Magnetic Resonance Afgeleide myocard Strain Assessment Met behulp van functie Tracking

Summary

Een nauwkeurige en praktische methode om de parameters te meten achtige stam in myocardiale weefsel is van grote klinische waarde, want het is aangetoond, dat de stam is een meer gevoelige en eerder marker voor contractiele dysfunctie dan de vaak gebruikte parameter EF.

Abstract

Doel: Een accurate en praktische methode om de parameters te meten achtige stam in myocardiale weefsel is van grote klinische waarde, want het is aangetoond, dat de stam is een meer gevoelige en eerder marker voor contractiele dysfunctie dan de vaak gebruikte parameter EF. Huidige technologieën voor CMR zijn tijdrovend en moeilijk toe te passen in de klinische praktijk. Voorzien van tracking is een technologie die kan leiden tot meer automatisering en de robuustheid van de kwantitatieve analyse van medische beelden met minder tijd verbruik dan vergelijkbare methoden.

Methoden: Een automatische of handmatige invoer in een fase dient als een initialisatie van waaruit het systeem begint te volgen de verplaatsing van de individuele patronen die anatomische structuren in de tijd. De specialiteit van deze methode is dat de beelden niet hoeven te worden gemanipuleerd op geen enkele manier op voorhand, zoals bijvoorbeeld tagging van de CMR-beelden.

Resultaten: De methode is zeer geschikt voor het bijhouden van spierweefsel en met dit toestaan ​​kwantitatieve uitwerking van myocard en ook de doorbloeding.

Conclusies: Deze nieuwe methode biedt een robuuste en tijdbesparende procedure om myocardiale weefsel en bloed te kwantificeren met de verplaatsing, snelheid en vervorming parameters op regelmatige sequenties van CMR beeldvorming. Het kan daarom worden toegepast in de klinische praktijk.

Protocol

1. Introductie

Automatische detectie van de grenzen is een fundamenteel probleem in beeldanalyse. In cardiale beeldvorming, zou de mogelijkheid van een automatische detectie van de endocardiale grens in de beeldvorming van de linker ventrikel geven objectieve meting van de ventriculaire volumes, en myocard vervorming (stam). Dit werd bereikt in echocardiografie met speckle tracking techniek. De ontwikkeling van betrouwbare methoden voor de automatische detectie grens is een uitdagende taak die niet heeft over het algemeen een betrouwbare oplossing ontvangen van de cardiale magnetische resonantie (CMR). In feite, in de klinische praktijk, zijn de grenzen handmatig getrokken door de exploitant of software detecteert interface tussen myocard en holte ^1,2. In de huidige artikel zullen we een andere aanpak waar de grenzen niet zijn "ontdekt" in te voeren, in plaats van ze zijn "opgespoord", dat wil zeggen in de tijd gevolgd, te beginnen met een betrouwbare bestaande ogenblikkelijk spoor dat wordt over het algemeen, maar niet noodzakelijkerwijs-hand getrokken door de ervaren operator meer dan een enkel frame. De individuele punten componeren zo'n eerste betrouwbare spoor worden gevolgd in de tijd door te zoeken op dezelfde functies dat ongeveer een punt in haar omgeving zijn in de volgende frames. De gevolgde functies kunnen worden van de holte-weefsel grens of anatomische elementen die anders zijn dan langs het weefsel. Ze worden gevonden door methoden van maximum likelihood in twee regio's tussen de belangen van twee frames.

De lokale frame-naar-frame verplaatsing is gelijk aan het evalueren van de lokale snelheid (verhouding tussen de verplaatsing en de tijd interval). De automatische beoordeling van de snelheid op een punt wordt bepaald door vergelijking van de verplaatsing van het beeld gegevens over zo'n punt in twee opeenvolgende frames. Dergelijke methoden zijn gebruikt, in verschillende formuleringen, op vele onderzoeksgebieden. Ze vallen in de categorie Algemeen bekend als Optical Flow, in geavanceerde beeldanalyse ^3,4. Ze worden meestal aangeduid als Speckle Tracking in echografisch beeldvorming wanneer dergelijke snelheden worden gebruikt om fysiologische beweging ^{5, 6} volgen maar ook van toepassing op alle andere afbeelding modaliteit, zoals CMR waar deze methoden zijn genoemd als feature tracking of rand tracking.

2. Materiaal en Methoden

Functie Methode voor het bijhouden

Endocardiale of epicardiale rand van een 2D-CMR cine wordt handmatig getraceerd op een willekeurig frame (zie figuur 1). Mid-myocard functies kunnen ook worden getraceerd. Een dergelijke grens is dan gedefinieerd als een opeenvolging van N punten, geïdentificeerd door hun coördineren paren (x _i, y _i) met i = 1 ... N. De grens tracking opbrengst door het bijhouden van elk een punt, is een dergelijke traceren op basis van een hiërarchische algoritme op meerdere schalen en door een combinatie van 1D tracking technieken, die een hogere nauwkeurigheid en 2D-tracking, die nodig is om goed te detecteren de 2D ruimtelijk uitgebreide garantie functies.

Om eerst de grote geometrische verplaatsing van de grens vast te leggen, is de tracking uitgevoerd in de richting loodrecht op de grens waar de holte-weefsel grens is best herkenbaar. De tracking langs deze richting wordt uitgevoerd met behulp van de methode van transmurale snijdt als volgt (zie figuur 3). Een lijn oversteken van de muur, die door het punt en loodrecht op het is getekend. De pixels genomen langs de transmurale lijn worden geplaatst in kolommen, elke kolom overeenkomt met een frame van de opeenvolging van de beelden. Op deze manier de evolutie langs een transmuraal gesneden kunnen worden weergegeven voor alle momenten in een keer in een tweedimensionale afbeelding, waar de ene as de afstand langs de lijn en de andere as is de tijd (zie figuur 2). Deze voorstelling komt overeen met wat wordt aangeduid als een M-mode in echocardiografie, in CMR het meer overeen met de "Scout"-functie. Ter verbetering van de kwaliteit van de analyse, in het geval van een slechte foto's met een lage signaal-ruisverhouding, wordt de ruimte time representatie gebouwd met behulp van een lijn voor de transmurale gesneden met een dikte van 5 pixels. De grens tracking is vervolgens uitgevoerd langs de ruimte-tijd beeld.

In een tweede stap om rekening te houden de 2D verplaatsing van de grens, een standaard 2D-tracking (optische flow-based) wordt uitgevoerd, voor elk punt afzonderlijk, op een MxM bewegende venster dat altijd is gericht op de eerder geschatte grenspost. 2D-tracking is uitgevoerd in twee stappen, waar de helft van de eerste schatting wordt gebruikt om het centrum de bewegende ramen in de tweede tracking passage. Het venster wordt dan teruggebracht 32-16 in twee extra passages.

Ter verbetering van de nauwkeurigheid van de beweging langs de grens die wordt gebruikt om rotatie en torsie te schatten, is de 1D tracking uitgevoerd langs de ruimte-tijd beelden opgebouwd uit dikke sneden "parallel" aan de gebogen rand (zie figuur 3). Op elk punt, onafhankelijk van elkaar, de pixelsgenomen langs de bewegende grens, gecentreerd op de bewegende punten grens, worden in kolommen, elke kolom overeenkomt met een frame van de opeenvolging van de beelden. Ter verbetering van de kwaliteit van de analyse, en de beste vastleggen van de eigenschappen aan de grens de lijn van 5 pixels uitgebreid in het weefsel (sub-endocard). De grens tracking is vervolgens uitgevoerd langs de ruimte-tijd afbeelding met dezelfde procedure zoals hierboven beschreven. Om de ruimtelijke samenhang in de gevolgde grens, een 3-punts mediaan filter en een 3-punts Gaussian filter (van gewichten 0,25, 0,5, 0,25) wordt toegepast voor de verplaatsing berekend tegen naburige punten bij elke stap.

Tracking Langs de 2D Space-Time Image

Dit hoofdstuk beschrijft een procedure voor het volgen van een rand langs de ene richting in een twee-dimensionaal beeld (M-mode-like) vanaf een bekende positie op een moment.

X is gedefinieerd als de horizontale richting en y de verticale richting. Kolommen zijn geannoteerd x _i, i = 1 ... M, waarin M het aantal kolommen in het beeld. De tracking wordt gegeven door de bepaling van een discrete reeks van reële getallen y _i = y (x _i), uitgaande van een bekend punt y _k die overeenkomen met de kolommen x _k.

De verplaatsing van het bekende punt y _k om het punt y _k +1 wordt geschat door het evalueren van de cross-correlatie tussen de gehele kolom van x _k met de hele kolom op x _k +1. De cross-correlatie-functie zal een maximum, de positie van de maximale waarde van de verticale verplaatsing nodig is om de gelijkenis tussen de twee kolommen te maximaliseren geeft, is dus y _k +1 geschat door het toevoegen van zo'n verplaatsing naar y _k. Deze procedure wordt herhaald tussen alle paren van de nabijgelegen kolommen en het resultaat is een schatting van de gehele grens y _i, i = 1 ... M. De cross-correlatie is hier berekend met behulp van een Fast Fourier Transform algoritme om de rekentijd te beperken.

De eerste schatting y _i is verder iteratief verfijnd. Om dit te bereiken doel een subset van het beeld wordt gewonnen door het nemen van een paar punten boven en onder de vorige raming y _i en een nieuw beeld, waarvan het middelpunt komt overeen met de volgorde y _i wordt gegenereerd en gebruikt voor de correctie volgen. Deze verfijning wordt herhaald totdat geen correctie is gevonden.

Een verbeterde en meer natuurlijk resultaat wordt dan bereikt door een laatste slang procedure [5] te volgen, in de ruimte-time beeld, helderheid van het beeld niveau dat door het vaste punt _y-k. Het hele proces maakt gebruik van de tijd periodiciteit om een ​​periodieke resultaat te waarborgen en voorkomen dat de drift effect.

Beperking van de technische Feature Tracking

De grens tracking techniek, net als elke speckle tracking methode is gebaseerd op de kwantificering van veranderingen op de pixel de helderheid van het ene frame naar de andere. Dit geeft een ondergrens aan de snelheid met betrekking tot de noodzaak om te zien een spikkel, dat is een pixel op een frame, het verplaatsen naar de naburige pixel in het volgende frame. Deze limiet is dus

Vergelijking 1
waar Δx is de pixelgrootte en At is het tijdsinterval tussen de twee frames. De coëfficiënt k hangt af van de kwaliteit van de tracking algoritme en van haar vermogen om dynamische sub-pixel variaties te evalueren. Deze limiet betekent dat de snelheden die ver boven deze limiet zijn geschat met grote nauwkeurigheid, is zo'n nauwkeurigheid verminderd wanneer velocity waarden aanpak en vallen onder een dergelijke beperking.

Deze beperking houdt ook in dat een verhoging van de overname frame-rate (vermindering van At) aan de ene kant een eenvoudiger evaluatie van de grote snelheden en hun snelle variaties (zoals tijdens de isovolumic fasen) mogelijk maakt. Aan de andere kant, de toename van het frame rate (vermindering van At) deze limiet verhogen en impliceren een verminderde nauwkeurigheid bij de evaluatie van lagere snelheden totdat het niet vergezeld gaat van een vergelijkbare toename van de ruimtelijke resolutie (vermindering van Δx).

Phantom Image Voorbereiding

Een reeks van kunstmatige computer-gegenereerde loops is opgesteld voor het testen van de beeldanalyse procedure toe in eenvoudige en perfect gecontroleerde omstandigheden. Hiervoor was een fantoom in een korte as projectie van een ideale linker ventrikel als volgt bereid.

De endocardiale en epicardiale grenzen worden vertegenwoordigd door twee concentrische cirkels met straal R ₀ (t) en R _een (t), respectievelijk. Het beeld wordt voorbereid door het maken van de annulus, die vertegenwoordigersts het weefsel tussen de twee grenzen, zo gelijkmatig gekleurd grijs op een zwarte achtergrond. Dan is een 8x8 top-hat lineaire filter wordt toegepast op onfysische discontinuïteiten te vermijden.

Het epicard beweging is genomen, in [mm], als R ₀ (t) = 10 +5 cos (2πt / T) waarbij T is de hartslag periode genomen als T = 1s. De theoretische endocardiale kinematica is constant langs de grens en is afhankelijk van de tijd alleen, snelheid is alleen radiale en gegeven door V0 (t) = ₀ dR / dt =- π sin (2πt / T), in [cm / s]. Percentage stam, ten opzichte van de lengte van de grens heeft op het tijdstip nul berekend, is St ₀ (t) = 100x (R ₀ (t)-R ₀ (0)) / R ₀ (0) = 100 (cos (2πt / T ) -1) / 3, en reksnelheid volgt uit (1) als SR ₀ (t) = 10 V0 / R _0, in [s ^-1]. Het epicard is ofwel aangenomen als het verplaatsen dus een constante dikte, R ₁ (t) = R ₀ (t) +5 mm, of als nog _een R (t) = R ₀ (0) +5 mm.

Elk beeld is vierkant van de omvang van 48mm, gericht op het weefsel annulus, en heeft een resolutie NxN. Voorbeeld afbeeldingen worden weergegeven in figuur 4, platen a en b, van de stam en reksnelheid tijd profielen zijn weergegeven in figuur 4, platen c en d. De lussen worden bereid door het variëren van de resolutie van N, de frame-rate FR, en het epicardiale soort van beweging.
De endocardiale tracking methode wordt toegepast op dergelijke beelden door te nemen op de eerste frame een aantal N _p van punten gelijkmatig verdeeld langs de cirkelvormige endocard.

3. Representatieve resultaten

Phantom Studie

De toepassing van de beeldanalyse methode om de computer gegenereerde spookbeelden is hier geanalyseerd. Een globale maat voor de uiteindelijke fout wordt berekend door de root mean square procentuele verschil. De root mean square, gemiddelde en maximale fouten in het endocard stam worden gedefinieerd als

Vergelijking 2
waar St. ₀ (t) is de exacte waarde, St (t) is de waarde berekend door de beeldanalyse, en de sommaties zich uitstrekken over alle frames N _F = FRxT. Dezelfde definitie wordt gebruikt voor de straal, snelheid en reksnelheid. De tracking is over het onafhankelijk van de positie langs het endocard, de verschillen tussen de verschillende punten is ruim onder de 1%.

De resultaten zijn samengevat in Tabel I voor 15 fantomen met verschillende ruimtelijke resolutie, frame-rate, en epicardiale randtype van de beweging, is het effect van het variëren het aantal punten gebruikt om de endocardgrens track ook getoond.

Fouten zijn in alle gevallen erg klein voor de integrale hoeveelheden (radius en stam) en iets groter voor de differentiële hoeveelheden (snelheid en strain rate) die gerelateerd zijn aan de afgeleide van de eerste. Dit was verwacht, omdat de afgeleide operator versterkt fouten. De kwaliteit van de resultaten wordt afgebroken wanneer de resolutie wordt verlaagd, in feite, de nauwkeurigheid is gerelateerd aan de pixelgrootte die vertegenwoordigt (in een losse zin) de minimale verplaatsing leesbaar van het ene frame naar de andere. De tijd die resolutie heeft geen significante invloed op de resultaten totdat het frame-rate is voldoende, bij zeer hoge frame-rate resultaat niet verbeteren omdat frame voor frame verplaatsingen lager wordt dan de pixelgrootte. Dit toont aan dat een stijging van de frame-rate is van weinig of geen nut wanneer deze niet gepaard met een toename van de ruimtelijke resolutie.

Echter, de eenvoudige sinusvormige beweging hier beschouwd als niet nodig een extreem tijdsresolutie. Ook van het gebruik van zo weinig als 8 punten is voldoende om de eenvoudige, ronde, endocardiale vorm te volgen. Endocardiale resultaten zijn niet noemenswaardig beïnvloed door het type van beweging die het epicard ondergaat. We hebben ook vastgesteld dat de resultaten niet significant wordt beïnvloed door de gekozen afbeelding filtering.

Een visuele presentatie van de resultaten wordt gegeven in figuur 4, waar de berekende endocardiale grens op twee momenten wordt gerapporteerd over de spookbeelden (platen a en b). De stam en de reksnelheid worden gerapporteerd in (platen c en d) voor het geval # 1 en de kleine resolutie geval # 8. De stam en de reksnelheid in het geval # 1 (vierkanten) presenteert een uitstekende overeenkomst met de theoretische waarde, de gemiddelde fout gelijk is aan 0,6% en 3%, respectievelijk. De overeenkomst is alleen een beetje erger in het geval # 8, waar de beeldresolutie is, gehalveerd met fouten 0,9% en 4,5% voor belasting en strain rate respectievelijk.

Klinische validatie ^1.

We vergeleken mid-LV hele slice omtrek myocardiale rek (ε _cc) door de Harmonic Imaging Phase (harp) en FT technieken in 191 Duchene spierdystrofie Patiegen ingedeeld naar leeftijd en ernst van cardiale dysfunctie en 42 op leeftijd gematchte, controlepersonen. Retrospectief, off-line analyse werd uitgevoerd op afgestemd gelabeld en SSFP plakjes. Voor de hele studiepopulatie (n = 233), gemiddelde FT ε _cc (-13,3 ± 3,8%) waren sterk gecorreleerd met harp ε _cc (-13,6 ± 3,4%) met een Pearson correlatie coëfficiënt van 0,899. De gemiddelde ε _cc van DMD-patiënten wordt bepaald door HARP (-12.52 ± 2.69%) en FT (-12.16 ± 3.12%) waren niet significant verschillend (p = NS). Ook de gemiddelde ε _cc van de controlegroep door de vastberaden HARP (-18.85 ± 1.86) en FT (-18.81 ± 1.83) was niet significant verschillend (p = NS). We concludeerden dat FT-gebaseerde beoordeling van ε _cc hoog correleert met ε _cc afgeleid van gecodeerde beelden in een grote DMD patiëntenpopulatie met een breed scala van cardiale dysfunctie.

Phantom #	Frame Rate	Resol. N	Epicardiale beweging	N p	ε R	ε R max	ε V	ε V max	ε SR	ε SR max	ε St	ε St max
1	32	401	met endo	16	0.57	1.10	3.98	8.26	2.95	6.55	0.59	1.34
2	32	401	geen beweging	16	0.27	0.60	3.62	8.53	2.90	5.99	0.75	1.29
3	64	401	met endo	16	0.35	0.62	1.75	4.92	3.08	10,47	0.34	0.86
4	64	401	geen beweging	16	0.39	0.73	1.78	5.48	2.38	6.46	0.32	0.63
5	128	401	met endo	16	0.22	0.40	1.57	3.66	2.73	8.39	0.35	0.89
6	16	401	met endo	16	0.41	0.92	12,10	18,27	7.12	15,17	0.88	1.93
7	32	201	met endo	16	0.43	0.82	3.84	7.03	4.21	7.79	0.83	1.52
8	32	201	geen beweging	16	0.49	0.90	4.00	8.54	4.54	10,84	0.93	1.64
9	32	101	met endo	16	2.58	3.87	5.70	17,44	9.22	18,27	4.44	6.77
10	32	401	met endo	64	0.32	0.73	3.98	8.09	3.11	8.86	0.48	1.10
11	32	401	geen beweging	64	0.33	0.53	3.56	7.83	2.78	7.44	0.70	0.98
12	32	401	met endo	32	0.44	1.00	3.99	8.16	2.99	6.82	0.63	1.49
13	32	401	met endo	8	0.20	0.41	3.64	6.84	3.09	9.10	0.43	0.74
14	32	401	geen beweging	8	0.22	0.41	3.36	7.42	2.76	5.93	0.58	1.01
15 *	32	401	met endo	16	1.35	2.42	5.54	9.68	7.02	16,58	2.62	4.46

Tabel 1 Phantom analyse van endocardgrens tracking:. Kwadratische gemiddelde en maximale procentuele fouten [%] worden berekend voor de belangrijkste hoeveelheden in de correspondentie van de verschillende fantoom parameters. De parameters vet gemarkeerd geven de variaties van de Phantom # 1. De afhankelijkheid van de frame-rate, resolutie, en het aantal punten gevolgd wordt beschouwd. De invloed van het type epicardiale beweging wordt beschouwd als voor de twee het beperken van gevallen waarin de epicardiale grens niet beweegt (geen beweging) of verplaatst met een endo (geen verdikking). De laatste fantoom (*) is gebouwd zonder het filteren van de basic stapsgewijze beelden met een helderheid veranderen abrupt in een pixel. Fouten boven de 10% zijn vet gemarkeerd.

Figuur 1. CMR beeld van de linker ventrikel, in lange as te bekijken (foto links) en in korte as te bekijken (foto rechts), met een getraceerd endocardgrens getrokken op de top.

Figuur 2. Space-time representatie, waar ruimte is langs een transmurale snijden, van het beeld sequentie. De transmurale cut wordt genomen als voor het uitgangspunt in figuur 3. De tijdsevolutie van het startpunt, automatisch bijgehouden, is gemeld.

Figuur 3. Afbeelding van de linker ventrikel, met lange as uitzicht, met transmuraal snijdt en snijdt parallel met gebogen rand.

Figuur 4. Phantom te bestuderen. Twee beelden(Case # 2) bij maximale expansie (plaat a) en inkrimping (plaat b), zijn de berekende endocardgrens punten overlapt. De stam (plaat c) en de reksnelheid (plaat d) berekend met twee verschillende fantomen (cases # 1 en # 8) worden weergegeven in vergelijking met de effectieve waarden.

Figuur 5. Voorbeelden van globale omtrek (zwarte curve) en segmentale stam (kleur curves) in de normale patiënten (a). Voorbeeld van een globale omtrek (zwarte curve) en segmentale circumferental starain (kleur curves) bij patiënten met depressieve linker ventrikel functie en linker bundeltakblok (b). Let op andere timing van de piek omtrek stam indicatie van de aanwezigheid van de linker ventrikel dyssynchronie

Discussion

Beschrijven we een nieuwe methode "feature volgen" om vervorming en verplaatsing parameters te meten in myocardiale weefsel afgeleid van SSFP beelden. Deze methode werd onlangs gevalideerd tegen HARP bij de beoordeling van de wereldwijde piek circumferentiële strain in een grote populatie van patiënten met Duchenne spierdystrofie (1). We vonden een goede correlatie tussen deze twee technieken. Functie tracking technologie is betrekkelijk eenvoudig in gebruik en heeft geen behoefte aan een extra beeldvormingssequenties zoals tagging, SENSE of dicht. Naast de klinisch gevalideerde beoordeling van de piek wereldwijde Ecc, kunnen regionale stam gegevens worden ontleend, alsmede FT lijkt te zijn een robuuste techniek in staat om de lengte-en radiale LV strain, alsmede op longitudinale rechter ventrikel strain te schatten.

Meer studies moeten worden gedaan om precies de grenzen van de techniek ten aanzien van temporele en ruimtelijke resolutie van het beeld. FT maakt vergelijkingen over andere modaliteiten, zoals echocardiografie, omdat het uitgangspunt is hetzelfde.

Conclusie

Feature selectie heeft het potentieel om te worden geïntegreerd in de klinische praktijk, omdat het elimineert de noodzaak van tijdrovende analyse en extra acquisitie procedure. FT kan worden gebruikt voor de beoordeling van de linker en rechter ventrikel globale en segmentale stammen, linker ventrikel dyssynchronie. Verdere klinische studies zijn aan de gang om het nut van FT te beoordelen in de klinische cardiologie.

Materials

Name	Company	Catalog Number	Comments
Diogenes® Feature Tracking software	TomTec Imaging Systems, Fulda, Germany