Manyetik Rezonans Difüzyon Tensor Görüntüleme ile Meme Mimari Özellikleri İzleme ve algılama Meme Kanseri

1Department of Biological Regulation, Weizmann Institute of Science, 2Unit of Biological Services, Weizmann Institute of Science, 3Department of Diagnostic Imaging, Meir Medical Center, 4Pathology Department, Meir Medical Center
Published 12/15/2014
0 Comments
  CITE THIS  SHARE 
Medicine
 

Summary

Cite this Article

Copy Citation

Nissan, N., Furman-Haran, E., Feinberg-Shapiro, M., Grobgeld, D., Eyal, E., Zehavi, T., et al. Tracking the Mammary Architectural Features and Detecting Breast Cancer with Magnetic Resonance Diffusion Tensor Imaging. J. Vis. Exp. (94), e52048, doi:10.3791/52048 (2014).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Introduction

Meme kanseri dünyada kadınlar arasında en sık görülen kanser nedenidir. Meme kanserinde erken tanı, meme kanseri hastalarının yaşam kalitesinin ve süresinin artırılmasında kritik bir role sahiptir. Meme kanseri tespiti için geçerli standart yöntemleri, x-ışını mamografi ve ultrason tarama dayanmaktadır. yetersiz duyarlılık ve özellikle yoğun meme lezyonları saptamak için bu tekniklerin, özgüllüğü, meme manyetik rezonans görüntüleme (MRG) gibi diğer tekniklerin geliştirilmesini teşvik etmiştir. Dinamik kontrastlı (DCE) MRG meme kanseri 1,2 tespiti ve teşhisi için güçlü bir araç olarak kurulmuş ve sık sık bilgisayar destekli tanı kolaylaşır 3 anlamına gelir. Şu anda böyle yüksek riskli hastalarda 4 gibi özel durumlarda, kullanılan, ancak rutin tarama için, muhtemelen yüksek maliyetler nedeniyle, gerek bir kontrast madde enjeksiyonu, standardizasyon a eksikliği kullanmak için değilnd düşük / orta değerlerden 5,6 kombine mamografi ve DCE-MRI 7,8 kullanılarak elde edilmiştir yüksek değerlere kadar malign lezyonların benign ayrımında değişken özgüllük. Daha yakın zamanlarda, difüzyon DCE-MRI bir tamamlayıcısı yöntemi olarak değerlendirilmiştir MRG ve görünür difüzyon katsayısı (ADC) çıkan haritalar ağırlıklı ve gösterilen kanser, iyi huylu lezyonlar ve normal meme dokusu 9,10 ayırt yardımcı olabilir ADC değerleri . Buna ek olarak, meme difüzyon tensör görüntüleme (DTG) çalışmaları 1.5 T 11-15 alan gücünde ve 3 T 16-24 sağlıklı gönüllüler ve meme lezyonu olan hastalarda başlatılmıştır. Bu çalışmaların çoğu ADC ve fraksiyonel anizotropi (FA) değerleri 11,12,14,15,20-23 bildirdi ve FA 13,20 daha tekrarlanabilir ADC değerleri ile tekrarlanabilir olması için bu iki parametre bulundu. Bu çalışmaların sonuçları malign lezyonları comp gibi düşük ADC değerleri gösterirler belirttiNormal doku ve iyi huylu lezyonların ared, ancak çelişkili sonuçlar değerler ve FA 11,12,14,20-23 teşhis yetenek bildirildi. 3 T DTI çalışmalar bir dizi meme dokusu çerçevesinde üç tensör Özdeğer ve özvektörler değerleri de rapor ve sonuçlar vektör ana eigenvector'ü haritalar ve özdeğerler parametrik haritalar, ADC, FA sunuldu ve maksimal anizotropi göstergesi 16-19,24. Bu çalışmalarda temel difüzyon özdeğer ve maksimal anizotropi kanser lezyonlarının saptanması ve tanısında en duyarlı bağımsız parametre olarak hizmet gösterilmiştir

Meme fibroglandular dokusu ve yağ dokusu oluşur. fibroglandular yumuşak kağıt olup, boyut ve şekil olarak oldukça değişken birçok loblar, oluşmaktadır. Her lob mikro fonksiyonel meme ağaç ve bez doku oluşturan ilişkili lobülleri ve çevredeki bağ-fi içerirfibröz doku. Çoğu meme maligniteler çevredeki dokuya sızması ile invaziv karsinoma in situ karsinom dönüşmesi, gelişmekte kanalları veya lobülleri epitel hücrelerinin, anormal çoğalması ile başlar. Bu nedenle, duktal / lobüler yapılar malign meme dönüşüm soruşturma bir zorunluluk alanı vardır.

duktal ağaçların yapısal özellikleri ilk mastektomi örneklerinin 25 kanallara renkli balmumu enjeksiyonu kullanılarak Sir Astley Cooper tarafından 1840 yılında ex vivo incelenmiştir. Son zamanlarda, tüm meme duktal ağaçların bilgisayar kaynaklı izleme mastektomi numuneleri 26,27 ile birkaç insan göğüsler elde edilmiştir. Burada sunulan çalışma, in vivo difüzyon tensör görüntüleme ile elde edilen parametreler non-invaziv meme kanseri tespiti de sağlayan, farklı meme dokusu mikroyapı özellikleri ile ilgili bilgi sağlar olduğunu göstermektedir.

pMeme difüzyon tensör görüntüleme altında yatan hysical ilkeler ölçmek ve kısıtlı ortamlarda 28 anizotropik su difüzyon ölçmek için MRG yetenek dayanmaktadır. Su hareketi difüzyon duvarları hızlı serbest difüzyon paralel ve duvarlara dik bir yavaş kısıtlı difüzyon ile (anizotropik olur çünkü geçirimsiz duvarların kısıtlama durdurulur Genel olarak, homojen çözümleri su difüzyon, ancak, özgür ve izotropik Şekil 1). Dokularda su difüzyon karmaşıktır ve intra yapısal ve fizyolojik özellikleri ve hücrelerin boyutları, hücrelerin yoğunluğu, hücre dışı eğrilik ve zarlar boyunca ve aynı zamanda vasküler ve lenf ağların varlığı su değişimi de dahil olmak üzere hücre bölmelerine bağlıdır (Şekil 2).

Şekil 1,
Şekil 1: Ücretsiz ve sınırlı difüzyon geçirimsiz duvarlar (sağda) ile sınırlı bir su molekülü serbest difüzyon (solda) ve difüzyon şematik çizimi..

Şekil 2,
Şekil 2: bir dokuda Kompleks difüzyon hücre dışı ve hücre içi bölmelerin ve bu iki bölüm arasında bir su değişimi (oklar) su moleküllerinin hareketini gösteren bir selüler sistemde bir su difüzyonu şematik çizimi..

Nedeniyle meme özgü mimari özelliklerine meme kanalları ve lobülleri su moleküllerinin difüzyon kısıtlı ve anizotropik hareketinin belli bir örneği sunuyoruz: kanalların duvarlarına paralel olarak ve difüzyon serbest difüzyon buna yakın lobülleri ama duvarlara bu duvarlar tarafından kısıtlanır iki oluşan dik yönlerdeHücre ve temel zar katmanları. Sonuç olarak duktal / glandüler sistemde difüzyon nispeten hızlı ve anizotropiktir. Öte yandan, kanalların çevreleyen bağ fibröz doku difüzyon bu dokuda, yüksek su içeriği ve düşük hücre yoğunluğunda (Şekiller 3 ve 4) bir sonucu olarak, hızlı ve izotropiktir. Habis varlığında, kanser hücreleri tarafından kanal ve lobüllerini blokajı (ve Şekil 3, 4) tüm yönlerde ve anizotropik hareketi difüzyon katsayılarının bir azalmaya neden olan, su hareketi eğrilik ve kısıtlama arttırır.

Şekil 3,
Şekil 3: Meme lobülleri difüzyon lobülleri aracılığıyla bir kesim ve bir lobül içindeki su difüzyon şematik çizimi.. Sol: Hızlı gösteren lobüller 'duvarlarla sınırlı su difüzyonduvarlara dik difüzyon duvarlara paralel ve sınırlı difüzyon. Sağ: Kanser hücreleri ile lobülleri difüzyon. Hücre dışı bölüme difüzyon Yüksek düzeyde engellenmiş ancak tüm yönleri içindeki ve dolayısıyla neredeyse izotropik edilir.

Şekil 4,
Şekil 4:. Duktal ağaç sisteminde su difüzyon Sol: onların yayılan yönünü ve onların arası dallanma 25 gösteren renkli balmumu ile enjekte Meme kanalları. Orta: kanallarının (siyah oklar) içindeki difüzyon gösteren vektörler ile normal bir duktal ağacın şematik çizim ve bağ dokusunda (yeşil oklar). Sağ: Kanser hücrelerinin iki lokus (mor) ile bir duktal ağacının şematik çizimi. Kırmızı oklar kanserlerde difüzyon sergiler.

Bu kağıt detaylı difüzyon tensör tarama yöntemi ve pr açıklarocessing algoritmaları ve meme malignite tespit etkin DTI veri setlerinin yazılım analizi. Tüm kanserler meme biyopsisi ve / veya cerrahi örneklerinin histopatolojik bulguları ile teyit edildi. Biz de meme anatomik özellikleri yanı sıra, DTI algılama hassasiyetini değerlendirmek için bir referans yöntem olarak görev DCE tarama protokolü elde etmek için T2 ağırlıklı tarama protokol açıklar. Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.

Protocol

NOT: Tüm protokoller Meir Tıp Merkezi, Kfar Saba-İsrail İç Değerlendirme Kurulu tarafından onaylanmış ve bir imzalı bilgilendirilmiş onam tüm konularda elde edilmiştir.

MRG Tarayıcı 1. Hasta Hazırlama ve Konumlandırma

  1. Kontrast madde enjeksiyonu için sol veya sağ kolunda bir kateter yerleştirin.
  2. Şekil 5'te gösterildiği gibi hasta meme bobin ikili açıklıklar serbestçe asılı iki memede yüzüstü pozisyonda yatarken emin olun.
  3. Baş hastanın baş ve boyun konfor için bir yastık üzerinde konumlandırılmış ve Şekil 5'te gösterildiği gibi iki kolunu başının üstünde yerleştirildiğinden emin olun.
  4. Her meme Şekil 5'te gösterildiği gibi derinden gelen bobin açılması içinde mümkün olduğunca gevşek ve asılı, merkezi konumlandırma olduğundan emin olun.

e 5 "src =" / files / ftp_upload / 52.048 / 52048fig5highres.jpg "/>
Şekil 5: Meme MR tarama için bir kadının Konumlama. Eğilimli konumu ve meme bobin ikili açıklıklar hem göğüsler serbest asılı unutmayın.

  1. Damardan kateter için otomatik enjeksiyon pompası bağlayın.

2. MRI tarama

  1. Görüş alanını (FOV) her iki göğsü lokalize için MRI tarayıcısı ile bir pilot görüntü elde ve belirlemek dilimleri ve dilim kalınlığı sayısı tamamen aksillaya ve göğüs duvarına uzantısı ile her iki meme kapsayacak.
  2. MRI tarayıcısı ile yapılan tüm aşağıdaki tarama dizilerde, her durum için FOV, dilim sayısı ve dilim kalınlığı aynı değeri tutmak. Örneğin, okuma ve faz yönünde 360 ​​mm FOV, meme büyüklüğüne bağlı olarak 2-3 mm arasında değişen dilim kalınlığı, ve bir faz kodlama yönü L ile 60 eksenel dilimleri elde2, Tablo 1 içinde gösterildiği gibi,> R, ya da R >> L her bir dizin için kullanılan alıcı matris boyutu ile ilgili olarak, aşağıdaki dizileri düzlem çözünürlüğü değişir.
Deneysel parametre 2B T2 ağırlıklı 2B DTI 2D GE Alan haritalama 3D DCE
Tekrarlama zamanı (TR) msn 5,500 10,800 669 6.8
Eko zamanı (TE) msn 122 120 4.92 2.49
TE (2) 7.38
Kapak açısı, derece 60 18
Toplama matrisi 640 x 428 192 x 192 64 x 192 428 x 428
Ortalamalar 1 1 1 1
ardışımlanması 4 1 1 1
Turbo faktörü 21
Dilim başına trenlerin sayısı 11
Eko aralığı, msn 10 0.79
Bant genişliği, Hz / piksel 300 1860 1532 560
Düzlem tarama çözünürlüğü olarak 0.56 x 0.84 1.9 x 1.9 0.8 x 0.8
Düzlem görüntü çözünürlüğü olarak 0.56 x 0.56 1.9 x 1.9 1.9 x 1.9 0.8 x 0.8
Toplama süresi, dk: sn 04:26 6:09 01:28 01:06 (x9)
Difüzyon geçişlerini arasında 30
Yağ baskılama hayır FAT-SAT / Spair 1 hayır
B-değerleri dak / mm 2 0 700

Tablo 1:. Bu çalışmada kullanılan dizilerin Deneysel parametreleri 1 FAT-SAT: Yağ Doygunluk. Spair: Spektral Atenüe İnversiyon Kurtarma.

  1. MRG tarayıcının kullanıcı arayüzü bilgisayar ile hem göğüsler ve aksillayı içeren bir bölgede lokalize ve bir layneri kutusu tanımlamak. Manyetik alan 29 optimize etmek iteratif layneri stratejisi uygulayın.
    1. Kullanıcı arayüzü bilgisayar ekranında proton spektrumu görüntülemek ve t frekans merkezleme ile shimming ayarlayınO su rezonans frekansı ve daha sonra yağ rezonans frekansına. En iyi yağ ve su sinyallerini ayırır ve proton spektrumunda ortaya maksimum sinyal yoğunluğu ve şekli optimize kadar shimming tekrarlayın. Işınlama frekans su rezonans frekansı merkezli olduğundan emin olun.
  2. 2. açılır parametreleri Fix hızlanma faktörü, genelleştirilmiş oto-kalibrasyon kısmen paralel toplama (GRAPPA) ile yağ doygunluk olmadan yüksek uzaysal çözünürlükte kullanıcı arayüzü bilgisayar aracılığıyla 2B enine T2 ağırlıklı turbo sıkma-eko çok dilim dizisi uygulayın Tablo 1'de sütununda "2B T2 ağırlıklı" kendi değerlerine göre ekranda.
  3. Kullanıcı arayüzü bilgisayar aracılığıyla 2B çapraz, yağ baskılı, spin-eko difüzyon tensör görüntüleme uygulayın - DTI 2. parametrelerini saptamak ivme faktörü ile, iki kez GRAPPA kullanarak eko planar görüntüleme sekansı 30, refocused kullanarakÇizelge 1 sütun "2B DTI" kendi değerlerine göre ekranda açılır.
  4. Eko-planar görüntüleme (EPI) geometrik bozulmaları düzeltmek için kullanıcı arayüzü bilgisayar aracılığıyla bir alan haritalama dizisi uygulayın ve Jezzard ve Balaban 31 tarafından açıklandığı gibi faz diferansiyel görüntüleri elde edebilir. Dizisi iki-faz farklı yankı süreleri ile 2D çapraz gradient eko (GE) görüntü satın içerir emin olun, ve faz kodlama yönü DTI dizisi (adım 2.5) de aynı olduğunu. Tablo 1'de sütununda "2D ​​GE Alan haritalama" kendi değerlerine göre ekranda açılır parametreleri Fix.
  5. Kullanıcı arayüzü bilgisayar aracılığıyla üç kez noktası (3TP) yöntemine 32 göre optimize parametreler ile yağ-bastırma olmadan 3D hızlı gradyan eko sekansı kullanarak bir dinamik kontrastlı protokolü uygulayın. Parametrelerini saptamak oTablo 1'de sütununda "3D DCE" kendi değerlerine göre ekranda açılır.
    1. Adım 2.7 protokole göre ilk iki kontrast öncesi görüntüleri kaydetmek.
  6. Bir tuz akışı 20 ml, ardından, 2 ml / sn arasında bir hızda otomatik bir pompa kullanılarak, 0.1 mmol / kg vücut ağırlığı bir dozda, ikinci ön-kontrast satın kontrast ajanı gadopentetatedimeglumine sonuna kadar 15 saniye enjekte 2 ml / sn.
    1. 54, 120, 186, 252, 318, 384, ve 450 sn sonrası kontrast enjeksiyonu aşama 2.7 protokole göre yedi sıralı 3D veri setlerinin kayıt devam edin.
  7. Kullanıcı arayüzü bilgisayar aracılığıyla 2B enine uygulayın T2 ağırlıklı yağ T2 ağırlıklı görüntüleme için kullanılan benzer deneysel ayrıntıları adım 2.4 tarif turbo hızlandırma faktörü 2. Kullanımına GRAPPA kullanarak yüksek uzaysal çözünürlükte çoklu dilim dizisi, spin-eko bastırılmış Not: MRI protokolünde adımları özetleyen bir zaman süreci, Şekil 6'da verilmiştir.

Şekil 6,
Şekil 6: Klinik MRG protokolü Zaman kursu.

3. Görüntü İşleme

  1. Tüm tarama dizileri elde edilen tüm veri kümesi aktarın (adımlarda 2.4 tarif - 2.9) uzak bir iş istasyonu veya kişisel bilgisayara ve meme difüzyon tensör görüntüleme ve DCE-MRI analiz adamış yazılım programları ile görüntülerin tüm veri setleri işlemek.
    1. Burada, MATLAB 19 programlama ortamını kullanarak doğrulandı C ++ ile yazılmış homebuilt yazılım paketi kullanarak aşağıda açıklanan adımları uygulayın. Genel olarak, ticari tarayıcılar meme için adapte edilebilir ama beyin DTI deneyler için görüntü işleme araçları sağlamakBizim homebuilt yazılım paketi tarafından uygulanan tüm işleme fonksiyonlarını olmayabilir
  2. Şekil 7 akış şemasında adımları izleyerek özel bir DTI görüntü işleme yazılımı kullanarak DTI veri setlerinin görüntü işleme gerçekleştirin.

Şekil 7,
Şekil 7: DTI işleme katılan adımların Akış Şeması.

  1. Memenin dış gürültü seviyesini ve (yaklaşık 1 cm 2) ilgi 3 ila 4 bölgelerde kalan doku değerlendirmek ve maksimum gürültü seviyesini bulmak için DTI yazılım programını kullanın.
  2. , D xx, yy D, D, maksimum gürültü seviyesinden 60 dilim her bütün piksel, piksel altı difüzyon katsayıları piksel hesaplamak için DTI yazılım programını kullanınzz, D xy, xz D, D yz, D 33 altında açıklanan simetrik tensörün (Şekil 8)
    Denklem 1
    Nerede D xy = yx D, D zy = D yz, D zx = D xz.
    1. Si, j (b) = Si (0) deney (-bD) Si, J (b) 'sinyalidir: tensör bileşenleri Stejskal-Tanner denkleme dayalı doğrusal olmayan regresyon uydurma programı kullanımı hesaplamak için yön j ve Si bir difüzyon degrade ile pikselin i yoğunluğu (0) b = 0 mm 2 · s aynı piksel sinyal yoğunluğu olduğunu. Bu uydurma her difüzyon degrade yön için 30 doğrusal olmayan fonksiyonların karelerinin toplamını minimizeLevenberg-Marquardt algoritmasını 34 .Bu aşamasının bir değişiklik ile altı difüzyon tensör değişken parçalar serbest yazılım cminpack ile gerçekleştirilmiştir ( http://devernay.free.fr/hacks/cminpack/index.html ).

Şekil 8,
Şekil 8: simetrik difüzyon tensör veren hesaplama adımlarının şematik çizimi.

  1. Temel bileşen analizi (PCA) 35 uygulayarak her bir piksel simetrik difüzyon tensör kösegenlestirin DTI yazılımını kullanın.
    NOT: PCA verinin boyutunu azaltmak ve ilintisiz ve dik eksenler yeni bir koordinat sistemi içine ilişkili piksel parametrelerini haritalar doğrusal dönüşüm bulmak için yaygın olarak kullanılan bir yöntemdir. Bu prkapsayabilecektir her piksel üç özvektörler için verimleri (ν 1, ν 2, ν 3), doku difüzyon çerçevesi ile çakışmaktadır bir elips şekli üç ortogonal eksenleri ve ilgili üç difüzyon özdeğerler difüzyon yönü tanımlayan, yüksek düzenlenmiştir düşüğe, üç yönlü difüzyon katsayıları (λ 1, λ 2, λ 3) (bakınız Şekil 9 ve 10) temsil etmektedir.

Şekil 9,
Şekil 9: doku difüzyon çerçevesi ve elips için modelleme ile örtüşen özdeğer ve özvektör elde hesaplama adımlarının şematik çizimi.

Şekil 10,
Şekil 10: SchematNormal duktal dokusunda ve kanser dokusunda difüzyon öz vektörlerini ve öz hesaplamak ana işleme adımları ic çizimi.

  1. Üç Özdeğer <λ> = (λ 1 + λ 2 + λ 3) / 3 ortalama olarak tanımlanan her pikselin görünür difüzyon katsayısı (ADC) hesaplamak için DTI yazılım programını kullanın.
  2. (- Λ 3 λ 1) her bir piksel için farkı olarak tanımlanan maksimum mutlak anizotropi indeksi hesaplamak için DTI yazılım programını kullanın.
  3. Her piksel için (tek yönde serbest difüzyon) 1 (izotropik difüzyon) 0 arasında değişmektedir aşağıdaki denkleme göre fraksiyonel anizotropi (FA) endeksi hesaplamak için DTI yazılım programını kullanın:
    Denklem 2
  4. Displa DTI yazılım programını kullanınHer iki göğüsler bir vektör Başbakan eigenvector'ü yönünü gösteren harita, 1 ν ve üç renk ν 1 ana yön gösteren ve aynı T2 ağırlıklı görüntüde kapla bir renk kodlu harita boyunca her dilim piksel, y piksel dilim (Şekil 9). Bu adım, özgür yazılım gtk (kullanılarak gerçekleştirildi http://gtk.org grafik).
  5. Tüm difüzyon tensör değerleri λ 1, λ 2, λ 3, ADC parametreleri her iki memede boyunca her dilim piksel piksel görüntüler difüzyon tensör görüntüleme parametrik haritalar, λ 13 oluşturmak için DTI yazılım programı kullanın ve FA ve aynı dilimin T2 ağırlıklı görüntüde kapla (Şekil 11).

Şekil 11,
-3 mm2 / sn birimleri cinsindendir. FA birim azdır. vektör haritası ölçek çubuğu 20 mm bir uzunluğu ve geri kalan görüntüleri 20 mm arasında bir uzunluğa, T2 görüntüde ölçek çubuğu belirtmektedir.

  1. Gerektiğinde, geometrik bozulma, adım 2.6 de tarif edildiği gibi elde edilen faz farkı ilk yükleme ile, doğru DTI yazılım programı kullanarak. + Π huk için -π bir dizi gradyan eko görüntüde gürültü seviyesinden tüm piksel faz farkı haritanın aralığını Shiftradyan faz kaymasını Δɸ (x, y, z) (Şekil 12) nting.
    1. Göre piksel mekansal vardiya hesaplamak için DTI yazılım programını kullanın:
      Denklem 3
      ΔTE iki yankıları arasındaki zaman farkı 2.46 x 10 -3 msn eşittir ve BWP deneyde faz bant genişliği 13.2 Hz / piksel eşittir olduğunu. Alan haritaya göre pikselleri Shift ve difüzyon tensör parametrelerini (Şekil 12) yeniden hesaplamak.

Şekil 12,
Şekil 12:. Bir faz farkı harita kullanarak geometrik distorsiyon düzeltme örneği görüntüleri invaziv lobüler karsinom ile 47 yaşındaki gönüllü kaydedildi. Sol T2 ağırlıklı görüntü üzerinde ilk sütun ve bir dilim bir faz farkı haritasındasol memede kanser görüntülenir. İkinci ve 3. sütunlar 1 harita düzeltme öncesi ilk satırda görüntülenir ve düzeltme sonrası λ 1 harita, ikinci satırda görüntülenir λ. λ 1 haritaları ilgili T2 ağırlıklı görüntüde üst üste. 2. sütununda suyun difüzyon katsayılarının dizi (0,8-3,0) x10 -3 mm 2 sn azaltılmış aralık 1.7 x 10 bir eşik ile kullanılan renk kodlu ölçeği ve 3. sütununda kullanılan / sol memede kanser ve normal meme dokusu arasındaki kontrastı vurgulayan -3 mm 2 / sn. T2 görüntüde skala çubuğu bütün resimler de 20 mm'lik bir uzunluğa karşılık gelir.

  1. Böyle 3TP görüntü işleme yazılımı 17 olarak geliştirme kinetik parametrelerin piksel haritaları piksel sağlayan bir yazılım kullanılarak DCE-MRI veri setleri görüntü işleme gerçekleştirin.

Representative Results

yöntemde, Hormonal aşamalarında, normal gönüllüler tarama ile test edilmiş ve gösterilmiştir. açıkça görüleceği gibi, 11 fibroglandular doku arasında nispeten yüksek bir fraksiyonu ile, küçük, sağlıklı gönüllü merkezi bir dilim yazılım kullanılarak elde edilen parametre ve vektör haritalarını gösterdi Şekil T2 ağırlıklı görüntüde (tüm gri alanlar fibroglandular dokusu ve parlak alanlar yağ vardır). 1 λ Başbakan difüzyon katsayısı yönü meme ucuna bakacak piksel büyük bir kısmıyla birlikte vektör haritası v1 gösterilir. 2 λ için tensör katsayıları 1'den λ gelen düşüş difüzyon değerleri beklendiği gibi 3. λ için. Ortalama difüzyon ADC hesaplama etkin bu üç difüzyon katsayıları kullanılarak, fraksiyonel anizotropi (FA) ve maksimal anizotropi, λ 1 - λ 3. FA haritalar ve λ 1'de Uyarı - λ

63 yaşındaki, normal gönüllü için Şekil 13 'de örnek olarak gösterildiği gibi, menopoz sonrası kadınlarda meme, genellikle daha az yoğundurlar. difüzyon katsayıları yaşlı gönüllü düşük ama anizotropi endeksleri yönde difüzyon dayatılan yüksek kısıtlama duktal duvarlara ortogonal, muhtemelen çünkü dolayısıyla kanalları ve lobülleri ve alt çapı, yüksektir. Süt mineral çözündürüldü karbonhidrat ve protein agregatları içeren, su bazlı bir sıvı içinde yağ globülleri bir koloit olduğu kanal büyüklüğüne tensörünün hassasiyet gösteren başka bir örnek. Şekil 14'te, bir emzikli gönüllü örnekte gösterilmiştir süt viskozitesi bu nedenle normal su kanalları içinde sıvının, ve daha yüksek olduğu, meme meme su dağılım katsayısı l vardırpremenopozal kadınlarda 24 daha ower. Ayrıca, meme ucuna yakın kanalları büyük ve kanallara dik yönde sınırlama emzirme döneminde olayan, meme daha düşüktür ve buna bağlı olarak anizotropi endeksleri de daha düşüktür. Ancak emziren meme lobüler -posterior bölgelerinde anizotropi hala yüksek.

Kanserli hastalarda difüzyon tensör parametreleri ana değişiklik üç difüzyon katsayıları önemli bir düşüş sergilenmektedir. λ 1 değişiklikler gürültü oranı 19 en yüksek kontrast sağlamak için bulunmuştur. Bu çalışma, invaziv duktal karsinom (IDC) tanısı 33 hastada, in situ duktal karsinom 19 (DCIS), diğer malignitelerle invaziv lobüler karsinom (LAK) ve 3 ile 13 olmak üzere teyit patoloji ile 68 hasta alındı. Birkaç hastada çoklu fokal veya çok merkezli meme kanseri vardı. kanser boyutu değişken10-30 mm, 14 mm ve çeyrekler aralığının ortalaması 3 ila 95 mm 'den hazırlanmıştır. Bu hastaların tümünde DCE ve DTI saptama oranı karşılaştırılabilir. Ancak, DCE geliştirme gösterdi ve kanserler nedeniyle öncelikle saha homojen ve çarpıtmalar ve eserler sonuçlanan yetersiz yağ bastırılması ile ilgili yağlı göğüsler teknik sorunlar, DTI analize dahil edilmemiştir gibi patoloji tarafından doğrulandı 5 olgu.

16 ve 17 iki ana difüzyon parametrelerinin tipik parametrik haritaları göstermek, 15 Şekil 1 λ ve λ 1 - meme maligniteler tespit için kullanılan λ 3. Bu rakam gösterileri, ek ağırlıklı görüntüler T2 için, 3TP renk kodlu yöntemi kullanılarak DCE analiz sonuçları. Kanalları veya lobules Giriş malign hücrelerin varlığını açıkladı ve şöyle onların t ölçüde azaltarak dışı bölmeye difüzyon engel çevreleyenO katsayıları difüzyon. Buna ek olarak, duktal yapıların anizotropi hiçbir belirgin yönü ile kaotik bir şekilde tüm yönlere yayılan kanser hücreleri gibi kayboluyor. Ortalama yayılma için bu parametrenin normalleşme normal dokuda 19 benzer kanserlerde FA yüksek değerlere neden beri FA meme kanseri tespiti için yeterli bir parametre değildir. Bununla birlikte, maksimum anizotropi kanserinin bulgulanması için bir araç (15-17 Şekil) sağlamaz. Bununla birlikte, bağ fibröz doku da izotropik ve maksimal anizotropi düşük değerler sergilemek yakın olduğundan, bu parametre difüzyon katsayısı λ 1 daha az spesifiktir ve bir ikincil parametre 1 λ olarak görür.

Şekil 17 da neoadjuvan kemoterapi yanıtı karakterize etmek DTI yeteneğini gösterir. Ad Bu örnekte, hastanın tam olarak tedaviye cevap (4 defariamycin + Cycloxane - Taxol 4 kür ardından). Gerçekten de, tedaviye yanıt kanser hücrelerinin yerini onarım bağ dokusu varlığına işaret, normal meme dokusu için tipik değerlere difüzyon katsayılarının önemli bir artışa neden olmuştur. Benzer sonuçlar tedaviye cevap veren diğer 4 hastada elde edildi.

Şekil 13,
Şekil 13:. 63 yaşında sağlıklı gönüllü bir merkez meme dilim parametrik DTI haritaların Çıktı, aynı dilim Dir T2 ağırlıklı resmi üzerine bindirilmiş. - Kırmızı Yön haritası ayak yöne belirten kafa posterior sağ, yeşil belirten ön sola ve yeşil belirten. Vektörler beyaz çizgilerle işaretlenmiş olduğunu unutmayın. Tüm difüzyon katsayısı ve maksimal anizotropi indeksi 1 x10 -3 mm2 / sn birimleri cinsindendir. FA birim azdır. vektör harita ref ölçek çubuğu20 mm'lik bir uzunlukta ve T2 görüntü ölçek çubuğu ers kalan görüntüleri 20 mm'lik bir uzunluğa karşılık gelir.

Şekil 14,
Şekil 14:. Aynı dilim Dir T2 ağırlıklı resmi üzerine bindirilmiş bir 40 yaşında emziren gönüllü bir merkez meme dilim parametrik DTI haritaların Çıktı. - Kırmızı Yön haritası ayak yöne belirten kafa posterior sağ, yeşil belirten ön sola ve yeşil belirten. Tüm difüzyon katsayısı ve maksimal anizotropi indeksi 1 x10 -3 mm2 / sn birimleri cinsindendir. FA birim azdır. En piksel meme ucuna doğru hizalanmış yön haritası ve vektör haritasında unutmayın. Ayrıca Şekil 7 ve sağlıklı gönüllülerde 10 değerlere göre daha düşük difüzyon katsayıları not. vektör haritası ölçek çubuğu 20 mm bir uzunluğa karşılık gelirT2 görüntüde skala çubuğu bütün geri kalan görüntüleri 20 mm'lik bir uzunluğa karşılık gelir.

Şekil 15
Şekil 15:. 1 λ 1 ve λ parametrik haritalar - λ 3 çoklu fokal invaziv duktal karsinom ile 38 yaşında hastada 1. ham DTI parametreleri 1,7 x 10 -3 mm 2 / sn bir eşik ile sunulmaktadır -λ 3 λ 1 λ 1 ve 0.6 mm 2 / sn (eşiklerin üzerinde tüm değerler mor renklidir). Eşiğin üstünde 2. ham, değerleri, renkli ve altta yatan T2 ağırlıklı görüntü göstermek değildir. Şekil aynı zamanda sol T2 ağırlıklı görüntüde 1. sütun ve DTI parametrik haritalar aynı dilim, 3TP yöntemiyle elde edilen bir DCE parametrik haritasında bulunuyor. T2 görüntüde ölçek çubuğu 20 mm bir uzunluğa karşılık gelir ın bütün görüntüler. DCE görüntü düzlem uzamsal çözünürlüğü yaklaşık olarak iki kat daha yüksek bir DTI fazla olduğu dikkat Ancak 3TP ve λ 1 parametre haritaları konumunda ve boyutunda, yüksek görüntü uyum vardır.

Şekil 16
Şekil 16:. 13 düşük dereceli DCIS rakam da sol T2 ağırlıklı görüntü ve bir DCE parametrik harita üzerinde 1. sütununda içeren bir 60 yaşında bir hastada λ 1 ve λ parametrik haritalar, elde edilen DTI parametrik haritalar aynı dilim 3TP yöntemi. T2 görüntüde skala çubuğu bütün resimler de 20 mm'lik bir uzunluğa karşılık gelir. Bir çok yağlı meme kanseri tespit DTI yeteneğini unutmayın.

Şekil 17
Şekil 17: 1 λ 1 ve λ parametrik haritalar - λ 3 öncesi ve neoadjuvan kemoterapi sonrası invaziv lobüler karsinom ile 39 yaşında hasta hasta Adryamicin 4 döngüsünden sonra, bir kez tedavi öncesi ve bir kez ameliyat öncesi, iki kez tarandı +. Taxol Cycloxan ve 4 kür. Λ 1 ve tedaviye yanıt kanser bölgelerinde λ 13 artışını not edin. 1. Ham gösterir görüntüleri tedavi öncesi elde edilen ve 1. satırda yaklaşık olarak aynı bölgede 2. ham gösterir görüntüleri, ameliyattan önce elde. Tedavi kanser bölgeleri 13 değerleri eşiğin altında λ 1 ve λ sergiledi ve tedavi sonrası bu iki parametre kendi eşiğinin üzerinde değerlerine yükselmiştir önce. Şekil aynı zamanda sol T2 ağırlıklı görüntülerde 1. sütununda içerir; 2. sütununda Multiple Görüntü Projeksiyon-MIP, 2 dk sonrası kontrast görüntüleri kontrast öncesi görüntüleri çıkarılmasıyla elde edilen; 3. sütununda DCE parametre harita 3TP yöntemi ile elde edilmiştir. T2 görüntüde skala çubuğu bütün resimler de 20 mm'lik bir uzunluğa karşılık gelir

Discussion

Bu eser (~ 8 mm 3), ölçmek için in vivo hem de meme tüm fibroglandular dokusunda su difüzyon tensör parametreleri yüksek uzaysal çözünürlükte 3 T taranan DTI yeteneğini, göstermektedir. Aynı anda büyük DTI veri setleri Bu çalışmada etkin analiz sırasında geliştirilen ve algoritmalar ve yazılım topluluğu çeşitli difüzyon katsayıları, λ 1, λ 2, λ 3 difüzyon parametrik haritaları görüntülemek, ADC ve anizotropi endeksleri 1 -λ λ 3, tüm meme dilimleri ve FA. Bu çalışma aynı zamanda tespit ve meme kanseri teşhis için çeşitli difüzyon katsayıları ve anizotropi endeksleri potansiyelini vurguluyor. Bulgular asal difüzyon katsayısı, 1 λ, normal göğüs dokusundan malign ayırt etmek için önemli bir özelliği ile, göğüs kanserinin bulgulanması için temel bir parametre olduğunu göstermiştir. İkincil bağımsıyüksek hassasiyet ama 1 λ çok daha düşük özgüllük ile göçük parametre, Başbakan difüzyon katsayısı ile tespit onaylamak için hareket maksimum anizotropi endeksidir.

Sonuçlar ayrıca in vivo yönlü su difüzyon ölçmek ve her iki memede tüm duktal / glandüler sistemde difüzyon anizotropi ölçmek için MRI yeteneğini gösterdi. Anizotropik ölçümleri 30 difüzyon gradyan yönleri muntazam bir hassas profilini sağlamak amacıyla uygulanmıştır. 120 msn ve uzaysal çözünürlüğü optimizasyonu yüksek eko-zaman seçimi kanallarında su difüzyon kısıtlanması saptandı. Normal kanalların ortalama boyutu, 40-100 um, 36 ila% 70 ~ ile 90 um olduğu bildirilmiştir. Einstein denklemi göre serbest su difüzyon deplasman D ücretsiz su difüzyon katsayısı x = (6DT) 1/2, ortalama ve difüzyon tZaman. (~ 0.3, üst değerler) göre memede nispeten düşük FA değerlere götürmüştür eden deneyde x 'in yaklaşık 25 um, ve bundan dolayı, duktal su moleküllerinin sadece bir kısmı meme kanalı duvarları ile sınırlıdır bulunan değerlere Beyin beyaz cevher (≥0.5). Efendim Astley Cooper, bir duktal ağacının oluşan her bir insan meme dokusu ayrı lob halinde düzenlenmiştir o ortaya çıktı 25 inceler. Bir emzikli meme 37 Ön ultrason çalışmaları teşebbüs, yanı sıra ikinci dereceden şekil ölçümleri 38 kullanılarak kesit duktal yapıların tespiti yapılmıştır. Ancak, hiçbir görüntüleme yöntemi bugüne kadar in vivo her iki memede tüm duktal sistemlerini ortaya başardı. DTI sonuçları tüm 3D duktal ağaç sistemini elde etmek için algoritma geliştirme aşamasında olduğunu ancak vektör açıkça meme ağaçların ayrıntılı ve son derece çeşitlendirilmiş anatomisini ortaya çıkarmak için potansiyeli gösterirler eşler. Son zamanlarda bir iBizim DTG veri setleri dayalı meme tam bir 3D izleme nitial girişimi 39 bildirilmiştir.

Bu çalışmalar sırasında teknik sınırlamalar nedeniyle verimsiz yağ bastırma ve EPI çarpıtmalara fark edilmiştir. Yağ baskılama yoğun göğüsler genellikle verimli bir yağ doygunluk dizisi (FAT-SAT) tarafından elde edildi. Ancak, yağlı göğüsler daha verimli ve B1 homojen daha az duyarlı olan Spektral Seçim Atenüe Ters Kurtarma (Spair), uygulanmıştır. EPI tabanlı difüzyon protokolleri ek kaynaklı girdap akımları gradyan nedeniyle sınırlamalar, B 0 saha homojen olmayan ve duyarlılık farkları 40,41 vardı. Bu sınırlamalar, su ve yağ sinyalleri üzerinde iteratif otomatik ve manuel shimming kullanarak ve alt olası yankı aralığı seçerek minimize edilmiştir. Protokol'de tanımlanan ek olarak, geometrik çarpıklıkların bir post işleme düzeltme bazen uygulandı. Tüm, Teknik sınırlamaları aşmak mümkün olan güçlü bir su sinyali ile yoğun meme durumunda; Ancak, yüksek yağlı göğüsler ile bu çalışmada 5 olgu yukarıdaki sınırlamalar nedeniyle analiz edilemedi.

Özetle, meme difüzyon tensör MR için bir protokol ve görüntü işleme araçları geliştirilmiştir. Bu tamamen güvenli, hızlı ve noninvaziv yöntem tam meme mimarisi masaya ve klinikte meme kanserinin saptanmasını kolaylaştırır. birinci difüzyon katsayısı, λ 1 ve maksimal anizotropi indeksi, λ 13, kanserin bulgulanması için iki bağımsız difüzyon parametre olarak hizmet etmek için bulunmuştur. Meme kanseri hastalarının klinik çalışmalar, bu iki parametre ile tespit verimliliği DCE MR ile karşılaştırılabilir olduğunu göstermiştir. Böylece, temel meme mimarisinin ve kanser gelişimi anlayışı ve ortaya onun güven bu yöntemin ortaya çıkanölçülebilir önemli değişiklikler yanı sıra onun güvenli ve hızlı bir yöntem olan bu ve büyük ölçekli prospektif çalışmalarda meme kanseri taraması için klinik etkisini test etmek için duktal proliferasyon içeren çeşitli gelişimsel yönlerini araştırmak için değerli bir araç yapmak.

Disclosures

Yazarlar ifşa hiçbir şey yok.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Magnetol-Gadopentetatedimeglumine Soreq, Yavne, Israel 0.5 M
3 Tesla MRI scanner, MAGNETON Trio Siemens, Erlangn, Germany 120
Bilateral breast array coil Siemens, Erlangn, Germany 4 channel
Bilateral breast array coil In-Vivo, Orlando FA 7 channel
Automated pump, Spectris Solaris MR Injector Medrad, Indianola, PA
DTI Image processing software Home-built Property of Yeda Research and Development Co. Ltd
3TP Image processing software Home-built Property of Yeda Research and Development Co. Ltd

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Turnbull, L. W. Dynamic contrast-enhanced MRI in the diagnosis and management of breast cancer. NMR Biomed. 22, (1), 28-39 (2009).
  2. Sardanelli, F., et al. Magnetic resonance imaging of the breast: recommendations from the EUSOMA working group. Eur J Cancer. 46, (8), 1296-1316 (2010).
  3. Lehman, C. D., et al. Accuracy and interpretation time of computer-aided detection among novice and experienced breast MRI readers. AJR Am J Roentgenol. 200, (6), 683-689 (2013).
  4. Riedl, C. C., et al. Magnetic resonance imaging of the breast improves detection of invasive cancer, preinvasive cancer, and premalignant lesions during surveillance of women at high risk for breast cancer. Clin Cancer Res. 13, (20), 6144-6152 (2007).
  5. Heywang-Köbrunner, S. H., Hacker, A., Sedlacek, S. Magnetic resonance imaging: the evolution of breast imaging. Breast. 22, (2), 77-82 (2013).
  6. Peters, N. H., et al. Meta-analysis of MR imaging in the diagnosis of breast lesions. Radiology. 246, (1), 116-124 (2008).
  7. Warner, E., et al. Systematic review: using magnetic resonance imaging to screen women at high risk for breast cancer. Ann Intern Med. 148, (9), 671-679 (2008).
  8. Benndorf, M., et al. Breast MRI as an adjunct to mammography: Does it really suffer from low specificity? A retrospective analysis stratified by mammographic BI-RADS classes. Acta Radiol. 51, (7), 715-721 (2010).
  9. Thomassin-Naggara, I., De Bazelaire, C., Chopier, J., Bazot, M., Marsault, C. Trop I Diffusion-weighted MR imaging of the breast: advantages and pitfalls. Eur J Radiol. 82, (3), 435-443 (2013).
  10. Bogner, W., et al. Diffusion-weighted MR for differentiation of breast lesions at 3.0 T: how does selection of diffusion protocols affect diagnosis. Radiology. 253, (2), 341-351 (2009).
  11. Diffusion tensor imaging of the breast: preliminary clinical findings [abstr]. Proceedings of the Fourteenth Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Partridge, S. C., et al. 2006 May 6-12, Seattle, Washington, International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Berkeley, CA. (2006).
  12. Partridge, S. C., et al. Diffusion tensor MRI: preliminary anisotropy measures and mapping of breast tumors. J Magn Reson Imaging. 31, (2), 339-347 (2010).
  13. Partridge, S. C., et al. Diffusion tensor magnetic resonance imaging of the normal breast. Magn Reson Imaging. 28, (3), 320-328 (2010).
  14. Baltzer, P. A., et al. Diffusion tensor magnetic resonance imaging of the breast: a pilot study. Eur Radiol. 21, (1), 1-10 (2011).
  15. Wang, Y., et al. Optimization of the parameters for diffusion tensor magnetic resonance imaging data acquisition for breast fiber tractography at 1.5. T. Clin Breast Cancer. 14, (1), 61-67 (2014).
  16. Method and apparatus for ductal tube tracking imaging for breast cancer and diagnosis and product. US Patent. Eyal, E., Degani, H. US8526698 B2 (2008).
  17. Novel MRI method for breast cancer detection based on diffusion tensor tracking of the ductal trees [abstr]. Eyal, E., et al. Eighteenth Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2010 May 1-7, Stockholm, Sweden, International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Berkeley, CA. 362 (2010).
  18. Breast cancer detection and diagnosis based on diffusion tensor imaging [abstr]. Furman-Haran, E., et al. Nineteenth Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2011 May 9-13, Montreal, Quebec, International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Berkeley, CA. 515 (2011).
  19. Eyal, E., et al. Parametric diffusion tensor imaging of the breast. Invest Radiol. 47, (5), 284-291 (2012).
  20. Tagliafico, A., et al. Diffusion tensor magnetic resonance imaging of the normal breast: reproducibility of DTI-derived fractional anisotropy and apparent diffusion coefficient at 3.0 T. Radiol Med. 117, (6), 992-1003 (2012).
  21. Cakir, O., et al. Comparison of the diagnostic performances of diffusion parameters in diffusion weighted imaging and diffusion tensor imaging of breast lesions.Eur. J Radiol. 82, (12), e801-e806 (2013).
  22. Tsougos, I., et al. The contribution of diffusion tensor imaging and magnetic resonance spectroscopy for the differentiation of breast lesions at 3T. Acta Radiol. 55, (1), 14-23 (2014).
  23. Wiederer, P. azahrS., Leo, C., Nanz, D., Boss, A. Quantitative breast MRI: 2D histogram analysis of diffusion tensor parameters in normal tissue. Magn Reson Mater Phy. 27, 185-193 (2014).
  24. Nissan, N., Furman-Haran, E., Shapiro-Feinberg, M., Grobgeld, D., Degani, H. Diffusion-tensor MR imaging of the breast: hormonal regulation. Radiology. 271, (3), 672-680 (2014).
  25. Cooper, A. P. On the Anatomy of the breast. Longman, Orme, Green, Brown, and Longmans. London. (1840).
  26. Ohtake, T., et al. Computer-assisted complete three-dimensional reconstruction of the mammary ductal/lobular systems: implications of ductal anastomoses for breast-conserving surgery). Cancer. 91, (12), 2263-2272 (2001).
  27. Going, J. J., Moffat, D. F. Escaping from Flatland: clinical and biological aspects of human mammary duct anatomy in three dimensions. J Pathol. 203, (1), 538-544 (2004).
  28. Hancu, I., Govenkar, A., Lenkinski, R. E., Lee, S. K. On shimming approaches in 3T breast MRI. Magn Reson Med. 69, (3), 862-867 (2013).
  29. Basser, P. J., Jones, D. K. Diffusion-tensor MRI: theory, experimental design and data analysis - a technical review. NMR Biomed. 15, (7-8), 465-467 (2002).
  30. Reese, T. G., Heid, O., Weisskoff, R. M., Wedeen, V. J. Reduction of eddy-current-induced distortion in diffusion MRI using a twice-refocused spin echo. Magn Reson Med. 49, (1), 1771-1782 (2003).
  31. Jezzard, P., Balaban, R. Correction for geometric distortion in echo planar images from B0 field variations. Magn Reson Med. 34, (1), 65-73 (1995).
  32. Kelcz, F., Furman-Haran, E., Grobgeld, D., Degani, H. Clinical testing of high-spatial resolution parametric contrast-enhanced MR imaging of the breast. AJR Am J Roentgenol. 179, (6), 1485-1492 (2002).
  33. Le Bihan, D., et al. Diffusion tensor imaging: concepts and applications. J Magn Reson Imaging. 13, (4), 534-546 (2001).
  34. Marquardt, D. An Algorithm for Least-Squares Estimation of Nonlinear Parameter. SIAM Journal on Applied Mathematics. 11, (2), 431-441 (1963).
  35. Jolliffe, I. T. Principal Component Analysis: A Beginner's Guide — I. Introduction and application. Weather. 45, (10), 375-382 (1990).
  36. Mayr, N. A., Staples, J. J., Robinson, R. A., Vanmetre, J. E., Hussey, D. H. Morphometric studies in intraductal breast carcinoma using computerized image analysis. Cancer. 67, (11), 2805-2812 (1991).
  37. Ramsay, D. T., Kent, J. C., Hartmann, R. A., Hartmann, P. E. Anatomy of the lactating human breast redefined with ultrasound imaging. J Anat. 206, (6), 525-534 (2005).
  38. Gooding, M. J., Mellor, M., Shipley, J. A., Broadbent, K. A., Goddard, D. A. Automatic mammary duct detection in 3D ultrasound. Med Image Comput Comput Assist Interv. 8, (1), 434-441 (2005).
  39. Diffusion tensor based reconstruction of the ductal tree [abstr]. Reisert, M. M., Eyal, E., Grobgeld, D., Degani, H., Hennig, J. Nineteenth Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2011 May 9-13, Montreal, Quebec, International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Berkeley, CA. 3649 (2011).
  40. Jezzard, P., Clare, S. Sources of distortion in functional MRI data. Hum Brain Mapp. 8, (2-3), 80-85 (1999).
  41. Jones, D. K., Cercignani, M. Twenty-five pitfalls in the analysis of diffusion MRI data. NMR Biomed. 23, (7), 803-820 (2010).

Comments

0 Comments


    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Video Stats