Perfusion MRI
| Perfusion MRT | |
|---|---|
 MRT-perfusion som visar en fördröjd tid till maximalt flöde (Tmax ) i penumbra i ett fall av ocklusion av den vänstra mellersta cerebrala artären .
| |
| Syfte | perfusionsskanning via MRT |
Perfusion MRT eller perfusion-weighted imaging ( PWI ) är perfusionsskanning genom användning av en viss MRI-sekvens [ vilken? ] . De insamlade data efterbehandlas sedan för att erhålla perfusionskartor med olika parametrar, såsom BV (blodvolym), BF (blodflöde), MTT (medeltransittid) och TTP (tid till topp).
Klinisk användning
Vid hjärninfarkt har penumbra minskat perfusion . En annan MRT-sekvens, diffusionsviktad MRI , uppskattar mängden vävnad som redan är nekrotisk, och kombinationen av dessa sekvenser kan därför användas för att uppskatta mängden hjärnvävnad som kan räddas genom trombolys och/eller trombektomi .
Sekvenser
Det finns tre huvudtekniker för perfusions-MR:
- Dynamisk känslighetskontrast (DSC): Gadoliniumkontrast injiceras, och snabb upprepad bildåtergivning (vanligtvis gradient-eko-eko-planar T2 viktad ) kvantifierar känslighetsinducerad signalförlust.
- Dynamisk kontrastförstärkt ( DCE): Mätning av förkortning av spin-gitterrelaxationen (T1) inducerad av en gadoliniumkontrastbolus
- Arteriell spin-märkning (ASL): Magnetisk märkning av arteriellt blod under avbildningsplattan, utan behov av gadoliniumkontrast
Det kan också hävdas att diffusions-MRI-modeller, såsom intravoxel inkoherent rörelse , också försöker fånga perfusion.
Dynamisk känslighetskontrast
Vid dynamisk känslighetskontrast MR-avbildning (DSC-MRI, eller helt enkelt DSC), injiceras Gadolinium-kontrastmedel (Gd) (vanligtvis intravenöst) och en tidsserie av snabba T2*-viktade bilder inhämtas. När Gadolinium passerar genom vävnaderna, inducerar det en minskning av T2* i de närliggande vattenprotonerna; motsvarande minskning i signalintensitet som observeras beror på den lokala Gd-koncentrationen, som kan anses vara en proxy för perfusion. De insamlade tidsseriedata efterbehandlas sedan för att erhålla perfusionskartor med olika parametrar, såsom BV (blodvolym), BF (blodflöde), MTT (medeltransittid) och TTP (tid till topp).
Dynamisk kontrastförbättrad bildbehandling
Dynamisk kontrastförstärkt (DCE) avbildning ger information om fysiologiska vävnadsegenskaper såsom transport från blod till vävnad och blodvolym. Det används vanligtvis för att mäta hur ett kontrastmedel rör sig från blodet till vävnaden. Koncentrationen av kontrastmedlet mäts när det passerar från blodkärlen till det extracellulära utrymmet i vävnaden (det passerar inte cellmembranen) och när det går tillbaka till blodkärlen.
Kontrastmedlen som används för DCE-MRI är ofta gadoliniumbaserade . Interaktion med gadolinium (Gd)-kontrastmedlet (vanligtvis ett gadoliniumjonkelat) gör att avslappningstiden för vattenprotoner minskar, och därför visar bilder som förvärvats efter gadoliniuminjektion högre signal i T1-viktade bilder som indikerar förekomsten av medlet. Det är viktigt att notera att, till skillnad från vissa tekniker som PET-avbildning , avbildas kontrastmedlet inte direkt, utan av en indirekt effekt på vattenprotoner. Den vanliga proceduren för en DCE-MRT-undersökning är att skaffa en vanlig T1-vägd MR-undersökning (utan gadolinium), och sedan injiceras gadolinium (vanligtvis som en intravenös bolus i en dos på 0,05–0,1 mmol/kg) innan ytterligare T1 -viktad skanning. DCE-MRI kan förvärvas med eller utan paus för kontrastinjektion och kan ha varierande tidsupplösning beroende på preferens – snabbare bildbehandling (mindre än 10 s per bildvolym) tillåter farmakokinetisk (PK) modellering av kontrastmedel men kan begränsa möjlig bildupplösning. Långsammare tidsupplösning tillåter mer detaljerade bilder, men kan begränsa tolkningen till att bara titta på signalintensitetskurvans form. I allmänhet indikerar ihållande ökad signalintensitet (motsvarande minskad T1 och därmed ökad Gd-interaktion) i en DCE-MRI-bildvoxel permeabla blodkärl som är karakteristiska för tumörvävnad, där Gd har läckt in i det extravaskulära extracellulära utrymmet. I vävnader med friska celler eller hög celltäthet kommer gadolinium snabbare in i kärlen igen eftersom det inte kan passera cellmembranen. I skadade vävnader eller vävnader med lägre celltäthet stannar gadolinium i det extracellulära utrymmet längre.
Farmakokinetisk modellering av gadolinium i DCE-MRI är komplex och kräver val av modell. Det finns en mängd olika modeller som beskriver vävnadsstruktur på olika sätt, inklusive storlek och struktur av plasmafraktionen, extravaskulärt extracellulärt utrymme och de resulterande parametrarna relaterade till permeabilitet, ytarea och överföringskonstanter. DCE-MRI kan också tillhandahålla modelloberoende parametrar, såsom T1 (som inte är tekniskt en del av kontrastskanningen och kan förvärvas oberoende) och (initial) area under gadoliniumkurvan (IAUGC, ofta ges med antal sekunder från injektionen) - dvs IAUGC60), som kan vara mer reproducerbar. Noggrann mätning av T1 krävs för vissa farmakokinetiska modeller, vilket kan uppskattas från 2 pre-gadoliniumbilder med varierande excitationspulsvinkel, även om denna metod inte är kvantitativ i sig. Vissa modeller kräver kunskap om arteriell ingångsfunktion, som kan mätas per patient eller tas som en populationsfunktion från litteraturen, och kan vara en viktig variabel för modellering.
Märkning av arteriell spinn
Arteriell spinnmärkning (ASL) har fördelen av att inte förlita sig på ett injicerat kontrastmedel, utan istället dra slutsatsen perfusion från en minskning av signalen som observerats i avbildningsskivan som härrör från inströmmande spinn (utanför avbildningsskivan) som selektivt har inverterats eller mättats. Ett antal ASL-scheman är möjliga, det enklaste är flödesalternerande inversionsåterställning (FAIR) som kräver två förvärv av identiska parametrar med undantag för invertering utanför skivan; skillnaden mellan de två bilderna är teoretiskt sett bara från inströmmande snurr, och kan betraktas som en "perfusionskarta".