На пути к картированию температуры МРТ в режиме реального времени - метод частот протонного резонанса с радиальной МРТ с пониженной частотой дискретизации и нелинейной обратной реконструкцией

  1. Чжуншуай Чжан
  2. Томас Михаэлис
  3. Йенс Фрам
  4. Аннотация
  5. методы
  6. Результаты
  7. Выводы
  8. Вступление
  9. Материал и методы
  10. Реконструкция изображения
  11. Расчет температурных карт
  12. Фантомные исследования
  13. Ex vivo исследования
  14. Движение человека
  15. Результаты
  16. обсуждение
  17. Подтверждения
  18. Сноски
  19. Рекомендации

Quant Imaging Med Surg. Апрель 2017; 7 (2): 251–258.

Чжуншуай Чжан

1Biomedizinische NMR Forschungs GmbH am Max-Planck-Institut für biophysikalische Chemie, Геттинген, Германия;

Томас Михаэлис

1Biomedizinische NMR Forschungs GmbH am Max-Planck-Institut für biophysikalische Chemie, Геттинген, Германия;

Йенс Фрам

1Biomedizinische NMR Forschungs GmbH am Max-Planck-Institut für biophysikalische Chemie, Геттинген, Германия;

2DZHK (Немецкий центр исследований сердечно-сосудистых заболеваний), партнерский сайт Göttingen, Göttingen, Германия

1Biomedizinische NMR Forschungs GmbH am Max-Planck-Institut für biophysikalische Chemie, Геттинген, Германия;

2DZHK (Немецкий центр исследований сердечно-сосудистых заболеваний), партнерский сайт Göttingen, Göttingen, Германия

Переписка с:

Йенс Фрам. Biomedizinische NMR Forschungs GmbH am Max-Planck-Institut für biophysikalische Chemie, Göttingen 37070, Germany. Эл. адрес: [email protected] ,

Получено 2017 г. 25 февраля; Принято 2017 9 марта.

Аннотация

Фон

Оптимальное управление малоинвазивными вмешательствами с помощью гипертермии требует динамического картирования температуры с высоким временным разрешением.

методы

Основываясь на температурно-зависимом сдвиге частоты протонного резонанса (PRF), в данной работе был разработан метод МРТ-термометрии в реальном времени, который основывается на радикальных последовательностях FLASH MRI с высокой частотой дискретизации с итеративным восстановлением изображения с помощью регуляризованной нелинейной инверсии (NLINV). В качестве первого шага метод был апробирован с использованием температурного фантома и органов ex vivo (почки свиньи), подвергнутых нагреванию теплой водой или импульсным лазерным источником.

Результаты

Температурные карты, полученные с помощью МРТ PRF в реальном времени, демонстрируют хорошую точность при независимом контроле волоконно-оптическими датчиками температуры. Кроме того, динамические результаты демонстрируют как превосходную чувствительность к одиночным лазерным импульсам (длительность 20 мс, выходная мощность 6 Дж), так и высокое временное разрешение, то есть время захвата 200 мс на карту температуры, соответствующее скорости 5 кадров в секунду. Кроме того, будущие расширения для приложений in vivo были подготовлены путем решения проблемы движения, связанной с дыханием, с помощью предварительно записанной библиотеки эталонных изображений, представляющих все состояния дыхания.

Выводы

Предложенный метод МРТ-термометрии в реальном времени в настоящее время требует дальнейшего развития в направлении МРТ-мониторинга in vivo тепловых вмешательств на животных.

Ключевые слова: гипертермия, температурное картирование, термометрия, радиальная МРТ, МРТ в реальном времени.

Вступление

Последние разработки в области МРТ предоставляют новый метод для визуализации в реальном времени ( 1 ), которая предлагает до сих пор непревзойденные диагностические возможности в широком спектре клинических областей. Соответствующие области применения варьируются от МРТ сердца без синхронизации ЭКГ и во время свободного дыхания ( 2 ) в режиме реального времени исследования кровотока ( 3 глотание 4 ), дисфагия ( 5 ), функции пищевода ( 6 ), динамика височно-нижнечелюстного сустава ( 7 ), вызванный дыханием поток спинномозговой жидкости ( 8 , 9 а также движения артикуляторов во время нормальной речи ( 10 ) или медная игра пациентов с амбушюрной дистонией ( 11 ). В техническом смысле, метод основан на последовательностях радиального градиента-эхо с сильно заниженной дискретизацией в сочетании с итеративным восстановлением изображения с помощью нелинейной инверсии (NLINV) и временной регуляризации ( 1 ). Ожидается, что эти новые возможности значительно расширят спектр клинических МРТ и, в частности, стимулируют возобновление интереса к «интервенционной МРТ», т. Е. Использованию МРТ в реальном времени для мониторинга и проведения минимально инвазивных процедур.

В этом смысле истинная МРТ в режиме реального времени относится не только к высокоскоростному получению данных, но и включает (I) онлайн-реконструкцию и отображение изображений в существующих системах МРТ; (II) с незначительной задержкой; (III) в выбранных пользователем пространственно-временных разрешениях и контрастах; и (IV) без экспертных знаний. Очевидно, что МРТ в реальном времени анатомических деталей в произвольно выбираемых ориентациях изображения должна быть непосредственно применима к диагностическим процедурам, таким как биопсия под руководством МРТ. Чтобы еще больше приблизить подход к терапевтическим вмешательствам, необходимо решить дополнительные предпосылки. Наиболее важно, что это относится к МРТ-картированию температуры ткани в реальном времени в ответ на тепловые методы, включающие воздействие радиочастоты ( 12 ) сфокусированный ультразвук высокой интенсивности ( 13 ) или лазерный луч ( 14 , 15 ). В этом контексте настоящая работа фокусируется на изменениях температуры во время гипертермии, которые приводят к коагуляции, а не к испарению или абляции ткани-мишени.

Целью этого первого исследования было разработать ключевые элементы для отображения температуры МРТ в реальном времени на основе температурно-зависимого сдвига частоты протонного резонанса (PRF) ( 16 ). Этот выбор полностью согласуется с техническими и клиническими соображениями, изложенными в недавнем обзоре ( 17 ). Метод PRF является альтернативой изменениям температуры, зависящим от T1 ( 18 - 20 ). Этот последний метод также был изучен ( 21 ), но отбрасывается для приложений реального времени, поскольку его временное разрешение ограничено несколькими секундами из-за необходимости получить и реконструировать эксперимент МРТ с полным восстановлением инверсии или восстановлением насыщения. В отличие от этого, в этом исследовании были получены карты разности температур каждые 200 мс, соответствующие скорости 5 кадров в секунду. Результаты проверены на фантомах и органах ex vivo , в то время как будущие расширения in vivo подготовлены с помощью нового подхода для устранения фазовых ошибок, вызванных движением.

Материал и методы

МРТ

Все измерения проводились в 3 T системе МРТ (Magnetom Prisma Fit, Siemens Healthcare, Эрланген, Германия) с использованием 64-канальной головной катушки или комбинации 18-элементной грудной катушки с подходящими катушками из 32-элементного массива позвоночника. ,

Неподобанные радиальные последовательности FLASH MRI ( 1 ) с двойным эхо-захватом были применены для одновременного получения анатомического и чувствительного к температуре изображения. Для онлайн-реконструкции изображений NLINV использовался обходной компьютер (sysGen / TYAN Octuple-GPU, Sysgen, Бремен, Германия), оснащенный восемью графическими процессорами (GeForce GTX, TITAN Black, NVIDIA, Santa Clara, CA). Этот обходной компьютер был полностью интегрирован в конвейер реконструкции коммерческой системы МРТ посредством единого сетевого подключения. Он автоматически используется при выборе последовательности МРТ в реальном времени с восстановлением NLINV и, следовательно, работает без каких-либо экспертных знаний или вмешательства пользователя. Текущая скорость восстановления NLINV составляет до 55 кадров в секунду в зависимости от матрицы изображения. Отображение изображений в режиме онлайн осуществляется с минимальной задержкой около 2 кадров на произвольных мониторах (например, внутри комнаты сканера).

На этом этапе, то есть для настоящих результатов, карты фактической температуры все еще были получены в автономном режиме путем преобразования разностей фаз в эталонную карту фаз. Для экспериментальных проверок с использованием водного фантома и органов ex vivo , контрольные данные МРТ были получены до нагревания. Для последующей обработки был применен временной медианный фильтр как на картах температуры, так и на изображениях величин.

Реконструкция изображения

Для получения двойного эхо-сигнала сигнал MRI может быть выражен как

где Si, j - полученные необработанные данные i-го эхо-сигнала и j-й катушки, в то время как ρ i (r →) представляет содержание изображения i-го эхо-сигнала, C j (r →) представляет чувствительность катушки j-й катушки, а k ( t ) - выборочные данные k- пространства. Похожий на ( 1 ), с ρi и Cj как неизвестными, можно упростить как

с x неизвестными, y выборочными данными k- пространства и F оператором прямого преобразования, который преобразует оцененные неизвестные в соответствующие данные k- пространства. Чтобы решить эту нелинейную обратную задачу, мы применили метод Гаусса-Ньютона, который линеаризует и приводит к соответствующей функции стоимости

Здесь xn - оценка n-го шага Ньютона, а DF ( xn ) - производная Фреше функции F в точке xn . Регуляризация Тихонова затем используется для функции стоимости, которая переписывается как

Начальное предположение x 0 - это оценка предыдущего кадра, взвешенная с коэффициентом затухания 0≤ p ≤1. решается методом сопряженных градиентов. В настоящей работе, и в соответствии с исследованиями МРТ фазоконтрастного потока в реальном времени ( 3 ), семь шагов Ньютона и коэффициент демпфирования 0,7 были использованы для восстановления изображения. Чтобы сократить время вычисления реконструкции NLINV без ущерба для качества изображения, десять виртуальных катушек (каналов) были определены методом анализа главных компонентов ( 1 ).

Расчет температурных карт

На первом этапе комплексное изображение определенной катушки ( Mj ) вычисляется путем умножения содержания изображения ( ρ 2) на соответствующую чувствительность катушки ( Cj ). Разность фаз ( Δϕ ) между текущей температурой и эталонными данными затем рассчитывается в соответствии с

с M 1 , j и M 0 , j - комплексное изображение j-й катушки для текущей температуры и опорных данных соответственно, а также * комплексное сопряжение. Впоследствии изменение температуры (∆ T ) можно рассчитать в соответствии с ( 16 )

с температурным коэффициентом α = −0,01 ppm / ° C, γ гиромагнитным отношением, B 0 магнитным полем и TE временем эха.

Фантомные исследования

Самодельный цилиндрический фантом (диаметр 14 см) использовали для количественной оценки различий температуры, полученных из PRF, вдоль пространственного градиента температуры, создаваемого центральной трубкой с теплой проточной водой (50 ° C). Чтобы избежать осложнений из-за турбулентного потока, внутренний цилиндр (диаметр 7 см) был заполнен 2% агарозой (легированной 0,5 мМ / л CuSO4). Три оптоволоконных датчика (OPT-M, OPSENS, Квебек, Канада) были выровнены в радиальных положениях на расстоянии 1, 2 и 3 см от центральной трубки и использовались для измерения локальных изменений температуры. Внешний цилиндр охлаждали проточной водой комнатной температуры. Стабильные температурные условия были достигнуты примерно через два часа. Четыре внешние контрольные трубки с одинаковым наполнением агарозой служат для компенсации любого дрейфа поля при длительных измерениях ( 22 ).

Фантом находился в головной катушке сканера МРТ, продольная ось которого параллельна основному магнитному полю. Как показано в, МРТ-температурное картирование выполнялось в поперечной плоскости, перпендикулярной центральной трубе и окружающим цилиндрам, используя следующие параметры: TE / TR = 10,0 / 11,8 мс, угол переворачивания 10º, FOV 192 × 192 мм2, толщина среза 6 мм, разрешение в плоскости 1,5 × 1,5 мм2, количество радиальных спиц 17, время захвата 200 мс на карту разности температур.

Температурный фантом. (А) магнитудное изображение температурного фантома после 2 ч нагрева; (B) соответствующая карта разности температур (метод PRF) показывает ожидаемый цилиндрически-симметричный градиент температуры внутри заполненного агарозой внутреннего цилиндра [1] между трубкой, заполненной горячей водой в центре, и холодной водой во внешнем отсеке [2] , Высокая температура в нижней левой трубе во внешней холодной воде (красное пятно) обусловлена ​​вытеканием теплой воды.

Ex vivo исследования

Свежие свиные почки использовали для экспериментов ex vivo . В первом случае пластиковую трубку (внутренний диаметр 4 мм, толщина стенки 1 мм), снабжающую теплой водой (60 ° С), вставляли в почку вдоль ее длинной оси. Чтобы независимо регистрировать температуру почки, оптоволоконный датчик располагался параллельно водяной трубе на расстоянии около 5 мм. Использовались следующие параметры МРТ: TE / TR = 10,0 / 11,8 мс, угол переворачивания 10º, FOV 128 × 128 мм2, толщина среза 6 мм, в плоскости разрешение 1 × 1 мм2, количество радиальных спиц 17, время захвата 200 мс на температурная карта. Как только насос был включен, прием МРТ начинался каждые 3 минуты до 30 минут.

Во второй серии экспериментов ex vivo коммерческий полупроводниковый лазер (RevoLix jr.30, LISA laser products OHG, Катленбург-Линдау, Германия) с длиной волны 2 мкм использовали для достижения фокусного нагрева ( 23 , 24 ). Лазер был расположен вне помещения сканера МРТ, и тепловая энергия передавалась тонким и гибким лазерным волокном (внешний диаметр 0,75 мм) длиной 10 м. Для очагового нагревания коры почки волокно проникло в почку примерно на 10 мм. Сначала лазер работал в непрерывном импульсном режиме со следующими параметрами: выходная мощность 2 Вт, частота повторения 20 Гц, длительность импульса 20 мс, время импульса 180 с и полная энергия 144 Дж. В исследованиях с использованием одноимпульсного режима использовались следующие параметры: параметры: выходная мощность 30 Вт, длительность импульса 200 мс и выходная энергия 6 Дж на импульс. МРТ с двойным эхом была выполнена со следующими параметрами: TE1 / TE2 / TR = 2,64 / 10,0 / 11,9 мс, угол переворачивания 10º, FOV 128 × 128 мм2, толщина среза 3 мм, в плоскости разрешение 0,5 × 0,5 мм2, число радиальных спицы 17, время сбора 200 мс на карту температуры.

Движение человека

Доброволец без известной болезни был принят на работу из местного университета. Информированное письменное согласие было получено до начала всех экспериментов в соответствии с правилами местного этического комитета. Серийные изображения живота при свободном дыхании были получены в корональной плоскости в течение 100 с, чтобы продемонстрировать выдающиеся дыхательные движения. Параметры МРТ для картирования температуры (без нагрева) были следующими: TE1 / TE2 / TR = 2,64 / 10,0 / 11,9 мс, угол переворачивания 10º, FOV 256 × 256 мм2, толщина среза 5 мм, разрешение в плоскости 0,5 × 0,5 мм2, число радиальных спиц 17, время обнаружения 200 мс на карту температур. Изображения величин первого эха, полученные в течение первых 90 с, служили библиотекой эталонных изображений, представляющих различные состояния дыхания. Последующие приобретения (10 с) были использованы для получения карт разности температур путем выбора эталонного изображения из библиотеки, которое является наиболее близким к дыхательному состоянию фактического изображения. Это было достигнуто путем вычисления коэффициентов взаимной корреляции между первым изображением с градиентным эхом фактического сканирования и всеми изображениями в библиотеке ( 25 ). После определения наилучшего совпадения фазу соответствующего второго (чувствительного к температуре) градиентного эхо-изображения использовали для расчета температуры.

Результаты

показывает карту разности температур экспериментального фантома температуры, который был получен после двух часов езды на велосипеде холодной и теплой воды. Волоконно-оптические датчики температуры на расстоянии 1, 2 и 3 см от центральной трубки теплой воды выявили повышение температуры на 12,2, 7,1 и 3,8 ° C соответственно, что было в хорошем соответствии с результатами, полученными методом PRF, т.е. 11,6 ± 0,9, 7,1 ± 0,5 и 3,9 ± 0,3 ° С. Как реализовано здесь, метод PRF позволяет отслеживать изменения температуры примерно на ± 39 ° C относительно комнатной температуры (или температуры тела) без фазового переноса. Это соответствует диапазону, необходимому для терапии на основе гипертермии ( 26 ).

Как продемонстрировано на примере, метод PRF также был подтвержден для нагревания почки свиньи ex vivo путем циркуляции 30 минут теплой воды (60 ° C) через вставленную трубку. Опять же, относительное повышение температуры, полученное с помощью картирования температуры МРТ в реальном времени и волоконно-оптических датчиков, было в строгом соответствии, как показано в нижней части

Ex vivo свиная почка. (A) Корональные и поперечные изображения почки ex vivo, показывающие положение трубки с теплой водой, интересующую область для анализа (срез № 1) и датчик температуры (срез № 2); (B) относительные различия температуры в течение 30 мин нагрева были практически идентичны для метода PRF (синий) и оптоволоконного датчика температуры (красный).

Эффекты очагового нагрева в области коры почки показаны на рис. Повышение температуры ткани при непрерывной пульсации лазерного излучения в течение 180 с было четко разрешено и ограничено небольшой областью вблизи кончика волокна. В течение первых 40 с температура быстро повышалась примерно на 14 ° C и далее до 17 ° C через 90 с. Несмотря на непрерывные лазерные импульсы, тепловое равновесие, установленное при температуре около 20 ° C после 120 с импульса, оставалось стабильным до конца эксперимента, когда температура снизилась до комнатной температуры.

Непрерывный лазерный нагрев. (Вверху) изображения с корональной величиной (время эха TE) почки свиньи ex vivo и соответствующая карта увеличенной разности температур после непрерывного фокального лазерного нагрева (180 с, 144 Дж). (Внизу) Временной ход изменения температуры, вызванного лазером, рядом с острием лазерного волокна, основанный на PRF, показывает резкое увеличение в течение первых 40 с и плато при температуре около 20 ° C через 120 с.

Чтобы в полной мере использовать разрешение 200 мс, достижимое с помощью МРТ в реальном времени, относительные изменения температуры также были исследованы в ответ на одиночные лазерные импульсы. Как показано в методе PRF, было обнаружено увеличение фокусной температуры примерно на 5 ° C до 200 мс лазерного импульса с энергией 6 Дж в течение периода от 1 до 2 с. При повторении каждые 20 с приложенная энергия приводила к совокупному повышению температуры примерно до 12 ° C после трех импульсов. Такое поведение и его визуализация с помощью МРТ в реальном времени открывают возможность регулировать температуру в ткани-мишени не только путем изменения мощности лазера, но и путем изменения задержки между импульсами. В частности, это позволит своевременно взаимодействовать с неожиданными изменениями температуры во время хирургического лечения.

Импульсный лазерный нагрев. (A) увеличенные карты разности температур почки свиньи ex vivo после применения трех фокусных лазерных импульсов № 1, № 2 и № 3 (200 мс, 6 Дж каждый) каждые 20 с; (B) Временной ход изменения температуры, вызванного лазером, рядом с острием лазерного волокна, основанный на PRF, показывает быстрое увеличение в течение первых 1-2 с, за которым следует более медленное снижение. Вместе лазерные импульсы привели к совокупному повышению температуры примерно на 12 ° C.

Попытки получить карты разницы температур живота человека in vivo страдали от разностей фаз из-за дыхательных движений, которые ошибочно принимают за изменения температуры. Эта проблема четко демонстрируется двумя изображениями и полученной картой разности температур, показанной в верхнем ряду. Его можно обойти, используя предварительно записанный набор изображений, который представляет все состояния дыхания во время дыхания. Для исследования фактической температуры базовое изображение с самым высоким коэффициентом корреляции с текущим сканированием (изображение с ранним градиентом-эхо) затем берется в качестве эталона для расчета карты разности фаз с использованием соответствующих чувствительных к температуре изображений с поздним градиентом-эхо. Как показано в нижней части, этот подход значительно уменьшает любые вызванные движением разности фаз и обеспечивает гораздо более надежные карты разности температур, то есть нулевые изменения температуры в ситуации без нагрева.

Quant Imaging Med Surg

In vivo артефакты движения. (A) корональная величина изображение и произвольное эталонное изображение человеческого живота, выбранный для вычисления PRF на основе разности температур карты. Без разогрева карта должна быть нулевой, но с фазовыми ошибками, вызванными дыханием; (В) то же величине изображение, как описана выше, опорное изображение выбирается кросс-корреляцией из библиотеки предварительно записанных изображений при различных респираторных состояниях, и полученная разность температур карта с значительно сниженными фазовыми ошибками.

обсуждение

Настоящая работа предлагает базовые решения для МРТ-термометрии с высоким временным разрешением. На основе метода PRF была установлена ​​термометрия МРТ в реальном времени с разрешением 200 мс с высокой чувствительностью к повышению температуры, вызванным одним лазерным импульсом с выходной мощностью 6 Дж. Поскольку установленная онлайн-реконструкция изображений вскоре будет дополнена онлайн-расчетом карт разности температур, этот подход обещает немедленную обратную связь о достигнутой температуре ткани, что позволит быстро обнаруживать удаленные горячие точки или интерактивно корректировать нежелательные эффекты, такие как перегрев. , В качестве альтернативы, высокое временное разрешение может быть использовано для чередования картирования температуры МРТ с другими измерениями, такими как, например, анатомическая МРТ в реальном времени при разных контрастах тканей или 3D-локализацией хирургических устройств с помощью пространственно-кодированной фазово-контрастной МРТ ( 27 ).

Наиболее полезное расширение метода PRF, описанного здесь, должно иметь дело с улучшенным охватом объема. Опять же, за счет некоторого временного разрешения, схема сбора данных может быть разработана для многослойной термометрии МРТ в реальном времени с использованием, например, трех параллельных или даже ортогональных участков. Такие стратегии не только охватывают движения вне плоскости, но также изображают соседние кровеносные сосуды или жир и дополнительно учитывают нежелательный перенос тепла к соседней ткани в направлениях, перпендикулярных ориентации изображения. Конечно, также другие клинически желательные варианты, такие как, например, подавление жира, могут быть легко включены в способ PRF в реальном времени, поскольку такие модули требуют менее 15 мс на получение изображения.

На этом этапе временным техническим ограничением было автономное вычисление карт разности температур. Тем не менее, поскольку аналогичные проблемы уже были решены для оперативного расчета карт скоростей с использованием МРТ с фазово-контрастным течением в реальном времени ( 3 ), ожидается быстрый прогресс с использованием нашего встроенного обходного компьютера с графическим процессором. Фактически, распараллеливание алгоритма даже позволит использовать метод реконструкции на основе модели ( 21 ), что, как ожидается, еще больше улучшит метод PRF с точки зрения SNR и пространственно-временной остроты, как было продемонстрировано ранее для МРТ с фазово-контрастным течением ( 28 ). Поскольку основанные на модели реконструкции используют избыточность данных, они обещают многослойное температурное картирование без существенного компромисса во временном разрешении или качестве изображения.

Что наиболее важно, текущие события в настоящее время требуют дальнейших шагов в направлении МРТ-мониторинга тепловых вмешательств у людей. Следующий очевидный уровень должен включать исследования на животных in vivo, чтобы иметь дело с охлаждением тканей или переносом тепла кровотоком и фазовыми нарушениями движениями интервенционного инструмента, ткани-мишени или всего тела. Хотя в этой работе описан многообещающий, хотя и предварительный метод преодоления последствий дыхательных движений, еще предстоит выяснить, какие дополнительные стратегии потребуются для надежного картирования разницы температур в клинических условиях. Это особенно верно для более точных оценок движения цели в трех измерениях ( 29 ).

Подтверждения

Мы благодарны Генриху-Отто Тейхманну (лазерная продукция LISA OHG) за предоставление лазерной системы и благодарим Клауса-Дитмара Мербольдта и Ролана Таммера за полезные обсуждения о фантоме температуры.

Сноски

Конфликт интересов: J Frahm является одним из изобретателей патента МРТ в реальном времени, используемого здесь. У других авторов нет конфликта интересов, чтобы заявить.

Рекомендации

1. Иккер М., Чжан С., Войт Д., Караус А., Мербольдт К. Д., Фрам Дж. МРТ в реальном времени с разрешением 20 мс. ЯМР Биомед 2010; 23: 986-94. 10.1002 / nbm.1585 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 2. Чжан С., Джозеф А.А., Войт Д., Шец С., Мербольдт К.Д., Унтерберг-Бухвальд С., Хеннемут А., Лотц Дж., Фрам Дж. Магнитно-резонансная томография в режиме реального времени в отношении функции сердца и недавнего прогресса в потоке. Quant Imaging Med Surg 2014; 4: 313-29. [ PMC бесплатная статья ] [ PubMed ] [ Google ученый ] 3. Унтенбергер М., Тан З., Войт Д., Джозеф А.А., Релоффс В., Мербольдт К.Д., Шетц С., Фрам Дж. Достижения в области фазово-контрастной МРТ в реальном времени с использованием асимметричных эхо-сигналов радиального градиента. Magn Reson Med 2016; 75: 1901-8. 10.1002 / mrm.25696 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 4. Олтофф А., Чжан С., Швейцер Р., Фрам Дж. О физиологии нормального глотания, выявленной с помощью магнитно-резонансной томографии в реальном времени. Gastroenterol Res Pract 2014; 2014: 493174. [ PMC бесплатная статья ] [ PubMed ] 5. Олтофф А., Карстенс П.О., Чжан С., фон Финтел Е., Фриде Т., Лотц Дж., Фрам Дж., Шмидт Дж. Оценка дисфагии с помощью новой МРТ в реальном времени. Неврология 2016; 87: 2132-8. 10.1212 / WNL.0000000000003337 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 6. Чжан С., Джозеф А.А., Гросс Л., Гадими М., Фрам Дж, Бехам А.В. Диагностика гастроэзофагеальной рефлюксной болезни с использованием магнитно-резонансной томографии в реальном времени. Sci Rep 2015; 5: 12112. 10.1038 / srep12112 [ PMC бесплатная статья ] [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 7. Крон С., Герсдорф Н., Вассманн Т., Мербольдт К.Д., Джозеф А.А., Бюргерс Р., Фрам Дж. МРТ в реальном времени височно-нижнечелюстного сустава со скоростью 15 кадров в секунду. Технико-экономическое обоснование. Eur J Radiol 2016; 85: 2225-30. 10.1016 / j.ejrad.2016.10.020 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 8. Нибергалл А., Чжан С., Кунай Е., Кейдана Г., Джоб М., Иккер М., Фрам Дж. МРТ в режиме реального времени с разрешением в 33 мс: радиальная FLASH с пониженной частотой дискретизации и нелинейной обратной реконструкцией. Magn Reson Med 2013; 69: 477-85. 10.1002 / mrm.24276 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 9. Iltis PW, Frahm J, Voit D, Joseph A, Schoonderwaldt E, Altenmüller E. Дивергентные моторные стратегии полости рта между здоровыми игроками элиты и дистоническими рогами. J Clin Mov Disord 2015; 2:15. 10.1186 / s40734-015-0027-2 [ PMC бесплатная статья ] [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 10. Дреха-Кулачевский С., Джозеф А.А., Мербольдт К.Д., Людвиг Х.К., Гертнер Й., Фрам Дж. Вдохновение является основным регулятором потока CSF человека. J Neurosci 2015; 35: 2485-91. 10.1523 / JNEUROSCI.3246-14.2015 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 11. Дреха-Кулачевский С., Джозеф А.А., Мербольдт К.Д., Людвиг Х.К., Гертнер Дж., Фрам Дж. Идентификация восходящего движения спинномозговой жидкости человека in vivo и ее связь с венозной системой мозга. J Neurosci 2017; 37: 2395-402. 10.1523 / JNEUROSCI.2754-16.2017 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 12. Виген К.К., Джаррард Дж., Рике В., Фризоли Дж., Даниэль Б.Л., Баттс Поли К. Радиочастотная абляция печени свиньи in vivo с одновременной МР-визуализацией температуры. J Magn Reson Imaging 2006; 23: 578-84. 10.1002 / jmri.20528 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 13. Dragonu I, de Oliveira PL, Laurent C, Mougenot C, Grenier N, Moonen CT, Quesson B. Неинвазивное определение тепловых параметров ткани с помощью высокоинтенсивного фокусированного ультразвука, контролируемое методом объемной МРТ-термометрии. ЯМР Биомед 2009; 22: 843-51. 10.1002 / nbm.1397 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 14. Питерс Р.Д., Чан Э., Трахтенберг Дж., Джоти С., Капуста Л., Кучарчик В., Хенкельман Р.М. Магнитно-резонансная термометрия для прогнозирования термического повреждения: применение интерстициальной лазерной коагуляции в модели простаты in vivo. Magn Reson Med 2000; 44: 873-83. 10.1002 / 1522-2594 (200012) 44: 6 <873 :: AID-MRM8> 3,0.CO; 2-X [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 15. Якоб П.М., Хендрич С., Брейтлинг Т., Шефер А., Берден А., Хаазе А. Мониторинг в режиме реального времени вызванных лазером тепловых изменений в хряще in vitro с использованием снимка FLASH. Magn Reson Med 1997; 37: 805-8. 10.1002 / mrm.1910370526 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 16. Исихара Й., Кальдерон А., Ватанабе Х., Окамото К., Сузуки Ю., Курода К., Сузуки Ю. Точное и быстрое картирование температуры с использованием химического сдвига протонов воды. Magn Reson Med 1995; 34: 814-23. 10.1002 / mrm.1910340606 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 17. Юань Дж., Мей К.С., Паныч Л.П., МакДаннольд Н.Дж., Мадор Б. К быстрому и точному картированию температуры с помощью МР-термометрии на основе частоты протонного резонанса. Quant Imaging Med Surg 2012; 2: 21-32. [ PMC бесплатная статья ] [ PubMed ] [ Google ученый ] 18. Cline HE, Hynynen K, Hardy CJ, Watkins RD, Schenck JF, Jolesz FA. МР-картографирование фокусированной ультразвуковой хирургии. Magn Reson Med 1994; 31: 628-36. 10.1002 / mrm.1910310608 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] Холл А.С., Приор М.В., Хэнд Дж.В., Юнг И.Р., Дикинсон Р.Дж. Наблюдение с помощью МР-томографии изменений температуры in vivo, вызванных радиочастотной гипертермией. J Comput Assist Tomogr 1990; 14: 430-6. 10.1097 / 00004728-199005000-00021 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 20. Matsumoto R, Oshio K, Jolesz FA. Мониторинг лазерной и индуцированной замерзанием абляции в печени с помощью T1-взвешенной МР-томографии. J Magn Reson Imaging 1992; 2: 555-62. 10.1002 / jmri.1880020513 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 21. Чжан З. Динамическое температурное картирование - стратегии МРТ в реальном времени и реконструкция на основе моделей. Университет Геттингена, кандидатская диссертация 2016. [ Google ученый ] 22. Петерс Р.Д., Хинкс Р.С., Хенкельман Р.М. Ex vivo независимость от типа ткани в протонно-резонансном сдвиге частоты MR термометрия. Magn Reson Med 1998; 40: 454-9. 10.1002 / mrm.1910400316 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 23. Тейхманн Х.О., Херрман Т.Р., Бах Т. Технические аспекты лазеров в урологии. World J Urol 2007; 25: 221-5. 10.1007 / s00345-007-0184-5 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 24. Бах Т., Херрманн Т.Р., Ганзер Р., Бурхардт М., Гросс А.Дж. RevoLix вапорезекция простаты: первые результаты 54 пациентов с 1-летним наблюдением. World J Urol 2007; 25: 257-62. 10.1007 / s00345-007-0171-x [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 25. Weidensteiner C, Kerioui N, Quesson B, de Senneville BD, Trillaud H, Moonen CT. Стабильность картирования температуры МР в реальном времени в печени здорового и больного человека. J Magn Reson Imaging 2004; 19: 438-46. 10.1002 / jmri.20019 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 27. Мербольдт К.Д., Иккер М., Войт Д., Фрам Дж. Пространственно кодированные фазово-контрастные МРТ-3D фильмы МРТ 1D и 2D структур с миллисекундным разрешением. Magn Reson Med 2011; 66: 950-6. 10.1002 / mrm.23114 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 28. Тан З., Рулоффс В., Войт Д., Джозеф А.А., Унтенбергер М., Мербольдт К.Д., Фрам Дж. Реконструкция на основе моделей для фазово-контрастного потока в реальном времени. МРТ: повышение пространственно-временной точности. Магн Резон Мед 2017; 77: 1082-93. 10.1002 / mrm.26192 [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] 29. Мей К.С., Паныч Л.П., Юань Дж., МакДаннольд Н.Дж., Трит Л.Х., Цзин Й., Мадор Б. Сочетание двумерного пространственно-селективного ВЧ-возбуждения, параллельной визуализации и UNFOLD для ускоренной МР-термометрии. Magn Reson Med 2011; 66: 112-22. 10.1002 / mrm.22788 [ PMC бесплатная статья ] [ PubMed ] [ CrossRef ] [ Google ученый ] Статьи из Количественной визуализации в медицине и хирургии предоставлены здесь благодаря публикациям AME