معلومة

أحجام فوكسل النموذجية والصغرى لمختلف أجهزة التصوير بالرنين المغناطيسي لشدة المجال؟

أحجام فوكسل النموذجية والصغرى لمختلف أجهزة التصوير بالرنين المغناطيسي لشدة المجال؟


We are searching data for your request:

Forums and discussions:
Manuals and reference books:
Data from registers:
Wait the end of the search in all databases.
Upon completion, a link will appear to access the found materials.

آمل أن يتمكن شخص ما من إعطائي بعض الأرقام الحقيقية حول القدرات النموذجية لأجهزة التصوير بالرنين المغناطيسي 3T و 7T من حيث الحد الأدنى لحجم فوكسل (خاصة فيما يتعلق بالاستخدام في دراسات الرنين المغناطيسي الوظيفي إذا كان ذلك يحدث فرقًا)؟ تعطي مقالة Wikipedia عن التصوير بالرنين المغناطيسي نطاقًا غير ملزم من 1 مم إلى 5 مم على أحد الجوانب ، لكنني كنت أقرأ مصطلح التصوير بالرنين المغناطيسي الوظيفي عالي الدقة في أماكن قليلة دون وضع أي مؤهل عليه.


هذا منشور أقدم قليلاً ، لكن مقالة ويكيبيديا صحيحة بشكل أساسي. وهو نطاق غير ملزم من 1 مم - 5 مم. عادةً ما يكون التصوير بالرنين المغناطيسي الوظيفي عالي الدقة <= 1 مم على الجانب ، ولكنه عادةً ما يكون عبارة عن ماسحات ضوئية ميدانية أعلى (>> = 3T) أو تستخدم تسلسلات مختلفة قليلاً عن تسلسل الرنين المغناطيسي الوظيفي القياسي.

أفضل ما يمكنك فعله هو إجراء مسح سريع للأدبيات (على سبيل المثال ، https://scholar.google.com/scholar؟hl=ar&as_sdt=0٪2C9&q=high+resolution+fMRI&btnG=) والحصول على حدس من هناك . أعتقد أن ما ستجده هو أنه سيعتمد كثيرًا على التسلسل ومعلمات التسلسل وقوة مجال المغناطيس الرئيسي.


مقدمة

يعتبر نموذج الجرذان من انسداد الشريان الدماغي الأوسط (MCAO) هو النموذج الحيواني الأكثر استخدامًا للتحقيق في الآليات الفيزيولوجية المرضية التي تكمن وراء إصابة الدماغ البشري بعد السكتة الدماغية ولتطوير أساليب علاجية فعالة للمرض. يمكن للتصوير الموزون بالانتشار (DWI) للتصوير بالرنين المغناطيسي (MRI) تحديد الآفات الدماغية ذات الوذمة السامة للخلايا في وقت مبكر جدًا بعد MCAO ، خاصةً خلال أول 5 & # x0201310 & # x02009 دقيقة بعد انسداد الشرايين. 3 بالإضافة إلى ذلك ، يمكن استخدام DWI لتصور موقع وحجم الآفات الدماغية وتوفير التطور الزمني للإقفار الدماغي البؤري في دماغ الفئران. 2 & # x020134

استخدمت العديد من دراسات DWI الكمية أجهزة تصوير بالرنين المغناطيسي مخصصة صغيرة التجويف وعالية Tesla (T) مع ملفات متدرجة قوية لتقييم الحيوانات الصغيرة المصابة بالسكتة التجريبية ، ومع ذلك ، يمكن أن توفر ماسحات التصوير بالرنين المغناطيسي السريرية 3.0-T دقة مكانية قابلة للمقارنة مع استخدام ملفات الحيوانات الصغيرة . 4 & # x020136 ومع ذلك ، فإن استخدام ماسحات التصوير بالرنين المغناطيسي 3.0-T في دراسات DWI الكمية له بعض العيوب ، مثل وقت الفحص المطول والاختلاف المعتمد على الماسح الضوئي. 7،8 قيم معامل الانتشار الظاهر (ADC) لأنسجة المخ الطبيعية والآفات الدماغية في الحيوانات المختلفة لها نطاقات واسعة ، متداخلة ، تختلف اختلافًا كبيرًا بمرور الوقت وتظهر تباينًا بين الموضوعات. 7،8 يصبح الوضع معقدًا لأن قيم ADC في فرط الحدة (أقدم من 2 & # x020133 & # x02009h) الإقفار الدماغي البؤري لها نطاقات واسعة جدًا وتتداخل مع تلك الموجودة في الدماغ الطبيعي. بالإضافة إلى ذلك ، هناك حاجة إلى دقة مكانية تستغرق وقتًا طويلاً لتقييم احتشاء دماغ الفئران باستخدام مغناطيس 3 & # x02009T ، مما أدى إلى انخفاض نسبة الإشارة إلى الضوضاء (SNR) وتفاقم الوضع. لذلك ، لتقييم نقص التروية الدماغي البؤري الحاد في الفئران ، يجب تطبيع خرائط ADC المتعددة للتغلب على الاختلافات الجوهرية ، ولكن نادرًا ما تمت محاولة تطبيع شدة الإشارة باستخدام خرائط التصوير الموزونة T1 أو T2. 9،10 قد يكون هذا بسبب الآفات البؤرية المماثل تجعل التطبيع صعبًا ، ويجب أن تكون هناك حاجة إلى تقنيات معقدة مثل تعديل أو مطابقة الرسوم البيانية. 11

لتقييم الآفات الدماغية البؤرية على التصوير بالرنين المغناطيسي ، تتوفر تقنيات تجزئة تلقائية أو شبه أوتوماتيكية معقدة ، مثل نموذج الانحدار متعدد المعلمات ، والرسوم البيانية ثلاثية الأبعاد (3D) للتصوير متعدد الأساليب ، والتقنيات القائمة على تصنيفات الأنسجة 12 & # x0201315 ومع ذلك ، لا يتم استخدام هذه التقنيات بشكل شائع بسبب قيودها في الحصول على خرائط التروية أو غيرها من الصور الهيكلية التي تستغرق وقتًا طويلاً في الدراسات شديدة الحدة. يتم استخدام البكسل المشتق من العتبة أو التجزئة الحكيمة بناءً على كثافة ADC. 12،16،17 تستخدم هذه التقنية قيمة حدية لعتبة ADC (تُعرف أيضًا باسم العتبة القابلة للتطبيق ، 530 (& # x000d710 & # x022126 & # x02009mm 2 / s)) ، 12،18 & # x0201320 التي لديها تم التحقق منه من خلال دراسات الارتباط المرضي باستخدام تلطيخ كلوريد رباعي الزوليوم (TTC). تعكس قيمة القطع لعتبة ADC البالغة 530 تعديلات ما بعد الإقفار بعد 12 إلى 24 & # x02009h. 12،21،22 تلطيخ مرضي آخر يمكن أن يظهر تلفًا إقفاريًا حادًا في أدمغة الفئران في 2 & # x020134 & # x02009h بعد MCAO. 22،23 خاصة بالنسبة للآفة الإقفارية البؤرية شديدة الحدة على DWI (خريطة ADC) في وقت مبكر جدًا بعد MCAO (في غضون 1 & # x02009h) ، قد تكون هناك حاجة إلى تقنية تجزئة جديدة تم التحقق من صحتها من خلال الأدلة المرضية. لاحظت الدراسة الحالية أن مناطق MCA الإقفارية في الجرذان في 1 & # x02009h بعد MCAO أظهرت مناطق شاحبة على أمراض ملطخة بالهيماتوكسيلين ويوزين (H & # x00026E) ، وحددنا عتبة صالحة وقابلة للتطبيق والتي ارتبطت بعلم الأمراض الملطخة H & # x00026E . نادراً ما تم الإبلاغ عن مثل هذه العتبة في العمل السابق في هذه المرحلة الحادة السابقة.

هنا ، نقدم تقنية تجزئة آفة جديدة من فوكسل لتقييم نقص التروية الدماغي البؤري الحاد في الفئران في 1 & # x02009h بعد MCAO على 3.0-T DWI ، والتي تم التحقق منها عن طريق الفحص المجهري الضوئي الإجمالي والعالي التكبير لـ H & # x00026E علم الأمراض.


التصوير بالرنين المغناطيسي

مبادئ

تستغل طرق التصوير بالرنين المغناطيسي التروية تغيرات شدة الإشارة التي تحدث مع مرور التتبع مثل ديجلومين جادوبنتيتاتي (28). نظرًا لأن عامل التباين المعتمد على الجادولينيوم يمر بتركيز عالٍ عبر الأوعية الدموية الدقيقة ، فإن القابلية للإصابة بفعل T2 و T2* يحدث الاسترخاء في الأنسجة المحيطة ، والذي يُنظر إليه على أنه انخفاض في شدة الإشارة. يُفترض أن الانخفاض في شدة الإشارة مرتبط خطيًا بتركيز عامل التباين القائم على الجادولينيوم في الأوعية الدموية الدقيقة (29). يرتبط التغيير في شدة إشارة الأنسجة كميًا بالتركيز المحلي لعامل التباين القائم على الجادولينيوم ويتم تحويله إلى منحنى تركيز مقابل الوقت. من خلال تطبيق حركيات التتبع على منحنى وقت التركيز للمرور الأول من بلعة عامل التباين القائم على الجادولينيوم ، يتم حساب حجم الدم الدماغي النسبي وخرائط تدفق الدم في المخ (28).

تقنية

يتم إجراء التصوير السريع خلال المرور الأول لديمجلومين gadopentetate باستخدام T2*- تسلسل التصوير المستوي الموزون بالصدى. يمكن أن يكتسب هذا التسلسل 8-10 (أو 16-20) أقسام تغطي الدماغ بأكمله في ثانية واحدة أو ثانيتين. يتم إجراء سلسلة من 60 عملية استحواذ متعددة الأقسام قبل وأثناء وبعد حقن ثنائي جلومين جادوبنتيتيت. يبدأ حقن ثنائي غادوبنتيتات بعد الجولة العاشرة ، متبوعًا بتدفق 20 مل من محلول ملحي عادي بنفس المعدل (28). يتوفر برنامج يسمح بتحليل البيانات وحساب الخرائط المختلفة ، مثل حجم الدم الدماغي النسبي ، وتدفق الدم الدماغي ، والوقت حتى الذروة ، ومتوسط ​​وقت العبور ، وخرائط النفاذية (الشكل 11). يتم اختراق دقة صور التروية للحصول على الدقة الزمنية لإجراء قياسات التروية.

التطبيقات السريرية

نمو الورم يعتمد على تكوين الأوعية الدموية. يصور تصوير نضح بالرنين المغناطيسي مرجح القابلية للإصابة تدفق الدم على مستوى الشعيرات الدموية المجهري وبالتالي يعمل كمؤشر لتكوين الأوعية في الأورام (30،31). يشيع استخدام التروية بالرنين المغناطيسي في تصنيف الورم (غالبًا ما تكون أورام فرط الأوعية الدموية عالية الدرجة) ، وتوجيه الخزعة التجسيمي ، ومراقبة الاستجابة للعلاج ، والتمييز بين نخر الإشعاع والتكرار (30 ، 32-34). يستخدم التصوير بالتروية بالرنين المغناطيسي في السكتة الدماغية الحادة لتحديد الأنسجة التي يمكن إنقاذها في الظلال بحيث يمكن اتخاذ الإجراء المناسب ، مثل تخثر الدم في الوريد أو داخل الشريان ، في الوقت المناسب. يعد التروية والانتشار معًا أفضل تنبؤات للأنسجة القابلة للإصلاح. يشير شذوذ التروية بدون وجود خلل في الانتشار حول النواة الإقفارية إلى وجود شبه ظلة من الأنسجة يمكن إنقاذه (35). بشكل عام ، يكون متوسط ​​وقت العبور طويلًا وينخفض ​​تدفق الدم الدماغي النسبي في السكتة الدماغية. ينخفض ​​حجم الدم الدماغي النسبي في المناطق المصابة بشكل لا رجعة فيه ويزيد في ضخه تلقائيًا. تشمل التطبيقات السريرية الأخرى لتصوير التروية بالرنين المغناطيسي تحديد نضح الدماغ في مرض المويا مويا والتهاب الأوعية الدموية ومرض الزهايمر (36).


مقدمة

التصوير بالرنين المغناطيسي منخفض المجال؟ كان الأساس المنطقي وراء ذلك موجودًا منذ بعض الوقت ، ويُنظر إليه تقليديًا على أنه وسيلة لتقليل التكلفة أو لتوفير وصول مفتوح للمرضى الذين يعانون من رهاب الأماكن المغلقة. على مدار الثلاثين عامًا الماضية ، دعم العلماء التصوير بالرنين المغناطيسي منخفض المجال في مناسبات متعددة وقدموا حقائق تدعم الصلة السريرية [1 & # x020134]. ومع ذلك ، لم ينتشر التصوير بالرنين المغناطيسي منخفض المجال. الأسباب التي تم الاستشهاد بها متنوعة وأدت إلى العديد من المناقشات. من وجهة نظر الشركة المصنعة ، ينتج عن نموذج العمل الحالي في التصوير بالرنين المغناطيسي هوامش أعلى مما يسمح بزيادة الأرباح [5]. من وجهة نظر إكلينيكية وأكاديمية ، دفع البحث عن دقة مكانية أعلى وأعلى علماء الأشعة والعلماء في جميع أنحاء العالم إلى الدفع دائمًا نحو أبحاث التصوير بالرنين المغناطيسي الميدانية عالية وعالية جدًا ، وسيطروا في النهاية على جميع المجلات الأخرى في المجلات التي يراجعها الأقران [6 ]. شيء واحد مؤكد هو أن إحصائيات مبيعات التصوير بالرنين المغناطيسي على مدى العقدين الماضيين ساعدت بالتأكيد في إغلاق هذا النقاش. في الوقت الحاضر مبيعات التصوير بالرنين المغناطيسي عالية المجال (ب0& # x02265 1.5 T) تمثل حوالي 85٪ من حجم السوق في أوروبا وأمريكا الشمالية [7]. أحد المفاهيم الخاطئة الرئيسية هو أن التصوير بالرنين المغناطيسي منخفض المجال يترجم إلى دقة صورة رديئة ، وغالبًا ما يرتبط بجودة صورة رديئة. من المهم ، كعلماء ، أن نقول أن هذا المفهوم خاطئ تمامًا وببساطة. لم تكن شدة المجال المغناطيسي بأي حال من الأحوال حدًا لدقة صورة يمكن تحقيقها. قفزة قصيرة في الأيام الأولى للتصوير بالرنين المغناطيسي كافية لتقدير القفزة الهائلة في جودة الصورة التي تم إجراؤها لشدة مجال معينة (الشكل 1). عمل أحدث من Choquet et al. [9] أبلغ عن التصوير بالرنين المغناطيسي لأجزاء مختلفة من جسم الفأر في الجسم الحي عند 0.1 T (& # x0007E4.3 MHz) مع انخفاض إلى 100 & # x000D7 100 & # x000D7 750 & # x003BCm 3 حجم فوكسل ، منذ أكثر من 10 سنوات (الشكل 2). على الرغم من الحساسية ، ومدى تواجد الإشارة فوق سلسلة الكشف & # x00027s ، فإن الأرضية الضوئية ستخبر عن قدرة واحدة & # x00027s لتحقيق دقة معينة في أقل قدر من الوقت. ومن ثم فإن الوقت هو الجدال على المحك عند النظر في خيارات المجال الأدنى. في الواقع ، تؤدي شدة المجال المنخفضة إلى مغنطة كتلة أقل للمغناطيسات النووية مما يؤدي بدوره إلى انخفاض الحساسية. بافتراض وجود أرضية ضوضاء ثابتة في سلسلة الكشف ، فإن إجمالي العزم المغناطيسي الإجمالي المنخفض يجعل الحد الأقصى للإشارة التي يمكن اكتشافها أقرب إلى الأخير وتنخفض النسبة الإجمالية للإشارة إلى الضوضاء (SNR). أحد البدائل الرئيسية للتعويض عن هذه الخسارة هو متوسط ​​الإشارة. من المقبول عمومًا أن ن المتوسطات ستنتج مكاسب SNR بقيمة n. ومن ثم فإن الوقت هو حاليًا الحد الحقيقي لانتشار واسع النطاق للتصوير بالرنين المغناطيسي منخفض المجال ، بسبب انخفاض حساسية الرنين المغناطيسي النووي بشكل عام. ومع ذلك ، فهذه أيضًا مسألة منظور. لماذا أصبحت اعتبارات الوقت أساسية في التشخيص السريري يجب أن يتم وضعها في سياق المشهد الحالي للتصوير بالرنين المغناطيسي. تستضيف معظم المستشفيات حاليًا جهازًا أو اثنين من أجهزة التصوير بالرنين المغناطيسي ، والتي تكلف تقريبًا موازين بالمجال المغناطيسي (& # x0007E $ 1M / T). نظرًا لأن وحدات التصوير بالرنين المغناطيسي هذه باهظة الثمن وتستخدم لتصوير جميع أجزاء الجسم ، فمن المحتمل أن تمثل عنق الزجاجة في سير العمل السريري. وبالتالي ، يجب أن يكون الوقت اللازم لإجراء فحص واحد قصيرًا لفحص أكبر عدد ممكن من المرضى في غضون يوم واحد. في الوقت الحاضر ، لا أحد يستطيع تحمل تكلفة آلة من شأنها أن تؤدي بشكل أبطأ من أحدث التقنيات لأن هناك طلبًا كبيرًا على التشخيص غير الجراحي الخالي من الإشعاع. ومع ذلك ، بخلاف التطبيقات التي تكون فيها السرعة أمرًا بالغ الأهمية مثل تطبيقات القلب والأوعية الدموية ، أو المرضى الذين يعانون من مخاطر تهدد الحياة ، فإن التصوير السريع مطلوب فقط نظرًا لكون الماسحات الضوئية عبارة عن معدات منخفضة الحجم / باهظة الثمن. يمكن للمرء أن يجادل بأن هذا البحث عن السرعة لا يكون ذا صلة إذا تم استخدام العديد من الأجهزة منخفضة التكلفة ومنخفضة التكلفة (الحجم الكبير والسعر المنخفض). بعد كل شيء ، إذا تم تقسيم سعر الماسح الضوئي على اثنين وضرب وقت الاستحواذ على اثنين ، فإن التكلفة لكل وحدة زمنية تظل كما هي ، ويمكن فحص نفس العدد من المرضى في نفس الفترة الزمنية. فقط تكلفة الموظفين ستزيد. يُعد الوضع في الصين مثالًا جيدًا على هذه النقطة: تتطلب الكثافة السكانية العالية كثافة أعلى من وحدات MR ، وتمثل وحدات MR متوسطة المجال حوالي 50٪ من حجم السوق [10] ، مقابل 6٪ في أوروبا والشمال. أمريكا [7]. نتيجة لذلك ، اعتمادًا على قدرة السوق على تبني مثل هذا التغيير في النموذج ، من الطبيعي أن يقلل هذا النهج الضغط على أوقات الاستحواذ. الأهم من ذلك ، بدلاً من وقت الاستحواذ أو دقة الصورة ، يكمن أحد الجوانب الرئيسية في إضفاء الطابع الديمقراطي على التصوير بالرنين المغناطيسي منخفض المجال في قيمته. على الأرجح ، إذا توقع المصنعون والمستخدمون النهائيون قيمة أعلى في حلول التصوير بالرنين المغناطيسي منخفضة المجال ، فسيكون هناك مسار مباشر نحو التبني الجماعي. على الرغم من أن القيمة هي مفهوم معقد يجد أصداء مختلفة عبر السكان والثقافات. يجب أن يتفق المرء على وصف بسيط للقيمة باعتبارها نسبة المنفعة على التكلفة [11]. لكي تكون تقنية المجال المنخفض مرئية حقًا ويتم تبنيها ، فإن قيمتها في تشخيص التصوير بالرنين المغناطيسي تحتاج بالتالي إلى زيادة. ثم تسمح طريقتان بزيادة القيمة 1 - تقليل التكلفة ، أو زيادة الفوائد 2 ، أو كليهما في نفس الوقت. بالنظر إلى التكلفة ، أظهر العقدان الماضيان بالفعل أنه يمكن تحقيق التشخيص ذي الصلة في أجهزة المجال المنخفض منخفضة التكلفة [12 & # x0201317]. ومع ذلك ، يصعب إثارة الاهتمام إذا زادت القيمة بشكل طفيف ولم يتبع ذلك اعتماد واسع منذ ذلك الحين. على سبيل المثال ، تعتمد الماسحات الضوئية منخفضة المجال المتوفرة تجاريًا على تقنية المغناطيس الدائم التي يمكن أن يصل وزنها إلى 13 طنًا. وبالتالي ، فإن تكلفتها الفردية (بما في ذلك تحديد الموقع) لم تصل أبدًا إلى النقطة التي تمر فيها القيمة عبر السقف وتؤدي إلى مثل هذا التغيير الثقافي. ربما يؤدي الضغط الاقتصادي على النفقات الصحية إلى تغيير المشهد الحالي مع شيخوخة السكان في جميع أنحاء العالم وتناميهم ، لكن هذه حجة سمعت منذ فترة طويلة ولم يتبعها أي إجراء. في النهاية ، يبدو أنه من الصعب إثارة الاهتمام بكل من أخصائيي الأشعة والأكاديميين فقط من خلال خفض التكلفة لأن هذا غالبًا ما يُنظر إليه على أنه يؤدي إلى تكنولوجيا أقل فاعلية ، باستثناء ربما عندما يكون البحث موجهًا نحو البلدان النامية. يعتبر مجال البحث الأخير مكانًا مناسبًا ، وإذا كانت التكلفة هي أحد مفاتيح البيع في هذه البلدان ، فلن تحل & # x0201Clow-cost & # x0201D وحدها محل الحلول المصممة خصيصًا لتلبية الاحتياجات الخاصة بكل بلد. عندئذ يكون البديل لزيادة القيمة هو زيادة الفوائد. في الوقت الحاضر ، تتطلب وحدات التصوير بالرنين المغناطيسي تحديد مواقع محددة من وزنها الثقيل وقوة المجال المغناطيسي الشديدة ، والحماية من الاضطرابات المغناطيسية والكهرومغناطيسية. من المعروف أن أنظمة التصوير بالرنين المغناطيسي غير متوافقة مع معظم الأجهزة ما لم تكن متوافقة بشكل خاص مع التصوير بالرنين المغناطيسي. إن زيادة إمكانية الوصول عن طريق تأثير أقل (كثيرًا) ، أو متطلبات تحديد موقع قليلة ، أو توافق محسن هو بالتأكيد طريق نحو زيادة الفوائد ، وبالتالي زيادة القيمة. الآن ، ما هو العنصر الأساسي الذي يقود مثل هذه الأوزان الثقيلة ، وجوانب التوافق ، وفي النهاية تكلفة أجهزة التصوير بالرنين المغناطيسي في الوقت الحاضر؟ المجال المغناطيسي. نتيجة لذلك ، من المحتمل جدًا أن يحقق التصوير بالرنين المغناطيسي بالمجال المغناطيسي المنخفض قيمة عالية من انخفاض التكاليف والفوائد المحسنة. لكن إلى أي مدى يمكن أن نذهب؟ في هذه المخطوطة ، نهدف إلى تقديم رؤية جديدة لهذا النقاش القديم في التصوير بالرنين المغناطيسي.

شكل 1. تي2تم الحصول على صور الدماغ بالرنين المغناطيسي الموزونة عند 1.5 تسلا في (أ) 1986. أعيد استخدام الصورة بإذن من Zimmerman et al. [8] و (ب) 2009 (المؤلفون & # x00027 قاعدة بيانات).

الشكل 2. تم الحصول على صور التصوير بالرنين المغناطيسي للماوس عند 0.1 تسلا باستخدام تسلسل FISP وملفات مخصصة لكامل الجسم والذيل. (أعلى) الجسم بالكامل: مجال الرؤية (FoV) يبلغ 110 مم وبدقة مستوية تبلغ 430 & # x000D7 430 & # x003BCm 2. كان وقت الاستحواذ 30 دقيقة لـ 30 شريحة بسمك & # x0007E1 مم. (أسفل) الذيل: مجال الرؤية (FoV) يبلغ 6.4 مم وبدقة مستوية تبلغ 100 & # x000D7 100 & # x003BCm 2. كان وقت الاستحواذ 1 ساعة و 30 دقيقة لـ 26 شريحة بسمك & # x0007E 750 & # x003BCm. تم تعديل الصور بإذن من Choquet et al. [9].


مقارنة بين قوة المجال الكهربائي والتوزيع المكاني للعلاج بالصدمات الكهربائية وعلاج النوبات المغناطيسية في نموذج رأس بشري واقعي

تبحث هذه الدراسة في القوة والتوزيع المكاني للمجال الكهربائي الناجم عن العلاج بالصدمات الكهربائية (ECT) وعلاج النوبات المغناطيسية (MST) في الدماغ.

تم محاكاة المجال الكهربائي الناتج عن المعيار (ثنائي ، أحادي الجانب الأيمن ، وجبهية) وتجريبي (علاج نوبات محوري كهربائيًا وعلاج النوبات الأمامية) ECT وكذلك تكوين ملف MST دائري في نموذج عنصر محدد واقعي تشريحًا لرأس الإنسان . تم استخدام خرائط لشدة المجال الكهربائي بالنسبة إلى عتبة التنشيط العصبي المقدرة لتقييم قوة التحفيز والتركيز في مناطق دماغية معينة ذات أهمية لنماذج ECT و MST ومختلف السعات الحالية للتحفيز.

أنتجت التكوينات المعيارية بالصدمات الكهربائية والسعة الحالية البالغة 800-900 مللي أمبير أقوى تحفيز شامل بمتوسط ​​1.8 - 2.9 مرة عتبة التنشيط العصبي وأكثر من 94٪ من حجم الدماغ تم تحفيزه على مستوى عالٍ. عرّضت جميع مواضع أقطاب العلاج بالصدمات الكهربائية القياسية الحصين إلى مجال كهربائي فوق الحد ، على الرغم من وجود اختلافات عبر الطرائق مع إنتاج أحادي الجانب والثنائي على التوالي أقوى وأضعف تحفيز الحصين. يعد تحفيز MST أضعف بنسبة تصل إلى 9 مرات مقارنةً بالصدمات الكهربائية التقليدية ، مما يؤدي إلى تنشيط مباشر لـ 21٪ فقط من الدماغ. يمكن أن يؤدي تقليل سعة تيار التحفيز إلى جعل العلاج بالصدمات الكهربائية محوريًا مثل MST.

قد تكون الاختلافات النسبية في شدة المجال الكهربائي عاملاً مساهماً في التجنيب الإدراكي الملحوظ مع حق أحادي الجانب مقارنة بالصدمات الكهربائية الثنائية ، و MST مقارنة بالصدمة الكهربائية أحادية الجانب. يمكن أن تساعد هذه المحاكاة في فهم آليات علاجات النوبات وتطوير تدخلات ذات نسبة مخاطر / فائدة أعلى.


4. مناقشة

قارنت الدراسة الحالية SVR و RVR و GPR مع مدخلات مورفومترية مختلفة لأداء التنبؤ بعمر الدماغ. تم تقييم ما مجموعه ثمانية نماذج. إن النطاق الواسع للطرق المستخدمة في الدراسات السابقة يجعل من الصعب فصل التأثير المباشر لاختيار النموذج وعوامل أخرى ، مثل خصائص مجموعة البيانات. في دراستنا ، أظهرنا أن نوع إدخال البيانات أكثر أهمية بشكل عام من اختيار النموذج ، ولكن يجب مراعاة الجوانب الأخرى المختلفة مثل حجم مجموعة البيانات ووقت المعالجة المتاح عند اختيار نموذج. في الشكل 2 ، نقدم شجرة قرار قد تساعد في تحديد اختيار النموذج. تستند شجرة القرار هذه إلى تسلسل الخطوات التي يتخذها الباحث عادةً عند تصميم دراسة عمر الدماغ ويتم إبلاغه بنتائج التحقيق الحالي. من المهم ملاحظة أن هذه النتائج ، وبالتالي توصياتنا ، تستند إلى البنك الحيوي في المملكة المتحدة. على سبيل المثال ، قد تعتمد توصياتنا المتعلقة بحجم العينة والموارد الحسابية على خصائص مجموعة البيانات المحددة هذه. ومع ذلك ، نعتقد أن الفكرة العامة القائلة بأن بعض النماذج تتطلب قدرًا أكبر من بيانات التدريب والموارد الحسابية أكثر من غيرها يمكن تعميمها على مجموعات البيانات الأخرى.

استنادًا إلى الأدبيات ، كانت فرضيتنا الأولى هي أن جميع النماذج ستعمل بقيم MAE أقل من 5 سنوات. مع درجات تتراوح من 3.7 إلى 4.7 سنوات في السيرة الذاتية بالإضافة إلى مجموعة الاختبار المستقلة ، تم تأكيد هذه الفرضية. تتوافق هذه النتائج بشكل عام مع الدراسات الحالية التي تستخدم إعدادًا مشابهًا ، حيث تميل قيم MAE في السيرة الذاتية ومجموعات البيانات المستقلة إلى الانخفاض بين 3.9 و 6.2 سنة و 4.8 و 7.1 سنة على التوالي (انظر الجدول S1 للحصول على نظرة عامة على الدراسات ذات الصلة).

أظهرت نماذجنا ارتباطات إيجابية متوسطة إلى عالية بين العمر والعمر المتوقع (ص ≈ .7 لجميع النماذج) وكانت مسؤولة عن 40-50٪ من التباين في البيانات الجديدة (التنبؤ ر 2 ≈ .4 – .5). في حين أن هذه القيم مرتفعة نسبيًا ، إلا أن الارتباطات كانت أقل من دراسات عمر الدماغ السابقة التي تم الإبلاغ عنها ص القيم أعلاه .9 (Cole، Leech، & Sharp، 2015 Franke et al.، 2010 Gutierrez Becker، Klein، & Wachinger، 2018 Kondo et al.، 2015). تشترك الدراسات الأخيرة في أنها غطت نطاقًا عمريًا أوسع ، بما في ذلك الشباب. في هذه الفئات العمرية ، تجعل التغييرات المستمرة في نضوج الدماغ مهمة التنبؤ بعمر الدماغ أسهل. لذلك من الممكن أن يكون النطاق العمري المحدود والأكبر في العينة جنبًا إلى جنب مع التباين الأكبر نظرًا لحجم مجموعة البيانات الفريد الخاص بنا قد ساهم في الانخفاض - على الرغم من أنه لا يزال مرتفعًا نسبيًا -ص قيم نماذجنا.

كانت فرضيتنا الثانية هي أن النماذج المستندة إلى المنطقة ستتفوق على النماذج على مستوى فوكسل بسبب "لعنة الأبعاد" والمستوى العالي من التكرار في البيانات الأخيرة ، على سبيل المثال ، الارتباطات المكانية العالية بين فوكسل. لم يتم تأكيد هذه الفرضية ، حيث لم يكن هناك فرق كبير بين النماذج المستندة إلى المنطقة والنماذج المستندة إلى voxel (بدون PCA) في السيرة الذاتية. ومع ذلك ، يبدو أن تقليل الأبعاد من خلال PCA يمكن أن يزيل التكرار بنجاح إلى حد أن النماذج المستندة إلى voxel مع PCA كان أداءها أفضل بكثير من النماذج المستندة إلى المنطقة. تشير هذه النتيجة إلى أنه قد يتم فقد بعض التباين المرتبط بالعمر إذا تم تلخيص بيانات التصوير بالرنين المغناطيسي كأحجام إقليمية باستخدام برنامج FreeSurfer. قارنت إحدى الدراسات السابقة إدخال البيانات على مستوى المنطقة وفوكسل لـ GPR ، ولكن لم يكن هناك فرق واضح في الأداء بناءً على نوع البيانات فقط (Gutierrez Becker et al. ، 2018). لا تشير مقارنة الدراسات السابقة باستخدام بيانات مستوى المنطقة أو فوكسل كمدخلات أيضًا إلى أن أيًا من أنواع المعالجة المسبقة للبيانات تكون أكثر ملاءمة للتنبؤ بعمر الدماغ باستخدام SVR أو RVR أو GPR (الجدول S1).

كانت فرضيتنا الثالثة هي أن RVR سيكون أفضل أداء بغض النظر عن نوع إدخال البيانات ، لأنه يُنظر إليه على أنه الخوارزمية "الأكثر شيوعًا" للتنبؤ بعمر الدماغ (كول وآخرون ، 2019). لم يتم تأكيد هذه الفرضية. على الرغم من أن RVR المعتمد على voxel بدون PCA أظهر أدنى مستوى MAE بشكل عام مع

3.7 سنة ، لم يكن الاختلاف عن النماذج الأخرى ذو دلالة إحصائية بسبب تباينها الكبير. اقترح تحليل حجم مجموعة التدريب أيضًا أن العديد من التكرارات غير مناسبة لمجموعة التدريب ، والتي من المحتمل أن تسبب هذا التباين. لذلك ، لا يمكننا أن نستنتج أن RVR هو أفضل خيار نموذجي للتنبؤ بعمر الدماغ بغض النظر عن إدخال البيانات. الدراسات السابقة على RVR أو SVR التي لم تظهر نموذجًا متفوقًا واضحًا (الجدول S1). يبدو أن دراستين فقط قارنتا بشكل مباشر بين هاتين الطريقتين. على سبيل المثال ، في Kondo et al. (2015) ، كان أداء RVR أفضل قليلاً من SVR من حيث MAE (4.50 و 4.73 سنة بعد تقليل الأبعاد ، على التوالي). في Franke et al. (2010) ، كان أداء RVR أيضًا أفضل قليلاً من SVR بعد تقليل الأبعاد (4.98 مقابل 5.10 بعد تقليل الأبعاد) ولكن ليس بدون تقليل الأبعاد (5.23 مقابل 5.14 بدون تقليل الأبعاد). تزامن ذلك مع النتائج التي توصلنا إليها ، حيث قامت PCA بتحسين SVR ولكن ليس أداء RVR. ومع ذلك ، لم تقم أي من الدراسات السابقة بتقييم أهمية الاختلاف ، ولم نجد فرقًا معتدًا به إحصائيًا بين SVR و RVR إذا تم تدريبنا على نفس البيانات.

فيما يتعلق بنموذج GPR ، لا يختلف الأداء عن SVR و RVR إذا تم تدريبهما على نفس البيانات. هذا يؤكد نتائج دراسة سابقة حيث تمت مقارنة RVR و GPR (Aycheh et al. ، 2018). ومع ذلك ، هناك القليل من البيانات المتاحة في هذه المقارنة ، ويبدو أن GPR على البيانات المستندة إلى المنطقة نادرة في أدبيات عصر الدماغ. كان نموذج GPR القائم على منطقتنا يمتلك MAE أصغر من Gutierrez Becker et al. (2018) ، ولكن أعلى من Aycheh et al. (2018). يعد MAE الخاص بنموذج GPR المستند إلى voxel مع PCA أقل من النماذج السابقة المماثلة بحلول عام GT1 (Cole et al. ، 2015 ، 2018 Monté-Rubio ، Falcón ، Pomarol-Clotet ، & Ashburner ، 2018 Table S1).

بينما كانت قيم MAE لنماذجنا منخفضة بشكل عام ، كانت درجات MAE المرجحة البالغة 0.14 وما فوق أعلى بشكل ملحوظ من الدراسات الأخرى على SVR و RVR و GPR ، حيث تميل الدرجات إلى الانخفاض بين 0.07 و 0.09 (الجدول S1). من المحتمل أن يكون هذا بسبب النطاق العمري الأصغر المستخدم هنا ، كما هو مفصل في القيود أدناه. على الرغم من أن MAE الموزون لم يتم التحقق منه رسميًا كمقياس لأداء النموذج ، إلا أن مراعاة النطاق العمري لمجموعة التدريب والاختبار يعد تمرينًا مفيدًا. قد يكون السبب المحتمل لدرجات MAE المرتفعة نسبيًا في دراستنا هو عدم التجانس الأكبر في العينة نظرًا لمجموعة البيانات الكبيرة جدًا التي تصل إلى 10000 موضوع ، في حين أن أكبر دراسة مقارنة تضمنت حوالي 3000 موضوع (Valizadeh et al. ، 2017) . من المحتمل أن يتم الحصول على 10000 موضوع في ماسح ضوئي واحد على مدى فترة زمنية أطول بكثير من مجموعات البيانات الأصغر ، لذلك ستتأثر الصور المكتسبة أيضًا بالتغييرات في بيئة الماسح الضوئي. قد تساهم تأثيرات الماسح الضوئي هذه في عدم تجانس عينتنا. باختصار ، في حين أن مجموعة البيانات الكبيرة هي قوة واضحة لدراستنا ، إلا أنها قد تعرض للخطر إمكانية مقارنة نتائجنا بالدراسات الأخرى من حيث MAE الموزون.

أظهرت نماذجنا ارتباطات سلبية عالية نسبيًا بين العمر الزمني و BrainAGE في تكرارات السيرة الذاتية بالإضافة إلى مجموعة الاختبار المستقلة (تقريبًا −0.7 للجميع باستثناء SVR المستند إلى voxel بدون PCA). تشير هذه النتيجة إلى أن النماذج تأثرت بشكل متساوٍ وبشدة بالانحدار إلى المتوسط ​​(Le et al. ، 2018) ، على الرغم من أنه من غير الواضح سبب تأثر SVR المستند إلى voxel بهذا بشكل أقل. في حين أن التأثير المربك المرتفع للتسلسل الزمني قد يُنظر إليه على أنه تقييد لدراستنا ، فإننا نعتقد أنه لا يؤثر على المقارنة المباشرة للنماذج ، والتي كانت هدفنا الأساسي. ومع ذلك ، يجب على الدراسات المستقبلية إعادة النظر في هذه النماذج وتضمين تصحيح العمر في التدريب. تم اقتراح أنواع مختلفة من التصحيح في السنوات الأخيرة (Beheshti، Nugent، Potvin، & Duchesne، 2019 Cole et al.، 2020 de Lange & Cole، 2020 Le et al.، 2018).

في السياق السريري ، من الأهمية بمكان أن يعمم النموذج على البيانات من الماسحات الضوئية المختلفة ، لأن معلمات وبيئة الماسح الضوئي يمكن أن تقدم تحيزًا كبيرًا. من المهم ملاحظة أنه تم الحصول على مجموعة البيانات المستقلة في الدراسة الحالية على ماسح ضوئي مختلف بنفس معلمات الاستحواذ ، لذلك يجب أن تتناول الدراسات المستقبلية كيفية أداء نماذجنا في مجموعات بيانات مستقلة أخرى تم الحصول عليها باستخدام ماسحات ضوئية مختلفة ومعلمات اكتساب. نماذجنا معممة بشكل جيد لمجموعة الاختبار المستقلة. في الواقع ، كان أداء النماذج المستندة إلى المنطقة أو النماذج على مستوى voxel باستخدام PCA أفضل قليلاً في مجموعة البيانات المستقلة مقارنةً بالسيرة الذاتية التي تم تعيينها تقريبًا. 0.3 و 0.1 سنة على التوالي. لم يتم تقييم الدلالة الإحصائية بين السيرة الذاتية وأداء التعميم. تشير هذه النتائج إلى وعد هذه النماذج للتطبيق في العالم الحقيقي. في دراسات التنبؤ بعمر الدماغ السابقة التي قارنت أداء النموذج في مجموعة بيانات مستقلة مع اختبار السيرة الذاتية ، كان أداء النماذج عادة أسوأ في السابق (Cole et al.، 2018 Franke et al.، 2010 Lancaster، Lorenz، Leech، & Cole، 2018 Liem et al. ، 2017 انظر الجدول S1). ومع ذلك ، على غرار النتائج التي توصلنا إليها ، أظهرت دراستان أيضًا أداءً مشابهًا في كليهما (Cole et al. ، 2015 Le et al. ، 2018). يمكن تفسير اختلافات الأداء في مجموعة بيانات مستقلة من خلال خصائص العينة ، مثل تشابه هذه العينة وبيانات التدريب. في حالتنا ، تم الحصول على مجموعة الاختبار المستقلة باستخدام نفس بروتوكول الاستحواذ على ماسح ضوئي مختلف وجاء الأشخاص من نفس مجموعة السيرة الذاتية. وبالتالي يجب أن تكون الضوضاء والتجانس متشابهين بين العينات. ومع ذلك ، يبدو أن مجموعة الاختبار المستقلة أقدم بكثير وتحتوي على نسبة أعلى قليلاً من النساء (57٪ ، انظر الجدول 1). حتى الآن ، من غير الواضح ما إذا كان للجنس تأثير كبير على التنبؤ بعمر الدماغ ، ولكن ربما يكون هذا العامل قد ساهم في اختلافات الأداء بين المواقع في دراستنا.

كما هو متوقع ، أظهر تحليل حجم مجموعة التدريب أن أحجام العينات الأكبر أدت عمومًا إلى أداء تنبؤ أفضل ، على الرغم من أن درجات MAE حققت استقرارًا مع زيادة حجم مجموعة التدريب. بالنسبة للنماذج المستندة إلى المنطقة ، تطلب RVR فقط نصف حجم عينة التدريب مقارنة بالاثنين الآخرين لجعل التنبؤات أفضل من مستوى الفرصة ، مما يشير إلى ملاءمتها للدراسات حيث يكون حجم العينة محدودًا. أظهر تحليل حجم مجموعة التدريب لـ GPR انخفاضًا حادًا في الأداء (أي MAE أعلى) في أحجام مجموعة التدريب الأصغر ، مما قد يشير إلى التخصيص الزائد لعينة التدريب في العينات الأصغر. على حد علمنا ، لم تقم أي دراسات أخرى بتقييم منهجي لتأثير تحليل حجم مجموعة التدريب على التنبؤ بعمر الدماغ. في حالة واحدة ، فرانك وآخرون. (2010) قيم تأثير حجم مجموعة التدريب عن طريق تشغيل نماذج RVR منفصلة على مجموعة بيانات التدريب الكاملة (ن = 410) ، نصف مجموعة البيانات (ن = 205) وربع مجموعة البيانات (ن = 103). انخفض MAE من أصغر مجموعة تدريب (5.6 سنوات) إلى أكبر مجموعة (4.9 سنوات) ، والتي تزامنت مع نتائجنا.

بينما استند تحقيقنا إلى شيخوخة الدماغ السليمة ، من المهم التفكير في الآثار المحتملة لنتائجنا على الدراسات في المجموعات السريرية. أحد أكثر الاستخدامات الواعدة للتنبؤ بعمر الدماغ هو ملاءمته واستخدامه كمؤشر بيولوجي. يمكن ، على سبيل المثال ، تنفيذه كعلامة فردية لصحة الدماغ في أدوات التشخيص. الفكرة الرئيسية هي تحديد الانحراف بين العمر المتوقع والعمر الزمني. قد تشير الأدمغة التي يُتوقع أن تكون أكبر من عمرها الحقيقي إلى تغييرات شاذة مرتبطة بالعمر وتكون مرتبطة بالمرض (Cole & Franke ، 2017). قيمت الدراسات السابقة BrainAGE في العديد من الاضطرابات العصبية والنفسية وأظهرت أن المراحل المختلفة من مرض الزهايمر وكذلك الفصام يمكن أن تظهر كشيخوخة متسارعة في الدماغ (Franke et al.، 2010 Franke & Gaser، 2012 Gaser et al.، 2013 Kaufmann et al.، 2019 Koutsouleris et al.، 2014، 2015 Nenadić et al.، 2017 Schnack et al.، 2016). إحدى الخصائص الضرورية للعلامة الحيوية هي موثوقيتها. لذلك ، يمكن أن تتبنى الدراسات المستقبلية تصميمًا طوليًا من أجل (أ) زيادة فحص موثوقية طرق التنبؤ بعمر الدماغ من خلال إعدادات الاختبار وإعادة الاختبار في التجارب الفردية أو متعددة الماسح الضوئي ، (ب) معرفة المزيد عن تغيرات الدماغ في الصحة والمرض ، و (ج) استكشاف ما إذا كان عمر الدماغ علامة مفيدة على نجاح العلاج في التجارب السريرية.

الدراسة الحالية لديها ثلاثة قيود رئيسية. First, whilst our data set size was quite large, the age range of 47–73 was smaller than most studies in the literature (e.g., Ashburner, 2007 Cole et al., 2018 , Cole et al., 2015 Franke et al., 2010 Gutierrez Becker et al., 2018 Le et al., 2018 Madan & Kensinger, 2018 Wang et al., 2014 Table S1). Furthermore, we excluded non-white ethnicities from the analysis because of data availability. These two factors imply that our models cannot be applied to data sets with ages or ethnicities that were not included in the training sample. Second, whilst the present study explored a wide range of methodological choices in terms of machine learning models and data input, there are several other methods that could be assessed in the future. For example, we did not explore nonlinear regression models, because we were interested in the interpretability of the models. Nevertheless, Ashburner ( 2007 ) directly compared the performance of RVR using either a linear and radial-basis kernel and found performance improvements with some configurations of the nonlinear one, so this seems to be an interesting area for future research. In addition, deep convolutional neural networks have shown to have a high accuracy when predicting brain age (Cole et al., 2017 Ito et al., 2018 Peng, Gong, Beckmann, Vedaldi, & Smith, 2021 ). Third, the present study was based on the use of a single neuroimaging modality. Our models could likely be improved by using multimodal input data. Previous research has shown that even combining different morphometric features, such as cortical thickness, surface area and/or curvature information, can improve model performance (Valizadeh et al., 2017 Wang et al., 2014 Zhao et al., 2018 ), because they may carry potentially complementary information about brain age. Similarly, Gutierrez Becker et al. ( 2018 ) achieved better performance of their GPR model when combining voxel-level and region-level features than looking at them separately, and Liem et al. ( 2017 ) were the first to combine structural and functional MRI in brain age prediction to achieve better performance. Multimodal data sets could also integrate conventional health assessments of ageing, which might improve the performance and generalisation of the models, making them a promising avenue for future brain age research (Cole et al., 2018 ).


MRI physics

ال physics of MRI are complicated and much harder to understand than those underpinning image generation in plain radiography, CT or ultrasound.

What follows is a very abbreviated, 'broad strokes' description of the process. Essentially, the process can be broken down into four parts:

For a more detailed description of each part of the process, please refer to the links scattered throughout this introduction and at the bottom of the page.

تحضير

The patient is placed in a static magnetic field produced by the magnet of the MRI scanner. In living tissues there are a lot of hydrogen atoms included in water molecules or in many different other molecules. The proton, the nucleus of hydrogen, possesses an intrinsic magnetization called spin. The spin magnetization vector precesses (rotates) around the magnetic field at a frequency called the Larmor frequency, which is proportional to the magnetic field intensity. The resulting magnetization of all protons inside the tissues aligns parallel to the magnetic field. The parallel magnetization scales with the magnetic field intensity, basically at 3 T it will be twice the value obtained at 1.5 T. Additional preparation sequences can also be performed to manipulate the magnetization and so the image contrast, e.g. inversion preparation.

Excitation

During the image acquisition process, a radiofrequency (RF) pulse is emitted from the scanner. When tuned to the Larmor frequency, the RF pulse is at resonance: it creates a phase coherence in the precession of all the proton spins. The duration of the RF pulse is chosen such that it tilts the spin magnetization perpendicularly to the magnetic field. When a receiving coil (an electrical conductor) is put in the vicinity of the tissue, the transverse magnetization, that still rotates as the Larmor precession, will generate an electric current in the coil by Faraday induction: this is the nuclear magnetic resonance (NMR) signal.

The NMR signal is attenuated due to two simultaneous relaxation processes. The loss of coherence of the spin system attenuates the NMR signal with a time constant called the transverse relaxation time (T2). Concurrently, the magnetization vector slowly relaxes towards its equilibrium orientation that is parallel to the magnetic field: this occurs with a time constant called the spin-lattice relaxation time (T1). The contrast in MR images originates from the fact that different tissues have, in general, different T1 and T2 relaxation times as this is especially true for soft tissues, it explains the excellent soft tissue contrast of MRI.

Spatial encoding

Spatial encoding of the MRI signal is accomplished through the use of magnetic field gradients (smaller additional magnetic fields with an intensity that linearly depends on their spatial location): spins from protons in different locations precess at slightly different rates. The portion of the gradient coils and the associated current that is perpendicular to the main magnetic field cause a force (Lorentz force) on the coils. The gradients are turned on and off very quickly in this process causing them to vibrate and producing the majority of the acoustic noise during MR image acquisition.

Signal acquisition

When using magnetic field gradients, the obtained NMR signal contains different frequencies corresponding to the different tissue spin positions and is called the MRI signal. After sampling, the analog MRI signal is digitized and stored for processing, which consists of a separation of the signal contributions from different spatial locations represented by pixels in the final image. This is achieved by a mathematical operation called a Fourier transform.

Standard exam

Multiple image sets are obtained in a standard examination protocol (which varies from facility to facility). Exam times vary according to the part of the anatomy being studied, pathology expected, radiologist preferences, and the scanner hardware and software used. Occasionally, a contrast medium may be used to enhance images, this will also usually prolong the scan time. Typically, exams are ordered without and with contrast for comparison purposes. Very rarely, and only in certain circumstances are exams ordered with contrast only. After the MRI exam the patient is removed from the scanner and given post-procedure instructions (information about contrast medium and/or sedation if used).


Typical and minimum voxel sizes for various field strength MRI machines? - علم النفس

OBJECTIVE. The objectives of our study were to assess the evidence for the diagnostic efficacy of 3-T MRI for meniscal and anterior cruciate ligament (ACL) injuries in the knee using arthroscopy as the reference standard and to compare these results with the results of a previous meta-analysis assessing 1.5-T MRI.

MATERIALS AND METHODS. The online Cochrane Library, MEDLINE, and PubMed databases were searched using the following terms: MRI AND ((3 OR three) AND (Tesla OR T)) AND knee AND arthroscopy AND (menisc* OR ligament). Patient demographics, patient characteristics, MRI scanning details, and diagnostic results were investigated. The methodologic quality of the included studies was assessed using the revised Quality Assessment of Diagnostic Accuracy Studies (QUADAS-2) tool. A meta-analysis of studies using 3-T MRI was performed, and the results were compared with a previous meta-analysis of studies using 1.5-T MRI.

النتائج. One hundred one studies were identified by the search strategy, and 13 studies were included in our review. Twelve studies were considered to have level 1b evidence, and one study was considered to have level 2b evidence. All 13 studies had high methodologic integrity and low risk of bias using the QUADAS-2 tool. The studies included 1197 patients with a mean age of 41.9 years. Ten of the 13 studies were eligible for meta-analysis. The mean sensitivity and mean specificity of 3-T MRI for knee injuries by location were as follows: medial meniscus, 0.94 (95% CI, 0.91–0.96) and 0.79 (95% CI, 0.75–0.83), respectively lateral meniscus, 0.81 (95% CI, 0.75–0.85) and 0.87 (95% CI, 0.84–0.89) and ACL, 0.92 (95% CI, 0.83–0.96) and 0.99 (95% CI, 0.96–1.00). The specificity of 3-T MRI for injuries of the lateral meniscus was significantly lower than that of 1.5-T MRI (ص = 0.0013).

CONCLUSION. This study does not provide evidence that 3-T scanners have superior diagnostic efficacy for meniscal damage and ACL integrity when compared with previous studies of 1.5-T machines.

MRI has high sensitivity and high specificity for diagnosing ligamentous, meniscal, and articular injuries and degeneration of the knee [1–7]. MRI scanners with greater field strengths have been developed [8–10] and may have potential for improving the diagnostic efficacy of this imaging modality.

The Tesla is a quantitative measurement of the field strength of a magnet. In 2002, 3-T MRI scanners became commercially available in the United States. More powerful scanners have been developed, albeit not for human clinical imaging, with field strengths of up to 11 T [11, 12].

The more powerful 3-T scanners are replacing the older 1.5-T scanners, which have been the clinical standard in hospitals for many years [13]. The 3-T scanners generate twice the magnetic field strength of the 1.5-T scanners, thus increasing the signal intensity detected from any given tissue, with only marginal increases in background noise. This increased field strength provides a greater signal-to-noise ratio and produces clearer images with enhanced resolution or allows faster scanning at a conventional resolution [14, 15].

There are numerous technical considerations regarding high-field-strength MRI scanners such as relaxation kinetics, magnetic susceptibility effects, and safety considerations. New acquisition protocols are being developed to examine the effect of variations in field strength, slice orientation and thickness, voxel size, pixel bandwidth, and scanning algorithms. There is no consensus about the optimum protocol for musculoskeletal imaging with 3-T scanners [16], whereas there is some agreement about the optimum protocol for musculoskeletal imaging with 1.5-T scanners [17–19].

Individual clinical tests for meniscal and anterior cruciate ligament (ACL) injuries have wide and varied reported sensitivities, ranging from 38% to 85% [20–22]. The sensitivity of a thorough clinical assessment for medial meniscal and ACL injuries is approximately 85–95% [22–26]. The role of MRI in patients with these injuries is to confirm the clinical diagnosis and exclude occult mechanical, degenerative, or neoplastic pathologic entities [27]. The reference standard for diagnosing intraarticular soft-tissue pathologic entities of the knee is direct visualization at arthroscopy [7, 28, 29], which carries a risk of morbidity and mortality. Noninvasive investigations minimize the need for invasive procedures and allow planning of therapeutic interventions, the benefits of which justify the exposure to the potential risks of surgery.

The aim of this study was to assess the evidence for the diagnostic efficacy of 3-T MRI for meniscal and ACL injuries in the knee and examine the evidence for its superiority over 1.5-T MRI.

A search of the online Cochrane Library, MEDLINE, and PubMed databases was conducted using the following terms: MRI AND ((3 OR three) AND (Tesla OR T)) AND knee AND arthroscopy AND (menisc* OR ligament). No limitations were placed on patient sex, patient age, publication date of the article, or language of the article. The bibliographies of all articles were screened to identify any other published studies that the primary search may have failed to identify.

All articles were assessed to identify studies for inclusion. Studies were included if 3-T MRI had been used to diagnose medial meniscal, lateral meniscal, or ACL injuries and if the MRI findings were correlated with arthroscopic findings both prospective and retrospective studies were eligible for inclusion.

Studies were excluded if MRI field strengths other than 3 T were used, if a new scanning protocol for 3-T MRI was used without inclusion of the results of a previously established control protocol, if nonhuman subjects were used, and if the full text of the article or a translation of the full text was not available in the English language. Case reports, review articles, and comments about existing studies were excluded.

All articles that were included underwent a detailed review and assessment for the following data: number of subjects studied, male-to-female ratio, number of knees imaged (i.e., if patients with bilateral injuries were included), laterality, average age of sample group, time between MRI and arthroscopy, type of MRI scanner, performance values for 3-T MRI (i.e., accuracy, sensitivity, specificity, positive predictive value, and negative predictive value), interobserver correlation, and reliability. If the diagnostic applicability of a new 3-T protocol was being evaluated, the reference protocol data were used and any index test data were excluded that is, the data from the current standardized protocol were used, and the data from the experimental protocol data were excluded.

The methodologic quality of the included studies was assessed using the revised Quality Assessment of Diagnostic Accuracy Studies (QUADAS-2) tool [30]. Eleven criteria in four separate domains (i.e., patient selection, index test, reference standard, and flow and timing) are used to critically appraise the methodology of a study. Each domain is assessed for risk of bias, and the first three domains (i.e., patient selection, index test, and reference standard) are also assessed in terms of the applicability of the study for inclusion in our review [30]. The assessment was performed independently by two authors, and disagreements were resolved by the senior author. The level of evidence of the included studies was also determined.

Studies that reported true-positive, false-positive, true-negative, and false-negative values were included. Studies in which these values could be derived by working backward from the sensitivity and specificity values were also included in the meta-analysis. Because of the lack of randomization in the studies yielded by our search, nonrandomized trials were included. This methodologic technique has previously been described by Shrier et al. [31] they stated that meta-analyses including observational studies can yield informative and meaningful results [31].

Statistical analysis was performed using a statistical package (SPSS, version 5.2.7, IBM), and the level of significance was set at ص & لتر 0.05. The meta-analysis was conducted using Review Manager software (version 5, The Cochrane Collaboration). This software package summarizes data and creates appropriate forest plots for graphical presentation. A random-effects model was used to reduce bias from the potential systemic errors of the included studies, and an inverse variance method was used for the weighting of each study. Homogeneity across the studies was assessed and represented by χ 2 and I 2 statistical significance for χ 2 was set at ص < 0.10. The independent ر test was used to compare our findings with the findings of a previous meta-analysis of 1.5-T MRI studies.

Because of the nonclinical nature of this study, approval by the institutional review board was not deemed necessary.

Figure 1 shows the results of the search strategy and the application of the preferred reporting items for systematic reviews and meta-analyses (PRISMA) flow diagram. The database search identified 101 studies. Reviewing bibliographies of those identified by the search yielded an additional three relevant articles. After the inclusion criteria were applied, 21 articles were eligible for inclusion. Eight studies were removed due to the exclusion criteria (no full text or translation in the English language, ن = 3 articles use of non–3-T MRI, ن = 3 inability to use results because of inappropriate methods, ن = 1 and review article of different 3-T MRI protocols, ن = 1), resulting in 13 studies included for the final review [32–44].

Fig. 1 —Preferred reporting items for systematic reviews and meta-analyses (PRISMA) flow diagram show search strategy used to obtain studies for our review and meta-analysis. The following terms were used to search online Cochrane Library, MEDLINE, and PubMed databases: MRI AND ((3 OR three) AND (Tesla OR T)) AND knee AND arthroscopy AND (menisc* OR ligament).

Table 1 shows the results of the QUADAS-2 tool for the 13 studies: Seven studies scored 11 points or 100% [33, 36–40, 42], four studies scored 10 points or 91% [32, 35, 43, 44], and two studies scored 9 points or 82% [34, 41].

Twelve of the 13 studies (92%) had a low risk of bias from all areas of their methodology ( Fig. 2 ). The Schub et al. [44] study was the only exception. In that study, bias with regard to the index test was unclear ( Fig. 3 ) because patients who had previously undergone arthroscopic knee surgery were not excluded from their study, which may have affected the specificity of the test.

Fig. 2 —Graphic shows overall risk of bias among all 13 studies according to results of revised Quality Assessment of Diagnostic Accuracy Studies (QUADAS-2) [30].

تين. 3 —Graphic shows individual assessment of bias of all 13 studies using revised Quality Assessment of Diagnostic Accuracy Studies (QUADAS-2) [30] methodologic assessment tool.

We classified 12 of the 13 studies (92%) [32–43] as having level 1b evidence because they are validating cohort studies using a reference standard as a reference test. One study [44] was deemed as having level 2b evidence because it was more of an exploratory study. A summary of the studies, including the publication details, levels of evidence, and QUADAS-2 scores, is shown in Table 1.

The 13 studies included a total of 1197 patients. The largest sample group was composed of 250 patients [37] and the smallest, 24 patients [38]. Seven hundred twenty-five patients were male, and 472 were female. In 13 patients, bilateral investigations were performed, so 1210 knees were reviewed. The mean age of the patients was 41.9 years. The MRI examination in 11 of the 13 studies were reviewed by a minimum of two experienced musculoskeletal radiologists, with a mean number of radiologist reviewers among the 13 studies of 2.6. The mean time between MRI and arthroscopic surgery was 47.4 days.

All 13 studies focused on the diagnosis of medial meniscal injuries, 12 of the 13 studies assessed lateral meniscus injuries, and five of the 13 studies assessed ACL injuries.

Ten studies were suitable to allow meta-analysis of their data [32–34, 37–43]. The three excluded studies did not report their data in suitable detail that would permit pooling, as stated in the Materials and Methods section [35, 36, 44]. Heterogeneity was calculated using χ 2 and I 2 statistics to permit pooling of study results for meta-analysis. All 10 studies provided stratified data for medial and lateral meniscal injuries. Only three studies provided data relating to ACL injuries that were suitable for meta-analysis [32, 40, 42]. The results of these studies and the extracted data are summarized in Table 2.

Figure 4 shows the forest plots for the studies included in the meta-analysis the calculated sensitivity and specificity for each study, including 95% CIs, are provided. For medial meniscal injuries, the mean sensitivity of 3-T MRI was 0.94 (95% CI, 0.91–0.96) and the mean specificity was 0.79 (95% CI, 0.75–0.83). For the detection of lateral meniscal injuries, 3-T MRI had a mean sensitivity of 0.81 (95% CI, 0.75–0.85) and a mean specificity of 0.87 (95% CI, 0.84–0.89). Finally, for ACL injuries, 3-T MRI had a mean sensitivity of 0.92 (95% CI, 0.83–0.96) and a mean specificity of 0.99 (95% CI, 0.96–1.00). The meta-analysis results for the pooled data of the included studies are summarized in Table 3.

Fig. 4 —Forest plots show sensitivity and specificity values for detection of medial meniscal, lateral meniscal, and anterior cruciate ligament (ACL) injuries using 3-T MRI. TP = true-positive, FP = false-positive, FN = false-negative, TN = true-negative.

The summary ROC plots show that 3-T MRI had the greatest diagnostic accuracy for ACL injuries, followed by medial meniscal injuries, and finally lateral meniscal injuries ( Fig. 5 ). Diagnostic odds ratio (OR) values were greatest for ACL injuries, then medial meniscal injuries, and finally lateral meniscal injuries. These results show that 3-T MRI has better discriminatory test performance for ACL injuries than for meniscal injuries. Likewise, 3-T MRI had better discriminatory test performance for medial meniscal injuries than for lateral meniscal injuries.

الشكل 5 —Summary ROC plots for diagnostic accuracy of 3-T MRI for medial meniscal, lateral meniscal, and anterior cruciate ligament (ACL) injuries. Dashes are line of no demarcation.

Two previous meta-analyses of the diagnostic accuracy of 1.5-T MRI used arthroscopy as a reference standard. These meta-analyses were performed by Crawford et al. [7] and Oei et al. [45] and examined 43 and 29 studies, respectively (Table 4).

Crawford et al. [7] did not provide enough data to allow meaningful statistical comparison with our data therefore, the results of our study are compared with only the results of Oei et al. [45]. A weighted independent ر test was used to examine whether there was a significant difference between the mean sensitivity and mean specificity of 1.5-T MRI and 3-T MRI for medial and lateral meniscal injuries. There was no significant difference between 1.5-T studies and 3-T studies for the detection of medial meniscal injuries (sensitivity, ص = 0.444 specificity, ص = 0.460). In addition, there was no significant difference between the sensitivity of 1.5-T MRI and that of 3-T MRI for lateral meniscal injuries (ص = 0.527). The specificity of 3-T MRI for lateral meniscal injuries was significantly different from that of 1.5-T MRI (ص = 0.0013) however, this difference was in favor of 1.5-T MRI, which had a specificity of 0.957 (95% CI, 0.946–0.968) [45] compared with 0.87 for 3 T (95% CI, 0.84–0.89).

The purpose of this study was to perform a systematic review of the published peer-reviewed literature assessing the diagnostic efficacy of 3-T MRI in detecting intraarticular knee injuries compared with arthroscopic findings as the reference standard.

All of the studies included in our review were of high quality. Twelve of the 13 studies are diagnostic studies with level 1b evidence because they are studies validating a procedure against the current reference standard (i.e., arthroscopic findings) and had good methodologic quality. One study had level 2b evidence because it failed to have the same methodologic principles as the others, but it used the same reference test. For the studies that were investigating the effects of changes or attempted optimization of 3-T MRI protocols, we used only the data of the reference protocol (i.e., the current standard against which the altered protocols were compared) and ignored the results from the index protocol. We used this strategy to ensure a higher degree of standardization of the included studies. All studies also scored highly on the QUADAS-2 methodologic assessment tool, with only one study exhibiting possible bias of the index test [44].

The results of our meta-analysis show the excellent diagnostic ability of 3-T MRI for detecting medial meniscal, lateral meniscal, and ACL injuries. The sensitivities for diagnosing medial meniscal, lateral meniscal, and ACL injuries were 0.94, 0.81, and 0.92, respectively the specificities were 0.79, 0.87, and 0.99, respectively.

When comparing our results with those of a previous meta-analysis of 1.5-T scanners [45], we omitted ACL injuries because there were too few results to achieve a reliable statistical comparison. We found that the only significant difference was in favor of the 1.5-T machines. As stated in the Results section, the specificity of 3-T MRI and the specificity of 1.5-T MRI were significantly different for lateral meniscal injuries (ص = 0.0013). One suggested hypothesis is that lateral meniscal tears are overdiagnosed on 3-T MRI because of the heterogeneous appearance of the anterior horn toward the anterior root insertion [46]. Overdiagnosis would obviously result in an increased number of false-positive results.

Likelihood ratios (LRs) were calculated for the 1.5-T scanners using the data of Oei et al. [45]. The negative LR was comparable for the 1.5-T data and the 3-T data: 0.08 and 0.09 for the medial meniscus, respectively, and 0.22 and 0.26 for the lateral meniscus. The positive LR values were 8.04 and 4.37 for the medial meniscus and 18.44 and 5.82 for the lateral meniscus for 1.5-T MRI and 3-T MRI, respectively. The 1.5-T machines had a higher positive LR for both the medial and lateral menisci compared with the 3-T scanners. Therefore, although the probability of both 1.5-T and 3-T scanners correctly excluding meniscal tears is equivocal, there is a higher probability of a tear being found at arthroscopy if it was diagnosed on a 1.5-T scanner than if it was diagnosed on a 3-T scanner.

Van Dyck et al. [42] and Grossman et al. [33] compared routine knee MRI at 1.5 T and 3 T and used arthroscopy as the reference standard. Grossman and colleagues looked at two separate cohorts: one undergoing MRI on a 1.5-T scanner and one undergoing MRI on a 3-T scanner. Van Dyck et al. [42] used a single cohort, scanning each participant twice, once at 1.5 T and then at 3 T. Both groups of investigators found that the diagnostic efficacy of 3 T was not significantly different compared with 1.5 T. Magee and Williams [47] reported overall sensitivity of 0.96 and specificity of 0.97 for 3-T MRI in diagnosing meniscal tears. They concluded that “3 T compares favorably in sensitivity and specificity with studies performed at 1.5-T field strength or lower” [47]. They did not perform a direct comparison of the diagnostic efficacy of 1.5-T MRI and 3-T MRI instead, they compared their results at 3 T with the results of previous studies performed at 1.5 T. They stated that the results of the comparative studies performed at 1.5 T had sensitivities of 80–100%, which contradicts their conclusions. They also combined the results of the medial and lateral meniscus together when calculating sensitivity and specificity values, making it difficult to comment on their findings.

The first commercial 1.5-T MRI machines became available in 1983 [9]. The 1.5-T software protocols for image acquisition and processing have undergone extensive refinement, compared with the more recent introduction of the 3-T scanners. Four of the studies included in our study group examined alternative protocols and coil arrangements for 3-T MRI and the effect on diagnostic accuracy [35–38]. Further refinement of this technology may enhance the diagnostic efficacy of 3-T MRI. With the improvement of software packages allowing more complex algorithms to process and reformat data, it is likely that the diagnostic capacity of 3-T MRI will improve. Whether this improvement will translate into a reciprocal improvement in 1.5-T scanners is uncertain.

Comparing our results with those of previous studies does not provide any evidence that the diagnostic efficacy of 3-T MRI is superior to that of 1.5-T MRI for diagnosing meniscal or ACL injuries. The 1.5-T scanners cost $1–1.5 million, whereas the 3-T scanners cost $2–2.5 million (exclusive of service, maintenance, warranty extension, and so on) [48]. The 1.5-T scanners already have excellent diagnostic ability at detecting meniscal and ACL injuries [7, 45], so the advancements in scanner technology may provide disproportionately marginal diagnostic gains in comparison with the higher costs. There is evidence for improved diagnosis of chondral abnormalities of the knee [49] and of abnormalities in other body systems, but these topics are beyond the scope of this study.

The improved field strengths and consequent increase in signal intensity may be used to produce higher-resolution images. The 3-T MRI machines can also produce images of the same quality as the 1.5-T machines but in markedly reduced times. The 3-T machines are able to perform examinations faster than their 1.5-T counterparts, allowing a greater number of examinations to be performed in a set time period. These factors combined with the value of health care reimbursement, running costs, maintenance, higher throughput of patients, and the possibility of improved diagnostic efficacy in imaging other body parts, such as neuroimaging, must be considered in any cost analysis.

The six steps of a radiologic diagnostic sequence are data acquisition using a diagnostic system processing of the data by software to create an image display of the image on a high-resolution monitor light from the monitor striking the radiologist's retina, triggering impulses along the optic nerves Processing of these nerve impulses in the radiologist's visual cortex and the ability of the radiologist to form a clinical opinion from the stimulated visual cortex. There is the question of whether the chase for stronger field strengths will result in improved diagnostic accuracy or whether the optimal performance has already been reached because of limitations in the last three components—that is, the radiologist's retina, visual cortex, and clinical opinion.

The limitations of this study are dependent on the limitations of the studies included. Although 10 studies were able to have their data pooled for medial and lateral meniscal injuries, only three were suitable for ACL injuries. The results for ACL injuries are therefore more open to bias than the results for the meniscal injuries.

All studies except one had level 1b evidence. That study had level 2b evidence [44] the evidence was deemed to be of slightly lower quality because these investigators recruited pediatric patients and did not exclude patients who had previous knee surgery. Children have increased meniscal vascularity that can mimic the MRI signal intensity of intrasubstance degeneration and tears [50]. Both of these factors can increase the bias of the results because there may be more false-positive findings. We still included this study to create a comprehensive review however, the data were not suitable for qualitative analysis.

A meta-analysis looks at data over a certain period of time for, in this case, an area of medical technology that is continuously evolving. The most recent article included in our meta-analysis of 3-T machines was published in 2013 as a result, this context must be taken into account when considering the conclusions drawn from the results. Improvements in technology and their benefits will often occur long before the results are independently investigated and published. It would be interesting to see how the results of this study would compare with a meta-analysis of peer-reviewed studies published from 2013 through 2018.

Most of studies included in our meta-analysis adopted a consensus approach to the musculoskeletal radiologists' interpretation of a study. This approach represents a clinically abnormal approach to analyzing MRI studies, but it helps remove any bias of interpretive abilities for the purpose of the included studies. Intraobserver agreement was calculated by only Jung et al. [35] and Kijowski et al. [37] they found that there was good-to-excellent agreement for all pathologic findings. There was no statistical difference in agreement reported by either study.

The results of this study show that 3-T MRI scanners have excellent diagnostic efficacy for ACL and meniscal injuries. However, the diagnostic studies published through 2013 do not provide any evidence that 3-T scanners are superior when compared with a previous meta-analysis of studies performed using 1.5-T machines [45]. In fact, our analysis shows that the specificity of 3-T MRI is lower than that of 1.5-T MRI with regard to the diagnosis of lateral meniscal tears. Advances in technology and software developments may improve the diagnostic efficacy of 3-T MRI scanners in the future to a point at which it is greater than that of 1.5-T scanners.


خيارات الوصول

احصل على حق الوصول الكامل إلى دفتر اليومية لمدة عام واحد

جميع الأسعار أسعار صافي.
سيتم إضافة ضريبة القيمة المضافة في وقت لاحق عند الخروج.
سيتم الانتهاء من حساب الضريبة أثناء الخروج.

احصل على وصول محدود أو كامل للمقالات على ReadCube.

جميع الأسعار أسعار صافي.


Low-Cost High-Performance MRI

Magnetic Resonance Imaging (MRI) is unparalleled in its ability to visualize anatomical structure and function non-invasively with high spatial and temporal resolution. Yet to overcome the low sensitivity inherent in inductive detection of weakly polarized nuclear spins, the vast majority of clinical MRI scanners employ superconducting magnets producing very high magnetic fields. Commonly found at 1.5–3 tesla (T), these powerful magnets are massive and have very strict infrastructure demands that preclude operation in many environments. MRI scanners are costly to purchase, site and maintain, with the purchase price approaching $1 M per tesla (T) of magnetic field. We present here a remarkably simple, non-cryogenic approach to high-performance human MRI at ultra-low magnetic field, whereby modern under-sampling strategies are combined with fully-refocused dynamic spin control using steady-state free precession techniques. At 6.5 mT (more than 450 times lower than clinical MRI scanners) we demonstrate (2.5 × 3.5 × 8.5) mm 3 imaging resolution in the living human brain using a simple, open-geometry electromagnet, with 3D image acquisition over the entire brain in 6 minutes. We contend that these practical ultra-low magnetic field implementations of MRI (<10 mT) will complement traditional MRI, providing clinically relevant images and setting new standards for affordable (<$50,000) and robust portable devices.


شاهد الفيديو: MRI Basics 1 شرح الرنين المغناطيسي (يونيو 2022).


تعليقات:

  1. Tier

    أنت ترتكب خطأ. دعنا نناقش. أرسل لي بريدًا إلكترونيًا إلى PM ، سنتحدث.

  2. Cuilean

    يمكن مناقشة هذا إلى ما لا نهاية ..

  3. Malale

    أعتذر ، لكني أعتقد أنك مخطئ. يمكنني إثبات ذلك. اكتب لي في PM ، سنتعامل معها.



اكتب رسالة