseada em imagem vs. gating baseado em espaço k¹⁰ (Figura 1). No gating baseado em imagem, um conjunto de imagens com alta resolução temporal é gerado pela reconstrução de pequenos subconjuntos temporais dos dados de imagem. Posteriormente, a posição do diafragma nessas imagens é utilizada para identificar a fase respiratória para um determinado conjunto de projeções de imagens^10,11. No gating baseado em k-space, os dados do centro do k-space ("k₀") são examinados ^8,9,12. A intensidade do sinal da imagem é codificada em k₀ e, portanto, a intensidade do ponto k₀ varia com a respiração. As projeções podem, portanto, ser agrupadas em diferentes fases respiratórias com base na intensidade de k₀. Tanto no gating baseado em imagem quanto no k-space, as projeções com fases respiratórias semelhantes são agrupadas para reconstrução da imagem. Tem sido sugerido que o gating baseado em imagens fornece maior fidelidade na estimativa da fase respiratória, fornecendo imagens com desfoque reduzido^10,13.

Figura 1: Técnicas de auto-controle baseadas em imagem e k-space. (A) No gating baseado em imagem, imagens de baixa resolução espacial e alta resolução temporal mostrando o diafragma são geradas a partir de subconjuntos temporais dos dados gerais. Usando uma linha sobre o diafragma, o movimento respiratório pode ser visualizado e agrupado para reconstrução da imagem. (B) No gating baseado em k-space, o primeiro ponto em uma projeção de k-space centrada ("k₀") é usado para visualizar o movimento respiratório. Após a suavização k₀, as diferenças de intensidade do sinal com base no ciclo respiratório são claramente visíveis e podem ser usadas para identificar diferentes fases respiratórias. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

Tanto o gating baseado em imagem quanto o k-space podem ser realizados usando hard gating ou soft gating^11,14. No hard gating, apenas as projeções correspondentes à fase respiratória desejada são reconstruídas. No entanto, esse descarte de projeções indesejadas pode levar à redução da relação sinal-ruído (SNR) da imagem e ao aumento dos artefatos de subamostragem. Esses efeitos indesejados podem ser mitigados usando o soft gating. No soft gating, todas as projeções são usadas para reconstrução de imagens, mas as projeções de uma fase respiratória indesejada são ponderadas de forma que tenham um impacto menor na imagem final. Ao fazer isso, as imagens podem ser reconstruídas com artefatos mínimos e alta SNR, enquanto ainda suprimem o impacto do movimento respiratório.

Por meio da combinação da aquisição de ressonância magnética da UTE com o autocontrole pós-aquisição, podem ser geradas imagens de alta qualidade que, embora não sejam equivalentes à TC, têm um contraste e resolução próximos aos da imagem de TC 6,15,16,17,18,19. Aqui, um protocolo simples é fornecido para coletar e reconstruir imagens de ressonância magnética da UTE para gerar imagens de alta qualidade da estrutura pulmonar.

Este protocolo é escrito principalmente para scanners de ressonância magnética 3T; 3T é a intensidade de campo mais comum usada para pesquisa de ressonância magnética. Intensidades de campo magnético mais baixas, como 1,5T ou o 0,55 T²⁰ recentemente disponível, podem fornecer melhor qualidade de imagem e intensidade de sinal nos pulmões, pois o relaxamento do sinal nos pulmões é mais lento nessas intensidades de campo.

Embora todas as tentativas tenham sido feitas para fornecer clareza e simplicidade neste protocolo e no código de reconstrução de imagem fornecido, o protocolo provavelmente exigirá um físico de ressonância magnética dedicado (ou especialista em ressonância magnética semelhante) para estabelecer uma sequência de ressonância magnética UTE apropriada no scanner de ressonância magnética. A sequência de ressonância magnética deve implementar uma estratégia de codificação 3D não cartesiana com trajetórias de espaço k de centro-saída. Exemplos incluem sequências de imagem 3D radial ou espiral 3D (por exemplo, "FLORET")^21,22. É importante ressaltar que a ordem das projeções deve ter boa estabilidade temporal: em qualquer subconjunto de tempo, as projeções devem cobrir toda a gama de k-espaço²³. Exemplos de estratégias de ordenação de projeção com boa estabilidade temporal são médias áureas ou espiral de Arquimedes randomizada por Halton. Se uma ordenação de projeção com baixa estabilidade temporal for usada, o auto-gating pós-aquisição omitirá grandes regiões do espaço k, levando a artefatos de imagem. Finalmente, a sequência deve ser capaz de atingir um tempo de eco (TE) de <100 μs. O tempo de relaxamento T₂* nos pulmões em 3T é de <1 ms²⁴, portanto, usar um TE muito curto é essencial para gerar imagens de alta qualidade.

Protocolo

Todas as imagens em seres humanos foram realizadas com a aprovação do KUMC IRB. O consentimento informado por escrito foi obtido de todos os participantes. As imagens deste estudo foram obtidas sob um protocolo genérico de desenvolvimento técnico, e os critérios de inclusão/exclusão foram deliberadamente amplos. Critério de inclusão: Idade ≥ 18 anos. Critério de exclusão: Ressonância magnética contra-indicada com base nas respostas ao questionário de triagem de ressonância magnética e gravidez. Os acessórios e os equipamentos utilizados para este estudo estão listados na Tabela de Materiais.

1. Aquisição de imagem UTE

1. Prepare a sequência de imagens. Prepare a sequência de imagem uma vez e use essa mesma sequência para todos os participantes.
   1. Defina os parâmetros de acordo com a Tabela 1.
   2. Coloque um simulador de ressonância magnética no centro da ressonância magnética e execute a sequência de imagem.
      NOTA: Como essa sequência requer desempenho de gradiente rápido e muitos pulsos de RF, é importante verificar se a configuração do protocolo pode ser executada antes do teste em um ser humano.
2. Prepare o participante para a ressonância magnética. Use a triagem de segurança de ressonância magnética padrão institucional para garantir que o participante possa entrar com segurança na ressonância magnética.
3. Posicione o participante na cama de ressonância magnética e coloque uma bobina torácica sobre o torso do participante. Posicione a bobina perto do queixo do participante para garantir a cobertura total dos ápices pulmonares.
4. Mova o participante para o scanner de ressonância magnética. Coloque o ponto de referência de posicionamento logo abaixo do esterno do participante.
5. Colete uma varredura do localizador para garantir que os pulmões do participante estejam dentro do campo de view para a varredura UTE. Não mova a geometria da varredura UTE. Se os pulmões do participante não estiverem dentro do campo de visão, mova o participante e colete varreduras de localização adicionais até que os pulmões estejam totalmente dentro do campo de visão.
6. Execute a sequência UTE. Durante esta sequência, o participante pode respirar normalmente.
7. Exporte os dados brutos do scanner. Dependendo da sequência de imagem usada, o scanner pode ou não reconstruir imagens no scanner. Para a reconstrução retrospectiva proposta, são necessários dados brutos de imagem para determinar se as imagens são geradas ou não no scanner. Observe que os dados brutos serão grandes (>10 GB).
8. Exporte ou calcule trajetórias do espaço k (ou seja, a localização no espaço k de cada ponto de dados bruto).
   NOTA: Para algumas sequências de imagem, as trajetórias do espaço k podem ser armazenadas junto com os dados brutos no scanner de ressonância magnética e podem ser exportadas diretamente. Para outras sequências de imagem, as trajetórias do espaço k precisarão ser calculadas com base nos parâmetros de imagem.

Parâmetro	Configurações genéricas recomendadas	Configurações implementadas aqui
Sequência de imagem	3D não cartesiano com trajetórias de espaço k de centro para fora	Radial 3D com ordenação de projeção de meios dourados
Campo de visão	400 x 400 x 400 mm3	400 x 400 x 400 mm3
Tamanho da matriz	Conforme desejado para resolução de destino	320 x 320 x 320 (resolução isotrópica de 1,25 mm)
Largura de banda	Conforme necessário para a duração da leitura < 1,0 ms	888 Hz/pixel
TE	< 0,1 ms	0,07 ms
TR	Mínimo (Meta 3 – 4 ms)	3,5 ms
Ângulo de inversão	Aproximadamente 5°	4.8°
Número de projeções	Mínimo 100.000	1,35,386
Duração da imagem	Mínimo 5 min	7 min, 54 s

Tabela 1: Configurações recomendadas para imagens UTE. São fornecidas configurações genéricas recomendadas que podem ser usadas para orientar a configuração do protocolo. As configurações recomendadas específicas que foram usadas para os dados também são fornecidas, conforme mostrado como resultados representativos. As especificações de parâmetros são genéricas entre os fornecedores, exceto para largura de banda. Alguns dos principais fornecedores de ressonância magnética especificam a largura de banda como Hz/Pixel. Outros grandes fornecedores de ressonância magnética especificam largura de banda absoluta. A largura de banda recomendada (888 Hz/Pixel) corresponde a uma largura de banda absoluta de 284.160 Hz.

2. Reconstrução de imagem UTE usando soft-gating respiratório baseado em imagem

NOTA: O código MATLAB para concluir as etapas a seguir é fornecido em https://github.com/pniedbalski3/UTE_Reconstruction.

1. Importe dados e trajetórias do espaço k para o MATLAB. O código para importar dados brutos de ressonância magnética está disponível para todos os principais fornecedores de ressonância magnética.
2. Descarte as primeiras 1000 projeções para garantir que os dados estejam em magnetização de estado estacionário.
   NOTA: Se a sequência de imagem usada incluir varreduras fictícias antes da aquisição de dados, esta etapa pode ser ignorada.
3. Reconstrua uma imagem de baixa resolução usando um subconjunto muito pequeno de dados.
   1. Reconstrua a imagem usando uma transformada rápida de Fourier não uniforme para um tamanho de matriz de 96 x 96 x 96.
   2. Use aproximadamente 200 projeções, correspondendo a 0,6 s a 0,8 s de dados.
   3. Reconstrua e armazene imagens de todos os elementos da bobina, bem como uma imagem final combinada da bobina.
4. Na imagem combinada da bobina resultante, selecione uma fatia coronal que mostre claramente o diafragma.
   NOTA: O código fornecido solicitará que o usuário selecione uma fatia contendo o diafragma.
5. Uma vez que esta fatia tenha sido selecionada, visualize as imagens individuais da bobina para esta fatia e selecione um ou dois elementos da bobina que melhor mostram o diafragma (Figura 2).
   NOTA: O código fornecido solicitará que o usuário selecione os elementos da bobina.
6. Reconstrua imagens usando uma janela deslizante para gerar imagens com resolução temporal de ~ 0,5 s (Figura 2).
   1. Reconstrua apenas os dados dos elementos da bobina selecionados na etapa 2.4.
      NOTA: Embora todos os elementos da bobina possam ser reconstruídos, apenas os elementos mais próximos do diafragma são necessários para visualizar o diafragma para fins de auto-regulação respiratória. Ao reconstruir apenas os elementos da bobina mais próximos do diagrama, o tempo de reconstrução e a carga computacional são drasticamente reduzidos.
   2. Use as primeiras 200 projeções para reconstruir uma imagem usando uma transformada rápida de Fourier não uniforme (Figura 2). Armazene apenas a fatia que mostra o diafragma (conforme encontrado na etapa 2.4).
      NOTA: Em última análise, até 1500 imagens serão geradas; apenas uma fatia 2D é necessária para visualizar a posição do diafragma, e armazenar imagens 3D para cada uma das etapas da janela deslizante seria proibitivo.
   3. Deslocamento por 100 projeções (ou seja, a primeira imagem é reconstruída usando projeções 1-200. A segunda é reconstruída usando as projeções 101 - 300) e reconstrói uma imagem adicional, armazenando a fatia selecionada na etapa 2.4.
   4. Continue até que todas as projeções tenham sido usadas para gerar imagens.
7. Selecione uma linha sobre o diafragma na primeira das imagens da janela deslizante. Certifique-se de que a linha seja longa o suficiente para se estender para os pulmões em 5-10 voxels e para o diafragma em 5-10 voxels.
8. Visualize o movimento respiratório visualizando este navegador respiratório para todas as projeções.
9. Determine a localização do diafragma para todos os navegadores respiratórios. Existem várias maneiras de fazer isso, mas um método simples é usar o método²⁵ de Otsu para dividir o lado mais escuro (pulmão) do lado mais claro (diafragma).
10. Use a localização do diafragma para rotular as projeções como pertencentes a um determinado compartimento respiratório. Se um determinado navegador respiratório mostrar o diafragma na "posição 1", as 200 projeções usadas para gerar a imagem para esse navegador pertenceriam ao "compartimento 1".
    NOTA: Como as imagens foram geradas usando uma janela deslizante com uma sobreposição de 100 projeções, algumas projeções podem ser rotuladas como pertencentes a vários compartimentos. A resolução espacial grosseira das imagens da janela deslizante leva a um total de ~ 4-6 caixas que cobrem toda a gama de inspiração até a expiração.
11. Selecione o compartimento a ser reconstruído determinando qual compartimento tem o maior número de projeções, que devem corresponder à expiração final.
    1. Como alternativa, reconstrua as imagens para as fases respiratórias desejadas com base na inspeção visual do navegador respiratório.
12. Gere pesos para portões suaves¹⁴.
    1. Use um filtro exponencial para fornecer um peso de 1 para projeções dentro do compartimento primário e um peso drasticamente reduzido para projeções dentro de diferentes compartimentos respiratórios.
13. Use o Berkely Advanced Reconstruction Toolbox (BART; https://mrirecon.github.io/bart/)^26,27 para reconstruir uma imagem de alta resolução no compartimento respiratório desejado.
    NOTA: O BART é uma caixa de ferramentas disponível gratuitamente para reconstrução de imagens de ressonância magnética.
    1. Calcule os pesos de compensação de densidade usando a combinação de densidade iterativa.
    2. Dimensione os pesos de compensação de densidade pelos pesos de passagem suave.
    3. Dados de balança com base na compensação de densidade e pesos de passagem suave
    4. Execute uma transformada de Fourier rápida não uniforme básica (NUFFT) para facilitar a combinação da bobina.
    5. Converta a imagem NUFFT em espaço k quadriculado a ser usado para combinação de bobinas.
    6. Gere uma matriz de combinação de bobinas e use-a para combinar bobinas para os dados brutos e o espaço k em grade.
    7. Estime as sensibilidades da bobina.
    8. Realize a reconstrução de sentido comprimido de imagem paralela usando a compensação de densidade ponderada, dados combinados da bobina e mapas de sensibilidade da bobina.
14. Salve a imagem final. O formato NIFTI é facilmente implementado. Se a imagem for carregada em um sistema PACs, pode ser necessário um formato DICOM.

Figura 2: Autocontrole baseado em imagem. (1) Usando uma imagem de baixa resolução reconstruída a partir de um pequeno número de projeções (para eficiência computacional), identifique um corte coronal que mostre claramente o diafragma. (2) Examinando imagens de elementos de bobina individuais, selecione os elementos de bobina que estão mais próximos do diafragma. (3) Realizar uma reconstrução de janela deslizante apenas dos elementos da bobina mais próximos do diafragma (para eficiência computacional). As imagens podem ser geradas a partir de subconjuntos de 200 projeções (correspondendo a ~0,8 s); Ao sobrepor projeções, uma resolução pseudo-temporal de ~ 0,5 s pode ser alcançada nas imagens. (4) Identificar uma linha perpendicular ao diafragma a ser usada como navegador respiratório. (5) A visualização dos dados da imagem nesta linha mostra o movimento respiratório, que pode ser usado para armazenar imagens. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

3. Reconstrução de imagem UTE usando soft-gating respiratório baseado no espaço k

1. Conclua as etapas 2.1-2.4 para que o elemento da bobina mais próximo do diafragma possa ser identificado.
2. Gere um traço de série temporal k₀ usando o valor absoluto do primeiro ponto na projeção para todas as projeções para o elemento de bobina selecionado. Isso fornecerá uma visualização de uma forma de onda respiratória.
3. Em etapas de 5000 projeções, normalize k₀ pela intensidade média do sinal desses mesmos k₀ pontos²⁸. Isso mitiga o desvio da intensidade do sinal ao longo do tempo e fornece uma capacidade aprimorada de projeções quantitativamente bin.
4. Rotule cada ponto_{k 0} como ocorrendo durante a inspiração ou expiração.
   1. Suavize a série temporal k₀ e pegue a derivada para avaliar a inclinação para cada ponto no traço de gating.
   2. Rotule os pontos de inspiração com base no sinal da inclinação. Uma inclinação positiva corresponde à expiração, enquanto uma inclinação negativa corresponde à inspiração.
5. Projeções de compartimentos com base na intensidade do sinal. Como a profundidade da respiração pode ser variável, as projeções de bin são baseadas na amplitude do sinal e não na localização na fase respiratória.
   NOTA: Um método simples e rápido para fazer isso é implementar o agrupamento k-means para identificar diferentes níveis de intensidade de sinal.
6. Para caixas intermediárias entre inspiração final e expiração final, identifique as projeções como ocorrendo durante a inspiração e expiração com base na etapa 3.4.
7. Conclua a reconstrução da imagem seguindo as etapas fornecidas na etapa 2.10 a 2.13.
8. Se desejar, reconstrua as imagens para todos os compartimentos respiratórios, em vez de apenas no final da expiração.

Resultados

Os resultados representativos (Figura 3) foram gerados usando as configurações mostradas na Tabela 1. A duração da imagem usada fornece imagens de alta qualidade que são toleráveis pela maioria dos participantes.

Figura 3: Imagens UTE representa...

Discussão

Ao realizar imagens UTE dos pulmões, muitas variações de aquisição e reconstrução podem ser usadas para gerar imagens dos pulmões. Este protocolo se concentra na facilidade de implementação e eficiência computacional. A imagem usando UTE radial 3D é relativamente simples, com sequências de imagem geralmente disponíveis nos principais fornecedores de ressonância magnética. Ferramentas baseadas em MATLAB são fornecidas para manipulação de dados e auto-controle. Como a ma...

Materiais

Name	Company	Catalog Number	Comments
Chest MRI Coil	Siemens, GE, Philips,, Other Clinical MRI Imaging Coil Vendor	N/A	A 26 - 32 channel Chest coil should be used
High Performance Workstation	HP, Apple, or other Computer Hardware company	N/A	A computer with a minimum of 64 GB of Memory is needed for image reconstruction
Matlab	Mathworks	R2016A or newer	A Matlab license is needed to run the provided computer code
MRI Phantom	Siemens, GE, Philips, or Other MRI Phantom Vendor	N/A	Any Phantom can be used to test the MRI sequence prior to its use in human subjects.
MRI Scanner	Siemens, GE, Philips, or Other Clinical MRI Scanner Vendor	N/A	The protocol was developed on a 3T scanner, but 1.5T or 0.55T would also work with minimal adaptation