Tragbare Magnetresonanztomographie von Patienten im Innen-, Außenbereich und zu Hause

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 13147 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Mobile medizinische Bildgebungsgeräte sind für klinische Diagnosezwecke sowohl innerhalb als auch außerhalb von Gesundheitseinrichtungen von unschätzbarem Wert. Von den verschiedenen Bildgebungsmodalitäten sind nur wenige leicht portierbar. Die Magnetresonanztomographie (MRT), der Goldstandard für zahlreiche Gesundheitserkrankungen, gehört traditionell nicht zu dieser Gruppe. Kürzlich haben Unternehmen der Low-Field-MRT-Technologie die ersten entscheidenden Schritte zur Portabilität in medizinischen Einrichtungen und Fahrzeugen demonstriert. Das Gewicht und die Abmessungen dieser Scanner sind jedoch nicht mit anspruchsvolleren Anwendungsfällen kompatibel, beispielsweise in abgelegenen Regionen und Entwicklungsregionen, in Sportanlagen und -veranstaltungen, in medizinischen und militärischen Lagern oder in der häuslichen Krankenpflege. Hier präsentieren wir In-vivo-Bilder, die mit einem leichten, feldarmen MRT-Scanner für Extremitäten außerhalb der kontrollierten Umgebung medizinischer Einrichtungen aufgenommen wurden. Um die tatsächliche Tragbarkeit des Systems zu demonstrieren und seine Leistung in verschiedenen relevanten Szenarien zu vergleichen, haben wir Bilder vom Knie eines Freiwilligen aufgenommen in: (i) einem MRT-Physiklabor; (ii) ein Büroraum; (iii) außerhalb eines Campusgebäudes, angeschlossen an eine nahegelegene Steckdose; (iv) im Freien, angetrieben von einem kleinen brennstoffbasierten Generator; und (v) beim Freiwilligen zu Hause. Alle Bilder wurden innerhalb klinisch vertretbarer Zeiten aufgenommen, und Signal-Rausch-Verhältnisse und Gewebekontrast reichen für 2D- und 3D-Rekonstruktionen mit diagnostischem Wert aus. Darüber hinaus trägt der Freiwillige ein am Femur verschraubtes Metallimplantat zur Fixierung, was in klinischen Standardsystemen zu starken Artefakten führt, in unseren Niederfeldaufnahmen jedoch scharf erscheint. Insgesamt eröffnet diese Arbeit den Weg zu einer gut zugänglichen MRT unter bisher unrealistischen Umständen.

Standardmäßige klinische MRT-Scanner nutzen leistungsstarke supraleitende Magnete, die stark mit der großen Menge an Wasserstoffkernen im menschlichen Körper interagieren1. Diese Magnete ermöglichen das für Magnetresonanzbilder typische hohe SNR und die räumliche Auflösung. Bedauerlicherweise erfordern diese Magnete auch kryogene Kühlung, sie sind sperrig, schwer, teuer in Bau, Standort, Betrieb und Wartung und stellen letztendlich ein erhebliches Hindernis für die Zugänglichkeit und Demokratisierung der MRT dar2,3,4. Darüber hinaus unterliegen Hochfeldscanner Risiken für die Patientensicherheit, z. B. aufgrund von Projektilvorfällen5; Aufgrund erhöhter spezifischer Absorptionsraten (SAR) elektromagnetischer Energie in Geweben bei den entsprechenden höheren Anregungsradiofrequenzen (RF)6 sind sie in den Bildgebungsimpulssequenzen, die wiedergegeben werden können, begrenzt. sie erzeugen aufgrund starker magnetischer Wechselwirkungen während der Scans unerwünschte akustische Geräusche7; und sie verursachen aufgrund magnetischer Suszeptibilitätseffekte schwere Bildartefakte um metallische Implantate8,9,10. Niederfeldsysteme (\(<0,3\) T) können alle oben genannten Probleme überwinden und erfreuen sich heutzutage zunehmender Beliebtheit als kostengünstige Ergänzung zu Standard-MRT-Scannern. Zu den jüngsten Errungenschaften mit Niederfeldscannern zählen die In-vivo-Bildgebung von Gehirn und Extremitäten11,12, die Bildgebung von Hartgewebe13,14,15 und sogar quantitative MRT und Fingerabdrücke16,17. Der Hauptnachteil für den Betrieb in diesem Regime ist ein erheblicher Verlust des SNR und der räumlichen Auflösung. Der diagnostische Wert der resultierenden Rekonstruktionen wird jedoch aus mehreren Gründen nicht unbedingt beeinträchtigt: (i) Das Kontrast-Rausch-Verhältnis (CNR), eine für die Diagnose relevantere Metrik als das SNR, hängt nicht so stark vom Feld ab Stärke für einige relevante Kontrastmechanismen18,19; (ii) mehrere Gesundheitszustände und Krankheiten können ohne die exquisite Detailgenauigkeit von Hochfeldbildern diagnostiziert werden2; (iii) SAR-Einschränkungen sind bei niedrigen Feldern weniger ausgeprägt, was effiziente Impulssequenzen ermöglicht, die das Tastverhältnis erhöhen, um den SNR-Verlust teilweise zu kompensieren2; und (iv) Algorithmen für maschinelles Lernen können trainiert werden, um die Bildqualität aus rauschbehafteten Tieffelddaten wiederherzustellen, beispielsweise durch Transferlernen20,21.

Das Spektrum denkbarer Anwendungen für MRT-Technologien erweitert sich außerordentlich, sobald der Bedarf an großen supraleitenden Magneten entfällt. Beispielsweise wurden Fahrzeuge mit Low-Field-Systemen ausgestattet22,23 und Point-of-Care- und Krankenbett-Neuroimaging wurde mit einem von der FDA zugelassenen 64-mT-Scanner24,25 demonstriert. Letzteres ist wohl der bislang erfolgreichste Versuch der mobilen MRT. Allerdings basiert es auf einem Jochmagneten, wodurch es schwer (\(>600\) kg) und zu groß für die Standard-Türöffnung in Wohngebäuden ist (32" in den USA, 80 cm in Europa). Kostengünstige Geräte Mit verbesserter Mobilität würden MRT-Anwendungen über klinische Umgebungen hinaus in der häuslichen und Hospizpflege, in kleinen Kliniken, ländlichen Gebieten oder in Sportvereinen und Schuleinrichtungen möglich sein. Autonom angetriebene Scanner könnten sogar im Freien betrieben werden, z. B. bei Sportveranstaltungen, Feldlazaretten oder NGO- und Militärcamps26, Bereitstellung von MRT für einen großen Teil der Weltbevölkerung ohne oder mit unzureichendem Zugang2,3,4.

In diesem Artikel stellen wir einen 72-mT-Extremitäten-MRT-Scanner vor, der auf einem jochlosen Halbach-Magneten basiert, der auf einer 70 cm breiten Radstruktur montiert ist, mit einem Gesamtgewicht (ca. 250) kg und Komponentenkosten (<50) k€ . Nachdem wir in einem MRT-Physiklabor überprüft hatten, ob das System für In-vivo-Bilder unter kontrollierten Umgebungsbedingungen wie erwartet funktioniert, machten wir Bilder vom rechten Knie eines Freiwilligen in verschiedenen Innen- und Außenumgebungen, einschließlich des Wohnzimmers in der Wohnung des Freiwilligen und in im Freien, angeschlossen an einen tragbaren Benzingenerator. Alle Kniebilder wurden mit identischen dreidimensionalen Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement (3D-RARE)-Sequenzen in jeweils etwa 12 Minuten aufgenommen. Das elektromagnetische Interferenzspektrum (EMI) war an den verschiedenen Standorten unterschiedlich, was zu leicht unterschiedlichen Rauschmustern in den rekonstruierten Bildern führt. Dennoch liefern sie alle in klinisch akzeptabler Zeit wertvolle anatomische Informationen. Der Freiwillige hatte sich einer Oberschenkelschaftosteotomie unterzogen und trug ein am Femur verschraubtes Metallimplantat zur Fixierung. Diese Hardware ist in unseren Low-Field-Aufnahmen deutlich ausgeprägt, wo frühere High-Field-Bilder unter starken anfälligkeitsbedingten Bildverzerrungen litten.

Fotos des Niederfeld-Extremitätenscanners: (a) 72 mT Halbach-Magnet; (b) Gradientenmontage; (c) HF-Tx/Rx-Spule; (d) Blick auf das Innere des Scanners mit angebrachtem Phantom; und (e) vollständiges System, montiert auf einer transportablen Struktur und im Freien.

Das System (Abb. 1) ist um ein Permanentmagnet-Array in einer Halbach-Konfiguration12 für eine Feldstärke von \(\ca. 72\) mT aufgebaut. Technische Details zum Gerät finden Sie im Abschnitt Methoden. Der Scanner befindet sich normalerweise in der kontrollierten Umgebung eines MRT-Physiklabors, in dem die Temperatur bei \(18,0\pm 0,2\) C und die relative Luftfeuchtigkeit bei \(45\pm 10\)% stabilisiert ist. Unter diesen Bedingungen ist die Larmorfrequenz über Wochen hinweg bis in den Kilohertzbereich bei 3,076 MHz stabil, und geringfügige Korrekturen an der Frequenzabstimmungs- und Impedanzanpassungselektronik reichen aus, um die unterschiedliche elektronische Belastung der HF-Spule durch verschiedene Probanden und Körperteile auszugleichen . Die zahlreichen umliegenden elektronischen Geräte und Scanner erzeugen im Labor erhebliche elektromagnetische Störungen bei Frequenzen innerhalb unserer Erkennungsbandbreite. Aus diesem Grund verbergen wir die resonante HF-Spule hinter drei geerdeten Abschirmungen: Eine davon ist das äußerste Scannergehäuse (blau in Abb. 1e), ein 1,5 mm dickes Kupferblech; Ein weiterer befindet sich innerhalb des Magneten zwischen der HF-Spule und der Gradientenbaugruppe und besteht aus einer Reihe von 0,1 mm dicken Kupferbandstreifen mit einer Breite von 5 cm, die zur Gewährleistung der elektrischen Kontinuität entlang der Nähte mit Zinn verlötet sind. Und schließlich gibt es ein elektrisch leitendes Tuch (Holland Shielding Systems, Dordrecht, Niederlande), das an beiden Scannerenden um das Objekt gewickelt werden kann, um Antenneneffekte zu vermeiden, die trotz der beiden anderen Abschirmungen andernfalls elektromagnetische Störungen von innen in die Spule einkoppeln würden.

Einzelne Schichten von 3D-RARE-In-vivo-Aufnahmen verschiedener Freiwilliger im MRT-Physiklabor: (a) \(T_1\)-gewichtetes Bild eines Knies, aufgenommen in 19 Minuten; (b) \(T_1\)-gewichtetes Bild einer Hand (10 min), mit einer schwachen EMI-Linie, die entlang der phasenkodierten Richtung sichtbar ist; (c)–(e) \(T_1\), \(\rho \) und \(T_2\)-gewichtete Bilder eines Handgelenks (12 min).

Vollständiger Satz axialer Schnitte einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Knieaufnahme (11,5 Minuten), die kleine Verzerrungen zu den Rändern des Sichtfelds hin und etwas Aliasing zwischen dem ersten (oben links) und dem letzten (unten) zeigen rechts) Bilder.

Die Bilder in Abb. Die Abbildungen 2 und 3 zeigen die Leistung des Scanners im Labor und entsprechen In-vivo-3D-RARE-Aufnahmen verschiedener gesunder Probanden an verschiedenen Tagen. Die Bilder in Abb. 2 zeigen ausgewählte Schnitte eines linken Knies, einer rechten Hand und eines rechten Handgelenks mit Aufnahmezeiten zwischen 10 und 19 Minuten (Methoden). Alle Bilder weisen einen ausreichenden Gewebekontrast und eine ausreichende räumliche Auflösung auf, um relevante anatomische Merkmale zu identifizieren, einschließlich Muskeln, Fett, kortikaler Knochen, Knochenmark, Sehnen, Bänder, Venen, Arterien und Faszien. In diesen Bildern zeigen wir verschiedene Kontrastmechanismen1, mit Gewichtungen auf \(T_1\), \(T_2\) und Protonendichte (\(\rho \)). Die Bilder sind nach der Fourier-Rekonstruktion unverarbeitet und schwache EMI-Effekte führen in Abb. 2b zu einer schwachen Linie entlang der horizontalen (phasencodierten) Richtung. Abbildung 3 zeigt den vollständigen Schichtsatz einer axialen Knieaufnahme und zeigt kleine Verzerrungen zu den Rändern des Sichtfelds hin aufgrund nicht idealer Feldverteilungen.

Bilder eines am Femur befestigten metallischen Fixierungsimplantats, bestehend aus einer Platte und sieben Schrauben: (a) sagittale Ansicht eines rohen Tieffeldbildes, aufgenommen mit dem 72-mT-System (9-mm-Schnitt aus \(T_1\)-gewichtetem 3D- SELTENE Erfassung mit einer Auflösung in der Ebene von \(1,3\times 2\) mm\(^2\), 12 Minuten Scanzeit, acht Jahre nach der Osteotomie des Femurschafts); (b) gleich, aber BM4D-gefiltert27 und um \(\times 2\) neu skaliert, um die Anzahl der Pixel zu erhöhen; (c) seitliche Röntgen-Computerradiographie (zwei Wochen nach der Operation); (d) sagittale Ansicht desselben Knies, aufgenommen mit einem Siemens Skyra 3 T-System (\(T_1\)-gewichtete 2D-RARE-Aufnahme mit Schichtdicke 3,9 mm und Pixelauflösung \(0,26\times 0,26\) mm\(^ 2\), ein Jahr nach der Operation); und (e) 3D-Rekonstruktion aus \(T_1\)-gewichteter 3D-RARE-Erfassung mit isotroper Auflösung von 2 mm, 20 Minuten Scanzeit, wobei ausgewählte Muskel- und Fettsegmente entfernt wurden (acht Jahre nach der Operation).

In einer zweiten Reihe von Experimenten demonstrieren wir In-vivo-MR-Bilder in Gegenwart von Metallimplantaten ohne die für Hochfeldaufnahmen typischen starken Suszeptibilitätsartefakte8,10, die oft die postoperative Beurteilung orthopädischer Eingriffe erschweren9. Bei dem Freiwilligen für diese Tests wurde aufgrund einer Knorpelschädigung im rechten Knie eine laterale Gonarthrose diagnostiziert und er hatte eine Oberschenkelschaftosteotomie, um den Druck vom beschädigten Gewebe zu nehmen. Das mit dem Femur verschraubte metallische Fixierungsimplantat ist in einem seitlichen Röntgen-Röntgenbild deutlich sichtbar (Abb. 4c), führt jedoch aufgrund einer falschen Spin-Abbildung zu hochintensiven Rändern um die metallische Hardware in Hochfeld-MR-Bildern (siehe Abb . 4d, aufgenommen bei 3 T). Diese Effekte hängen supralinear von der magnetischen Feldstärke ab und sind bei Feldern \(<0,1\) T28 kaum wahrnehmbar. Die Feldabhängigkeit ist in den Bildern berüchtigt: SNR und Auflösung sind im 3-T-System viel höher, aber die metallische Implantatgeometrie ist in unseren 72-mT-2D- und 3D-Rekonstruktionen genau definiert und kann mit der standardmäßigen Datennachbearbeitung problemlos segmentiert werden . Die Low-Field-Bilder wurden in 12 Minuten (Abb. 4a, b) und 20 Minuten (Abb. 4e) mit \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Aufnahmen (Methoden) aufgenommen.

Fotos während der Aufnahmen (links) und axialer Schnitt aus 3D-RARE-Rekonstruktionen (rechts, keine Nachbearbeitung) an fünf verschiedenen Orten: (a) in einem MRT-Physiklabor; (b) in einem Büroraum; (c) außerhalb eines Campusgebäudes, angeschlossen an eine nahegelegene Steckdose; (d) im Freien, angetrieben von einem kleinen brennstoffbasierten Generator; und (e) beim Freiwilligen zu Hause.

Das Ziel der letzten Versuchsreihe besteht darin, die Tragbarkeit des Scanners und seine Leistung unter verschiedenen Umgebungen und Bedingungen zu bewerten. Um möglichst unvoreingenommene Vergleiche zu ermöglichen, stammen die Aufnahmen in allen fünf Szenarien vom intervenierten Knie desselben Freiwilligen wie in Abb. 4 und alle mit den gleichen Sequenzparametern: \(T_1\)-gewichtetes 3D-RARE mit einer Gesamtsumme Scanzeit \(\ca. 12\) min (Methoden). Die Schnitte in Abb. 4 wurden ausgewählt, um die dritte Schraube von oben (Abb. 4) zu zeigen, wie sie vom oberen Bildrand, wo die Prothesenplatte implantiert wird, durch den Knochen verläuft. Als allgemeinen Indikator für die Bildqualität messen wir das SNR in einer Region of Interest (ROI) im Femurknochenmark (rote Kästchen in den unbearbeiteten Rekonstruktionen in Abb. 5). Zu diesem Zweck schätzen wir die Signalstärke als durchschnittliche Voxelhelligkeit im ROI und das Rauschen als durchschnittliche Voxelhelligkeit im Hintergrund (weiße Kästchen). Vor jeder Aufnahme haben wir die spektrale Rauschdichte gemessen, die von der RF-Erkennungsspule aufgenommen wurde, während sich das Objekt im Scanner befand. Die durchschnittliche Signalstärke in diesen Spektren weist auf die Amplitude des weißen Rauschens in der Rx-Kette hin, die im Idealfall dem thermischen (Johnson-)Rauschen in der Spule nahe kommt (Methoden). Außerdem stoßen wir häufig auf stärkere Spitzen, die auf EMI bei diskreten Frequenzen hinweisen. Diese können durch sorgfältiges Abdecken des Motivs mit dem Abschirmtuch unterdrückt werden.

Die erste Aufnahme (Abb. 5a) fand im selben Labor wie oben statt und dient als Referenz unter kontrollierten Umgebungsbedingungen. Für die Aufnahme im MRT-Physiklabor betrug die Larmorfrequenz \(\ca. 3,076\) MHz, der gemessene Rauschpegel (\(\ca. 50\) nV/Hz\(^{1/2}\)) war kompatibel Mit Johnson-Rauschen (Methoden) gibt es keine sichtbare EMI und das Femur-SNR beträgt \(\ungefähr 21\).

Der zweite Scan fand in einem Büroraum (Abb. 5b) statt, etwa 20 m vom Labor entfernt, im selben Gebäude und auf derselben Etage. Die Larmorfrequenz sank hier aufgrund einer höheren Temperatur auf ca. 3,064 MHz. Die Rauschamplitude stimmt immer noch mit dem Johnson-Rauschpegel überein und elektromagnetische Störungen sind in der Rekonstruktion nicht sichtbar. Das SNR im Mark-ROI beträgt \(\ca. 25\) und die Gesamtbildqualität ist mit dem Referenzbild vergleichbar, vielleicht sogar etwas schärfer.

Das dritte Bild wurde im Freien im Kellergeschoss direkt vor dem Laborgebäude aufgenommen (Abb. 5c). Das System wurde über ein 30 m langes Kabel mit Strom versorgt, das drei Stockwerke vom Labor entfernt verläuft. Das um das Subjekt gewickelte leitende Tuch verband absichtlich die Abschirmung des Scanners mit dem Betonboden, um die ansonsten ohmsche Verbindung zwischen Laborerde und Erde zu verbessern. Während dieser Aufnahme berichtete der Freiwillige, dass er die Anwesenheit und Gespräche von Passanten, eine leichte Brise auf dem geerdeten Tuch und schwache Erschütterungen aufgrund von Fahrzeugen, die durch die Tiefgarage fuhren, gespürt habe. Die resultierende Bildqualität scheint von keinem dieser Faktoren stark beeinflusst zu werden, mit einem SNR von ca. 19 im ROI und einem Rauschspektrum mit einer vergleichbaren Amplitude wie bei Aufnahmen in Innenräumen. Die Larmorfrequenz betrug ca. 3,065 MHz.

Der vierte Scan wurde ebenfalls im Freien durchgeführt, in diesem Fall im Freien auf einem Universitätscampus (Abb. 5d, Larmorfrequenz \(\ca. 3,063\) MHz), fernab von Steckdosen und im autonomen Betrieb mit einem tragbaren Stromgenerator. Letzterer basiert auf einem verbrauchsarmen Benzinmotor, wiegt \(<20\) kg, kostet \(<600\) € und hat eine Autonomie von \(>10\) Stunden mit dem Scanner im Dauerbetrieb (Methoden). Wir haben das System wie zuvor elektrisch geerdet, wobei das leitende Gewebe Verbindungen mit geringem Widerstand zwischen der Scannerabschirmung, dem Bodenbeton und der Erdungsklemme im Generator bietet. Das Spektrum war in diesem Fall deutlich dichter, mit einer mittleren Amplitude, die etwa doppelt so hoch war wie die erwartete Johnson-Grenze, was vermutlich auf vom Motor ausgehende Geräusche zurückzuführen ist. Folglich ist die Qualität des resultierenden Bildes geringer als bei den vorherigen Aufnahmen (\(\text {SNR}\ungefähr 11\)) und eine EMI-Linie ist entlang der vertikalen (Phasenkodierungs-)Richtung sichtbar. Dennoch sind die wichtigsten anatomischen Merkmale, verschiedene Gewebe und metallische Implantate noch immer klar erkennbar.

Das letzte Bild wurde in der Wohnung des Freiwilligen aufgenommen. Es befindet sich in einer Stadt mit geringer Bevölkerungsdichte in der Provinz Valencia, Spanien. Das System wurde mit einem Kleinlaster vom Universitätscampus zu einem etwa 300 m vom Eingang des Wohnblocks entfernten Parkplatz transportiert und über den Gehweg in das Gebäude, den Aufzug, die Wohnung und schließlich das Wohnzimmer geschoben. Die einzigen rollstuhlgerechten Elemente auf der gesamten Strecke waren die abgesenkten Gehsteige an Fußgängerüberwegen. Nach dem Transport mussten einige der HF-Elektronikmodule, die wir in einem separaten Karton verpackt hatten, wieder angeschlossen und einige Schraubverbindungen festgezogen werden, die sich während des Transports über die rauen, gefliesten Gehwege gelöst hatten. Ansonsten war das System an eine Steckdose angeschlossen, auf ca. 3,065 MHz eingestellt und betriebsbereit. Das Geräuschspektrum in der Wohnung war sauber und entsprach wiederum dem Geräuschpegel von Johnson. Das SNR im ROI für diese Akquisition beträgt \(\ungefähr 19\).

Zusammenfassend haben wir die Machbarkeit eines tragbaren, kostengünstigen Systems für die Magnetresonanztomographie im Innen-, Außenbereich und zu Hause demonstriert. Bei dieser Arbeit haben wir uns auf gesunde Freiwillige und Probanden mit Metallimplantaten konzentriert. Dennoch enthalten die aufgenommenen Bilder ausreichende anatomische Informationen, um eine Vielzahl von Gelenkerkrankungen zu diagnostizieren, darunter Erguss, Synovialschwellung, Sehnenruptur oder Knochenbrüche.

Systemportabilität ist ein Hauptziel für Low-Field-Systeme, da dies mit High-Field-Scannern in naher Zukunft voraussichtlich nicht möglich sein wird. Unser Aufbau nutzt einen Halbach-Magneten, wie auch andere12,29,30. Ein wichtiger Vorteil der Halbach-Konfigurationen ist ihr geringeres Gewicht im Vergleich zu Jochmagneten. Beispielsweise wiegt das 64-mT-System von Hyperfine Inc. \(>600\) kg und das 55-mT-System von Liu et al. ca. 750 kg31. Im Gegensatz dazu ist das Gewicht unseres Systems vergleichbar mit dem eines Krankenhausbettes (\(\ca. 140\) kg) mit einem Patienten (\(\ca. 80\) kg) und kann daher von einer einzelnen Person transportiert werden eine flache Oberfläche. Auch wenn das offene Design von Jochmagneten die Handhabung und den Komfort des Patienten erleichtert (insbesondere für die Neurobildgebung), ist eine Halbach-Konfiguration im Hinblick auf die Tragbarkeit wohl vorteilhaft. Die Gradienteneffizienz wird in Halbach-Konfigurationen auch in dem Sinne verbessert, dass Jochmagnete dazu neigen, planare Gradienten zu nutzen, um die Offenheit des Gesamtsystems zu bewahren. Unsere Steigungen liegen auf Zylinderflächen, wodurch bei gleichwertigen Strömungen stärkere Steigungen erreicht werden können. Außerdem benötigen wir nicht die volle Leistung unserer Gradientenverstärker, sodass man darüber nachdenken könnte, die Effizienz gegen die Linearität einzutauschen, was für bestimmte Anwendungen nützlich sein kann. Was die HF-Schaltung betrifft, handelt es sich bei den in anderen Niederfeldscannern verwendeten Antennen meist um spezielle Kopfspulen für Neuroimaging-Anwendungen. Wir haben dies noch nicht untersucht, da unser Scanner für die Kopfbildgebung etwas klein ist. Um diesen Vergleich mit anderen vorhandenen Niederfeldsystemen abzuschließen, müssen wir abschließend betonen, dass Hyperfine Inc. allen anderen Initiativen, einschließlich unserer, weit voraus ist, sowohl was die Entwicklung eines Endprodukts als auch die Zertifizierung für den klinischen Einsatz betrifft. Dennoch werden zukünftige Scanner mit deutlich verbesserter Tragbarkeit wahrscheinlich die oben genannten Vorteile von Halbach-Magneten benötigen.

Mit Blick auf die Zukunft kann unser 72-mT-Scanner noch auf verschiedene Weise aufgerüstet werden. Es hat sich gezeigt, dass Algorithmen für maschinelles Lernen die Leistung in anderen Low-Field-Systemen steigern und sich problemlos in unser System integrieren lassen. Diese können durch Transferlernen verwendet werden, um die räumliche Auflösung von Scans a posteriori auf der Grundlage mehrerer Erfassungen, Vorkenntnissen über die Probe32 oder mit Netzwerken, die mit gepaarten Datensätzen von Bildern mit niedrigem und hohem Feld trainiert wurden, zu erhöhen, um die früheren Merkmale wiederherzustellen sonst nur bei Letzterem sichtbar21,33. Deep Learning und Faltungs-Neuronale Netze können ebenfalls eingesetzt werden, um die Rekonstruktionsqualität durch Bildrauschunterdrückung, Artefakterkennung und aktive Rauschunterdrückung zu verbessern20,31,34. Quantitative MRT, Radiomics und Fingerabdrücke16,17,35 zeigen vielversprechendes Potenzial in Situationen, in denen subtile Texturänderungen potenziell wertvolle Informationen für die Patienten enthalten. Auch spezielle Pulssequenzen und Rekonstruktionsmethoden können die Effizienz der Niederfeld-MRT steigern13,17 sowie Hardware-Entwicklungen und Kontrastmittel, die in der klinischen Hochfeld-MRT eine tragende Rolle spielen (z. B. parallele Bildgebung, Optimierung von HF-Detektionsspulen für verschiedene Körperteile). , Gadolinium-Kontrastverstärkung), werden in den noch überwiegend experimentellen verfügbaren Niederfeldsystemen selten verwendet2,36. Schließlich können für unseren speziellen Scanner die Benutzeroberfläche und die allgemeine Benutzerfreundlichkeit des Systems verbessert werden, um die Bedienung durch Laien zu erleichtern.

Alles in allem ebnet die in dieser Arbeit demonstrierte Leistung des Scanners, insbesondere wenn er mit den oben genannten Fähigkeiten aufgerüstet wird, den Weg hin zu einer zugänglichen MRT, der Demokratisierung ihrer Verwendung und ihrer Vorteile sowie einer qualitativen Erweiterung der Umstände, unter denen sie einen Mehrwert bieten kann.

Der Scanner verwendet einen Halbach-Zylindermagneten, der fast 4600 N48 NdFeB-Würfel mit einer Seitenlänge von 12 mm enthält, um im Sichtfeld \(B_0\ungefähr 72\) mT zu erzeugen, und weitere \(\ungefähr 1100\) kleinere N42-Quader (64 mm\) (^3\)), um die Inhomogenität von \(\ca. \) 15.700 auf \(\ca. 3100\) ppm über ein kugelförmiges Volumen von 20 cm Durchmesser zu reduzieren. Dies wurde für einen Innendurchmesser von ca. 27 cm nach den in Ref. beschriebenen Methoden entworfen. 37, aber wir haben für drei Magnetschichten (statt zwei) optimiert, um die Feldstärke von 50 auf 72 mT zu erhöhen. Insgesamt umfasst der Magnet 23 Ringe, die von 8 externen Schrauben gehalten werden, die den gesamten Aufbau durchziehen. Die Abhängigkeit der Larmorfrequenz von der Lufttemperatur beträgt \(\ca. -6\) kHz/C.

Die Geometrie der Gradientenspule wird mit herkömmlichen Zielfeldmethoden optimiert, wobei die in Ref. beschriebenen Verfahren befolgt werden. 37. Unsere x- (axialen), y- (vertikalen) und z-Gradienten (horizontal) haben jeweils: Wirkungsgrade (ca. 0,53), 0,91 und 0,89 mT/m/A; Widerstände \(\ca. 0,35\), 0,38 und \({0,40}\,{\Omega }\) bei einem Draht mit einem Durchmesser von 1,5 mm; Induktivitäten \(\ca. 180\), 227 und \({224}\, \upmu \hbox {H}\); und Abweichungen \(\ca. 27,2\), 1,1 und 1,0 % von der perfekten Linearität über einen DSV von 15 cm. Diese Spulen werden auf gebogene 3D-gedruckte Nylonformen gewickelt und darauf geklebt, und die gesamte Baugruppe wird von einem Methacrylatzylinder getragen. Wir haben keinen Bedarf an Wasser- oder Luftkühlung festgestellt. Die analogen Gradientenwellenformen werden mit einer OCRA1-Karte38 erzeugt, über eine serielle Peripherieschnittstelle (SPI) mit einem Red Pitaya Stemlab 122.88-16 SDR39 verbunden und durch AE Techron 7224-Leistungsverstärker (Indiana, USA) verstärkt, die bis zu \( \ca. 45\) A auf unsere Lasten bei relevanten Arbeitszyklen. Dies entspricht Gradientenfeldern von bis zu 25 mT/m entlang der x-Achse und 40 mT/m entlang der y- und z-Achse. Unter normalen Betriebsbedingungen sinkt die Larmorfrequenz aufgrund der Erwärmung der Permanentmagnete durch die Verlustleistung der Gradientenspulen um ca. 10 Hz/min.

Wir verwendeten zwei Tx/Rx-HF-Antennen, eine für die Bilder in Abb. 2 und 3 (mit einem Innendurchmesser von ca. 14 cm) und ein größeres Modell für das implantierte Knie (ca. 20 cm). Bei beiden handelt es sich um Magnetspulen, die auf die Protonen-Larmor-Frequenz (\(\ca. 3\) MHz) abgestimmt und impedanzangepasst sind. Die HF-Spulenhalter wurden in Polymilchsäure (PLA) 3D-gedruckt und der Draht mit Cyanacrylatkleber fixiert. Die Spulen befinden sich in einer geerdeten Kupferabschirmung, um die Aufnahme von Rauschen zu verringern und Interferenzen zwischen den Gradienten und dem HF-System zu verhindern. Bei In-vivo-Aufnahmen wird das Objekt außerdem von einem leitfähigen Tuch abgedeckt. Die rauscharmen HF- (45 dB Verstärkung, 50 Ohm, Rauschzahl \(<1\) dB) und Leistungsverstärker (250 W, maximales Tastverhältnis von 10 % mit 10-ms-Impulsen) sowie der passive Tx/Rx-Schalter , wurden von der Barthel HF-Technik GmbH (Aachen, Deutschland) bezogen.

Die Steuerelektronik basiert auf MaRCoS, einem Open-Source-Hochleistungs-Magnetresonanz-Kontrollsystem40,41,42.

Der Durchmesser und die Länge des Scanners betragen ca. 53 bzw. 51 cm, ohne Elektronik und mobile Struktur, mit einer Bohrungsöffnung von ca. 24 cm (Innendurchmesser der Gradientenstruktur) und einem Gewicht von ca. 200 \) kg. Auf der mobilen, offenen Struktur und ausgestattet mit der gesamten erforderlichen Elektronik und dem Steuerrechner betragen die Gesamtabmessungen des Systems \(70\times 88\times 166\) cm\(^3\) und das Gewicht \(\ca 250\) kg.

Die Protokolle für Experimente mit menschlichen Probanden wurden von der Ethikkommission (CEIm) des La Fe-Krankenhauses in Valencia genehmigt (IIS-F-PG-22-02, Forschungsvereinbarungsnummer 2019-139-1).

Einige Aspekte, die allen in dieser Arbeit vorgestellten Bildern gemeinsam sind, sind: (i) die Dauer der resonanten \(\pi /2\)- und \(\pi \)-Impulse in allen Bildern beträgt \(\ungefähr {40}\, \upmu \hbox {s}\) bzw. \(\ approx \, {80}\upmu \hbox {s}\); (ii) die Auslese-Dephasierungs-Gradientenimpulse nach den HF-Anregungsimpulsen werden um einen Faktor \(\ungefähr 1,008\) vorverzerrt, um die Echos in der Mitte der Datenerfassungsfenster zu platzieren und die Auswirkungen unvollständiger Gradientenwellenformen und induzierter Wirbel abzuschwächen Strömungen; und (iii) eine automatische Larmorfrequenzkalibrierung wird vor jedem neuen Scan durchgeführt, dh vor jeder vollständigen Sequenz für ein Bild.

Das Kniebild in Abb. 2a wurde mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 130\times 140\times 180\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(1,85\times 1,75\times 2\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 17,5\) kHz und 4 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 19,2 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen jeweils der Ausleserichtung (RO), der Phasenkodierung (PE) und der Schichtkodierung (SE).

Das Handbild in Abb. 2b wurde mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 180\times 180\times 50\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(1,5\times 1,5\times 5\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 10\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 400\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz und 13 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 10,4 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den RO-, SE- und PE-Richtungen.

Das Handgelenksbild in Abb. 2c wurde mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(1,5\times 1,5\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 3\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 100\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz und 30 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 12 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den RO-, SE- und PE-Richtungen.

Das Handgelenksbild in Abb. 2d wurde mit einer \(\rho \)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\) aufgenommen. eine Auflösung von \(1,5\times 1,5\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\ text {TR} = 1000\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz und 5 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 12 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den RO-, SE- und PE-Richtungen.

Das Handgelenksbild in Abb. 2e wurde mit einer \(T_2\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 180\times 140\times 80\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(1,5\times 1,5\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), Echoabstand von 20 ms, effektiv \(\text {TE} = 100\ ) ms, \(\text {TR} = 1000\) ms, \(\text {BW} = 30\) kHz und 5 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 12 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den RO-, SE- und PE-Richtungen.

Die Kniebilder in Abb. 3 wurden mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 150\times 150\times 180\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(1,50\times 1,85\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 25\) kHz und 12 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 11,5 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den SE-, PE- und RO-Richtungen.

Die Kniebilder in Abb. 4a,b wurden mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 200\times 200\times 180\) mm\(^3\) aufgenommen. , eine Auflösung von \(1,3\times 2\times 9\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \( \text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 37,5\) kHz und 9 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 12 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den RO-, PE- und SE-Richtungen.

Das Kniebild in Abb. 4e wurde mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 200\times 200\times 180\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(2\times 2\times 2\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 10\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 300\) ms, \(\text {BW} = 22,5\) kHz und 4 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 20 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den RO-, PE- und SE-Richtungen.

Die Kniebilder in Abb. 5 wurden mit einer \(T_1\)-gewichteten 3D-RARE-Sequenz mit \(\text {FoV} = 180\times 200\times 200\) mm\(^3\) aufgenommen, a Auflösung von \(1,2\times 2\times 10\) mm\(^3\), \(\text {ETL} = 5\), \(\text {TE} = 20\) ms, \(\text {TR} = 200\) ms, \(\text {BW} = 37,5\) kHz und 9 Mittelwerte für eine Gesamtscanzeit von 12 Minuten. Die x-, y- und z-Achsen entsprechen den SE-, PE- und RO-Richtungen.

Die Empfangskette besteht aus einer analogen Stufe (HF-Spule, passiver Tx/Rx-Schalter und rauscharmer Verstärker) gefolgt von einer digitalen Stufe. Die Digitalisierung erfolgt mit 122,88 Ms/s durch einen Analog-Digital-Wandler im Red Pitaya Stemlab-Board40,41,42. Das digitale Signal wird durch komplexe Multiplikation mit einem numerisch gesteuerten Oszillator, der auf die Larmor-Frequenz eingestellt ist, heruntergemischt. Die realen und imaginären Datenkomponenten passieren zunächst einen kaskadierten Integrator-Kammfilter und schließlich einen Filter mit endlicher Impulsantwort. Die resultierenden Daten stimmen mit den gesuchten Inphase- und Quadraturkomponenten des Magnetresonanzsignals überein. Diese werden an den Steuerrechner gesendet und können zur Bildrekonstruktion und Nachbearbeitung Fourier-transformiert werden.

Alle Bilder wurden direkt durch ein Inverse Fast Fourier Transform-Protokoll rekonstruiert, das in der von uns in Python40 entwickelten MaRCoS-GUI implementiert ist. Die vorgestellten Rekonstruktionen unterliegen daher Verzerrungen aufgrund von Feldinhomogenität und Gradientennichtlinearitäten. Diese können durch Rekonstruktionsalgorithmen abgemildert werden, die Informationen zu den Feldkarten enthalten43, wir halten dies jedoch zum jetzigen Zeitpunkt nicht für notwendig. Die einzigen Nachbearbeitungsvorgänge, die wir in dieser Arbeit verwendet haben, sind BM4D-Filterung27 und Bildneuskalierung, um die Anzahl der Pixel zu erhöhen, und zwar nur dort, wo dies im Haupttext ausdrücklich angegeben ist.

Die spektrale Rauschdichte der MR-Daten wird nach unten durch Johnson-Rauschen begrenzt, das auf thermische Schwankungen der Elektronen in den Widerstandselementen R in der Empfangskette (bis zum LNA) zurückzuführen ist. Diese werden von der Spule dominiert, mit Gütefaktor \(Q\ungefähr 93\) (88) und \(R\ungefähr 5\) \(({5,5}\,{\Omega })\) im unbelasteten (beladenen) Zustand ) Fall. Für eine gegebene Erfassungsbandbreite wird erwartet, dass die integrierte Rauschamplitude \((4k_\text {B} R\cdot BW)^{1/2}\) beträgt, wobei \(k_\text {B}\) der Boltzmann-Wert ist Konstante. In der kontrollierten Umgebung des MRT-Physiklabors messen wir \(\ca. 50\) nV/Hz\(^{1/2}\) nach einem rauscharmen 45-dB-Vorverstärker in Übereinstimmung mit dem geschätzten Johnson-Pegel . Dies nutzen wir als Referenz zur Bewertung der Signalqualität und der Abschirmwirkung des leitfähigen Gewebes, sowohl im Labor als auch an den übrigen Standorten.

Wir haben Situationen gefunden, in denen die Geräuschunterdrückung bis auf Johnson-Niveau nicht trivial ist und tatsächlich nicht erreicht wurde, als das System mit einem tragbaren Generator betrieben wurde. Der Steuercomputer ist eine weitere erhebliche Quelle von 50-Hz-Rauschen und muss so weit wie möglich im Rack platziert werden, um saubere Bilder zu rekonstruieren. Wir halten es auch oft für notwendig, sicherzustellen, dass das Motiv ausreichend mit dem leitfähigen Tuch bedeckt ist, und es hilft, einen Teil davon auf dem Boden auszubreiten.

Für die autonomen Experimente im Freien haben wir das System mit einem benzinbetriebenen Generator „Limited 2000i“ von Genergy (Calahorra, Spanien) betrieben. Dieser Motor liefert bis zu 2 kW bei 230 V und 50 Hz (einphasig). Er kostet \(<600\) €, wiegt 19 kg und hat einen Kraftstofftankinhalt von 4 l und eine Autonomie von 10,8 Stunden bei 25 % Last (500 W), was mehr ist, als für den Dauerbetrieb des Scanners erforderlich ist.

Alle Experimente wurden in Übereinstimmung mit den Richtlinien der Deklarationen von Helsinki und den spanischen Vorschriften sowie im Rahmen der Forschungsvereinbarung des La Fe-Krankenhauses in Valencia (IIS-F-PG-22-02, Vereinbarungsnummer 2019-139-1) durchgeführt.

Vor Beginn der Studie wurde von allen Probanden eine schriftliche Einverständniserklärung eingeholt.

Vor Beginn der Studie wurde von allen Probanden eine schriftliche Einverständniserklärung zur Veröffentlichung eingeholt.

Alle anonymisierten Datensätze, Rekonstruktions- und Nachbearbeitungsmethoden, die während der vorliegenden Studie generiert und/oder verwendet wurden, sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

Die Codes für MaRCoS und die GUI sind in Open-Source-Repositories unter https://github.com/vnegnev/marcos_server bzw. https://github.com/yvives/PhysioMRI_GUI öffentlich verfügbar.

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Referenzen herunterladen

Wir danken den vier anonymen Freiwilligen für ihre Teilnahme, Andrew Webb und Thomas O'Reilly für Diskussionen über MRT-Hardware, Benjamin Menküc für Beiträge zu MaRCoS und Marcus Prier für die Entwicklung des OCRA1-Boards.

Diese Arbeit wurde vom spanischen Ministerium für Wissenschaft und Innovation durch das Forschungsstipendium PID2019-111436RB-C2 unterstützt Von der Europäischen Union durch das Operationelle Programm des Europäischen Fonds für regionale Entwicklung (EFR) der valencianischen Gemeinschaft 2014-2020 kofinanzierte Aktion (IDIFEDER/2018/022 und IDIFEDER/2021/004). JMG und JB danken für die Unterstützung durch das Innodocto-Programm der valencianischen Innovationsagentur (INNTA3/2020/22 und INNTA3/2021/17).

Diese Autoren trugen gleichermaßen bei: Teresa Guallart-Naval und José M. Algarín.

Tesoro Imaging SL, 46022, Valencia, Spanien

Teresa Guallart-Naval, Rubén Bosch, José M. González, Juan P. Rigla, Pablo Martínez, Jose Borreguero und Alfonso Ríos

Institut für molekulare Bildgebung und Instrumentierung, Spanischer Nationaler Forschungsrat, 46022, Valencia, Spanien

José M. Algarín, Fernando Galve, Eduardo Pallás, José M. Benlloch und Joseba Alonso

Institut für molekulare Bildgebung und Instrumentierung, Polytechnische Universität Valencia, 46022, Valencia, Spanien

José M. Algarín, Fernando Galve, Eduardo Pallás, José M. Benlloch und Joseba Alonso

PhysioMRI Tech SL, 46022, Valencia, Spanien

Rubén Pellicer-Guridi, Yolanda Vives-Gilabert und Francisco J. Lloris

MPC Research Association, 20018, San Sebastián, Spanien

Ruben Pellicer-Guridi

Labor für intelligente Datenanalyse, Fakultät für Elektrotechnik, Universität Valencia, 46100, Burjassot, Spanien

Yolanda Vives-Gilabert

Helios School, 46183, L'Eliana, Spanien

Alvaro Marcos-Perucho

Oxford Ionics, Oxford, OX5 1PF, Großbritannien

Vlad Negnevitsky

Abteilung für medizinische Bildgebung, Universität und Polytechnisches Krankenhaus La Fe, 46026, Valencia, Spanien

Luis Martí-Bonmatí

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Von TGN und JMA mit Hilfe von RB, PM, FJL, JPR und JA aufgenommene Low-Field-Bilder. Tragbares System, gebaut von RPG, TGN, JMA, FG, RB, EP, JMG und JA mit Hilfe von JPR, PM und FJL. Datenanalyse und Auswertung durch JMA, TGN, FG, LMB und JA. Steuerelektronik und Software entwickelt durch VN, YVG, JMA, TGN und JB. Portabilitätsexperimente konzipiert durch JA, JMA, TGN und AMP. Projekt konzipiert und betreut durch AR, JMB und JA. Von JA und LMB verfasster Artikel mit Beiträgen aller Autoren.

Korrespondenz mit Joseba Alonso.

PhysioMRI Tech SL ist eine gewinnorientierte Organisation, die aus dem Institute for Molecular Imaging and Instrumentation hervorgegangen ist und Eigentümer des in dieser Arbeit vorgestellten Low-Field-Scanners ist. JMA, FG, JB, JMB und JA haben angemeldete Patente, die an PhysioMRI Tech SL lizenziert sind. JMA, FG, AR, JMB und JA sind Mitbegründer von PhysioMRI Tech SL. Alle anderen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Guallart-Naval, T., Algarín, J., Pellicer-Guridi, R. et al. Tragbare Magnetresonanztomographie von Patienten im Innen-, Außenbereich und zu Hause. Sci Rep 12, 13147 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-17472-w

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Eingegangen: 31. März 2022

Angenommen: 26. Juli 2022

Veröffentlicht: 30. Juli 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-17472-w

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