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リアルタイム磁気共鳴画像法（RT-MRI）とは、動いている物体をリアルタイムで継続的にモニタリングすることを指します。従来、リアルタイムMRIは、画質が低いか、時間分解能が低い場合にのみ可能でした。反復再構成アルゴリズムによって制限が解消されました。ラジアルFLASH MRI（リアルタイム）は、面内解像度1.5～2.0 mmの画像に対して、20～30ミリ秒の時間分解能を実現します。[ 2 ]リアルタイムMRIは、関節や心臓の疾患に関する情報を追加します。多くの場合、MRI検査は患者にとってより簡単で快適になり、特に呼吸を落ち着かせることができない患者[ 3 ]や不整脈のある患者にとってそうです。
平衡定常状態自由歳差（bSSFP）イメージングは、FLASH MRIよりも血流プールと心筋間の画像コントラストが優れているが、B0不均一性が強い場合は深刻な縞状アーチファクトが発生する。[ 3 ]
1977/1978年 - レイモンド・ダマディアンは最初のMRIスキャナーを構築し、癌の診断を目的として、健康な人体の最初のMRIスキャン（1977年）を達成した。[ 4 ]さらに、ピーター・マンスフィールドはエコープレーナー法を開発し、数秒で画像を生成し、高速MRIの基礎となった。[ 5 ]
1983年 - DB Twiegによるk空間の導入[ 6 ]
1987年 - 心臓のリアルタイムMRIが初めて開発される[ 7 ]
1997年 - DK Sodickson [ 8 ]によりRFコイルアレイを用いた並列イメージングが導入される。
1999年 - SENSE画像再構成法がKP Pruessmannによって導入される[ 9 ]
2002年 - GRAPPA画像再構成法がMark Griswoldによって導入される[ 10 ]
一般的に、リアルタイムMRIは、画像取得プロセスを高速化するために、勾配エコーシーケンス、効率的なk空間サンプリング、および高速再構成法に依存しています。 [ 11 ]勾配エコーシーケンスは、各シーケンスに1つのRFパルスしか必要としないため、エコー時間が短くなります。[ 12 ]最新の高速スイッチング勾配コイルでは、スルーレートを上げる必要があり、これにより勾配エコーシーケンスのより高速な変更と繰り返し時間の短縮が可能になります。[ 13 ]
効率的な k 空間サンプリングはデータ収集時間を短縮します。直線スキャンは MRI の標準的な k 空間サンプリング方法となっています。[ 14 ]しかし、この方法は k 空間全体を均等にサンプリングするため、処理に比較的時間がかかります。この遅延のため、リアルタイムの動きを捉えるために他のサンプリング方法が使用されています。シングルショット エコー平面イメージングは、MR 画像のすべてのデータが 1 つの RF パルスから収集される非常に高速なサンプリング方法の 1 つです。[ 15 ]ただし、EPI 法は直線スキャンと同様に、k 空間全体を均等にサンプリングする直交サンプリング方法であることに注意することが重要です。スパイラルサンプリングは、EPI と同様に、k 空間全体をサンプリングするために 1 つの RF パルスのみを必要とします。ラジアルサンプリングとスパイラルサンプリングも、k 空間を効率的にサンプリングする方法として使用され、スパイラルサンプリングも k 空間をサンプリングするために 1 つの RF パルスのみを必要とします。ラジアルサンプリングとスパイラルサンプリングは、低周波数をオーバーサンプリングするため、直交サンプリングよりも効率的です。これにより、一般的な動きのキャプチャとより優れたリアルタイム画像再構成が可能になります。[ 11 ]したがって、k空間の放射状または螺旋状のサンプリングは、現在ではリアルタイムMRI再構成の好ましい方法となっている。
並列イメージングでは、ターゲットを囲む複数のコイルを追加し、各コイルが全体の画像の一部を取得します。最新のGPUは並列処理機能を備えているため、画像の各部分を同時に再構成できます。したがって、使用するコイルの数が多いほど、MR画像の取得が速くなります。[ 16 ]
初期の応用は、リアルタイム機能的MRI（rt-fMRI）で重要な応用が見出されたエコー平面イメージングに基づいていたが[ 17 ] 、最近の進歩は反復再構成とFLASH MRIに基づいている[ 18 ] [ 19 ]。Ueckerらが提案したリアルタイムイメージング法[ 2 ]は、高速かつ連続的なデータ取得、動きに対する堅牢性、アンダーサンプリングに対する耐性を提供するラジアルFLASH MRI [ 20 ]と、画像再構成を非線形逆問題として定式化することに基づく反復画像再構成法を組み合わせている[ 21 ] [ 22 ]。 複数の受信コイルからのデータを統合し（つまり並列MRI）、正則化とフィルタリングを使用して画像の時系列の冗長性を活用することで、このアプローチはデータアンダーサンプリングの可能な度合いを1桁向上させ、通常の画像再構成に必要なデータのわずか5〜10%から高品質の画像を取得できる。
エコー時間が非常に短い（例えば1～2ミリ秒）ため、この方法はオフ共鳴効果の影響を受けず、画像に磁化率アーチファクトが現れず、脂肪抑制にも依存しません。スポイルドFLASHシーケンスではスピン密度またはT1コントラストが得られますが、リフォーカス勾配または完全バランス勾配を用いたバージョンではT2/T1コントラストが得られます。勾配エコー時間の選択（例えば同位相条件と逆位相条件）によって、画像における水と脂肪の信号表現がさらに変化し、水と脂肪の動画を別々に作成することが可能になります。
RT-MRIで一般的に使用されるもう1つのGREシーケンスは、前述のように、バランス勾配を用いたバランス定常状態自由歳差（bSSFP）です。[ 11 ]定常状態自由歳差では、繰り返し時間（TR）がT2よりも短くなります。これにより、次のRFパルスが印加される前に磁気信号が完全に減衰するのを防ぎ、時間とともに定常状態の信号が確立されます。[ 23 ]また、短いTRはbSSFPをRT-MRIに理想的なものにしています。
bSSFPにおけるピークMR信号の式は次のとおりです。
どこは初期磁化であり、そして。
したがって、MR信号はT2/T1に比例します。液体や脂肪など、T1とT2が類似している物質は、高いT2/T1コントラストを示し、信号強度は最大で。
bSSFP信号はFLASH信号よりも2倍大きい。
[ 23 ]
この強い体液/組織コントラストにより、bSSFPを用いたRT-MRIは心臓イメージングや血流可視化に適している。[ 23 ]
並列イメージングと併用される特定の画像再構成アルゴリズムは、k空間のアンダーサンプリングによって生じる可能性のある問題に対処します。SENSitivity Encoding (SENSE) は、各コイルからの部分的なk空間データを再構成し、部分的な画像を空間領域での最終スキャンに結合する方法です。[ 24 ]コイルの感度は、実際のイメージングの前またはイメージング処理中に最初に取得する必要があります。イメージングの残りの間、k空間はアンダーサンプリングされ、1行おきにスキップされるため、視野が半分になります。
2点の例として、元のエイリアシングされた画像のピクセルは、次の式によって「展開」され、最終的なスキャンが得られます。
2ポイントの場合、そして最終画像では。そしてエイリアシングされた画像の画像信号を表す。そしてコイル1の感度値は、そしてそれぞれ、そしてコイル2の感度値は、そしてそれぞれ。[ 24 ]
使用される別の再構成アルゴリズムは、汎用自動較正部分並列取得 (GRAPPA) です。GRAPPA は、最終画像を再構成する前に、k 空間領域でアンダーサンプリングされた k 空間データを補完します。[ 25 ] k 空間の中心を通る線は、通常、実際の画像と並行して完全にサンプリングされ、自動較正信号 (ACS) 領域が得られます。重み係数は ACS を使用して計算され、これらの係数は、各コイルが視野全体の周波数領域に適用するコイル固有の歪みを反映しています。次に、補完された k 空間データは逆フーリエ変換を受け、部分的でエイリアシングのない画像が構築されます。これらの画像は、空間領域で直接単純に結合されます。[ 25 ]
k空間データが非直交座標系の場合、高速フーリエ変換（FFT）には直交座標値が必要なため、再構成は計算上より困難になります。通常、FFTを適用する前にk空間データを直交座標系にリサンプリングする必要があります。GRAPPAは大量のキャリブレーションデータを取得することでこれらの問題に対処できますが、最速の再構成には一般的に直交座標データが必要です。[ 11 ]
最後に、並列画像再構成において考慮すべきもう1つの要素は、信号対雑音比（SNR）です。並列イメージングのSNRは、次の式を使用して計算できます。
[ 26 ]
どこは加速係数であり、は空間依存の幾何学的因子（使用するコイルの数またはコイル間の相互作用に比例）です。したがって、使用するコイルが多いほど、イメージング処理が速くなり、コイル間の相互作用が多くなり、結果としてSNRが低くなります。[ 26 ]
リアルタイム MRI の応用範囲は、乱流の非医療研究[ 27 ]から介入(外科) 手順の非侵襲的モニタリングまで多岐にわたりますが、新しい機能を活用する最も重要な応用は心血管イメージングです。[ 1 ]従来の心臓 MR (CMR) では、シネ技術を使用して心臓の周期的な動きを捉えていました。しかし、心周期が予測できない不整脈の患者にはこの方法は適用できません。 [ 28 ]新しい方法では、自由呼吸中に最大 50 フレーム/秒で拍動する心臓の動画をリアルタイムで取得でき、心電図との同期も不要です。 [ 29 ] Laubrockらによる研究[ 28 ]では、RT-MRI は bSSFP シーケンスとラジアル k 空間サンプリングを使用したシネ CMR よりも高い SNR で高品質の画像を生成することが実証されました。 RT-MRIは画像撮影中の息止めも不要にするため、患者にとってもより快適な体験となる。[ 28 ]
心臓MRI以外にも、リアルタイムアプリケーションでは、関節運動の機能研究（例：顎関節[ 30 ] 、膝関節、手首[ 31 ] ）や、発話時（調音音声学）[ 32 ]や嚥下時[ 33 ]における唇、舌、軟口蓋、声帯などの調音器官の協調的なダイナミクスの研究が行われています。特に筋骨格系のイメージングは、リアルタイム観察の恩恵を受けています。ニューヨーク大学グロスマン医学部の研究者[ 34 ]は、手の動きをイメージングするためのRT-MRIグローブを開発しました。このグローブは、急速に変化する磁場による渦電流の発生を防ぐために高インピーダンスコイルを使用し、高速イメージング時間のためにbSSFPを使用しています。高インピーダンスコイルにより、特定のコイル構成やアクティブ勾配シールドが不要になります。[ 35 ]
低侵襲手術のモニタリングを指す介入型MRIでは、画像の位置や向きなどのパラメータを対話的に変更することで応用が可能です。この応用は、手術中に組織の3D画像が必要な場合に特に役立ちます。[ 11 ]手術中に医師が使用する室内ディスプレイと、MRI対応の手術器具が必要です。これらの器具には、セラミック、プラスチック、または常磁性金属であるチタンが含まれます。bSSFPと複数のコイルによる並列イメージングを使用することで、毎秒5～10フレームのフレームレートが達成され、心臓手術の可視化が可能になりました。[ 11 ]
MRIリニアアクセラレータ（LINAC）は、手術台上で腫瘍や臓器を画像化できます。MRI誘導放射線療法（MRgRT）は、高額な費用と各治療に必要な人件費、そして従来の放射線療法プラットフォームと比較した臨床的利点が確立されていないことから、制限されています。[ 36 ]
並列イメージングコイルは体幹や心臓のイメージングには使用可能だが、他の身体部位にはまだ標準化されていない。音声や筋骨格のイメージングのための動的コイル設定は、現在の研究の重要な分野である。[ 11 ]
RT-MRI における画像再構成は、機械学習(ML) または深層学習(DL)の恩恵を受ける。ACS から非線形カーネルまたはマッピング関数を開発して k 空間データを埋め、最終画像を生成することができる。[ 37 ]このプロセス全体により、MRI プロセスが大幅に高速化される。画像セグメンテーションまたは病変の識別は、機械学習によって実現できる。深層学習では、畳み込みニューラルネットワークを使用して、マッピング関数をネットワークによって指定できる。ML と DL は、画像解像度と画像化速度を向上させる。[ 37 ]
高性能低磁場MRIスキャナも開発分野の一つです。[ 11 ]これらのスキャナは、0.35 Tや0.55 Tといった比較的低い磁場強度で動作します。bSSFPなどの多くのRT-MRI取得シーケンスでは、大きなオフ共鳴効果が発生します。オフ共鳴効果はB0磁場強度に比例して増加するため、B0を最小限に抑えることで、アーチファクトや画像歪みにつながるこれらの効果も最小限に抑えられます。[ 38 ]これによりTRを長くすることが可能になり、より広範囲のk空間サンプリング方法やシーケンス設計が可能になります。[ 11 ]最後に、低磁場MRIスキャナは、金属インプラントの加熱に伴う危険性を低減し、MRIのコストを削減します。[ 39 ]
