Что значит на счетчике т1 и т2: Преимущества многотарифного учета

Содержание

В чем смысл двухтарифных счетчиков электроэнергии?

Предыстория…
Подошло время поменять счетчик, просмотрел предложения по этому вопросу и увидел, что появилась небольшая возможность экономить. Появились счетчики учитывающие электроэнергию по двум тарифам:
1. Т1 (дневной) – 2.81 – действует с 7.00 до 23.00
2. Т2 (ночной) – 1.56 – действует с 23.00 до 7 утра.

Ну что же прекрасно! Новый современный счетчик – берем!
И, что после этого вышло?

Оформляем, устанавливаем. С этого времени начинают приходить две квитанции, ночная и дневная. В каждую заносишь показания отображаемые по счетчику тарифа. Просто замечательно!
Эти тарифы отображаются на индикаторе по кругу, сперва Т1 для дневной квитанции, потом Т2 для ночной, и общая сумма для сведения об общем расходе.

Но!!! За февраль приходит квитанция по Т1 (дневной) – в нем сумма в два раза больше ожидаемой!!! Не могу понять откуда взялись эти цифры? Начинаю разбираться.

Я делал последнюю оплату 5.02.10 и подал данные счетчиков для:

Т1 – 152 (расход 125кВт)
Т2 – 57 (расход 57кВт)

А в квитанции написано Т1 – 263 (расход 236), откуда взялось?
Иду снимать показания для нового месяца: Т1 – 224, Т2- 87. Опять непонятно, Т1 до 263 у меня еще не дошел.
И тут в квитанции обнаруживаю, что 19.02.10 была контрольная съемка показаний. И этот контроллер снимает не показания по тарифам, а СУММУ!!! И эта самая сумма попадает в Т1 т.е. дневной.

Вот это ДА 🙂 Получается, что оплатив «ночную» энергию по ночному тарифу (квитанция 2), я её должен еще раз оплатить и по «дневному» тарифу (квитанция 1) – экономия налицо 🙂
Не знаю насколько часто они таким образом делают сверку показаний, но я не собираюсь платить за тройной «ночной» тариф. Просто безобразие. В чем смысл двухтарифности, если они такие сверки делают?

какое время в показателях, трехтарифные счетчики

Многим собственникам квартир знакома тарификация электропотребления, так как активно используются двухтарифные приборы учёта. Они позволяют значительно экономить на квартплате. Но в последние годы на рынке появились счётчики электроэнергии Т1, Т2, Т3.

В обзоре подробно разберём различия между ставками и расскажем, как рассчитывать потреблённую электроэнергию по многотарифным приборам учёта.

Что означает Т1, Т2, Т3 в электросчётчике?

В энергопотреблении сутки разделены на тарифные зоны, каждая из которых имеет своё обозначение и временной интервал. Если Вы используете 3-х тарифные счётчики электроэнергии, то время тарифов по ним рассчитывается по-иному, чем у двухтарифных. Разберём более подробно каждый из них.

Обозначение Т1

Первая тарификация — это утреннее время суток часа пика, около 7:00 до 10:00 часов утра, и пиковое вечернее время с 17:00 до 21:00. В данный период тарификация считается дорогой по сравнению с Т3 и может возрастать в 0,7 раз.

Обозначение Т2

Это самая экономичная ставка, которая называется “Ночной тариф”. Если показатели Т1 и Т3  разделены на два периода, то ночное время суток — один период с 23:00 до 7:00 утра.

Из-за пониженной ставки многие люди в будни предпочитают давать большую нагрузку на энергосеть именно в период действия тарифа Т2.

Обозначение Т3

Полупиковый тариф считается в следующем временном интервале:

  • с 10:00 до 17:00;
  • с 21:00 до 23:00.

Данная ставка часто приравнивается к тарифу Т1, то есть является самой дорогой. Поэтому большая часть потребителей старается исключить включение мощных бытовых приборов, чтобы снизить плату за коммунальные платежи.

Какую формулу используют для снятия показаний по трёхтарифному счётчику?

Чтобы рассчитать показания счётчиков электроэнергии по ставкам Т1, Т2, и Т3, нужно сперва узнать тарифы, применяемые в Вашем регионе. Именно они нужны для правильного расчёта платежа. Далее алгоритм действий будет следующим:

  1. С трёхтарифного счётчика списать все показания. Они отображаются попеременно с интервалом примерно в 30 секунд.
  2. Записать данные предыдущего месяца. Их можно взять из квитанции об оплате.
  3. Получить разницу из каждого тарифа. То есть из текущего месяца вычесть предыдущий по видам ставки: Т1 (настоящий месяц) – Т1 (прошлый месяц) и так далее.
  4. Полученные цифры перемножить на действующие тарифы согласно ставкам. Например, полученную разницу по тарифу Т1 умножить на тариф Т1 из тарификационной сетки энергосбытовой компании. Это действие произвести с каждым показателем.
  5. Чтобы получить итоговую сумму к оплате, необходимо сложить все три значения.
  6. В случае применения льгот нужно вычитать их из общей суммы.

Если у Вас установлен трёхтарифный прибор учёта, мы просим Вас поделиться своим опытом и рассказать о полученных выгодах, а также о нюансах экономии. Ваши комментарии могут помочь другим собственникам жилья в выборе электросчётчиков.

Как правильно и без ошибок снять показания с многотарифного счетчика

Высокие тарифы на энергоносители, в частности, на электричество, вынуждают искать пути экономии. Одним из способов существенно сократить расходы на электричество является установка многотарифных, или многозонных счетчиков. Однако, далеко не все владельцы таких счетчиков знают, как правильно снимать с них показания.  

Самый «продвинутый» вариант многозонных счетчиков – это трехтарифный (трехзонный) счетчик электроэнергии. Трехтарифный счетчик – это реальная возможность экономить электроэнергию и оплачивать ее по разному тарифу. В них существует четкое разделение — три тарифа оплаты: часы пик,  часы «полу-пик» и наиболее дешевый, ночной, тариф.

Сегодня ProfiDom.com.ua рассказывает о том, как правильно снимать показания с трехтарифного счетчика электроэнергии.  Что для этого нужно: квитанция, ручка, калькулятор.

Шаг 1. Если вы используете трехтарифный прибор учета, то должны снимать разницу показаний с трех тарифов, умножать каждое число на действующие тарифы в вашем регионе и все полученные результаты суммировать для оплаты за электроэнергию.

Шаг 2. Чтобы снять показания с трехтарифного счетчика, нажмите кнопку «Ввод». Вы попеременно получите показания тарифа Т1, Т2 и Т3. Кнопку можно нажать один раз, пока вы записываете показания одного тарифа, счетчик будет в автоматическом режиме выдавать попеременно все показатели с интервалом в 30 секунд.

Шаг 3. От предыдущих показаний дневного тарифа Т1 на день оплаты, отнимите текущее показание счетчика по тарифу Т1 и умножьте на действующий в вашем регионе тариф в часы пик. Часами пик во всех регионах считается местное время с 7 до 10 утра и с 17 до 21 часа.

Шаг 4. Показания Т2 – это ночные часы. Во всех регионах ночными считаются часы с 23 до 7 часов. Тариф может быть разным. Для подсчета отнимите от предыдущих показаний Т2 текущие показания и умножьте на действующий тариф.

Шаг 5. Показания Т3 – это часы полу-пик, которые учитываются в двойном временном промежутке с 10 утра до 17 часов и 21 до 23 часов. Отнимите от предыдущих показаний Т3 текущие, умножьте на действующий тариф в вашем регионе.

Шаг 6. Сложите все расчеты. Отнимите сумму льгот, если они у вас имеются. Оплатите квитанцию в ближайшей сберкассе или почтовом отделении.

Шаг 7. Местные органы власти сейчас имеют право установить другие временные промежутки по действующим тарифам, но все пользователи многотарифными приборами учета электроэнергии должны быть заранее предупреждены о смене временного диапазона.

Шаг 8. Если вы не можете найти предыдущую квитанцию, чтобы произвести расчет и посмотреть цифры в графе «Показания на день оплаты», то нажмите кнопку «Ввод» на приборе учета и удерживайте в течение 2 секунд. Вы попеременно получите все предыдущие показания прибора на день оплаты. Все многотарифные счетчики хранят информацию о показаниях в течение всего срока эксплуатации, поэтому проверяющим службам можно всегда без труда сверить все показания приборов с суммами фактической оплаты за потребленную электроэнергию.

Что значит т1 и т2 на счетчике

  • Как снять показания с многотарифного счетчика
  • Как снять показания с электрического счетчика
  • Как определить расход электроэнергии
  • – бланк-квитанция;
  • – ручка;
  • – многотарифный счетчик электроэнергии.

Двухтарифный счетчик: день Т1 (с 07-00 до 23-00), ночь Т2 (с 23-00 до 07-00)

Трехтарифный счетчик: ночь Т2 (с 23-00 до 07-00), пик Т1 (с 07-00 до 10-00
и с 17-00 до 21-00), п/пик Т3 (с 10-00 до 17-00 и с 21-00 до 23-00)

Стоимость электричества растёт из года в год. И на сегодняшний день, как у активных пользователей электроэнергии, практически во всех квартирах устанавливаются такие приборы. Использование электросчётчика позволяет наглядно вести учёт потребляемой электроэнергии и экономить семейный бюджет. В свою очередь это делает прозрачным начисления за потребляемое электричество. Помимо одноставочного, существует двойной и даже тройной тариф. По первости потребителя пугает якобы сложность с подачей данных энергопоставляющим компаниям, так как нет знаний где какое время и что значит Т1,Т2 и Т3 в счётчике.


В каких же случаях необходима установка более чем одноставочного счётчика – разберёмся далее. Для этого нужно как можно точнее посчитать активное пользование электроприборами – в какие часы, какая техника и как долго Вам необходима в работающем режиме. Возможно ли что-то перенести на ночное время: многие стиральные и посудомоечные машины оборудованы функцией отложенного старта, но пользуются ей лишь единицы. Затем необходимо уточнить разницу в начислениях за киловатт в дневное и ночное пользование в регионе, которые предстоит оплачивать ежемесячно. Если разница ощутима, то далее мы узнаём, стоимость прибора и стоимость установки, чтобы рассчитать время окупаемости такого приобретения. Внушительная часть пользователей говорит о 6-18 месяцах. Естественно, что немногие готовы выделить время на такое исследование.

Поэтому можно пойти путём рассуждений. Если весь световой день Вы находитесь на рабочем месте, и в Вашей квартире нет большого количества умной техники, и по ночам Вы спите – установка бессмысленна и скорей всего приведёт к увеличению платежей. Если же Вы счастливый обладатель умной техники, типа посудомоечной и стиральной машины, бойлера, кондиционера и теплых полов и телевизор с компьютером у Вас частенько работают в ночные часы можно получить некоторую экономию. Только важно помнить, что сбитый режим здоровым ещё никого не сделал. А шум от стиральной машинки может стать причиной раздора с соседями. Подход к выбору оборудования должен быть индивидуальным.

Как правильно подобрать электросчётчик

Рынок предлагает достаточно широкий выбор производителей современных моделей, которые однозначно лучше старых. Чтобы корректно подобрать прибор, необходимо обратить внимание на следующие характеристики:

  1. Вид питания: однофазное или трёхфазное. В квартирах и небольших гаражах устанавливают однофазные приборы, так как для данных электросетей достаточно напряжение в 220В.Обладателям больших коттеджных домов, промышленных гаражей и предприятий потребуется установка трёхфазного прибора с напряжением в 380В, так как это помещения увеличенного потребления электрической энергии;
  2. Количество тарифных интервалов;
  3. Дополнительные функции, типа защиты от перенапряжений.

Важно! К большим плюсам современных моделей стоит добавить способность записи предыдущих показаний, что избавляет от ведения длинных портянок с расчётами. А некоторые модели автоматически подают показания электроснабжающей организации, что вообще освобождает потребителя от необходимости что-то выписывать и считать.

Но даже, если Вы остановитесь на выборе более скромного прибора, способов передачи показаний на сегодняшний хоть отбавляй – это и интернет, и телефон и квитанция в почтовый ящик.

Принцип учёта потребления многотарифными счётчиками

Основывается принцип на разделении суток на активное и пассивное пользование электроэнергией. Давайте посмотрим, что это Т1 и Т2 для столь распространённых двухтарифных счётчиков:

Т1 – Дневной тариф Т2 – Ночной тариф
7:00 – 23:00 23:00 – 7:00

Страшнее выглядит ситуация с трёхтарифным оборудованием. Но при более внимательном изучении, становится понятно что значит Т1, Т2 и Т3 на экране счетчика:

Т1 — Час пик Т2 — Ночной тариф Т3 — Полу-пик
7:00-10:00 и 17:00-21:00 23:00 – 7:00 10:00-17:00 и 21:00-23:00

Временные рамки действующих тарифных планов вправе менять местные органы власти, но согласно регламенту пользователей оповещают об этом заранее.

Как рассчитать расход электроэнергии

Любой расчёт расхода электроэнергии базируется на разнице текущего и предыдущего месяца. Если Вы уже были пользователем старой однотарифной модели счётчика, то ничего сложного в расчётах не будет. Алгоритмы у современных приборов учёта расхода электричества аналогичны. Для начала необходимо снять показания. Дальнейшие расчёты мы рассмотрим далее.

Как снять показания с двухтарифного счётчика электроэнергии

С помощью данного оборудования пользование электрической энергией рассчитывается по двум временным интервалам. Чтобы снять показатели необходимо взять в руки отрывную квитанцию и ручку в первых числах месяца и списать данные Т1 и Т2. Цифр в показателях достаточно много, поэтому на память лучше не рассчитывать. Даже при изменении одной цифры – на выходе получается неверный расчёт. После того, как Вы нажали кнопку «Ввод» на экране, с интервалом в 30 секунд высветятся нужные данные. Нажимать требуется один раз. Вся цифра нас не интересует, мы берём цифры только до запятой.

Важно! То есть – в данном случае мы выписываем в квитанцию Т2 – 1504. Аналогично производится снятие показаний пользования в дневное время.

Если Вы самостоятельно высчитываете начисления, и для заполнения всех полей требуется посмотреть предыдущие показания — следует удержать кнопку «Ввод» на протяжении 2 секунд и на экране высветятся нужные данные.

Как рассчитать оплату за текущий месяц при пользовании двухтарифным счётчиком

Рассчитать начисления достаточно просто. Следует лишь разобраться с показаниями счётчика Т1 и Т2. Смотрим, что это и как считать:

Тарифная зона Показания счётчика Фактический расход Тариф Сумма к оплате
Текущий месяц Предыдущий месяц
Т1 (день) 6 3 6 — 3 = 3 кВт 100р 3 * 100 = 300р
Т2 (ночь) 2 1 2 — 1 = 1 кВт 100р 1 * 100 = 100р
Итого: ∑ 300 + 100 = 400р

*приведённые цифры в таблице условны, для более наглядного расчёта.


То есть, из текущего Т1 вычитаем предыдущие Т1 и получаем расход кВт за нужный нам месяц в дневное время. Число, которое получилось, следует умножить на установленную плату за один кВт согласно дневному тарифу. Получаем сумму начисления за дневное пользование. Аналогично рассчитываем оплату за ночное потребление. Для получения итоговой суммы за весь месяц – необходимо сложить получившиеся начисления.

При наличии льгот следует вычесть и оплатить платёж по лицевому счёту в любом банке или терминале.

Как снять показания с трёхтарифного счётчика и рассчитать оплату за текущий месяц

В случае установки трёхтарифного счётчика действия по подаче данных и схема расчётов аналогичны вышенаписанным. Единственная разница заключается в том, что расчёты необходимо производить по трём тарифам. Суть расчётов остаётся аналогичной:

Тарифная зона Показания счётчика Фактический расход Тариф Сумма к оплате
Текущий месяц Предыдущий месяц
Т1 (пик) 10 7 10 — 7 = 3 кВт 100р 3 * 100 = 300р
Т2 (ночной) 5 3 5 — 3 = 2 кВт 100р 2 * 100 = 200р
Т3 (полу-пик) 2 1 2 — 1 = 1 кВт 100р 1 * 100 = 100р
Итого: ∑ 300 + 200+ 100 = 600р

Заключение

В момент установки счётчика, собственнику выдаётся на руки паспорт с датой проверки работоспособности оборудования. Работнику РЭС надлежит наглядно объяснить, как корректно снимать показания и рассказать — куда обращаться, если возникли вопросы и сложности с эксплуатацией. Любителям «отмотать» расход настоятельно не рекомендуется испытывать судьбу. Если будет доказано, что механизм повреждён по вине владельца, то ценой обмана станет административное наказание.

Важно! Настоятельно рекомендуется следить за наличием каких-либо повреждений электросчётчика. При обнаружении тех или иных дефектов надлежит немедленно обратиться в коммунальную службу. До прихода мастера снимать и передавать данные не рекомендуется.

Будьте разумны в пользовании приборами учёта потребления электроэнергии, и Ваш семейный бюджет поблагодарит Вас!

Многотарифные счетчики электроэнергии фиксируют потребленные киловатты по двум или трем временным зонам, как правильно снимать и передавать показания счетчика «день – ночь»?

Двухтарифный счетчик отображает информацию о текущем времени, дате, количестве потребленной электроэнергии общей и отдельно дневной и ночной.

В РЭС необходимо передавать показания отдельно по каждой зоне: «день» и «ночь». Эти данные вносятся в квитанцию или через интернет, на их основе формируется счет за свет.

В зависимости от модели счетчика, зоны могут иметь обозначения:

Т1 – общее потребление
Т11 – дневной тариф
Т12 – ночной тариф

Показания по дневному тарифу (Т11)

Показания по ночному тарифу (Т12)

В других моделях дневной и ночной тариф обозначают просто Т1 и Т2 соответственно. На дисплее с промежутком в 10 сек. отображается информация о дате, времени и количестве использованных киловатт по каждой из зон.

Т2 обозначение ночного тарифа

Чтоб правильно снять показания двухтарифного счетчика электроэнергии, зафиксируйте цифры слева до запятой, нули можно не записывать. Если запятой нет, тогда вносятся все цифры.

Если Вы пользуетесь личным кабинетом, в разделе «Передать показания» необходимо вносить данные по двум зонам (без нулей).

Некоторые электронные модели счетчиков позволяют не снимать показания, так как они имеют встроенный радиомодуль, передающий показания в автоматическом режиме.

Двухзонные счетчики позволяют экономить на оплате за электроэнергию, т.к. в ночное время (с 23:00 до 07:00) тариф на 50% дешевле, чем в дневное.

т1 т2 т3 в счетчике где какое время

Каждый у кого дома стоит счетчик электроэнергии знаком с т1 т2 и т3 — но что они означают и где какое время? В России можно использовать однотарифные и многотарифные (трехтарифные) счетчики, последние позволяют экономить много денег из-за оплаты каждого времени суток по отдельному тарифу.

  • Как рассчитать показания счетчика?
  • Какое время означают т1 т2 и т3 на трехтарифном счетчике электроэнергии


    Трехтарифный счетчик электроэнергии имеет 3 показателя: т1 т2 т3 — где каждый показатель означает время; каждый из них указывает на свой тариф и цифры, которые обозначают количество потреблённой электроэнергии. Можете думать что эти показатели — отдельные тарифы или определённое время суток. Но какое время суток обозначают т1 т2 т3?
    1. т1 — это утреннее время суток часа пик, в каждом регионе России он разный, но в основном часы пик около 7-10 часов утра по местному времени.
    2. т2 — показатель указывает на ночное время. Ночными часами в России считаются с 23 — 7 утра. Как правило, оплата ночного времени обходится дешевле. В случае если счетчик не установлен — пришлось бы платить по дневному тарифу.
    3. т3 — дневное время или «полу час пик», считается от 10 утра до 23 вечера.

    Как снять и рассчитать показания трехтарифного счетчика?

    Для подсчета показаний счетчика используйте формулу: текущие Тх — предыдущее Тх * на текущий тариф — льготы, если имеются и оплатите в ближайшем отделении сбербанка на нужный счет вашей энергосберегающей компании. Для съема показаний используйте ручку с бумагой и записывайте каждое значение, иначе в дальнейшем столкнетесь с путаницей и можете переплатить лишнего.

    Пример снятия показаний многотарифного счетчика на примере «Меркурий 230»

    То есть для подсчета берём текущее показания т1 и вычитаем из него предыдущее т1 (на день оплаты).

    Если счетчик двухтарифный то складывайте т1 и т2 и в сумме получится общее потреблённое значение, из него вычитаем последние показания счетчика и получаем результат. Далее исходя из вашего тарифа высчитываем окончательное значение и сумму, необходимую для оплаты.

    1. Почему девушкам нравятся взрослые мужчины?
    2. Где в России лучший климат для проживания — куда переехать на ПМЖ?
    3. Отделка ванной комнаты: что лучше для ванной, плитка или жидкие обои?
    4. Где лучше жить в России
    5. Если женатый мужчина любит любовницу
    Комментарии

    Руководство по снятию показаний с однофазных многофункциональных электронных счетчиков активной электрической энергии «Энергия-9 СТК 1-10К 5514Zt».

    Снятие показаний с двухтарифного электросчетчика СТК 1

    Какие цифры нужно смотреть на счетчике электроэнергии?
    Как считать за свет по счетчику?
    Как правильно снимать показания электросчетчика?
    Что означает на счетчике т1 и т2?
    Как подавать показания двухтарифного счетчика электроэнергии?
    Эти и многие другие похожие вопросы ежедневно поступают в отдел продаж компании ElMisto.
    По многочисленным запросам покупателей мы начинаем цикл статей о снятии показаний с многотарифных электросчетчиков разных производителей.
    Данная статья будет весьма полезна для тех, кто  решил установить электронный однофазный двухтарифный электросчетчик Энергия-9 СТК1-10.K55I4Ztr. В статье вы узнаете, как снимать показания с многотарифного счетчика СТК1-10.K55I4Ztr.

    Всё достаточно просто, все двухтарифные счетчики день-ночь считают электроэнергию днём по обычному тарифу, как стандартный электросчетчик, а с 23:00 до 7:00 считают её по ночному тарифу, который на 50% меньше дневного.

    Итак, по вашему желанию многотарифный счетчик Энергия-9 может быть запрограммирован на двух («день-ночь») или трёх(«пик-полупик-ночь») тарифный учёт.  Как правило, подавляющее большинство потребителей свои счетчики электроэнергии просят запрограммировать на двухтарифный учет День-Ночь, а значит с 11 вечера до 7 утра вся потребленная электроэнергия в этот период будет стоить им вполовину дешевле, чем в остальное время. То есть, за потребленную электроэнергию днём потребители платят как обычно по текущему тарифу, а за потреблённую ночью только 50% стоимости.
     
    Узнать показания счетчика Энергия-9 СТК1-10.K55I4Ztr просто и легко, достаточно посмотреть на дисплей электросчетчика, где в цикличном режиме происходит отображение изменений значений на жидкокристаллическом индикаторе, информация на который о каждом параметре выводится на 4 секунды. Т.е. параметры на данном счетчике меняются с интервалом 4 сек. И вы, дождавшись нужного вам параметра, записываете или запоминаете его значение.

    Параметры изменяющихся значений приведены на фотографиях.

    1. Индикация количества электроэнергии учтенной по всем тарифам (Текущее показание электросчетчика в кВт*ч)


    2. Индикация текущего значения потребляемой активной мощности нагрузкой (пример Р=0.000 кВт, при отсутствии нагрузки)


    3. Индикация напряжения в питающей электросети (напряжение составляет 230.66 Вольт)


    4. Индикация текущего значения сила тока потребляемой нагрузкой (пример при отсутствии нагрузки I=0.000 A)


    5. Индикация количества электроэнергии учтенной по тарифу 1 (при использовании одноставочного тарифа значение параметра тарифа 1

    соответствует значению суммы, отображаемой символом Е. При программировании электросчетчика на оплату по дифференцированному
    тарифу по зонам суток значение Т1 — соответствует дневному тарифу, Т2 – соответствует ночному тарифу, а Е – сумма тарифов Т1 и Т2)


    6. Индикация расхода потребления электроэнергии учтенной электросчетчиком по тарифу 1 (Т1) в текущем месяце в кВт*ч.


    7. Индикация расхода электроэнергии учтенной электросчетчиком по тарифу 1 (Т1) за предыдущий месяц в кВт*ч. предшествующий месяцу осмотра параметров потребления. (При снятии показаний в апреле месяце, параметр Т1= будет соответствовать значению потребленной энергии в марте месяце)


    8. Индикация расхода электроэнергии учтенной электросчетчиком по тарифу 1 (Т1) за два месяца назад в кВт*ч. предшествующих месяцу осмотра параметров потребления. (При снятии показаний в апреле месяце, параметр Т1 ≡ будет соответствовать значению потребленной энергии в феврале месяце).

     

    Надо сказать, что снятие показаний с других многотарифных электросчетчиков, напр., Энергомера СЕ102-U (Украина) или Iskra ME162 (Словения) гораздо быстрее и проще , т.к. на их дисплеи выводится только дата, время, Тариф общий, Тариф дневной и Тариф ночной.
    Но об этих и других электросчетчиках мы обязательно поговорим в следующих статьях. Следите за их появлением, чаще заходите на сайт компании ЭлМисто!
     

    Как снять показания счетчика Меркурий 200

    Купить Меркурий 200

    Технические характеристики счетчиков Меркурий 200 • Снять показания счетчика Меркурий 200 • Поверка счетчиков Меркурий 200 • Габаритный чертеж счетчика Меркурий 200 • Схемы подключения счетчиков Меркурий 200

    Меркурий 200 технические характеристики

    • Базовое значение тока 5 А
    • Максимальное значение тока 60 А
    • Номинальное значение напряжения 230 В
    • Частота сети (50+1) Гц
    • Пределы допускаемой основной относительной погрешности счетчиков соответствуют классу точности 1 согласно ГОСТ Р 52322
    • Стартовый ток (чувствительность) Счетчик Меркурий 200 начинает регистрировать показания при значении тока 20 мА при коэффициенте мощности, равном единице.
    • В счетчике функционирует импульсный выход основного передающего устройства. При переключении счетчика в режим поверки этот выход функционирует как поверочный. Переключение телеметрия/поверка осуществляться по команде от интерфейса.
    • Постоянная (передаточное число) счетчика соответствует 5000 имп/кВт-ч или 10000 имп/кВт-ч
    • В состоянии «замкнуто» сопротивление выходной цепи передающего устройства не превышает 200 Ом
    • В со-стоянии «разомкнуто» не менее 50 кОм. Предельно допустимое значение тока, которое выдерживает выходная цепь передающего устройства в состоянии «замкнуто», не превышает 30 мА. Предельно допустимое значение напряжения на выходных зажимах передающего устройства в состоянии «разомкну¬то» не менее 24 В
    • Отсчет потребляемой энергии ведется по жидкокристаллическому индикатору (ЖКИ). На ЖКИ счетчика может отображаться:
      • номер текущего тарифа «Т1», «Т2», «Т3», «Т4»
      • значение потребляемой электроэнергии с начала эксплуатации по каждому тарифу и сумму по всем тарифам в кВт-ч
      • текущее значение активной мощности в нагрузке в кВт (справочное значение)
      • текущее время
      • текущая дата
      • число, месяц, год
      • значение потребляемой электроэнергии с начала эксплуатации на первое число каждого из предыдущих 11 месяцев по каждому тарифу и сумму по всем тарифам (данные учета электроэнергии отображаются в целых единицах кВтч)
      • время переключения тарифных зон (тарифное расписание на текущий день)
    • Счетчик обеспечивают программирование и считывание с помощью компьютера через интерфейс связи следующих параметров:
      • индивидуального адреса
      • группового адреса
      • тарифного расписания и расписания праздничных дней:
        • текущего времени (часы, минуты, секунды)
        • даты (числа, месяца, года)
        • флага разрешения перехода с «летнего» времени на «зимнее» и обратно
        • чтение мощности нагрузки
        • флага разрешения коррекции времени кнопками счетчика
        • передаточного числа импульсного выхода
        • скорости обмена
        • разрешение циклической индикации и управление ей
        • числа действующих тарифов
        • лимита мощности
        • лимита энергии за месяц
    • Счетчик выполняет функцию управления нагрузкой. Управление нагрузкой осуществляется импульсным выходом (контакты 10, 11) путем перевода в соответствующий режим по команде интерфейса CAN (RS-485). Управление нагрузкой осуществляется исполнительным механизмом, состояние которого определяется состоянием импульсного выхода. Нагрузка отключена состояние контактов 10, 11 «замкнуто», нагрузка подключена состояние кон-тактов 10, 11 «разомкнуто»
    • Точность хода часов при нормальной температуре (20±5°С) не более + 0,5 с/сут. Точность хода часов при отключенном питании и в рабочем диапазоне температур не превышает + 5 с/сут
    • Активная и полная мощность, потребляемая цепью напряжения счетчика при номинальном напряжении, нормальной температуре и номинальной частоте не превышает 2 Вт и 10 В-А соответственно
    • Полная мощность, потребляемая цепью тока счетчика при базовом токе, номинальной частоте и нормальной температуре, не превышает 2,5 B-A
    • Начальный запуск счетчика. Счетчик начинает нормально функционировать не позднее чем через 5 с после того, как к его зажимам будет приложено номинальное напряжение
    • Отсутствие самохода. При отсутствии тока в последовательной цепи и значении напряжения, равном 1,15 ином, испытательный выход счетчика не создает более одного импульса в течение времени, равного 4,4 мин
    • Счетчик выдерживает кратковременные перегрузки током, превышающим в 30 раз максимальный ток с допустимым отклонением от 0 % до минус 10 % в течение одного полупериода при номинальной частоте. При этом изменение погрешности счетчика при базовом токе и коэффициенте мощности, равном единице, не превышает +1,5 %
    • Счетчик устойчив к провалам и кратковременным прерываниям напряжения
    • Изоляция между всеми соединенными цепями тока и напряжения с одной стороны, «землей» и соединенными вместе вспомогательными цепями с другой стороны, при закрытом корпусе счетчика и крышке зажимов выдерживает в течение 1 мин воздействие напряжения переменного тока, величиной 4 кВ (среднее квадратичное значение) частотой 45-65 Гц
    • Изоляция между соединенными между собой последовательной и параллельной электрическими цепями счетчика и «землей» выдерживает десятикратное воздействие импульсного напряжения одной, а затем другой полярности пиковым значением 6 кВ
    • Установленный предельный рабочий диапазон температур от минус 40 до плюс 55 °С
    • Предельный диапазон хранения и транспортирования от минус 45 до плюс 70 °С
    • Средняя наработка счетчика на отказ не менее 150000 часов
    • Средний срок службы счетчика до капитального ремонта 30 лет
    • Конструктивные параметры счетчика:
      • масса не более 0,6 кг
      • габаритные размеры 156х138х58 мм.

    Меркурий 200 снять показания

    Значения учтенной энергии по тарифным зонам могут быть считаны как с индикатора, с помощью кнопок на передней панели, так и через интерфейс

    Считывание информации с ЖКИ с помощью кнопок

    • На ЖКИ отображаются:
      • номер текущего тарифа «Т1», «Т2», «Т3», «Т4»
      • значение потребляемой электроэнергии с начала эксплуатации по каждому тарифу и сумму по всем тарифам в кВт-ч
      • текущее значение активной мощности в нагрузке в кВт (справочное значение)
      • текущее время
      • текущая дата — число, месяц, год
      • значение потребляемой электроэнергии с начала эксплуатации на первое число каждого из предыдущих 11 месяцев по каждому тарифу и сумму по всем тарифам (данные учета электроэнергии отображаются в целых единицах кВтч)
      • время переключения тарифных зон (тарифное расписание на текущий день). Выбор указанных режимов индикации осуществляется посредством клавиатуры управления, состоящей из двух кнопок: « ⊂⊃ » и «ВВОД»

    Меркурий 200 режимы индикации

    • Существует два режима индикации:
    1. режим отображения индикации накопленной энергии по текущему тарифу
    2. циклический режим индикации

    Режим отображения индикации накопленной энергии по текущему тарифу

    При включении счетчика на жидкокристаллическом индикаторе (далее ЖКИ) появляется количество энергии, потребленное по текущему тарифу за все время функционирования счетчика. Эта величина индицируется в кВт-ч, с дискретностью 0, 01 кВт-ч (два знака после запятой). Справа от этого числа указываются единицы, в которой выражена, показываемая величина (кВт ч). Номер текущего тарифа показан слева (Т1 — первый тариф, Т2 — второй, Т3 — третий, Т4 — четвертый). В верхней части ЖКИ находятся курсоры, которые индицируют работу счетчика. При накоплении определенного количества энергии (эта величина не нормирована) курсор сдвигается вправо, таким образом, чем больше нагрузка, тем быстрее движется курсор. Индикатор работы счетчика действует во всех режимах.

    При нажатии на клавишу «ВВОД» циклически изменяется номер тарифа, по которому индицируется величина накопленной энергии. После последнего тарифа (если счётчик четырехтарифный, то после четвертого, если трехтарифный — после третьего, если двухтарифный — после второго) индицируется сумма накопленной энергии по всем действующим тарифам, при этом слева индицируется номер, показываемого тарифа, а если индицируется сумма, то в нижней части появляется надпись «Сумма».

    Если на клавиши не происходит нажатие более, чем 30 с, то счетчик возвратится в исходное состояние (это касается в том числе и режимов, описанных далее).

    Меркурий 200 индикация мощности нагрузки

    При нажатии клавиши «⊂⊃» происходит переход к индикации мощности нагрузки, подключенной к счетчику. Мощность индицируется в киловаттах, о чем свидетельствует надпись справа: «кВт». Кроме того, индицируется текущий тариф.

    Меркурий 200 индикация текущего времени

    При повторном нажатии клавиши «⊂⊃» происходит переход к индикации текущего времени. Текущее время индицируется в формате «часы минуты секунды». Справа горит надпись «с» (секунды), а слева индицируется текущий тариф. При необходимости можно изменить время с дискретностью 1 мин в пределах плюс-минус 30 минут. Для этого необходимо нажать необходимое число раз клавишу «ВВОД». При каждом нажатии время увеличивается на 1 мин. При изменении времени на 30 мин. при следующем нажатии произойдет уменьшение времени на 60 мин и при дальнейших нажатиях будет увеличиваться на 1 мин. Величина, на которую было откорректировано время, запоминается и в следующий раз возможно изменение на 30 мин не относительно нового времени, а относительно первоначального времени. При смене календарного года запомненное значение сбрасывается и опять становится возможной корректировка на плюс-минус 30 мин относительно текущего времени. Таким образом, в течение года невозможно изменить время более чем на 30 мин.

    Примечание: Эксплуатирующие организации могут отключить возможность изменения времени с клавиатуры.

    ВНИМАНИЕ! Невозможно изменение времени, которое влечет за собой изменение даты.

    Меркурий 200 индикация текущей даты

    При следующем нажатии клавиши «⊂⊃» происходит переход к индикации текущей даты. В этом режиме индицируется текущая дата в формате «дата месяц год» (две последние цифры). Слева индицируется текущий тариф.

    Меркурий 200 индикация потребленной энергии на начало месяца

    При следующем нажатии клавиши «⊂⊃» происходит переход к индикации накопленной энергии на первое число месяца. В начале каждого месяца счетчик запоминает показания по каждому из действующих тарифов с нарастающим итогом. Эта информация хранится в течение 11 месяцев. Для того чтобы получить эту информацию необходимо сначала установить необходимый тариф. 5-й режим соответствует первому тарифу, 6-й — второму, и т.д. Последний режим соответствует суммарным показаниям по всем действующим тарифам.

    Переход к следующему режиму осуществляется нажатием клавиши «⊂⊃» Номер тарифа или «Сумма» индицируется слева. Справа индицируется «кВт ч». При входе в этот режим индицируются показания на начало текущего месяца. Мигающие цифры показывают месяц, на начало которого показывается накопленная энергия. При нажатии на клавишу «ВВОД» индицируются показания на начало предыдущего месяца. При дальнейших нажатиях месяц сменяется предыдущим.

    Таким образом, можно просмотреть показания за последние 11 месяцев. Цифры после запятой для показаний в этом режиме отбрасываются. Более точная информация доступна через последовательный интерфейс. Например, для вычисления накопленной энергии за 4-й месяц по заданному тарифу, необходимо после выбора соответствующего тарифа, вычесть из показаний на начало 5-го месяца показания на начало 4-го месяца.

    Меркурий 200 индикация тарифного расписания

    При следующем нажатии клавиши «⊂⊃» происходит переход к индикации тарифного расписания текущего дня. Нажатие клавиши «ВВОД» приводит к перебору тарифного расписания текущего дня.

    Меркурий 200 циклический режим индикации

    Управление переключением стандартный/циклический производится по интерфейсу.

    Циклически могут отображаться:
    • учтенная энергия по тарифам Т1…Т4
    • сумма по тарифам
    • мощность нагрузки
    • время и дата

    Любой из этих параметров может быть включен в цикл индикации или убран. Время индикации программируется по интерфейсу. При нажатии «⊂⊃» счетчик переходит к индикации потреблённой энергии на начало месяца и тарифного расписания. При отсутствии нажатия более 30 с осуществляется переход в циклический режим.

    Меркурий 200 работа с интерфейсом CAN или RS-485

    Счетчик может работать в составе автоматизированных систем контроля и учёта электроэнергии, имеет встроенный интерфейс. Обмен по каналу CAN (RS-485) производится двоичными байтами на скорости от 600 до 9600 Бод.

    Счетчик в составе системы всегда является ведомым, т.е. не может передавать информацию в канал без запроса ведущего, в качестве которого выступает управляющий компьютер. Управляющий компьютер посылает адресные запросы счётчикам в виде последовательности двоичных байт, на что адресованный счётчик посылает ответ в виде последовательности двоичных байт. Число байт запроса и ответа не является постоянной величиной и зависит от характера запроса.

     Для программирования счетчика и считывание данных по интерфейсу используется программное обеспечение «COUNTER», работающее в операционной среде Windows и поставляемое предприятием-производителем по отдельному заказу на магнитном носителе. При помощи этой программы обеспечивается программирование и считывание следующих параметров:
    • индивидуального адреса
    • группового адреса
    • тарифного расписания и расписания праздничных дней
    • текущего времени (часы, минуты, секунды)
    • даты (числа, месяца, года)
    • флага разрешения перехода с «летнего» времени на «зимнее» и обратно
    • чтение мощности нагрузки
    • флага разрешения коррекции времени кнопками счетчика
    • передаточного числа импульсного выхода
    • скорости обмена
    • разрешение циклической индикации и управление ей
    • числа действующих тарифов
    • лимита мощности
    • лимита энергии за месяц

    Для работы по интерфейсу необходимо:

    • подсоединить счетчик к компьютеру через преобразователь сигналов «Меркурий 221» к порту RS-232 персонального компьютера (ПК)
    • запомнить номер СОМ-порта, используемого при подключении
    • запустить программу «COUNTER»

    Установка и считывание группового и индивидуального адреса

    Откройте вкладку «В счетчик». На экране появится следующее окно:

    Наберите номер счетчика (текущий индивидуальный адрес). Наберите групповой адрес и нажмите кнопку «Запись». Наберите сетевой номер (новый индивидуальный адрес) и нажмите кнопку «Назначить». Для чтения группового адреса откройте вкладку «От счётчика», перед Вами появится окно:

    Наберите номер счетчика (новый индивидуальный адрес) и нажмите кнопку «Групповой номер».

    Запись и считывание тарифного расписания и расписания праздничных дней

    Откройте вкладку «Тарифы». Перед вами появится следующее окно:

    Введите номер счетчика. Нажмите кнопку «Запись». Перед Вами появится следующее окно:

    Установите тарифное расписание и расписание праздничных дней. После этого нажмите кнопку «В счетчик». Затем закройте это окно, нажав кнопку «Выход» и возвратитесь к предыдущему окну. Нажмите кнопку «Опрос», выберите определённый день и месяц и проверьте тарифное расписание и расписание праздничных дней.

    Задание тарифного расписания

    В сутках может быть до восьми точек смены тарифа. Каждая точка смены тарифа характеризуется временем начала и номером тарифа. Тарифное расписание задаётся для каждого месяца отдельно. В каждом месяце выделяются рабочие, субботние, воскресные и праздничные дни. Для каждого из этих типов дней задаются тарифные зоны. Максимальное количество праздничных дней в году — 16.

    Сначала выберите месяц, для которого будете устанавливать тарифное расписание. Выберите вкладку «Рабочие дни». Двойным нажатием на первую зону вызовите диалог установки времени начала зоны и номера тарифа, соответствующего этой зоне. Установите время начала зоны и номер тарифа и нажмите кнопку «Установить». Автоматически в графе статус появится «*», индицирующая, что данная зона активизирована. Далее установите время и номер тарифа для второй зоны. Время начала каждой следующей зоны должно быть больше времени начала предыдущей зоны. Установите все необходимые зоны. Если необходимо выключить зону — нажмите кнопку «Удалить». Аналогично установите тарифные зоны для субботних, воскресных и праздничных дней. При необходимости, если расписание должно быть одинаковым для всех месяцев — нажмите кнопку «Установить на все месяцы».

    Во вкладке «Праздники» двойным нажатием на дате выберите праздничные дни. Их не может быть больше 16-ти. После того, как всё тарифное расписание установлено, Вы можете при помощи кнопки «В счётчик» записать его в электросчётчик или в группу электросчётчиков или при помощи кнопки «Сохранить в файл» — сохранить тарифное расписание в файл. При помощи кнопки «Открыть из файла» можно загрузить сохраненные ранее тарифные расписания.

    Существует возможность частичной проверки правильности записи тарифного расписания в счетчик. Для этого закройте окно «Тарифы» и на программной вкладке «Тарифы» нажмите кнопку «Опрос (Время переключения тарифов)», предварительно выбрав интересующий день недели и месяц из выпадающего меню в правом нижнем углу окна программы.

    Запись и считывание текущего времени и даты

    Откройте вкладку «В счетчик», перед вами появится окно, изображённое на рисунке 2. Нажмите кнопку «Запись» и запишите в счетчик текущее время и дату. Затем откройте вкладку «От счетчика» (рисунок 3) и, нажав кнопку «Дата/Время», проверьте текущее время и дату.

    Чтение мощности нагрузки

    Откройте вкладку «Нагрузка», появится окно

    Нажмите кнопку «Чтение мощности» и прочитайте значение мощности нагрузки.

    Циклическая индикация и управление ей

    Откройте вкладку «В счетчик», установите необходимые флажки в окна «+Т1, +Т2, +Т3, +Т4, +Сумма, +Вт, +Время, +Дата». Нажмите кнопку «Запись».

    Запись и чтение лимита мощности и лимита энергии

    Откройте вкладку «Нагрузка», для чтения лимитов энергии и мощности нажмите кнопку «Чтение» в соответствующей панели. Для записи наберите необходимые величины в окнах и нажмите кнопки «Запись» в соответствующих панелях.

    Методика поверки Счетчиков Меркурий 200 АВЛГ.411152.020 РЭ1


    Настоящая методика составлена с учетом требований Приказа Минпромторга России от 02.07.2015 г№ 1815, РМГ 51-2002, ГОСТ 8.584-2004, ГОСТ 31818.11-2012, ГОСТ 31819.21-2012 и устанавливает методику первичной, периодической и внеочередной поверки счетчиков, а также объём, условия поверки и подготовку к ней.

    Модификации счетчиков, на которые распространяется настоящая методика поверки, приведены в таблице 1.

    Таблица 1

    Модификации счетчика

    Дополнительные функции

    Меркурий 200.02

    интерфейс CAN

    Меркурий 200.04

    отключение нагрузки интерфейс CAN PLC-модем

    Меркурий 200.05

    отключение нагрузки интерфейс RS-485 PLC-модем


    При выпуске счетчиков из производства и ремонта проводят первичную поверку. Первичной поверке подлежит каждый экземпляр счетчиков.

    Интервал между поверками — 16 лет.

    Периодической поверке подлежат счетчики, находящиеся в эксплуатации или на хранении по истечении интервала между поверками. Внеочередную поверку производят в случае:

    • повреждения знака поверки (пломбы) и в случае утери формуляра
    • ввода в эксплуатацию после длительного хранения (более половины межповерочного интервала)
    • проведения повторной юстировки или настройки, известном или предполагаемом ударном, магнитном, радиочастотном или ином воздействии на счетчик, известном или предполагаемом несанкционированном вскрытии корпуса счетчика или неудовлетворительной его работе
    • продажи (отправки) потребителю, нереализованного по истечении срока, равного половине межповерочного интервала

    Выполняемые при поверке операции, а также применяемые при этом средства поверки указаны в таблице 2. Последовательность операций проведения поверки обязательна.

    Таблица 2

    Наименование операции

    Номер пункта

    Обязательность проведения поверки

    Наименование средств поверки, технические характеристики

    При первичной поверке

    При периодической (внеочередной) поверке

    1 Внешний осмотр

    6.1

    Да

    Да

     

    2 Подтверждение соответствия программного обеспечения (ПО)

    6.2

    Да

    Да

    Персональный компьютер с операционной системой Windows XP и выше с установленным программным обеспечением «Конфигуратор счетчиков Меркурий». Преобразователь интерфейсов Меркурий 221.

    3 Проверка условий поверки

    6.3

    Да

    Да

     

    3.1 Температура окружающего воздуха

    6.3.1

    Да

    Да

    Термометр: диапазон измерений от 0 до 40 °С.

    3.2 Относительная влажности воздуха

    6.3.1

    Да

    Да

    Гигрометр: диапазон измерения относительной влажности от 30 до 100 %;

    3.3 Атмосферное давление

    6.3.1

    Да

    Да

    Барометр-анероид М67: диапазон измерения от 79990 до 105320 Па с погрешностью ± 160 Па.

    3.4 Внешние магнитные поля

    6.3.1

    Да

    Да

    По ГОСТ 31819.21

    3.5 Параметры сети (напряжение, частота, форма кривой)

    6.3.2

    Да

    Да

    Установка для поверки однофазных счётчиков электрической энергии автоматизированная УАПС-2

    4 Проверка электрической прочности изоляции

    6.4

    Да

    Да

    Установка для испытания электрической прочности изоляции УПУ-10 пост. и перем. напряжением 0 — 4000 В

    5 Опробование

    6.5

    Да

    Да

    Установка для поверки

    6 Проверка метрологических характеристик счетчика

    6.6

    Да

    Да

    однофазных счетчиков электрической энергии автоматизированная УАПС-2: номинальное напряжение 230 В, ток (0,001-100)А.

    Частотомер Ч3-64: погрешность измерения 10-7. Персональный компьютер с операционной системой Windows c последовательным портом RS-232. Технологическое приспособление RS-232 — PLC Тестовое программное обеспечение «BMonitor»

    6.1 Определение основной относительной погрешности 

    6.6.1

    Да

    Да

    6.2 Проверка стартового тока (чувствительности) и отсутствия самохода

    6.6.2

    6.6.3

    6.6.4

    Да

    Да

    6.3 Проверка точности хода часов внутреннего таймера

    Примечания

    1. Допускается проведение поверки с применением средств поверки, не указанных в таблице, но обеспечивающих определение и контроль метрологических характеристик поверяемых счетчиков с требуемой точностью.
    2. Средства поверки должны быть поверены и иметь действующее клеймо поверки.

    Требования безопасности

    • При проведении поверки должны быть соблюдены требования «Правил технической эксплуатации электроустановок потребителей» и «Правил техники безопасности при эксплуатации электроустановок потребителей».

    Требования к квалификации поверителей

    • Поверку осуществляют аккредитованные в установленном порядке в области обеспечения единства измерений юридические лица и индивидуальные предприниматели.
    • Все действия по проведению измерений при проверке счётчиков электроэнергии и обработки результатов измерений проводят лица, изучившие настоящий документ, руководство по эксплуатации используемых средств измерений и вспомогательных средств поверки.
    Условия поверки и подготовка к ней
    • Порядок представления счетчиков на поверку должен соответствовать требованиям Приказа Минпромторга России от 02.07.2015 г. № 1815.
    • При проведении поверки должны соблюдаться следующие условия:
    • Температура окружающего воздуха, °С………………………………………… 23 ± 2
      Относительная влажность воздуха, %…………………………………………… от 30 до 80
      Атмосферное давление, мм рт. ст………………………………………………… от 630 до 795
      Внешние магнитные поля…………………………………………………………….. по ГОСТ 31819.21
      Частота измерительной сети, Гц………………………………………………….. 50 ± 0,3
      Форма кривой напряжения и тока измерительной сети………………….. синусоидальная
      Коэффициент искажения не более……………………………………………….. 2 %
      Отклонение номинального напряжения………………………………………… ± 1,0 %
    • Поверка должна производиться на аттестованном оборудовании с применением средств поверки, имеющих действующее клеймо поверки.

    Подготовка к поверке

    Перед проведением поверки следует выполнить следующие подготовительные работы: 

    • проверить наличие и работоспособность основных и вспомогательных средств поверки, перечисленных в таблице 2
    • проверить наличие действующих свидетельств о поверке (аттестации) и оттисков поверительных клейм у средств поверки
    • проверить наличие заземления всех составных частей поверочной схемы
    • подготовить средства поверки к работе в соответствии с руководством по эксплуатации и проверить их работоспособность путём пробного пуска.

    Проведение поверки

    Внешний осмотр

    При внешнем осмотре должно быть установлено соответствие счетчика следующим требованиям:

    • лицевая панель счетчика должна быть чистой и иметь чёткую маркировку в соответствии с требованиями конструкторской документации
    • во все резьбовые отверстия токоотводов должны быть ввёрнуты до упора винты с исправной резьбой
    • на крышке зажимной колодки счетчика должна быть нанесена схема подключения к электрической сети
    • в комплекте счетчика должен быть формуляр

    На лицевую часть панели счетчика должно быть нанесено офсетной печатью или другим способом, не ухудшающим качества:

    • условное обозначение типа счетчика: «Меркурий 200.02» или «Меркурий 200.04» или «Меркурий 200.05»
    • класс точности по ГОСТ 8.401
    • условное обозначение единиц учёта электрической энергии
    • постоянная счетчика
    • номер счетчика по системе нумерации предприятия-изготовителя
    • базовый и максимальный ток
    • номинальное напряжение
    • номинальная частота энергосети
    • товарный знак предприятия-изготовителя
    • год изготовления счетчика
    • знак утверждения типа по ПР 50.2.009
    • испытательное напряжение изоляции (символ С2 по ГОСТ 23217)
    • ГОСТ 31818.11-2012, ГОСТ 31819.21-2012
    • условное обозначение подключения счетчиков к электрической сети по ГОСТ 25372
    • знак [□] ГОСТ 25874
    • графическое изображение единого знака обращения продукции на рынке государств-членов таможенного союза ЕАС
    • Сделано в России

    Подтверждение соответствия программного обеспечения (ПО)

    Метрологически значимой частью является встроенное программное обеспечение (ВПО) прибора. ВПО прибора имеет следующие идентификационные признаки:

    • Наименование программного обеспечения «Меркурий 200»
    • Идентификационное наименование программного обеспечения «Меркурий 200.txt»
    • Номер версии (идентификационный номер) программного обеспечения 1.3
    • Цифровой идентификатор программного обеспечения (контрольная сумма исполняемого кода) 3DB2
    • Алгоритм вычисления цифрового идентификатора программного обеспечения CRC16.
    Для проверки соответствия ПО предусмотрена процедура идентификации. Проверка может быть выполнена следующим способом. Подключите счетчик к компьютеру. Включите питание персонального компьютера. Запустите программу конфигурирования приборов учета «Конфигуратор счетчиков Меркурий» версии не ниже 1.7.60. Нажать кнопку «Соединить». После соединения со счетчиком открывается вкладка «Служебная», на которой отобразятся идентификационные данные счетчика. Вывод об аутентичности ВПО принимается по результатам сравнения отображаемых идентификационных данных с выше приведенными.

    Проверка условий поверки

    Проверка условий окружающей среды производится измерительными приборами, приведёнными в таблице 2. Параметры сети (напряжение, частота, форма кривой) гарантируются установкой для поверки однофазных счетчиков электрической энергии автоматизированной УАПС-2.

    Проверка электрической прочности изоляции

    При проверке электрической прочности изоляции испытательное напряжение подают, начиная с минимального или со значения рабочего напряжения. Увеличение напряжения до испытательного значения следует производить плавно или равномерно ступенями за время (5 — 10) с. Результат проверки считают положительным, если электрическая изоляция выдерживает в течении одной минуты напряжение переменного тока 4 кВ (среднеквадратиче­ское значение) частотой 50 Гц между соединёнными вместе контактами счетчика 1, 2, 3, 4, 5 и контактами 10-11, соединёнными с «землёй»

    Проверка функционирования счетчиков

    Проверку функционирования необходимо проводить на измерительной установке во время десятиминутного самопрогрева. При этом проверяются:

    • считывание и запись информации по интерфейсу
    • функционирование жидкокристаллического индикатора (ЖКИ)
    • проверка функционирования PLC-модема.

    Для обмена информацией со счетчиками с помощью IBM РС предприятие изготовитель (по отдельному заказу) предоставляет на магнитных носителях тестовое программное обеспечение «Конфигуратор счетчиков Меркурий». Подключить цепи последовательного интерфейса счетчика через преобразователь сигналов «Меркурий 221» к порту RS-232 персонального компьютера (ПК). Подключить счетчик к установке УАПС-2 в соответствии с приложением А. Установить в параллельных цепях счетчика напряжение 230 В. На индикаторе должны отображаться:

    • номер текущего тарифа
    • значения активной электроэнергии по текущему тарифу с начала эксплуатации счетчика в кВт-ч
    При последовательном нажатии кнопки «ВВОД» на передней панели счетчика на ЖКИ последовательно должна отображаться пиктограмма тарифа Т1, Т2, Т3, Т4 и соответствующие ему значение учтенной электроэнергии по обозначенному тарифу. При пятом нажатии на кнопку «ВВОД» должно отобразиться суммарное значение потребленной электроэнергии по всем четырем тарифам от начала эксплуатации счетчика, при этом должна загореться пиктограмма «СУММА». Через 30 с после последнего нажатия кнопки «ВВОД», на индикаторе должна установиться пиктограмма текущего тарифа и соответствующее ему значение учтённой электроэнергии.

    Проверка функционирования интерфейса.

    Для проверки функционирования интерфейса необходимо:

    • подсоединить к порту USB персонального компьютера преобразователь сигналов «Меркурий 221»
    • включить счетчик и компьютер
    • запустить программу «Конфигуратор счетчиков Меркурий»

    Открыть вкладку «Параметры связи». На экране должно появиться окно, изображённое на рисунке 1


    Рисунок 1

    Выбрать тип счетчика «Меркурий 200», сетевой адрес, тип интерфейса, скорость обмена, номер порта. Нажать кнопку «Соединить».

    Далее используя вкладки «Время» (рисунок 2), «Индикация» (рисунок 3), «Энергия» (рисунок 4), «Тарифы» (рисунок 5) и т.д. и кнопки «Прочитать», «Записать» запрограммировать и считывать другую информацию.


    Рисунок 2


    Рисунок 3


    Рисунок 4


    Рисунок 5

    Проверка функционирования суммирующего устройства

    Подключить цепи питания счетчика к установке УАПС-2. Установить на установке УАПС-2 напряжение 230 В. Ток в нагрузке отсутствует. Запишите показания потреблённой электроэнергии. Далее установить на установке ток 10 А при коэффициенте мощности 1,0. При этом должно происходить увеличение значения потреблённой электроэнергии. По истечении 15 мин запишите показания потреблённой электроэнергии. Разница в показаниях должна быть в пределах от 545 до 575 Вт-ч.

    Если все описанные действия завершились успешно, то ЖКИ счетчика функционирует нормально.

    Проверка функционирования PLC-модема

    При проверке работы счетчика с PLC-модемом необходимо собрать схему согласно приложения Б. Убедиться, что адрес PLC-модема установлен верно. Запустить программу «BMonitor». Включить технологическое приспособление (концентратор «Меркурий-225») и счетчик. Сконфигурировать концентратор. Через время не более 5 мин на экране монитора персонального компьютера (ПК) в соответствующем разделе (окне) программы «BMonitor» должно появиться значение накопленной энергии в кВт-ч в соответствии с текущим режимом работы счетчика. Сравнить эти показания с показаниями на ЖКИ счетчика. Если они совпадают, то PLC-модем функционирует нормально.

    Определение основной относительной погрешности

    Основную относительную погрешность счетчика определяют методом непосредственного сличения на установке УАПС-2. Перед началом поверки прогрейте счетчик в течении 10 минут. Последовательность испытаний, информативные параметры входного сигнала и пределы допускаемого значения основной погрешности приведены в таблице 3.

    Таблица 3

    Номер испытания

    Параметры входных сигналов

    Допускаемое значение погрешности, %

    Число учитываемых периодов УАПС-2

    напряжение, В

    сила тока, А

    cos ф

    класс точности 1

    класс точности 2

    1

    230

    0,051б

    1,0

    ±1,5

    ±2,5

    2

    2

    230

    0,11б

    1,0

    ±1,0

    ±2,0

    2

    3

    230

    1,0

    ±1,0

    ±2,0

    20

    4

    230

    51б

    1,0

    ±1,0

    ±2,0

    20

    5

    230

    Imax

    1,0

    ±1,0

    ±2,0

    99

    6

    230

    0,11б

    0,5инд

    ±1,5

    ±2,5

    2

    7

    230

    0,11б

    0,8емк

    ±1,5

    ±2,5

    2

    8

    230

    0,21б

    0,5инд

    ±1,0

    ±2,0

    4

    9

    230

    0,21б

    0,8емк

    ±1,0

    ±2,0

    4

    10

    230

    0,5инд

    ±1,0

    ±2,0

    10

    11

    230

    0,8емк

    ±1,0

    ±2,0

    99

    12

    230

    51б

    0,5инд

    ±1,0

    ±2,0

    10

    13

    230

    51б

    0,8емк

    ±1,0

    ±2,0

    99

    14

    230

    Imax

    0,5инд

    ±1,0

    ±2,0

    80

    15

    230

    Imax

    0,8емк

    ±1,0

    ±2,0

    99

    Результаты испытаний считаются положительными, и счетчик соответствует классу точности, если во всех измерениях погрешность находится в пределах допускаемых значений погрешности, приведённых в таблице 3.

    Проверка стартового тока (чувствительности)

    Проверку стартового тока проводят на установке УАПС-2 при номинальном напряжении (230 В), коэффициенте мощности, равном единице, и значении тока 0,02 А и 0,025 А для счетчиков класса точности 1 и 2 соответственно. Перед началом проверки необходимо перевести импульсный выход счетчика в режим поверки. Результаты проверки считаются положительными, если погрешность измерения электроэнергии находится в пределах ± 50 %. Время измерений не должно превышать 10 мин.

    Примечание — Перед началом испытаний счетчики должны быть выдержаны 10 мин.

    Проверка отсутствия самохода

    Испытание на отсутствие самохода проводят после приложения фазного напряжения 264,5 В и при отсутствии фазного тока. Перед началом проверки необходимо перевести импульсный выход счетчика в режим поверки. При этом необходимо контролировать с помощью секундомера период мигания светового индикатора потребляемой мощности счетчика на установке УАПС-2. Результат испытания считается удовлетворительным, если испытательный выход счетчика создаёт не более одного импульса в течение времени, равного 4,4 мин и 3,5 мин для счетчиков класса точности 1 и 2 соответственно.

    Проверка точности хода часов внутреннего таймера

    Импульсный выход счетчика подключить к частотомеру по схеме на рисунке


    С помощью программы «Конфигуратор счетчика Меркурий 203», перевести импульсный выход счетчика в режим поверки частоты кварца. Измерить период с относительной погрешностью не хуже 10-7 (измерение проводить по спаду).

    Рассчитать точность хода часов без коррекции по формуле:

    Тч = 86400 • (tист – tизм) / tист

    где tист – период, равный 1/4096 Гц; tизм – измеренный период

    Рассчитать точность хода часов с учетом коррекции по формуле: Т = 86400/К + Тч, где К — коэффициент коррекции, считанный из счетчика

    Результаты испытаний считаются положительными, если точность хода часов лучше ± 0,5 с

    Оформление результатов поверки

    Положительные результаты поверки удостоверяются знаком поверки, наносимым давлением на навесную пломбу или специальную мастику и записью в формуляре, заверяемой подписью поверителя и знаком поверки (оттиск), в соответствии с Приказом Минпромторга России от 02.07.2015 г. № 1815. Если по результатам поверки счетчик, признан непригодным к применению, выписывается извещение о непригодности к применению.

    Схема подключения счетчиков «Меркурий 200» к ПЭВМ при записи информации в счетчик

    Схема проверки функционирования PLC-модема



    Габаритный чертеж счетчика Меркурий 200




    Схемы подключения счетчиков Меркурий 200

    Схема подключения счетчиков МЕРКУРИЙ-200 к сети 230 В

    Примечание: Номинальное напряжение, подаваемое на телеметрический выход (конт. 10 и 11), равно 12 В (предельное — 24 В).Номинальная сила тока этого выхода — 10 мА (предельная — 30 мА).

    Схема подключения счетчиков Меркурий 200 к ПЭВМ при записи информации в счетчик

    Примечание: Схема используется для счетчиков с внешним питанием


    Примечание: Схема используется для счетчиков с внешним питанием от преобразователя

    Интерпретация МРТ — изображения T1 v T2

    Ключевые точки
    • На снимках T1 FAT белый
    • На T2 снимки FAT и WATER белые

    Все дело в FAT WATER

    Двумя основными типами изображений МРТ являются Т1-взвешенные и Т2-взвешенные изображения, часто называемые изображениями Т1 и Т2.

    Синхронизация последовательностей радиочастотных импульсов, используемых для создания изображений T1, приводит к изображениям, которые выделяют жировую ткань в организме.

    Синхронизация последовательностей радиочастотных импульсов, используемых для создания изображений T2, приводит к изображениям, которые выделяют жир И воду в организме.

    Итак, это упрощает запоминание.

    изображений T1 — 1 тип ткани светлый — FAT

    изображений T2 — 2 типа ткани яркие — FAT и WATER

    T1-взвешенное изображение — анатомия (позвоночник)

    Hover включение / выключение изображения для отображения / скрытия результатов

    Нажмите на изображение для отображения / скрытия результатов

    Щелкните изображение, чтобы выровнять его с верхней частью страницы

    T1-взвешенное изображение — Анатомия (позвоночник)
    • T1-изображения можно подумать в виде карты энергии протонов в жировых тканях тела
    • Жировые ткани включают подкожный жир ( SC, жир ) и костный мозг тел позвонков
    • Спинномозговая жидкость ( CSF ) не содержит жира — поэтому он выглядит черным на изображениях, взвешенных по T1

    Изображение с взвешиванием по T2 — Анатомия (позвоночник)

    Наведите указатель мыши на изображение, чтобы показать / скрыть результаты

    Нажмите на изображение, чтобы отобразить / скрыть результаты

    Щелкните изображение, чтобы выровнять его по верхнему краю стр.

    Т2-взвешенное изображение — Анатомия (позвоночник)
    • Т2-изображения представляют собой карту энергии протонов в жировых И водных тканях тела
    • Жировая ткань отличается от водной ткани путем сравнения с изображениями Т1 — все, что яркое на изображениях T2, но темное на изображениях T1, является тканью на основе жидкости
    • Например, CSF белый на этом изображении T2 и темный на изображении T1 выше, потому что это свободная жидкость и не содержит жир
    • Обратите внимание, что кора кости черная — она ​​не дает сигнала ни на T1, ни на T2 изображениях, потому что не содержит свободных протонов

    T1 взвешенное изображение — Патология (позвоночник)

    Наведите / выключите изображение, чтобы показать / скрыть выводы

    Нажмите на изображение, чтобы показать / скрыть результаты

    Щелкните изображение, чтобы выровнять его с верхней частью страницы

    Т1-взвешенное изображение — Патология (позвоночник)
    • Потеря нормального высокого сигнала в костном мозге указывает на потерю нормы l жировая ткань и повышенное содержание воды
    • Аномальный низкий сигнал на изображениях T1 часто указывает на патологический процесс, такой как травма, инфекция или рак

    T2-взвешенное изображение — Патология (позвоночник)

    Наведите / выключите изображение, чтобы показать / скрыть выводы

    Нажмите на изображение, чтобы показать / скрыть результаты

    Щелкните изображение, чтобы выровнять его с верхней частью страницы

    Т2-взвешенное изображение — Патология (позвоночник)
    • Те же области белее, чем обычно, на этом Т2-изображении, что указывает на увеличение количества воды content
    • Аномальная яркость на изображении T2 указывает на заболевание, такое как травма, инфекция или рак
    • У этого пациента была множественная миелома

    Сравнение нативного картирования T1 и T2 миокарда на 1.5Т и 3Т у здоровых добровольцев

    Резюме

    Предпосылки

    Картирование нативных Т1 и Т2 миокарда является многообещающим методом количественной оценки диффузных патологий миокарда; однако из-за противоречивых данных относительно нормальных значений рутинная клиническая реализация этого метода все еще остается сложной задачей.

    Методы

    Для оценки этой ситуации в повседневной клинической практике характеристики нормальных значений, полученные у 60 здоровых добровольцев, прошедших магнитно-резонансную томографию (МРТ) на 1.Изучались сканеры 5Т и 3Т. Использовались T1-модифицированные последовательности восстановления с инверсией взгляда-шкафчика (MOLLI; 5 (3) 3; модифицированные для более высокой частоты сердечных сокращений) и подготовленные градиент-спин-эхо (GraSE), управляемые навигатором T2.

    Результаты

    Хотя возраст и индекс массы тела не влияли на время релаксации, была обнаружена зависимость от пола и частоты сердечных сокращений, показывающая более высокие значения T1 и T2 у женщин, тогда как при более высоких частотах сердечных сокращений время релаксации T1 увеличивалось, а время T2 сокращалось. был найден.Особенно подвержены артефактам измерения Т2 на 3Т и нижнебоковой стенке. В индивидуальной настройке среднее время релаксации для T1 составило 995,8 ± 30,9 мс при 1,5T, 1183,8 ± 37,5 мс при 3T и 55,8 ± 2,8 мс при 1,5T и 51,6 ± 3 мс при 3T для T2, что указывает на высокую зависимость эталонных значений от МРТ. протокол по сравнению с литературой. Кроме того, как предполагалось, средние значения T1 и T2 коррелировали у одного и того же человека.

    Выводы

    Время релаксации T1 и T2 зависит от физиологических факторов и особенно от протоколов МРТ.Следовательно, контрольные значения должны проверяться индивидуально в каждом радиологическом учреждении перед внедрением протоколов картирования в повседневную клиническую практику. Корреляция средних значений T1 и T2 у одного и того же пробанда при обеих величинах поля указывает на воспроизводимость внутри индивидуума.

    Ключевые слова: Сердце, МРТ, Норма, напряженность поля

    Введение

    Магнитно-резонансная томография сердца (КМРТ) — золотой стандарт неинвазивной характеристики ткани миокарда [1]; однако ранние, незаметные или диффузные изменения ткани миокарда могут не быть очевидными при использовании позднего увеличения гадолиния или обычных методов сканирования, которые зависят от относительной разницы в интенсивности сигнала между пораженной и соседней, непораженной тканью миокарда [2].Между тем широкое распространение получили методы релаксометрии [2–4]. Методы картирования устраняют зависимость от визуального различения различий в интенсивности сигналов. Они позволяют напрямую измерять время спин-решеточной релаксации T1 или время спин-спиновой релаксации T2 в миллисекундах и количественно определять сигнал каждого воксела в стандартизированной шкале. Время релаксации зависит от содержания воды в ткани и позволяет дополнительно характеризовать ткань. Время релаксации различается в разных тканях, но также в пределах одной и той же ткани, претерпевающей патофизиологические изменения (например,г. воспаление, ишемия, отек и фиброз) [2]. Кроме того, неулучшенные измерения T1 позволяют обнаруживать различные вещества, изменяющие T1, такие как липиды при болезни Андерсона-Фабри, белки при сердечном амилоидозе или отложения железа при гемохроматозе [5–7]. Кроме того, было показано, что измерения нативного Т1-картирования достоверно предсказывают смертность от всех причин и события сердечной недостаточности при неишемической кардиомиопатии [8].

    Методики T2-взвешенного (T2w) CMRI и T2-взвешенного восстановления с инверсией короткого тау-белка (STIR) — это хорошо зарекомендовавшие себя последовательности для обнаружения отека миокарда [9], чтобы отличить острые от хронических изменений миокарда [10, 11].Количественный подход Т2-картирования — надежная, точная и быстрая альтернатива традиционным последовательностям T2w и STIR для обнаружения отека при острой воспалительной кардиомиопатии. Этот метод может даже контролировать воспаление миокарда при лечении миокардита [12], что имеет важное клиническое значение. Кроме того, он играет роль в диагностике инфаркта миокарда, преодолевая некоторые ограничения традиционной визуализации T2w [4], такие как чувствительность к движению миокарда, изменение интенсивности поверхностной спирали, высокий субэндокардиальный сигнал от статической крови, неполное подавление крови и интер-ридер. или вариабельность внутри читателя [13].

    Важным аспектом методов картирования является то, что полученная информация имеет прогностическое значение. Патологию можно не только обнаружить, но и количественно оценить, а в процессе лечения можно отслеживать течение болезни. Следовательно, методы картирования могут действовать как биомаркеры для облегчения принятия диагностических решений (например, перегрузка железом, болезнь Андерсона-Фабри) [14].

    Несмотря на обнадеживающие результаты в литературе, рутинная реализация этого метода остается сложной задачей.Это может быть связано с противоречивыми данными относительно нормальных значений. Недавние публикации предполагают, что даже в сложных условиях на времена релаксации T1 и T2 влияет множество технических факторов, факторов получения изображений и зависимости от пациента [15]. Чтобы оценить эту проблему, было исследовано применение методов релаксометрии в отделении общей радиологии, выполняющем около 500 CMRI ежегодно. Чтобы получить надежные стандартные значения как для 1.5T, так и для 3T, времена релаксации T1 и T2 были измерены в одной и той же когорте с использованием установленных современных последовательностей картирования.

    Субъекты и методы

    Популяция исследования

    Протокол исследования был одобрен местным комитетом по этике провинции Зальцбург (номер 415-EP / 73 / 412-2014). Когорта состояла из 60 здоровых добровольцев (33 женщины / 27 мужчин), разделенных на две равные по размеру возрастные группы <45 и ≥45 лет (таблица). Письменное информированное согласие было получено от всех субъектов в этом исследовании.

    Таблица 1

    Характеристики исследуемой популяции, значения являются средними ± стандартное отклонение

    26,2139 4,6
    Женский Мужской p
    Всего когорта исследования 33 27 Здоровые добровольцы a 32 26
    Возраст (лет) 40.1 ± 13,7 42,3 ± 12,5 0,632
    ИМТ (кг / м 2 ) 24,1 ± 4,3 23,9 ± 3,7 0,846
    пульс (уд / мин) 90,4186 10,0 62,5 ± 13,0 0,352
    Конечный диастолический объем ЛЖ (мл) 123,0 ± 23,2 148,2 ± 30,1 <0,001
    Конечный систолический объем ЛЖ 43,2186 9018 мл ± 13,6 60.5 ± 20,7 <0,001
    Фракция выброса ЛЖ (%) 65,6 ± 5,8 60,0 ± 6,6 0,001
    Масса ЛЖ (г) 104,8 ± 16,0 <0,001
    Индекс массы ЛЖ (г / м 2 ) 58,6 ± 5,9 72,5 ± 9,6 <0,001
    конечный диастолический объем ПЖ (мл) 122,9 155,2 ± 28.2 <0,001
    Конечный систолический объем правого желудочка (мл) 45,4 ± 13,7 68,4 ± 18,9 <0,001
    Фракция выброса правого желудочка (%) 63,5 ± 6,2 6,1 <0,001
    Масса ПЖ (г) 52,8 ± 11,0 71,2 ± 15,0 <0,001
    Индекс массы ПЖ (г / м 2 ) 29,4 ± 37,1 ± 6,4 <0.001
    Толщина межжелудочковой перегородки (мм) 8,4 ± 1,3 9,8 ± 1,4 <0,001

    Критерии включения: отсутствие в анамнезе сердечных событий, отсутствие регулярного приема лекарств, отсутствие симптомов, указывающих на сердечно-сосудистую систему состояния и синусовый ритм при МРТ. Кроме того, нормальные размеры сердечной камеры, нормальное движение стенок левого желудочка (LV) и правого желудочка (RV), нормальная фракция выброса LV и RV, а также нормальная масса LV и RV были подтверждены оценкой последовательностей CMRI-cine.

    Критериями исключения были общие противопоказания к МРТ (кардиостимуляторы, кохлеарные имплантаты, клаустрофобия), беременность, употребление алкоголя перед обследованием, известные системные заболевания и снижение слуха.

    Протокол CMRI

    Процедуру CMRI выполняли с использованием имеющихся в продаже сканеров 1,5T и 3T (1,5T Ingenia, 3T Achieva, Philips Healthcare, Best, Нидерланды). Всех добровольцев последовательно обследовали на двух МРТ-сканерах (1,5 и 3 зубца) в положении лежа на спине.Комбинированная 16-канальная передняя / задняя система катушек использовалась для сканера 1,5T, 6-канальная сердечная RF-катушка и технология MultiTransmit использовались для сканера 3T. На 3T, в дополнение к регулировке B0, после калибровки B1 была применена RF регулировка для лучшей однородности поля. Электрокардиография (ЭКГ) использовалась для сердечного стробирования.

    Все исследования были выполнены опытными рентгенологами, обученными протоколу исследования.

    Кинематографическая съемка

    Киноснимки со сбалансированным установившимся режимом свободной прецессии (bSSFP) были получены в 4-камерном виде и в стопке коротких осей (SAX), покрывающих желудочки.Оценивали движение стенки и количественно определяли фракцию выброса ЛЖ. Параметры изображения для 1.5T были: время повторения (TR) = 2,8 мс, время эхо-сигнала (TE) = 1,38 мс, угол поворота (FA) = 60 °, поле зрения (FOV) = 350 × 286 мм 2 , матрица = 176 × 133, толщина среза = 8 мм, фактор SENSE = 2 и сердечные фазы = 30. Параметры визуализации для 3T были: TR = 2,8 мс, TE = 1,4 мс, FA = 45 °, FOV = 320 × 350 мм 2 , матрица = 176 × 208, толщина среза = 8 мм, фактор SENSE = 2 и фазы сердца = 24.

    Картирование T1

    Данные для картирования T1 были получены в трех срезах SAX (апикальном, среднем желудочке и базальном). Была использована сбалансированная методика восстановления с измененной инверсией взгляда (MOLLI) на основе SSFP [16]. Параметры изображения для 1.5T были: TR = 2,2 мс, TE = 1,02 мс, FA = 35 °, FOV = 380 × 256 мм 2 , размер вокселя 2 × 2 × 10 мм 3 и фактор SENSE = 2. Используемая схема MOLLI — 5 ударов (3 с) 3 удара. Параметры изображения для 3T были: TR = 2,6 мс, TE = 1,3 мс, FA = 35 °, FOV = 380 × 356 мм 2 , размер вокселя 2 × 2 × 10 мм 3 и фактор SENSE = 2.Используемая схема MOLLI — 5 ударов (3 с) 3 удара.

    Картирование T2

    Данные для картирования T2 были получены в трех плоскостях SAX (апикальной, средневентрикулярной и базальной). Использовалась управляемая навигатором последовательность градиентного спин-эхо (GraSE), управляемая черной кровью [17], и было получено 9 изображений. Параметры изображения для 1.5T были: TR = 1 сердцебиение, 9 эхо, TE1 = 12 мс, ∆TE = 6,2 мс, FA = 90 °, коэффициент EPI: 3, FOV = 380 × 380 мм 2 , размер вокселя: 2 × 2 × 10 мм 3 и коэффициент SENSE = 2.Параметры визуализации для 3T были: TR = 1 сердцебиение, 9 эхо-сигналов TE1 = 11 мс, ∆TE = 5,7 мс, FA = 90 °, коэффициент EPI: 3, размер вокселя: 2 × 2 × 10 мм 3 и фактор SENSE = 2.

    Анализ изображений

    Оценка функции и массы левого и правого желудочков

    С помощью программного обеспечения Philips (Extended Workspace, Philips Healthcare) киноизображения bSSFP в SAX и 4CH были оценены на предмет аномалий движения стенок. Фракцию выброса ЛЖ и ПЖ определяли путем ручного контурирования эндокардиальных границ в конечной диастолической и конечной систолической сердечной фазе в SAX.Массу ЛЖ и ПЖ, а также индексированную массу поверхности тела определяли путем ручного контурирования эндокардиальной и эпикардиальной границ обоих желудочков.

    Картирование T1 и T2 — качественная оценка

    Все исходные изображения оценивались визуально на предмет артефактов, вызванных сердечным или дыхательным движением или восприимчивостью. Артефакты определялись как очаговые, диффузные или полосообразные аномалии сигнала миокарда (яркие / белые или темные / черные) и приводили к исключению пораженного сегмента.Некоторые сегменты миокарда пришлось исключить из-за неправильного размещения стопки. Примеры артефактов, которые привели к исключению сегментов, показаны на рис. Качество консенсуса было проанализировано двумя сертифицированными радиологами, специализирующимися на визуализации сердца.

    Вид сердца по короткой оси, показывающий артефакты сопоставления T1 при 3T. Карта хорошего качества ( a ), артефакт движения, скрывающий все сегменты в срезе, который находится слишком близко к основанию ( b ), артефакт восприимчивости в нижнебоковой стенке ( белая стрелка ) ( c )

    T1 и картографирование T2 — количественная оценка

    QMASS 7.5-Software (решение QMASS 7.5 Enterprise с надстройкой карт T1 и T2, Medis Medical Imaging Systems, Лейден, Нидерланды, www.medis.nl) использовалось для создания карт, сегментации и количественной оценки по сегментам. Карты были созданы путем определения интересующей области (ROI) в перегородке среднего желудочка. Контуры эндокарда и эпикарда были нарисованы вручную. Чтобы предотвратить нарушения в пуле крови, автоматически исключались 10% субэндокардиального и субэпикардиального аспектов ROI (рис.). По данным Американской кардиологической ассоциации (AHA-модель, 6 базальных сегментов, 6 сегментов среднего желудочка и 4 апикальных сегмента), миокард был полуавтоматически сегментирован на 16-сегментный график «мишень» [18]. Количественная оценка была проведена двумя кардиологами-радиологами единогласно.

    Пример полуавтоматического контурирования и сегментации миокарда левого желудочка на карте короткой оси Т1 среднего желудочка. В таблице слева показан активный срез (1–3) и номер времени инверсии (T0-T9 и TEnd), который отображается в увеличенном виде справа.С правой стороны произведена сегментация по 16-сегментной модели AHA. Ниже показаны необработанные изображения, упорядоченные по времени инверсии. RV правый желудочек, LV левый желудочек

    Статистические методы

    Данные были проверены на соответствие и нормальность. Для оценки данных использовались средние значения, стандартные отклонения (SD), 95% доверительные интервалы (CI), коэффициент корреляции Пирсона и однофакторная модель ANOVA вместе с двусторонними независимыми t-критериями. Нормальные диапазоны были оценены с использованием 2.5% и 97,5% процентилей, чтобы получить 95% доверительный интервал для эмпирических распределений. Для сравнения значений между 1,5 и 3 зубцами использовался регрессионный анализ. Значение p менее 5% указывает на статистическую значимость. Все статистические анализы в этом отчете были выполнены с использованием STATISTICA 13 [19] и были выполнены одним из авторов (WH). Согласованность данных проверялась путем анализа диапазона переменных. Очистка данных выполнялась путем проверки и исправления значений по известному списку объектов и поиска неожиданных или ошибочных записей.Нормальность проверялась с помощью тестов Колмогорова-Смирнова.

    Результаты

    Все 120 сканирований CMRI были выполнены без побочных эффектов. Сканирование было неполным у одного пациента из-за технических проблем, и два пациента были исключены из-за обнаружения хронического заболевания (саркоидоз и дефект межпредсердной перегородки II, соответственно). Таким образом, для дальнейшего анализа было доступно 115 экзаменов по 58 предметам. Карты T1 и T2 при 1,5T были доступны для 57 субъектов, карты T1 и T2 при 3T были доступны для 58 субъектов.Из-за неправильного расположения базального среза слишком близко к атриовентрикулярной плоскости 15 сегментов (1,6%) пришлось исключить из измерений T1 на 1,5T, 10 сегментов (1,1%) из T1 на 3T, 15 сегментов (1,6%) из T2 при 1,5T и 21 сегменте (2,3%) от T2 при измерениях 3T. Самки и самцы не показали статистически значимых различий по возрасту, частоте сердечных сокращений и индексу массы тела (таблица).

    Отображение T1

    При 1,5T в общей сложности было доступно 897 сегментов, из которых 59 сегментов были исключены из-за артефактов (6.6%). Особенно подвержен артефактам сегмент 16 (апиколатеральная стенка). На 3T всего было доступно 918 сегментов, из которых 104 сегмента были исключены из-за артефактов (11,3%). Нижнебоковая стенка в апикальном и среднем желудочковом срезах (сегменты 10, 11, 15 и 16) была особенно подвержена артефактам (рис.).

    Столбчатый график, показывающий количество исключенных сегментов из-за артефактов в зависимости от индивидуальной последовательности отображения и сегмента сердца

    Средние глобальные времена релаксации для обеих напряженности поля представлены в таблице.Мы наблюдали увеличение среднего глобального времени релаксации T1 при 3T по сравнению с 1,5T на 188 мс (1184 ± 38 мс против 996 ± 31 мс).

    Таблица 2

    Общая когорта, время релаксации в миллисекундах для T1 и T2 при 1,5T и 3T

    .8–52,4
    сегментов ( n ) Среднее Мин. Макс. 95% ДИ SD
    T1 1,5T 838 995.8 916,8 1066,8 987,5–1004,2 30,9
    3T 814 1183,8 1118,9 1287.9 ​​ 11185 840 55,8 46,3 62,1 55,0–56,5 2,8
    3T 776 51,6 44,5 61,4 3,0

    Кроме того, было изучено влияние основных характеристик добровольцев на время релаксации с акцентом на пол, возраст и, поскольку в литературе представлены противоречивые данные, также на индекс массы тела (ИМТ) и частоту сердечных сокращений. . Статистически значимых различий в разных возрастных группах или у добровольцев с ИМТ более 25 кг / м 2 обнаружено не было (таблица).

    Таблица 3

    Различия в группах добровольцев в зависимости от пола, частоты сердечных сокращений (ЧСС), ИМТ (индекс массы тела в кг / м 2 ) и возраста (лет).Время релаксации в миллисекундах (значимые различия, p <0,05, курсив )

    Женский Мужской с.
    Среднее SD Среднее SD
    Т1 1,5 т 1004,6 31.5 984,4 26,5 0,015
    3 т 1196,2 38,8 1167,3 28,9 0,003
    Т2 1,5 т 56,7 1,7 54,6 3,5 0,008
    3 т 52,0 3,0 51.0 2,9 0,2
    HR < 70 HR 70 с.
    Среднее SD Среднее SD
    Т1 1,5 т 989,5 29,4 1011.1 29,7 0,017
    3 т 1176,8 33,3 1203,0 42,7 0,019
    Т2 1,5 т 56,2 2,1 54,8 4,0 0,09
    3 т 52,1 2,9 50,1 2,9 0.02
    ИМТ 25 ИМТ > 25 с.
    Среднее SD Среднее SD
    Т1 1,5 т 998,7 34,1 989,8 22,6 0.321
    3 т 1187,6 37,5 1175,8 37,3 0,278
    Т2 1,5 т 55,9 2,8 55,6 3,0 0,731
    3 т 51,9 3,0 50,9 3,0 0,275
    Возраст < 45 Возраст с.
    Среднее SD Среднее SD
    Т1 1.5Т 991,5 34,6 1000,9 25,5 0,264
    3 т 1184,1 41,9 1183,5 32,6 0,957
    Т2 1,5 т 56,5 2,39 55,0 3,15 0,057
    3 т 51,3 2,31 51.9 3,63 0,442

    Глобальные значения для пола и частоты пульса представлены в таблице. Как обсуждалось ранее (таблица), не было значительных различий в отношении основных характеристик между самками и самцами; однако глобальное время релаксации T1 было значительно больше у женщин (подробное разграничение сегментов представлено на рис. a). Кроме того, более низкая частота сердечных сокращений (<70 ударов в минуту) была связана со значительно более коротким временем глобальной релаксации T1 (рис.а).

    Вертикальные графики, иллюстрирующие среднее время релаксации T1 ( a ) и T2 ( b ) для каждого сегмента в миллисекундах плюс нормальные диапазоны (95% ДИ для распределений): мужчины = синяя линия , женщины = красная пунктирная линия , время релаксации в миллисекундах по оси x, сегмент сердца по оси y

    Вертикальные графики, иллюстрирующие среднее время релаксации для каждого сегмента в миллисекундах плюс нормальные диапазоны (95% ДИ для распределений) для T1 ( a ) и T2 ( b ) при обоих значениях напряженности поля.Частота сердечных сокращений ≥ 70 ударов в минуту = синяя линия , частота пульса <70 ударов в минуту = красная пунктирная линия , время релаксации в миллисекундах по оси x, сегмент сердца по оси y

    Следующий шаг был сфокусирован на срезе и сегменте- специфические отличия на 16-сегментной модели сердца. В таблице показаны различия, зависящие от срезов. Как правило, времена релаксации T1 (независимо от напряженности поля) были самыми высокими в апикальном срезе и самыми низкими в среднем желудочковом срезе. В то время как значения T1 при 1,5T не показали значимых различий в зависимости от среза ( p = 0.057), на 3T значимые различия были обнаружены между основанием и апикальным срезом ( p = 0,013) и, кроме того, между средним желудочковым и апикальным срезами ( p = 0,002).

    Таблица 4

    Значения для каждого среза, все добровольцы, время релаксации в миллисекундах

    7
    Позиция Допустимые сегменты ( n ) Среднее Минимум Максимум 2,5% 97.5% процентиль SD
    T1 1.5T Базовый 310 997,0 931,7 1067,3 947,8
    947,8 1057,5 900,8 1083,2 915,0 1074,3 33,6
    Apex 202 1000,1 877,7 1098.3 919,5 1095,7 40,5
    T1 3T Базовый 317 1182,3 1106,3 1313,7 Средний 1179,6 1100,8 1254,0 1111,0 1251,3 39,9
    Apex 195 1194,4 1099.3 1322,0 1122,8 1299,3 46,1
    T2 1.5T Базовый 307 54,8 47,3 60,76 59186 9018 9018 9018 средний 318 55,5 43,5 62,5 44,9 61,5 3,3
    Apex 215 57,8 47,0 49,3 64,8 3,6
    T2 3T Базовый 260 50,4 42,8 63,0 43,1 средний 51,1 42,4 60,0 43,2 59,7 3,3
    Apex 208 53,6 46,9 61,6 47.2 61,0 3,0

    Значения T1 отражают высокую корреляцию на сегмент при 1,5T и 3T (r = 0,92, p <0,001), показывая более высокие значения в перегородке и нижнем сегментах и ​​более низкие значения в боковые сегменты (рис. а).

    Диаграммы разброса, представляющие для каждого сегмента корреляции всех доступных значений для ( a ) T1 (r = 0,92, p <0,001) и для ( b ) T2 времен релаксации в миллисекундах (r = 0.82, p <0,001) при обоих значениях напряженности поля. Сегмент сердца по оси X, время релаксации в миллисекундах по оси Y

    Кроме того, поскольку были выявлены значимые различия в зависимости от пола, были подготовлены графики с учетом гендерной специфики. Они представлены на рис. и отдельно для самок и самцов. Независимо от пола, боковая свободная стенка показала более низкие значения T1, чем область перегородки.

    16-сегментная модель сердца (AHA), изображение левого желудочка в «яблочко». Среднее время релаксации T1 и T2 в миллисекундах на сегмент плюс 95% доверительный интервал для женщин при 1.5T ( левый ) и 3T ( правый )

    16-сегментная модель сердца (AHA), график левого желудочка в «яблочко». Среднее время релаксации T1 и T2 в миллисекундах на сегмент плюс 95% CI для мужчин при 1,5T ( слева, ) и при 3T ( справа, )

    Наконец, внутрииндивидуальная корреляция времен релаксации T1, не зависящая от напряженности поля в Каждый доброволец был исследован, и значимая корреляция внутрииндивидуальных глобальных значений T1 была измерена при 1.5T и 3T (r = 0,68 и p <0,001) могут быть подтверждены (рис. А).

    Корреляция глобальных времен релаксации T1 в миллисекундах для 1,5T и 3T ( a ) демонстрирует хорошую корреляцию (r = 0,68, p <0,000001), значения T2 ( b ) показывают умеренную, но все же значительную корреляцию (r = 0,4, p = 0,002), пунктирных красных линий указывают 95% доверительные интервалы для линии регрессии

    Отображение T2

    При 1.5T всего было доступно 897 сегментов, из которых 57 были исключены из-за артефактов (6,4%). При 3Т 131 сегмент из 907 был исключен из-за артефактов (14,4%). Большинство исключенных сегментов находились в базальном срезе, особенно в нижней и боковой стенке (рис.). Затем был проведен такой же анализ, как уже описано для картирования T1. Средние глобальные времена релаксации T2 при 1.5T и 3T представлены в таблице. По литературным данным [13, 20–22] значения Т2 были выше на 1.5T по сравнению с 3T (приблизительно 4,2 мс). Как и при картировании Т1, возраст и ИМТ не влияли на время релаксации Т2 (таблица). По сравнению с картированием T1, женщины показали более высокие значения T2, чем мужчины, во всех сегментах при 1,5T; тем не менее, при 3Т продление общей релаксации Т2 у женщин не было значительным (таблица; рис. b).

    Среднее время релаксации когорты на срез показано в таблице. Время релаксации T2 для 1.5T и 3T значительно варьировалось в зависимости от среза, значения были самыми высокими в апикальном срезе и самыми низкими в базальном срезе.Присутствовали значимые различия значений T2 при 1,5T между базальным и средним срезами ( p = 0,019), базальным и апикальным срезами ( p <0,001) и, кроме того, между средним и апикальным срезами ( p <0,001). Кроме того, были очевидны значительные различия между значениями T2 при 3T базальных и апикальных срезов ( p <0,001) и средних и апикальных срезов ( p <0,001). Гендерные значения времен релаксации Т2 представлены на 16-сегментной модели сердца (рис.и ). Подобно T1, была выявлена ​​значимая корреляция значений T2 для каждого сегмента (r = 0,82, p <0,001) (рис. B), показывающая самые высокие значения в апикальной области.

    Казалось, что частота сердечных сокращений влияет на время релаксации T2. Значительное сокращение ( p = 0,02) глобального времени релаксации T2 на 2,0 мс было выявлено при 3T в подгруппе добровольцев с частотой сердечных сокращений ≥70 ударов в минуту. При 1,5T уменьшение времени релаксации T2 не было значительным (таблица). На рис.b для 1.5T и 3T.

    Как описано для картирования T1, также была обнаружена статистически значимая корреляция внутрииндивидуальных глобальных значений T2, измеренных при 1,5T и 3T после сканирования каждого пробанда на обоих сканерах (r = 0,40 и p = 0,002) (рис. B) .

    Обсуждение

    Это исследование было разработано, чтобы установить эталонные значения времени релаксации T1 и T2 у здоровых добровольцев для наших конкретных условий при 1,5T и 3T. Кроме того, была изучена корреляция между внутрииндивидуальными глобальными значениями T1 и T2 при разной напряженности поля, и были воспроизведены опубликованные данные о возможном влиянии физиологических факторов на время релаксации.

    Как уже указывалось в предыдущих публикациях, различные методы картирования и напряженности поля связаны с множеством нормальных значений [20]. Эти значения были сопоставимы с публикациями, в которых использовались аналогичные протоколы картирования, показывающие перекрытие доверительных интервалов; однако различия наблюдались даже по сравнению с исследованиями, в которых использовались методы MOLLI для T1 и методы GraSE для картирования T2, которые применялись в этой когорте ([20]; таблица). Как указали Келлман и Хансен [23], причины такого несоответствия могут быть связаны с небольшими вариациями в протоколах исследования (например,г. разный угол поворота, различия в разносе эхо-сигналов, приводящие к частичным объемным ошибкам, регулировка шиммирования, другая схема MOLLI). Это имеет важное значение для клинической практики, поскольку незначительные изменения в протоколах картирования могут иметь большое влияние на время релаксации. Недавнее исследование Roy et al. [24], предоставившие нормальные значения с использованием сканера 3T от того же производителя, но с другой схемой MOLLI с последовательностью 3 (3) 3 (3) 5 bSSFP, показали значительно меньшее время релаксации T1 для всего сердца, чем это исследование с использованием 5 ( 3) Схема 3 bSSFP (1122 ± 57 мс vs.1184 ± 38 мс). Это наблюдение подчеркивает, что референсные значения необходимо повторно оценивать индивидуально в каждом радиологическом отделении, прежде чем применять методы картирования для рутинных обследований CMRI. Авторы предполагают, что калибровка протоколов картирования необходима, если времена релаксации миокарда T1 и T2 будут использоваться в качестве биомаркеров МРТ в клинической практике.

    Предполагается, что помимо различий в протоколах исследования, физиологические факторы, связанные с пациентом, также влияют на время релаксации.Следует отметить, что различные исследования обнаружили связь между старением и более низким T1 и более высоким временем релаксации T2 [17, 21, 25]. В этом институте более двух третей клиентуры CMRI моложе 60 лет. Чтобы избежать возрастных изменений, это исследование было сосредоточено на более молодой популяции (только 4 человека старше 60 лет со средним возрастом 41 год, в диапазоне от 20 до 69 лет). Соответственно, в этой когорте нет значимых различий значений T1 и T2 между возрастными группами (возраст <45 лет vs.≥45 лет). Тем не менее, помимо возраста, пол и частота сердечных сокращений также обсуждались как возможные факторы, влияющие на время релаксации [13, 21, 25, 26].

    В этой когорте пол был смешивающим фактором для времен релаксации T1 и T2 при 1.5T и 3T. Согласно предыдущим исследованиям, самки показали значительное увеличение времени релаксации T1 при 1,5T и 3T и времени релаксации T2 при 1,5T [17, 26–28]; однако, в соответствии с von Knobelsdorff-Brenkenhoff et al.и Рой и др. [21, 24] не наблюдалось значительного увеличения времени релаксации Т2 у женщин при 3Т, что могло быть связано с многочисленными артефактами при 3Т в этом исследовании (рис.). Кроме того, частота сердечных сокращений ≥70 ударов в минуту приводила к значительному глобальному увеличению времени релаксации T1 при обоих значениях напряженности поля. Несмотря на то, что использовалась схема MOLLI 5 (3) 3, которая, как предполагается, менее чувствительна к более высокой частоте пульса, плюс алгоритм, адаптированный к частоте для более высокой частоты пульса, эффект, похоже, сохраняется [29].Возможным объяснением может быть влияние эффектов частичного объема из-за относительно толстых срезов (8 мм) и артефактов движения сердца, особенно в тонких стенках миокарда [23].

    Увеличение времени релаксации T1 при более высокой частоте сердечных сокращений в соответствии с Piechnik et al. [26], в то время как другие не описали значительного влияния [21]. В соответствии с предыдущими исследованиями частота сердечных сокращений ≥70 ударов в минуту была связана со значительным сокращением времени релаксации T2 при 3T [21]. Небольшое, но существенное влияние частоты сердечных сокращений на время релаксации T1 и время релаксации T2 при 3T приводит к предположению, что рекомендуется алгоритм компенсации более высокой частоты сердечных сокращений для улучшения качества отображения для обнаружения тонких изменений миокарда.

    Хотя предполагается корреляция времен релаксации при разной напряженности поля у одного и того же человека, насколько нам известно, до сих пор ни одно исследование не исследовало этот вопрос на более широкой когорте. Поэтому мы сосредоточились на этой интересной теме и действительно смогли проверить эту ассоциацию. Это означает, что если у субъекта были низкие средние значения T1 при 1,5Т, эти значения также были низкими при 3Т. Поскольку имеются ограниченные данные о воспроизводимости времен релаксации миокарда T1 и T2 при разной напряженности поля у одного и того же человека, это важный вывод.Корреляция была выше для значений T1, чем для значений T2 (рис.). Это может быть связано с артефактами, влияющими на измерения T2, особенно при 3T, в первую очередь нерезонансными артефактами в областях, прилегающих к легким, в дополнение к другим артефактам, таким как частичный объем и артефакты движения. Следует отметить, что это критический момент, который становится более важным при оценке одного и того же человека при разной напряженности поля. Согласно другим публикациям, времена релаксации миокарда T1 существенно зависят от напряженности поля.Увеличение значений T1 и уменьшение значений T2 с увеличением напряженности поля отражено в предыдущих исследованиях [20, 28, 30–34]. Среднее значение Т2 при 1,5Т с использованием метода GraSE согласуется с другими публикациями [4, 13, 22, 24, 35]; однако, в то время как при 3T время релаксации T2 было сравнимо с Baessler et al. используя последовательность GraSE, применяемую в этом исследовании, другие авторы описали значительно более низкие значения T2, используя ускоренное многоэхо-спиновое эхо (MESE) или последовательности bSSFP, подготовленные T2 [21, 36–38].Опять же, это открытие подчеркивает необходимость индивидуальной оценки нормальных значений в каждом радиологическом учреждении. Более того, можно предположить, что, если институциональные эталонные значения недоступны, можно рассматривать только критическое сравнение с опубликованными временами релаксации с использованием аналогичных протоколов.

    Как уже отмечалось другими авторами, также в когорте zjis внутрипредметная и межпредметная изменчивость Т1 и особенно значений Т2 была значительно выше на срез и на сегмент ([4, 21, 38], Таблица; Рис., и ). Это предполагает широкий спектр нормальных значений, вероятно, из-за различных эффектов артефактов (например, неоднородностей B0, B1, нерезонансных артефактов, артефактов движения, артефактов восприимчивости или частичного объема) в различных областях миокарда. Помимо артефактов следует учитывать, что e. г. региональные различия во внеклеточном объеме (ECV), количестве коллагена, ориентации коллагеновых волокон и региональной перфузии влияют на нормальные значения. Это понимание усложняет различие между пограничным и патологическим временем релаксации.

    Из-за артефактов дыхательных или сердечных движений и артефактов восприимчивости часть сегментов пришлось исключить из этого анализа (рис.). Следует отметить, что карты T2 на 3T оказались наиболее уязвимой последовательностью. В отличие от Baessler et al. меньшее количество визуальных артефактов было получено при использовании сопоставимой последовательности GraSE при 1,5Т, но частота исключения при 3Т была почти такой же (6,4% против 20–24% при 1,5Т и 14,4% против 13-15% при 3Т) [38]. Основной причиной артефактов являются неоднородности B0 и B1, которые особенно проблематичны при 3T, приводя к различиям в сигнале между изображениями и между сегментными измерениями.Эффекты частичного объема, особенно при использовании визуализации толстых срезов, вызывают артефакты, особенно в апикальных срезах и в гипермобильных областях, таких как свободная боковая стенка. Интересно, что, как описано ранее [38], также в этом исследовании устранение сегментов, затронутых артефактами, не привело к исключению выбросов с экстремальными значениями.

    В этом исследовании темы внеклеточного объема (ECV) и постконтрастное T1-картирование не были проработаны, поскольку в предыдущих исследованиях указывалось, что нативное T1-картирование может дифференцировать здоровый и больной миокард с высокой чувствительностью, специфичностью и диагностическая точность [8, 39].Несмотря на то, что неинвазивная количественная оценка ECV миокарда с помощью постконтрастного Т1-картирования хорошо подтверждена [40, 41], нативное Т1-картирование представляет собой отличную, быструю, неконтрастную альтернативу для обнаружения ремоделирования миокардиальной ткани [42]. Кроме того, схема MOLLI 5 (3) 3, используемая в этом учреждении, известна своей превосходной точностью, особенно для нативного T1-картирования, но не оптимальна для более коротких значений T1, связанных с контрастом [23].

    У этого исследования есть несколько ограничений.Это было одноцентровое исследование среднего размера выборки с использованием МРТ-сканеров только одного производителя. Таким образом, нельзя исключить предвзятость в отношении центра и производителя. Гистологическое исследование миокарда не проводилось. На этапе постобработки программы для коррекции движения не было, что привело к более высокому уровню исключения сегментов миокарда. Несмотря на относительно небольшой размер когорты, можно было воспроизвести результаты исследований с использованием аналогичных методов картирования. Это подчеркивает обоснованность этих справочных значений и их последствий.Как указано выше, две трети пациентов, прошедших оценку CMRI, были моложе 60 лет. Следовательно, эта когорта состояла из более молодых добровольцев, что могло скрыть заранее описанную возрастную зависимость времени релаксации в пожилом миокарде. Эти нормальные значения могут быть применены и обобщены только для более молодых пациентов в учреждениях, использующих методы картирования, аналогичные нашим.

    Границы | Картирование миелина всего мозга с использованием данных МРТ-изображений, взвешенных по Т1 и Т2

    Введение

    Миелин, диэлектрическая оболочка, окружающая аксоны нейронов, является важным компонентом эффективного функционирования мозга.Его основная роль заключается в облегчении процессов нейрональной коммуникации на дальние расстояния, поддерживающих когнитивные, сенсорные и моторные функции более высокого порядка. Точная оценка миелина in vivo чрезвычайно важна для всестороннего понимания нейроразвития и нейродегенерации человека (Staudt et al., 1994; van Buchem et al., 2001; Paus et al., 2001; Barkovich, 2005; Kizildag et al., al., 2005; Laule et al., 2006, 2007; Steenweg et al., 2010; Deoni et al., 2011; Glasser, Van Essen, 2011; Welker, Patton, 2012).Гистопатологические методы являются золотым стандартом для количественной оценки миелина, но их можно использовать только после смерти (Gareau et al., 2000; Laule et al., 2006). Кроме того, гистопатологические исследования обычно проводятся только для ограниченного числа областей, а не для всего мозга. Для решения этой проблемы были предложены инструменты неинвазивной визуализации на основе магнитно-резонансной томографии (МРТ) для картирования миелина (Barkovich, 2000; Paus et al., 2001): обычные T1-взвешенные (T1-w) и T2-взвешенные ( T2-w) визуализация, визуализация с переносом намагниченности, визуализация тензора диффузии (DTI), восстановление инверсии с ослабленным флюидом (FLAIR), многокомпонентная визуализация T2-релаксации (MCRI) и многокомпонентное наблюдение за управляемым равновесием одиночным импульсом T1 и T2 (МакДЕСПОТ).

    В ранних исследованиях МРТ использовались времена релаксации T1 и T2 (Crooks et al., 1987; Tofts and du Boulay, 1990), которые строго связаны с изменениями во взаимодействии между молекулами воды и макромолекулами тканей (Miot-Noirault et al., 1997 ), чтобы оценить пространственное распределение миелина в головном мозге. Уровень яркости, характеризующий белое вещество на T1-w МРТ, связан с пространственным распределением миелин-связанного холестерина, так что степень миелинового контраста может быть определена по изображениям T1-w (Dobbing and Sands, 1973; Koenig, 1991). ).И наоборот, релаксация T2 связана с переносом протонов, молекулярным обменом и диффузией воды. Гидрофобные свойства липидного бислоя миелина ограничивают молекулярное движение протонов (Miot-Noirault et al., 1997; Barkovich, 2000), а гипоинтенсивность на T2-w изображениях отражает относительно большее содержание миелина. Стоит отметить, что изображения T1-w и T2-w обычно предоставляют только качественную информацию о распределении миелина в головном мозге. Таким образом, различные методы МРТ предпочтительны для клинических исследований, включающих прямое сравнение миелина у пациентов и здоровых людей.

    Визуализация с переносом намагниченности — это наиболее часто используемый метод для обнаружения тонких изменений в биохимической архитектуре и составе тканей (Grossman et al., 1994; Rademacher et al., 1999; van Buchem et al., 2001; Barkovich, 2005). Фундаментальная концепция этого метода — обмен намагниченностью между подвижными протонами (вода) и неподвижными протонами, связанными с макромолекулами (неводная ткань). Этот эффект обычно измеряется как коэффициент передачи намагниченности (MTR).Несмотря на высокую чувствительность к изменениям и повреждению тканей, MTR нельзя рассматривать как абсолютный маркер миелинизации. Фактически, низкий MTR может быть результатом либо изменения содержания миелина, либо структурных изменений после воспаления (Gareau et al., 2000; Laule et al., 2007).

    DTI — это метод, чувствительный к процессам диффузии молекул воды в биологической ткани (Beaulieu, 2002). Кинематика молекул воды может быть выражена в терминах фракционной анизотропии (ФА), которая служит маркером развития белого вещества, повреждения аксонов и патологии миелина.Однако разные исследования предоставили доказательства, что миелин не является единственным элементом анизотропной диффузии воды в аксональных волокнах (Laule et al., 2007; Madler et al., 2008). Следовательно, ЖК следует рассматривать как показатель плотности волоконного тракта и только косвенно — на содержание миелина.

    Кроме того, в ограниченном количестве исследований высказывались предположения о потенциале визуализации FLAIR в качестве подходящего маркера созревания миелина (Ashikaga et al., 1999; Murakami et al., 1999; Kizildag et al., 2005).FLAIR — это особая последовательность инверсии-восстановления, которую можно использовать при визуализации головного мозга для подавления или значительного уменьшения сигнала, исходящего от спинномозговой жидкости. В этом отношении обнаружение глубоких поражений белого вещества рядом с желудочками оказалось чрезвычайно важным для распознавания патологических процессов, таких как рассеянный склероз (Miller et al., 1998).

    В последние годы были внедрены и другие методы, такие как MCRI (MacKay et al., 1994; Whittall et al., 1997; Beaulieu et al., 1998; Гаро и др., 2000; Видарссон и др., 2005; Лаул и др., 2006; Oh et al., 2006; Madler et al., 2008) и mcDESPOT (Deoni et al., 2008, 2011). Они основаны на том принципе, что спиновая релаксация в конкретной неоднородной среде не может считаться моноэкспоненциальной. Соответственно, они используют несколько последовательностей получения МР-импульсов для определения биофизических свойств исследуемой ткани (Laule et al., 2007). Это позволяет разделить сигнал, принадлежащий воде, заключенной между бислоями миелина (миелиновая вода) (MacKay et al., 1994) из общего сигнала MR, что привело к измерению доли миелина-воды (MWF). MWF в настоящее время считается надежным маркером миелина (Gareau et al., 2000; Laule et al., 2006). Однако серьезной проблемой при использовании как MCRI, так и mcDESPOT является ощутимо долгое время сканирования (от 10 до 25 минут) (Whittall et al., 1997; Gareau et al., 2000; Oh et al., 2006; Madler et al., 2008). ; Deoni et al., 2011; Kitzler et al., 2012; Kolind et al., 2012), что может ограничить их применимость в клинических исследованиях.

    В последнее время возродился интерес к визуализации T1-w и T2-w для картирования миелина. Glasser и Van Essen (2011) предложили комбинировать изображения T1-w и T2-w для получения контрастного изображения с усилением миелина (Glasser et al., 2013, 2014). По сравнению с количественными методами, которые обычно требуют более длительного сбора данных, быстрое сканирование делает его потенциально хорошо подходящим для клинических исследований. Однако стоит отметить, что метод T1-w / T2-w, описанный Glasser and Van Essen (2011), является относительной мерой, потенциально характеризующейся несогласованностью шкалы интенсивности в наборах данных, которая может присутствовать даже для МРТ изображений, собранных с помощью один и тот же сканер в разные дни.Для решения этой проблемы, которая может затруднить внутригрупповые и межгрупповые статистические сравнения, строго необходимо использование калибровочного подхода. Глассер и Ван Эссен (2011) представили внутреннюю калибровку на основе гистограммы изображения. Важно отметить, что этот подход может быть неподходящим для исследований, в которых ожидаются изменения миелина в результате заболевания головного мозга. Действительно, внутренняя калибровка уменьшает глобальные различия между пациентами и контрольной группой до такой степени, что измененные уровни миелина могут не обнаруживаться.Кроме того, форма гистограммы изображения T1-w / T2-w у пациентов может отличаться от контрольной, так что локальные изменения уровней миелина у пациентов могут наблюдаться ошибочно из-за выравнивания гистограмм между пациентами и контрольными группами.

    Здесь мы стремились к дальнейшему развитию техники T1-w / T2-w, решая проблему несоответствия шкалы интенсивности в разных наборах данных. Мы разработали рабочий процесс анализа для калибровки интенсивностей T1-w / T2-w в головном мозге с использованием информации об интенсивности T1-w и T2-w, извлеченной из ткани вне мозга, тем самым избегая проблем, связанных с использованием внутренней калибровки. .Чтобы оценить эффективность нашей процедуры нормализации, мы сравнили изображения T1-w / T2-w, полученные с разных МРТ-сканеров, с разными последовательностями и параметрами получения. Затем мы исследовали согласованность T1-w / T2-w у здоровых людей по сравнению с другими методами МРТ, такими как MTR, FA и FLAIR. Наши результаты показывают, что метод соотношения T1-w / T2-w может быть надежным и относительно быстрым инструментом для неинвазивной визуализации миелина.

    Методы

    В этом разделе мы описываем рабочий процесс калибровки изображений T1-w / T2-w, позволяющий картировать миелин в мозге человека с использованием данных МРТ-изображений T1-w и T2-w.Затем мы покажем надежность и чувствительность метода отношения T1-w / T2-w по сравнению с альтернативными методами.

    Описание метода

    Теоретические основы

    Наш метод является расширением метода, первоначально предложенного Глассером и Ван Эссеном (2011). Они показали, что, вычисляя соотношение между T1-w и T2-w изображениями одного и того же объекта, можно увеличить контраст, связанный с содержанием миелина (Рисунок 1).

    Рисунок 1.Изображение с повышенной контрастностью миелина для репрезентативного объекта . Отношение интенсивности сигнала T1-w (A) к T2-w (B) рассчитывается для получения изображения (C) с соотношением T1-w / T2-w. Это сделано для улучшения отображения за счет увеличения контраста между различными миелинизированными структурами. Поскольку обычные МРТ-изображения имеют произвольную шкалу интенсивности, три изображения отображаются с цветовой картой, назначенной на основе значений 10-го и 90-го процентилей. Субъект, использованный для этого рисунка, — Субъект 30 из базы данных KIRBY21.

    Контрастное изображение с усилением миелина, полученное с помощью этого подхода, однако, не является автоматически свободным от смещения, поскольку соотношение не ослабляет (или не устраняет) смещение изображения, возникающее из-за разных профилей чувствительности приемных катушек для двух изображений (Belaroussi et al., 2006 г.). Кроме того, шкала интенсивности изображения T1-w / T2-w зависит от конкретных приборов и параметров сканирования, используемых для изображений T1-w и T2-w. В общих чертах, изображение T1-w / T2-w можно смоделировать следующим образом:

    T1wT2w≈α1 ∗ s1 ∗ xα2 ∗ s2 ∗ (1x) = α1 ∗ s1α2 ∗ s2x2 = βx2 (1)

    , где содержание миелина представлено как x , профили чувствительности обозначены s 1 и s 2 для изображений T1-w и T2-w соответственно, и α 1 и α 2 — коэффициенты масштабирования.Соответственно, интенсивность T1-w / T2-w зависит от комбинации s 1 , s 2 , α 1 , α 2 (β в уравнении 1). Целью автономной процедуры нормализации является достижение идеальной конфигурации, в которой различия в профилях чувствительности последовательностей T1-w и T2-w становятся незначительными (т. Е. с 1 → 1, с 2 → 1), а значения α 1 и α 2 стандартизированы, так что шкала интенсивности T1-w / T2-w сопоставима для разных субъектов.

    Реализация метода

    Создание маски . Стандартизация интенсивности может быть достигнута с помощью внутреннего масштабирования значений интенсивности, как ранее было предложено Глассером и Ван Эссеном (2011). При выполнении этой процедуры ошибочное представление может произойти при наличии измененных уровней миелина. В этом случае внутреннее масштабирование действительно может скрыть существенные различия, не позволяя проводить достоверные сравнения между контрольной группой и пациентами. По этой причине мы реализовали подход внешней калибровки.Стандартизация изображения T1-w / T2-w была достигнута за счет нескольких этапов обработки (рис. 2), для которых мы использовали SPM8 (Wellcome Trust Center for Neuroimaging, Лондон, Великобритания). В качестве первого шага были созданы две тематические маски путем преобразования предопределенных масок в стереотаксическом пространстве Монреальского неврологического института (MNI) в индивидуальное пространство с использованием изображений T1-w в двух пространствах для расчета необходимого пространственного преобразования (Эшбернер и Фристон, 1997, 1999). Чтобы гарантировать эффективность этого шага, маски должны содержать вокселы вне мозга и должны охватывать области изображения с относительно высокой региональной однородностью.Кроме того, одна из них должна содержать относительно низкие значения на изображении T1-w и высокие значения на изображении T2-w, а другая маска должна иметь обратные характеристики. Мы реализовали эту спецификацию, выбрав две маски, покрывающие глазные яблоки и височные мышцы соответственно (рис. 3). Они были определены непосредственно в пространстве MNI путем сегментирования и определения порога изображений шаблона ICBM152 (http://www.bic.mni.mcgill.ca/ServicesAtlases/ICBM152NLin2009).

    Рисунок 2.Калибровка изображения T1-w / T2-w: рабочий процесс анализа . Рабочий процесс обработки данных изображения T1-w / T2-w, включая деформацию стандартных масок из MNI в предметное пространство. Коррекция смещения является первым, фундаментальным этапом для необработанных изображений T1-w и T2-w. Затем каждое изображение без смещения проходит процесс нормализации для достижения надлежащего масштабирования. Наконец, изображение T1-w / T2-w вычисляется как отношение откалиброванных изображений T1-w и T2-w.

    Рисунок 3.Маски, использованные для процедуры калибровки . Алгоритм калибровки основан на значениях, извлеченных из двух анатомических масок (глаза и височная мышца), деформированных в пространстве объекта. Маска для глаза (A) расположена внутри стекловидного тела глазного яблока и включает гель, заполняющий пространство между сетчаткой и хрусталиком. Маска височной мышцы (B) , которая является одной из основных мышц, участвующих в процессе жевания, устанавливается на большую часть височной мышцы, покрывающей височную кость.Субъект, представленный на рисунке, — это субъект 30 из базы данных KIRBY21, как показано на рисунке 1.

    Коррекция смещения . Параллельно с созданием масок для конкретных субъектов исходное изображение T2-w было сопоставлено с изображением T1-w посредством преобразования твердого тела (Collignon et al., 1995). Затем изображения T1-w и T2-w совместно подвергались коррекции смещения, чтобы гарантировать пространственное выравнивание профиля чувствительности ( s 1 и s 2 в уравнении 1).В отличие от неоднородностей поля приема (B1−), отношение T1-w / T2-w не может полностью скорректировать неоднородности поля передачи (B1 +) по интенсивности и контрасту (Glasser, Van Essen, 2011; Glasser et al., 2014). Соответственно, вместо устранения общей пространственной неоднородности путем комбинирования изображений T1-w и T2-w (Glasser et al., 2014) мы выбрали инструмент коррекции неоднородности интенсивности, реализованный в SPM8 (Ashburner and Friston, 2005; Weiskopf et al. , 2011) на двух изображениях отдельно. Входные параметры для алгоритма коррекции неоднородности интенсивности, а именно параметры сглаживания и регуляризации, были установлены на их значения по умолчанию (равные 60 мм и 10 −4 соответственно).

    Стандартизация интенсивности . После коррекции смещения изображения T1-w и T2-w были дополнительно обработаны для стандартизации их интенсивности с использованием процедуры линейного масштабирования. В частности, пики (режимы) распределения интенсивностей в двух масках (Рисунок 4) были извлечены из несмещенных T1-w или T2-w изображений одного объекта, обозначенных как X S и Y S. , а затем сравнивались с соответствующими значениями из изображения шаблона ICBM152 той же модальности, обозначенного как X R и Y R .Режимы для шаблона ICBM152 соответствовали X R = 58,6 и Y R = 28,2 для изображения T1-w, или X R = 21,1 и Y R = 99,9 для изображения T2-w. Линейное масштабирование изображения T1-w или T2-w было выполнено с использованием следующей формулы:

    IC = [XR-YRXS-YS] ∗ I + [XSYR-XRYSXS-YS] (2)

    Рис. 4. Интенсивности T1-w и T2-w для масок глазного яблока и височных мышц .Мы проанализировали интенсивности T1-w и T2-w в масках глазного яблока и височных мышц для Субъекта 30 из базы данных KIRBY21. Значения маски глазного яблока для изображения T1-w (A) всегда ниже, чем значения в маске височных мышц (B) , тогда как значения маски глазного яблока на изображении T2-w (C) больше, чем ограниченные маской височных мышц (D) . Поскольку интенсивности вокселов в двух масках обычно показывают распределения, отклоняющиеся от гауссовского тренда, мы выбрали эталонные значения в качестве пика распределения (т.е.е., числовой режим), а не статистическое среднее или медианное значение.

    , где I и I C — изображения до и после калибровки соответственно. После калибровки изображений T1-w и T2-w по формуле, описанной выше, их соотношение было вычислено для получения откалиброванного изображения T1-w / T2-w (см. Уравнение 1).

    Проверка метода

    Субъекты и сбор данных

    Мы использовали три различных общедоступных набора данных для проверки метода.Два из них были извлечены из базы данных IXI Имперского колледжа Лондона (http://biomedic.doc.ic.ac.uk/brain-development/index.php?n=Main.Datasets), а третий — из База данных KIRBY21 Исследовательского центра функциональной визуализации мозга Кирби в Балтиморе (http://mri.kennedykrieger.org/databases.html). Для первых двух наборов данных мы извлекли изображения T1-w и T2-w, полученные у 21 здорового субъекта с помощью МР-сканера 1,5T (Gyroscan Intera, Philips Healthcare) и у 21 здорового субъекта с помощью сканера MR 3T (Intera, Philips Healthcare). соответственно.Третий набор данных содержал изображения T1-w, T2-w, MT, FA и FLAIR, собранные у 21 здорового субъекта с помощью другого МРТ-сканера 3T (Achieva, Philips Healthcare). Стоит отметить, что в базе данных IXI доступно более 600 субъектов, но мы выбрали только 21 из них для каждого сканера, чтобы обеспечить статистическую сопоставимость результатов с результатами из базы данных KIRBY21. Выбор был сделан таким образом, чтобы в нашем анализе можно было использовать субъектов с сопоставимым возрастным диапазоном из разных баз данных. Мы определили оптимальную группу соответствия возрасту в базе данных IXI после оценки каждой возможной группы из 21 субъекта, созданной с использованием подхода перестановки.Мы рассчитали U-критерий Манна – Уитни для возраста каждой группы IXI, используя возраст группы KIRBY 21 в качестве эталона. Наконец, мы определили группу IXI, которая дает наибольшую вероятность. Подробная информация о демографических характеристиках и параметрах сканирования для различных модальностей изображения представлена ​​в таблицах 1, 2, соответственно.

    Таблица 1. Демографические данные .

    Таблица 2. Параметры последовательности МРТ .

    Сходство гистограмм изображений у разных субъектов

    Мы вычислили изображения T1-w / T2-w как до, так и после калибровки для каждого отдельного набора данных, включенного в исследование, и сравнили их, чтобы оценить влияние процедуры калибровки.Мы количественно оценили сходство гистограмм интенсивности для изображений T1-w / T2-w с одного и того же МРТ-сканера, а также с разных сканеров. В частности, мы разделили весь диапазон значений изображения на 500 интервалов и нормализовали каждую гистограмму, разделив ее на сумму по всем ее элементам, чтобы учесть различное количество вокселей мозга у разных людей. Затем мы оценили среднее значение и стандартное отклонение по гистограммам различных наборов данных по отдельности, чтобы количественно оценить согласованность значений T1-w / T2-w у разных субъектов.

    Кроме того, мы провели количественный анализ белого вещества, где в основном присутствует миелин. Мы использовали набор инструментов сегментации SPM8 (Ashburner and Friston, 2005) на изображениях T1-w и T2-w, чтобы создать карту вероятности белого вещества с пороговым значением p > 0,5, чтобы получить двоичную маску белого вещества. Следовательно, мы оценили числовой режим распределения значений T1-w / T2-w в маске как репрезентативный для всей структуры мозга. Мы применили эту процедуру к каждому набору данных и проанализировали полученные значения с помощью описательной и логической статистики, чтобы оценить потенциальное увеличение воспроизводимости по предметам.Сначала мы проверили нормальное распределение значений с помощью теста Лиллиэфорса ( p <0,05). Затем мы оценили, были ли уменьшены различия между базами данных с помощью процедуры калибровки с использованием тестов t и однофакторного дисперсионного анализа (ANOVA) значений до и после калибровки.

    Сравнение T1-w / T2-w с изображениями MTR, FA и FLAIR

    В качестве дополнительной оценки мы также сравнили изображение T1-w / T2-w с изображениями MTR, FA, FLAIR тех же субъектов, используя мультимодальный набор данных изображений из базы данных KIRKY21.Изображение FLAIR было зарегистрировано только для изображения T1-w / T2-w, тогда как значения MTR и FA были рассчитаны на основе зарегистрированных изображений с переносом намагниченности и данных DTI, соответственно.

    Визуализация с переносом намагниченности, будучи чувствительной к макромолекулярному составу ткани, классически используется для оценки изменений в содержании миелина (Schmierer et al., 2004). Данные передачи намагниченности (MT) характеризуются импульсной последовательностью с использованием искаженного трехмерного градиентного эхо-сигнала. Для данных в базе данных KIRBY21 подготовка МТ была достигнута с использованием пятилепесткового синк-гауссовского РЧ-облучения (B 1 = 10.5 мТл, длительность 24 мс и частота смещения = 1500 Гц). Также было получено эталонное сканирование с теми же параметрами в отсутствие подготовки МТ. Мы рассчитали изображение MTR как:

    где M S — изображение с препарированием МТ (при наличии радиочастотного облучения), а M 0 — эталонное изображение без подготовки МТ. Затем мы использовали SPM8 для регистрации изображения MTR с изображениями T1-w и T2-w одного и того же объекта с помощью преобразования твердого тела (Collignon et al., 1995).

    DTI чувствителен к диффузии воды через связки белого вещества и обычно используется для создания карты значений FA в мозгу. Примечательно, что поскольку миелин окружает и защищает волокна белого вещества, наличие высоких значений ЖК можно рассматривать как косвенный показатель высокого содержания миелина. Данные DTI в базе данных KIRBY21 были получены с помощью многосрезовой однократной эхопланарной визуализации (EPI), последовательности спин-эхо с подавлением жира путем спектрального предварительного насыщения с восстановлением инверсии и с передне-задним направлением фазового кодирования.Взвешивание диффузии применялось по 32 направлениям со значением b , равным 700 с / мм 2 (Landman et al., 2011). Мы использовали программу FSL 5.0 (Оксфордский центр функциональной МРТ головного мозга, Оксфордский университет) для расчета изображения FA. Во-первых, мы выполнили предварительное выравнивание (аналогично коррекции движения в данных фМРТ), чтобы скорректировать движение головы во время сеанса и уменьшить влияние вихревых токов градиентной катушки (Horsfield, 1999). Мы также использовали параметры выравнивания для корректировки B-матрицы, чтобы информация о направлениях диффузионного взвешивания была правильно сохранена (Leemans and Jones, 2009).Затем тензор диффузии был рассчитан с использованием простой аппроксимации тензорной модели методом наименьших квадратов для диффузионных данных. Исходя из этого, изображение FA было рассчитано следующим образом (Basser et al., 1994; Pierpaoli and Basser, 1996):

    FA = 32 · (λ1 − λ¯) 2+ (λ2 − λ¯) 2+ (λ3 − λ¯) 2λ12 + λ22 + λ32 (4)

    , где λ — среднее из трех собственных значений λ 1 , λ 2 , λ 3 . После расчета FA по вокселям мозга мы скорректировали пространственное несоответствие между картой FA и геометрическим эталонным изображением DTI в базе данных KIRBY21 с помощью инструмента нормализации SPM8.Затем мы снова использовали SPM8 для сопоставления изображения FA с изображениями T1-w и T2-w того же объекта.

    После того, как изображения T1-w / T2-w, MTR, FA и FLAIR были сгенерированы и пространственно выровнены относительно друг друга, мы преобразовали их в пространство MNI с помощью инструмента нормализации SPM8. Это позволило нам провести статистический анализ по всем предметам. В частности, мы оценили воспроизводимость различных модальностей изображения на разных участках в конкретных областях интереса (ROI), которые были отобраны на основе предыдущих исследований миелина (Barkovich, 1988, 2000; Whittall et al., 1997; Кизилдаг и др., 2005; Лепперт и др., 2009; Велкер и Паттон, 2012). Первую группу составили области интереса в белом веществе и с предположительно высоким содержанием миелина: передняя лучистая коронка (ACR), верхняя лучевая коронка (SCR), тракт пересечения моста (PCT), передняя конечность внутренней капсулы (ALIC), коленная чашечка мозолистое тело (GCC), звездочка мозолистого тела (SCC). Эти области интереса были определены с использованием стереотаксического атласа белого вещества Лаборатории анатомической МРТ головного мозга Медицинской школы Университета Джона Хопкинса, Балтимор, Мэриленд, США (http: // cmrm.med.jhmi.edu). Вторая группа областей интереса включала скорлупу (PUT), хвостатое ядро ​​(CAU) и таламус (THA), которые представляют собой структуры с относительно низким содержанием миелина. Эти контрольные ROI были определены с использованием вероятностного атласа ICBM Deep Nuclei, предоставленного Международным консорциумом по картированию мозга (http://www.loni.usc.edu/ICBM).

    Поскольку мы стремились сравнить различные виды изображений, которые предположительно характеризуются разной интенсивностью и контрастом изображения, мы оценили интенсивность изображения в одной области интереса по сравнению со средней интенсивностью во всем мозге, используя двухстороннюю парную t — контрольная работа.В частности, мы использовали следующую формулу:

    tROI = n − 1 ∗ среднее (ΔROI) sd (ΔROI) (5)

    , где Δ ROI = [ I ROI I BRAIN ] — вектор с разницей между интенсивностью ROI и средней интенсивностью полного мозга у разных субъектов, и n количество субъектов . Полученный t-балл отражает, насколько интенсивность ROI отличается от среднего значения, рассчитанного по всему мозгу, с учетом вариабельности между субъектами.Определение t-баллов для различных модальностей изображения (T1-w / T2-w, MTR, FA, FLAIR) позволило нам оценить их надежность для разных людей, а также согласованность для разных ROI. Кроме того, мы сгенерировали карту t-score из данных T1-w / T2-w, применив ту же формулу в уравнении 5 к каждому вокселю, а не к отдельной области интереса. Эта карта t-score имеет пороговое значение p <0,05, с поправкой на FDR для множественных сравнений (Genovese et al., 2002), выделяя области мозга со значительно большими значениями T1-w / T2-w, чем в среднем по мозгу.

    Результаты

    В качестве первоначального анализа мы рассчитали изображения T1-w / T2-w для каждого набора данных, включенного в исследование, используя простое соотношение необработанных изображений T1-w и T2-w (как показано на рисунке 1). Мы оценили изменчивость гистограмм изображений в наборах данных, когда процедура калибровки не применялась (рис. 5). Как и ожидалось, мы заметили, что диапазон интенсивностей был в значительной степени непоследовательным для трех наборов данных и особенно различался между набором данных KIRBY21 (рис. 5C) и наборами данных IXI (рис. 5A, B).Межсубъектная изменчивость, выраженная стандартной ошибкой, рассчитанной для каждого бина по гистограммам, также была неравномерной среди трех наборов данных. Эти результаты предполагают, что, хотя изображение T1-w / T2-w может позволить картировать распределение миелина в отдельном мозге, калибровка интенсивности необходима для обеспечения значимых сравнений между наборами данных.

    Рис. 5. Гистограммы интенсивностей T1-w / T2-w изображений до калибровки . Гистограммы средних значений T1-w / T2-w (со стандартным отклонением цветного оттенка) представлены для IXI 1.5 T (A) , IXI 3 T (B) и KIRBY21 3 T (C) . Три набора данных имеют несовместимые значения интенсивности T1-w / T2-w. (A) Набор данных IXI 1.5 T показывает относительно большую межсубъектную воспроизводимость с наименьшей степенью стандартного отклонения. (B) Набор данных IXI 3 T отображает аналогичную тенденцию с увеличенным стандартным отклонением в соответствии с пиком серого вещества. (C) Набор данных KIRBY21 3 T демонстрирует наибольшую межпредметную изменчивость, особенно в правом хвосте гистограммы.

    Прежде чем использовать наш рабочий процесс для стандартизации T1-w / T2-w, мы сначала оценили, как смещение влияет на изображения T1-w и T2-w по отдельности и в какой степени процедура коррекции смещения улучшила сходство изображений, принадлежащих разным наборам данных. . Визуальный осмотр данных показал, что изображения T1-w были больше затронуты пространственным смещением, чем изображения T2-w, и, в частности, последнее в наборах данных 3T имело большую величину, чем в наборе данных 1.5 (рис. 6). Важно отметить, что мы обнаружили, что гистограммы изображений T1-w были переменными в наборах данных, и процедура коррекции смещения сильно уменьшила эту изменчивость (рисунки 6A, C, E).В свою очередь, никаких серьезных изменений в гистограмме изображения для изображений T2-w не произошло (Рисунки 6B, D, F). В целом, этот анализ предполагает, что этап коррекции смещения, независимо реализованный на T1-w и T2-w, потенциально может улучшить воспроизводимость гистограмм T1-w / T2-w.

    Рис. 6. Влияние коррекции смещения на изображения T1-w и T2-w . Процедура коррекции смещения в зависимости от модальности выполнялась как для T1-w, так и для T2-w. Чтобы проиллюстрировать относительные результаты, мы проанализировали гистограмму T1-w (A, C, E) и T2-w (B, D, F) трех репрезентативных субъектов из IXI 1.5 T (Субъект 002), IXI 3 T (Субъект 093) и KIRBY21 (Субъект 30) соответственно. В частности, мы сравнили гистограммы до (синяя линия) и после коррекции смещения (красная линия). Перед исправлением изображение T1-w набора данных IXI 1.5 T (A) было менее смещенным, чем IXI 3 T (C) и KIRBY21 3 T (E) , со средней корреляцией r = 0,73. После коррекции смещения эта корреляция увеличилась до r = 0,89. Наоборот, на изображении T2-w наблюдались незначительные изменения, при этом средняя корреляция между гистограммами составляла r = 0.96 и r = 0,97 до и после коррекции смещения соответственно.

    Затем мы применили алгоритм линейной калибровки к изображениям T1-w и T2-w с коррекцией смещения (см. Рисунок 2) и снова рассчитали изображения T1-w / T2-w для трех наборов данных. Примечательно, что калиброванные гистограммы изображений T1-w / T2-w (рисунок 7) продемонстрировали сопоставимые шкалы интенсивности и уменьшенную межсубъектную изменчивость в каждом наборе данных. Количественный анализ, проведенный на вокселях белого вещества, показал, что значения изображения T1-w / T2-w были значительно более согласованными после калибровки.В частности, явное уменьшение межпредметной изменчивости для всех трех наборов данных подтвердило эффективность нашего подхода (таблица 3). После проверки того, что значения были нормально распределены (тест Лиллиэфорса, p <0,05), мы также выполнили однофакторный дисперсионный анализ, чтобы оценить соответствие средних значений T1-w / T2-w в трех наборах данных. Различия были значительными до [ F (2, 62) = 568,48, p <0,001], но не после калибровки [ F (2, 62) = 1.54, p. = 0,2236], дополнительно предполагая, что процедура калибровки улучшила воспроизводимость значений T1-w / T2-w в наборах данных.

    Рис. 7. Гистограммы интенсивности на калиброванных T1-w / T2-w изображениях . Гистограммы средних значений T1-w / T2-w (со стандартным отклонением в цветном оттенке) представлены для наборов данных IXI 1.5 T (A) , IXI 3 T (B) и KIRBY21 3 T (C) . В соответствии с алгоритмом масштабирования калиброванные изображения T1-w / T2-w демонстрируют сопоставимые шкалы интенсивности с уменьшенной межсубъектной вариабельностью для каждого набора данных.Обратите внимание на нормированную частоту на вертикальной шкале, полученную как отношение каждой гистограммы для конкретного объекта к общей площади под кривой.

    Таблица 3. Оценка надежности T1-w / T2-w .

    Чтобы оценить пространственное распределение значений T1-w / T2-w, мы также вычислили среднее изображение T1-w / T2-w для каждого из трех наборов данных. Мы установили общую шкалу цветовой карты, чтобы выделить потенциальные различия между интенсивностями на трех полученных изображениях. Даже в этом случае мы наблюдали очень стабильную пространственную структуру среди наборов данных без каких-либо внешних особенностей (рис. 8).

    Рис. 8. Откалиброванные изображения T1-w / T2-w: сравнение различных наборов данных . Изображение на уровне группы T1-w / T2-w для наборов данных IXI 1.5 T (A) , IXI 3 T (B) и KIRBY21 3 T (C) показано в сагиттальной, коронарной и аксиальной проекциях. разделы. Мы используем здесь общий диапазон интенсивности для наборов данных (значения T1-w / T2-w от 0,9 до 2,3).

    На последнем этапе проверки мы сравнили откалиброванные изображения T1-w / T2-w с другими изображениями, а именно изображениями FA, MTR и FLAIR, полученными от тех же субъектов (рис. 9).С помощью тестов t на одной выборке мы специально проверили воспроизводимость и чувствительность четырех модальностей изображения при обнаружении сигналов, связанных с миелином. Этот статистический анализ, проведенный для различных областей интереса, показал, что T1-w / T2-w имели высокую воспроизводимость (на что указывают большие t-баллы), которая в основном согласовывалась для всех выбранных структур белого вещества (рис. 10). Наибольшее значение t-score было измерено в ALIC, что согласуется с наибольшей концентрацией миелина, выявленной в других исследованиях (Whittall et al., 1997). Как и ожидалось, ROI серого вещества имели более низкие значения, чем структуры белого вещества, как с точки зрения средних значений (рисунок 11), так и с точки зрения t-баллов (рисунок 10). В целом, t-баллы, полученные для MTR, были хуже, чем у T1-w / T2-w, но эти две модальности показали хорошее сходство как с точки зрения структур белого вещества, так и глубокого серого вещества. Кроме того, мы наблюдали высокие значения FA, в среднем сопоставимые со значениями T1-w / T2-w, но гораздо более неравномерными по областям мозга. В структурах с множественным пересечением волокон e.g., значения ACR, FA были ниже, чем у T1-w / T2-w и MTR. И наоборот, области с большей анизотропией, такие как колено и гребешок мозолистого тела, показали более высокие t-баллы, чем T1-w / T2-w. За исключением SCR, результаты FLAIR имели отрицательные t-баллы. Это согласуется со специфическим свойством изображения FLAIR, при котором более миелинизированные области имеют более темный контраст, чем менее миелинизированные. С другой стороны, изображения FLAIR характеризовались низкими абсолютными значениями t-score, что указывает на относительно низкую надежность и чувствительность для картирования миелина.Чтобы подтвердить наши результаты T1-w / T2-w для выбранных областей интереса, мы повторили тот же анализ, основанный на t-показателях на уровне одного вокселя. Полученная карта t-score (рис. 12) показала, что шесть структур белого вещества, использованных в анализе ROI, но не серого вещества, имели значительно большие значения T1-w / T2-w, чем в среднем по мозгу. Мы также наблюдали дополнительные структуры, которые имели значимые значения t-score, среди заднего таламического излучения, нижнего продольного пучка, кортикоспинального тракта, среднего стебля мозжечка и красного ядра.

    Рис. 9. Односекционные изображения: сравнение модальностей изображения . Изображения T1-w / T2-w (A) , FA (B) , MTR (C) и FLAIR (D) для субъекта 30 из базы данных KIRBY показаны в осевом разрезе. Поскольку обычные изображения МРТ имеют произвольную шкалу интенсивности, четыре режима масштабируются в соответствии с 1-м и 99-м процентилями. Обратите внимание, что более высокие значения интенсивности в T1-w / T2-w, FA и MTR характеризуют структуры с большей степенью миелинизации, тогда как перевернутая шкала интенсивности определяет технику FLAIR.

    Рис. 10. Межсубъектная воспроизводимость: анализ рентабельности инвестиций . Воспроизводимость изображений T1-w / T2-w между субъектами по сравнению с MTR, FA и FLAIR оценивалась по конкретным областям интереса. Анализ проводился на шести структурах белого вещества и трех глубоких подкорковых ядрах серого вещества с предположительно высоким и низким содержанием миелина соответственно.

    Рис. 11. Интенсивности T1-w / T2-w в областях интереса серого и белого вещества . Среднее и стандартное отклонение значений T1-w / T2-w показаны для девяти выбранных областей интереса, трех в сером веществе и шести в белом веществе.Как и ожидалось, значения T1-w / T2-w были ниже в сером и белом веществе. Области интереса обозначены следующим образом: хвостатое ядро ​​(CAU), скорлупа (PUT), таламус (THA), верхняя лучевая корона (SCR), тракт, пересекающий мостик (PCT), передняя конечность внутренней капсулы (ALIC), селезенка мозолистого тела. (SCC), передняя лучистая корона (ACR) и колено мозолистого тела (GCC).

    Рис. 12. Воспроизводимость между испытуемыми: анализ всего мозга . Воспроизводимость изображений T1-w / T2-w для разных субъектов оценивалась на воксельной основе.На картах показаны области со значительными t-баллами ( p <0,05 с поправкой на FDR) на коронарных, сагиттальных или аксиальных срезах стандартного шаблона MNI. Показаны следующие разделы, относящиеся к системе координат MNI: x = 3 (A) , x = 17 (B) , y = −20 (C) , y = −2 (D) , z = 5 (E) , z = −39 (F) . Выбранные структуры со значительным t-баллом обозначены стрелками: передняя лучистая коронка (ACR), верхняя лучевая коронка (SCR), лучшая корона (CR), внутренняя капсула передней конечности (ALIC), внутренняя капсула задней конечности (PLIC), внутренняя капсула (IC), внешняя капсула (EC), заднее таламическое излучение (PTR), колено мозолистого тела (GCC), звездочка мозолистого тела (SCC), нижний продольный пучок (ILF), кортикоспинальный тракт (CST), тракт пересечения моста ( ПКТ), средней ножки мозжечка (МСР) и красного ядра (РН).

    Обсуждение

    В этом исследовании мы оптимизировали методологию T1-w / T2-w для неинвазивного картирования миелина, чтобы выводы можно было сделать на уровне группы. Наша процедура ретроспективной калибровки дала согласованные диапазоны интенсивностей T1-w / T2-w в наборах данных, и это может позволить проводить потенциальные сравнения и метаанализы между различными исследованиями и отдельными людьми. Более того, наш статистический анализ показал, что T1-w / T2-w может быть более чувствительным инструментом для визуализации миелина, чем MTR, FA и FLAIR, и поэтому может иметь будущее клиническое применение.

    Методологические соображения по подходу T1-w / T2-w

    Подход T1-w / T2-w был первоначально предложен Глассером и Ван Эссеном (2011), которые показали, как контраст, связанный с содержанием миелина, может быть увеличен путем выполнения простого соотношения между изображениями T1-w и T2-w (Glasser и др., 2014). Важным недостатком этого подхода является то, что профиль чувствительности изображений T1-w и T2-w должен быть аналогичным для получения надежного изображения T1-w / T2-w. По данным Belaroussi et al. (2006), это маловероятный сценарий, и это также подтверждается нашим анализом (см. Рисунок 6).Различное смещение изображения между изображениями T1-w и T2-w одного и того же объекта может в первую очередь зависеть от того факта, что последовательности импульсов, и в частности время повторения (TR) и количество эхо-сигналов, значительно влияют на пространственную однородность изображения. интенсивности (Belaroussi et al., 2006). Чтобы решить проблему разной чувствительности изображения в изображениях T1-w и T2-w, мы включили этап коррекции смещения в наш рабочий процесс анализа (рис. 2). Это существенно ослабляет медленно изменяющиеся и плавные пространственные изменения интенсивности сигнала, которые зависят от сканирующего оборудования, параметров изображения и самого объекта (Belaroussi et al., 2006; Vovk et al., 2007), что позволяет получить более надежную калибровку интенсивности.

    С методологической точки зрения нормализация изображения, вероятно, является наиболее важным этапом в нашем рабочем процессе обработки для изображения T1-w / T2-w. Часто качественное сравнение различных изображений достигается с помощью внутреннего масштабирования значений интенсивности. Эта процедура, обычно известная как выравнивание гистограммы, заключается в изменении масштаба изображения только на основе всего распределения интенсивности мозга.В этом случае цветовую палитру можно использовать для визуальной оценки изображения (Glasser and Van Essen, 2011), но невозможно провести количественный анализ различных изображений. В общем, перспективный подход, позволяющий проводить количественный анализ данных, полученных с помощью одного МРТ-сканера, — это использование фантомной калибровки (Tofts, 1998). С другой стороны, для проведения количественных сравнений с несколькими сканерами, тем не менее, потребуется ретроспективный подход. Исходя из этих соображений, мы реализовали ретроспективную калибровку с использованием значений изображений вне мозга.Это включало определение эталонных значений интенсивности T1-w и T2-w в маске глаз и височных мышц для получения калибровочной кривой. Используя линейное масштабирование, мы стремились преобразовать шкалу яркости отдельного изображения в набор стандартизованных значений.

    Сравнение гистограмм изображений в трех наборах данных и между ними подтвердило эффективность нашей ретроспективной калибровки. Два набора данных IXI имели одинаковые параметры сканирования, но они были собраны с помощью МР-сканеров 1,5 и 3 Т соответственно (таблица 2).Это может быть причиной того, что их изображения T1-w / T2-w охватывают другой диапазон значений (рис. 5). Кроме того, набор данных KIRBY21 постоянно отклонялся от двух других, показывая измененный образец в основном в правом хвосте гистограммы, вероятно, из-за различных параметров последовательности импульсов (таблица 2). Фактически, вариации времени повторения (TR) и времени эхо-сигнала (TE) могут давать разные распределения гистограммы. Помимо этих различий между наборами данных, до калибровки также были очевидны большие различия в наборах данных.Эти различия могут быть связаны с инструментальными факторами, такими как температура и влажность, или взаимодействием с тканями субъекта. После калибровки гистограммы T1-w / T2-w имели сопоставимую шкалу интенсивности и аналогичное стандартное отклонение для наборов данных (рис. 7), что свидетельствует о значительном уменьшении различий в воспроизводимости внутри и между наборами данных. Кроме того, согласованность репрезентативных значений T1-w / T2-w для белого вещества у разных субъектов подтвердила этот вывод количественно (таблица 3).Наблюдаемая эффективность процедуры калибровки для стандартизации значений T1-w / T2-w у субъектов открыла путь к численному анализу, сфокусированному на надежности подхода T1-w / T2-w по сравнению с другими методами визуализации, связанными с миелином ( Рисунок 10).

    Информация, связанная с миелином, в изображениях T1-w / T2-w

    Предыдущие исследования документально подтвердили, что миелин неравномерно распределяется между структурами белого и серого вещества (Paus et al., 2001; Barkovich, 2005). Таким образом, мы сгруппировали эти структуры в две группы, чтобы оценить специфичность техники T1-w / T2-w.Анализ, который мы провели для выбранных областей интереса, показал высокие показатели T1-w / T2-w в тех структурах белого вещества, где миелин наиболее распространен (Barkovich, 1988; Kizildag et al., 2005; Leppert et al., 2009; Welker and Patton , 2012). В основном в соответствии с нашими результатами T1-w / T2-w, в предыдущих исследованиях сообщалось о высокой степени миелинизации выступающих волокон, например внутренней капсулы, лучистой коронки и трактов комиссуральных волокон, включая колено и селезенку мозолистого тела ( Радемахер и др., 1999; Баркович, 2000; Steenweg et al., 2010; Деони и др., 2011). Более того, значение T1-w / T2-w в ALIC было самым высоким среди всех исследованных структур белого вещества, что согласуется с предыдущими сообщениями о пространственном распределении миелина в головном мозге (Whittall et al., 1997). Что касается структур серого вещества, таламус показал более высокие баллы T1-w / T2-w, чем скорлупа и хвостатое ядро, подтверждая результаты предыдущих исследований (Whittall et al., 1997; Madler et al., 2008).

    В целом, результаты нашего анализа ROI для T1-w / T2-w также соответствовали предыдущим исследованиям T2-многокомпонентной релаксации и MTR. Например, используя T2-многокомпонентную релаксацию, Vidarsson et al. (2005) обнаружили наибольшие значения MWF во внутренней капсуле, коленке и SCC. Заметно сниженное содержание миелина было также обнаружено в скорлупе (Vidarsson et al., 2005). Smith et al. (2006) сообщили о высоких значениях MTR для плотно упакованных областей белого вещества, таких как мозолистые волокна и внутренняя капсула, по сравнению с менее плотно упакованными структурами.С другой стороны, они обнаружили более низкие, но не пренебрежимо малые значения в структурах серого вещества, таких как скорлупа и хвостатое ядро, в соответствии с нашими выводами (Smith et al., 2006). Поскольку MTR является одним из наиболее широко используемых методов для изучения миелинизации (Schmierer et al., 2004), соответствие, которое мы наблюдали в терминах t-баллов между T1-w / T2-w и MTR в нашем исследовании (Рисунок 10) может рассматриваться как косвенное свидетельство потенциальной эффективности T1-w / T2-w для количественного картирования миелина.

    Существенная разница в результатах анализа ROI была обнаружена между T1-w / T2-w и FLAIR, с общими более низкими значениями для последнего метода. Метод FLAIR ранее использовался для качественного анализа патологических процессов, связанных с миелинизацией (Ashikaga et al., 1999; Murakami et al., 1999), но, насколько нам известно, он не использовался в количественных исследованиях. В частности, наш сравнительный анализ показал, что изображения FLAIR имеют относительно низкие t-баллы как в структурах белого, так и серого вещества.Соответственно, оценка миелина не может считаться ключевым признаком этого метода.

    Другой важный результат нашего анализа ROI заключался в том, что значения T1-w / T2-w и FA в целом были высокими, но оценки T1-w / T2-w были значительно более однородными, чем FA по структурам белого вещества. В первую очередь, это может быть истолковано как свидетельство того, что ФА — чувствительный метод определения количественных различий между регионами. Тем не менее, более тщательное изучение t-баллов FA по областям интереса показывает, что вариабельность FA может быть частично связана с проблемой пересечения волокон (Madler et al., 2008; Wedeen et al., 2008), что конкретно влияет на показатели, полученные с помощью DTI. В соответствии с предыдущими исследованиями (Barkovich, 2005; Provenzale et al., 2007) действительно было обнаружено высокое содержание FA в структурах с высокоорганизованным размещением волокон, таких как мозолистое тело и внутренняя капсула, тогда как в области, где пересекаются волокна с разной ориентацией, как, например, в значительной части ACR (см. рисунок 10) (Assaf and Pasternak, 2008; Wedeen et al., 2008). Это согласуется с предположением, что, хотя миелиновые листы вносят вклад в анизотропию, другие факторы, такие как аксональная мембрана, могут вносить существенный вклад в большие значения FA (Beaulieu, 2002; Huang et al., 2006).

    Возможные ограничения метода

    Наш анализ показал, что наш рабочий процесс T1-w / T2-w может быть потенциально полезен для картирования миелина в человеческом мозге. Тем не менее следует признать некоторые потенциальные ограничения нашего исследования. Первое ограничение заключается в том, что в этом исследовании использовалось только ограниченное количество наборов данных. Изображения, собранные с помощью очень разных импульсных последовательностей, могут давать противоречивые результаты с точки зрения контраста изображения. Соответственно, эффективность этого подхода к метаанализу должна быть оценена в будущих исследованиях путем изучения более широкого диапазона наборов данных.Во-вторых, наша процедура калибровки сильно зависит от точности калибровочных масок, которая, в свою очередь, зависит от эффективности пространственного искажения из пространства MNI в пространство объекта. Чтобы решить эту проблему, мы извлекли калибровочные значения, используя численные режимы распределения интенсивности маски. Это, вероятно, смягчит проблему определения маски. Также стоит отметить, что наша калибровка T1-w / T2-w основана на предположении, что вариабельность ткани, выбранной с помощью масок, у разных субъектов незначительна по сравнению с потенциальными различиями, которые могут наблюдаться в мозге разных субъектов.В этом отношении наш анализ на здоровых людях дал в основном аналогичные гистограммы изображений T1-w / T2-w, тем самым предполагая, что такое предположение в целом может выполняться. Кроме того, мы использовали внешнюю калибровку с использованием масок для глаз и височных мышц вместо внутренней калибровки, поскольку последний тип масштабирования может скрыть количественные различия между здоровыми группами и группами с измененным миелином. Однако заболевания, вызывающие изменение уровня миелина, также могут влиять на точки внешней калибровки, например.g., истощение / изменение состава височных мышц. В этом случае различия между здоровыми и патологическими группами будут недооценены или переоценены с использованием подхода внешней калибровки. Другой аспект, который следует учитывать, заключается в том, что изображение T1-w / T2-w у больных людей может изменяться не только из-за демиелинизации, но также из-за отека, воспаления, накопления железа или атрофии. Это требует дальнейшего изучения с использованием информации из гистологических образцов. Наконец, мы не смогли сравнить технику T1-w / T2-w со всеми существующими методами MR для картирования миелина.В будущем необходимо провести исследования, например, для количественного сравнения модальностей T1-w / T2-w и mcDESPOT.

    Заключение

    В этом исследовании мы реализовали новый рабочий процесс анализа для стандартизации изображений T1-w / T2-w, что позволило использовать технику T1-w / T2-w для неинвазивного картирования миелина на групповом уровне. Наш статистический анализ выбранных областей интереса показал, что T1-w / T2-w может позволить извлекать надежную информацию о распределении миелина с потенциально большей чувствительностью, чем другие методы, такие как MTR, FA и FLAIR.Ожидается, что в будущем будет изучена потенциальная полезность техники T1-w / T2-w для исследований миелинизации в отношении развития и старения, а также для сравнительных исследований между здоровыми людьми и пациентами с неврологическими и психическими заболеваниями.

    Заявление о конфликте интересов

    Рецензент Нела Чичмил заявляет, что, несмотря на то, что она была связана с тем же учреждением, что и авторы Данте Мантини и Марко Ганцетти, процесс рецензирования проводился объективно и конфликта интересов не было.Авторы заявляют, что исследование проводилось при отсутствии каких-либо коммерческих или финансовых отношений, которые могут быть истолкованы как потенциальный конфликт интересов.

    Благодарность

    Данте Мантини имеет стипендию сэра Генри Дейла, совместно финансируемую Wellcome Trust и Королевским обществом (101253 / Z / 13 / Z).

    Список литературы

    Эшбернер Дж. И Фристон К. (1997). Роль регистрации и пространственной нормализации в обнаружении активаций в функциональной визуализации. Clin. MRI Dev. MR 7, 26–28.

    Эшбернер, Дж., И Фристон, К. Дж. (1999). Нелинейная пространственная нормализация с использованием базисных функций. Hum. Brain Mapp . 7, 254–266.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Асикага Р., Араки Ю., Оно Ю., Нисимура Ю. и Исида О. (1999). Выявление нормального созревания мозга на МР-изображениях с инверсией и восстановлением, ослабленной жидкостью (FLAIR). AJNR Am. Дж. Нейрорадиол . 20, 427–431.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Баркович, А.Дж. (1988). Методы и методы детской магнитно-резонансной томографии. Семин. Ультразвук CT MR 9, 186–191.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Баркович, А. Дж. (2000). Понятия миелина и миелинизации в нейрорадиологии. AJNR Am. Дж. Нейрорадиол . 21, 1099–1109.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Basser, D. S., Matiello, J., and Le Bihan, L. (1994). Оценка эффективного тензора самодиффузии по спин-эхо ЯМР. J. Magn. Резон. В 103, 247–254.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Болье К., Фенрих Ф. Р. и Аллен П. С. (1998). Многокомпонентная поперечная релаксация протонов воды и Т2-дифференцированная диффузия воды в миелинизированном и немиелинизированном нерве. Magn. Резон. Imaging 16, 1201–1210.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Беларусси, Б., Миллес, Дж., Карме, С., Чжу, Ю. М., и Бенуа-Каттин, Х. (2006). Коррекция неравномерности интенсивности в МРТ: существующие методы и их валидация. Med. Изображение Анал . 10, 234–246. DOI: 10.1016 / j.media.2005.09.004

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Collignon, A., Maes, F., Delaere, D., Vandermeulen, D., Suetens, P., and Marchal, G. (1995). «Автоматизированная мультимодальная регистрация изображений на основе теории информации», в Обработка информации в медицинской визуализации , ред. Я. Бизайс, К. Барилло и Р. Ди Паола (Дордрехт: Kluwer Academic Publishers), 263–274.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Крукс, Л.Э., Хилтон, Н. М., Ортендаль, Д. А., Позин, Дж. П., и Кауфман, Л. (1987). Значение времени релаксации и измерения плотности в клинической МРТ. Инвест. Радиол . 22, 158–169.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Деони, С.С., Меркюр, Э., Блази, А., Гастон, Д., Томсон, А., Джонсон, М., и др. (2011). Картирование миелинизации головного мозга младенцев с помощью магнитно-резонансной томографии. Дж. Neurosci . 31, 784–791. DOI: 10.1523 / JNEUROSCI.2106-10.2011

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Деони, С.К., Ратт, Б. К., Арун, Т., Пьерпаоли, К., и Джонс, Д. К. (2008). Получение многокомпонентной информации T1 и T2 из данных изображения в установившемся режиме. Magn. Резон. Мед . 60, 1372–1387. DOI: 10.1002 / mrm.21704

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Гаро, П. Дж., Ратт, Б. К., Карлик, С. Дж., И Митчелл, Дж. Р. (2000). Перенос намагниченности и многокомпонентные измерения релаксации Т2 с гистопатологической корреляцией в экспериментальной модели МС. J. Magn. Резон. Imaging 11, 586–595. DOI: 10.1002 / 1522-2586 (200006) 11: 6 <586 :: AID-JMRI3> 3.0.CO; 2-V

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Дженовезе, К. Р., Лазар, Н. А., и Николс, Т. (2002). Установление пороговых значений статистических карт в функциональной нейровизуализации с использованием частоты ложных обнаружений. Neuroimage 15, 870–878. DOI: 10.1006 / nimg.2001.1037

    CrossRef Полный текст

    Глассер, М. Ф., Гоял, М. С., Прейс, Т.М., Райхл, М. Э., и Ван Эссен, Д. К. (2014). Тенденции и свойства коры головного мозга человека: корреляция с содержанием коркового миелина. Neuroimage 93 (Pt 2), 165–175. DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2013.03.060

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Глассер, М. Ф., Сотиропулос, С. Н., Уилсон, Дж. А., Коулсон, Т. С., Фишл, Б., Андерссон, Дж. Л. и др. (2013). Минимальные конвейеры предварительной обработки для Human Connectome Project. Neuroimage 80, 105–124.DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2013.04.127

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Глассер, М. Ф., и Ван Эссен, Д. К. (2011). Картирование областей коры человека in vivo на основе содержания миелина, выявленного с помощью T1- и T2-взвешенной МРТ. Дж. Neurosci . 31, 11597–11616. DOI: 10.1523 / JNEUROSCI.2180-11.2011

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Гроссман, Р. И., Гомори, Дж. М., Рамер, К. Н., Лекса, Ф.Дж. И Шналл М. Д. (1994). Передача намагниченности: теория и клинические приложения в нейрорадиологии. Радиография 14, 279–290.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Хорсфилд, М.А. (1999). Отображение полей, индуцированных вихревыми токами, для коррекции диффузно-взвешенных эхо-плоских изображений. Magn. Резон. Imaging 17, 1335–1345.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Хуанг, Х., Чжан, Дж., Вакана, С., Чжан, В., Рен, Т., Ричардс, Л. Дж. И др. (2006). Развитие белого и серого вещества в мозге плода, новорожденного и ребенка. Neuroimage 33, 27–38. DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2006.06.009

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Кицлер, Х. Х., Су, Дж., Зейне, М., Харпер-Литтл, К., Люнг, А., Кременчуцкий, М., и др. (2012). Картирование недостаточного MWF при рассеянном склерозе с помощью трехмерной мультикомпонентной релаксационной МРТ всего мозга. Neuroimage 59, 2670–2677.DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2011.08.052

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Кизилдаг Б., Дусунджели Э., Фитоз С. и Эрден И. (2005). Роль классического спинового эха и последовательностей FLAIR для оценки миелинизации при МРТ. Диагн. Интерв. Радиол . 11, 130–136.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Кениг, С. Х. (1991). Холестерин миелина является определяющим фактором серо-белого контраста на МРТ головного мозга. Magn. Резон. Мед . 20, 285–291.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Колинд, С., Мэтьюз, Л., Йохансен-Берг, Х., Лейте, М. И., Уильямс, С. К., Деони, С. и др. (2012). Визуализация миелиновой воды отражает клиническую изменчивость рассеянного склероза. Neuroimage 60, 263–270. DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2011.11.070

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Ландман, Б.А., Хуанг, А.Дж., Гиффорд, А., Викрам, Д.С., Лим, И. А., Фаррелл, Дж. А. и др. (2011). Воспроизводимость многопараметрической нейровизуализации: исследование ресурсов 3-T. Neuroimage 54, 2854–2866. DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2010.11.047

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Лаул, К., Люнг, Э., Лис, Д. К., Трабулзее, А. Л., Пати, Д. В., Маккей, А. Л. и др. (2006). Визуализация миелиновой воды при рассеянном склерозе: количественные корреляции с гистопатологией. Мульт. Scler . 12, 747–753.DOI: 10.1177/1352458506070928

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Лаул, К., Вавасур, И. М., Колинд, С. Х., Ли, Д. К., Трабулзее, Т. Л., Мур, Г. Р. и др. (2007). Магнитно-резонансная томография миелина. Neurotherapeutics 4, 460–484. DOI: 10.1016 / j.nurt.2007.05.004

    CrossRef Полный текст

    Лиманс, А., Джонс, Д. К. (2009). B-матрица должна быть повернута при коррекции движения объекта в данных DTI. Magn.Резон. Мед . 61, 1336–1349. DOI: 10.1002 / mrm.21890

    CrossRef Полный текст

    Лепперт, И. Р., Алмли, К. Р., МакКинстри, Р. К., Малкерн, Р. В., Пьерпаоли, К., Ривкин, М. Дж. И др. (2009). T (2) релаксометрия нормального развития мозга у детей. J. Magn. Резон. Imaging 29, 258–267. DOI: 10.1002 / jmri.21646

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    MacKay, A., Whittall, K., Adler, J., Li, D., Paty, D., and Graeb, D.(1994). In vivo визуализация миелиновой воды в головном мозге с помощью магнитного резонанса. Magn. Резон. Мед . 31, 673–677.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Madler, B., Drabycz, S.A., Kolind, S.H., Whittall, K.P., and MacKay, A.L. (2008). Является ли диффузионная анизотропия точным показателем миелинизации? Корреляция многокомпонентной Т2 релаксации и анизотропии тензора диффузии в мозге человека. Magn. Резон. Imaging 26, 874–888. DOI: 10.1016 / j.мр.2008.01.047

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Миллер Д. Х., Гроссман Р. И., Рейнгольд С. К. и МакФарланд Х. Ф. (1998). Роль методов магнитного резонанса в понимании и лечении рассеянного склероза. Мозг 121 (Pt 1), 3–24.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Miot-Noirault, E., Barantin, L., Akoka, S., and Le Pape, A. (1997). Время релаксации Т2 как маркер миелинизации головного мозга: экспериментальное исследование МРТ на двух моделях новорожденных животных. J. Neurosci. Методы 72, 5–14.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Мураками Дж. У., Вайнбергер Э. и Шоу Д. У. (1999). Нормальная миелинизация головного мозга у детей, полученная с помощью МР-томографии с инверсией-восстановлением с ослаблением жидкости (FLAIR). AJNR Am. Дж. Нейрорадиол . 20, 1406–1411.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    О, Дж., Хан, Э. Т., Пеллетье, Д., и Нельсон, С. Дж. (2006). Измерение in vivo многокомпонентных времен T2 релаксации для ткани головного мозга с использованием многосрезового препарата T2 на 1.5 и 3 T. Magn. Резон. Imaging 24, 33–43. DOI: 10.1016 / j.mri.2005.10.016

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Паус, Т., Коллинз, Д. Л., Эванс, А. К., Леонард, Г., Пайк, Б., и Зийденбос, А. (2001). Созревание белого вещества в мозге человека: обзор исследований магнитного резонанса. Brain Res. Бык . 54, 255–266. DOI: 10.1016 / S0361-9230 (00) 00434-2

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Пьерпаоли, К.и Бассер П. Дж. (1996). К количественной оценке диффузионной анизотропии. Magn. Резон. Мед . 36, 893–906.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Провенцале, Дж. М., Лян, Л., Делонг, Д., и Уайт, Л. Е. (2007). Оценка созревания белого вещества головного мозга в течение первого постнатального года с помощью тензорной диффузионной визуализации. AJR Am. Ж. Рентгенол . 189, 476–486. DOI: 10.2214 / AJR.07.2132

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Радемахер, Дж., Энгельбрехт В., Бургель У., Фройнд Х. и Зиллес К. (1999). Измерение in vivo миелинизации трактов волокна белого вещества человека с переносом намагниченности MR. Neuroimage 9, 393–406.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Шмирер К., Скаравилли Ф., Альтманн Д. Р., Баркер Г. Дж. И Миллер Д. Х. (2004). Коэффициент передачи намагниченности и миелин при посмертном рассеянном склерозе мозга. Ann. Neurol . 56, 407–415. DOI: 10.1002 / ana.20202

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Смит, С. А., Фаррелл, Дж. А., Джонс, К. К., Райх, Д. С., Калабрези, П. А., и ван Зейл, П. К. (2006). Визуализация с импульсной передачей намагниченности с передачей через катушку тела при 3 Тесла: возможность и применение. Magn. Резон. Мед . 56, 866–875. DOI: 10.1002 / mrm.21035

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Штаудт, М., Шропп, К., Штаудт, Ф., Облеттер, Н., Bise, K., Breit, A., et al. (1994). МРТ-оценка миелинизации: возрастная стандартизация. Pediatr. Радиол . 24, 122–127.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Steenweg, M. E., Vanderver, A., Blaser, S., Bizzi, A., de Koning, T. J., Mancini, G. M., et al. (2010). Распознавание образов магнитно-резонансной томографии при гипомиелинизирующих расстройствах. Мозг 133, 2971–2982. DOI: 10,1093 / мозг / awq257

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Тофтс, П.С. (1998). Стандартизация и оптимизация методов магнитного резонанса для многоцентровых исследований. J. Neurol. Нейрохирургия. Психиатр . 64 (Приложение 1), S37 – S43.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Tofts, P. S., and du Boulay, E. P. (1990). К количественному измерению времени релаксации и других параметров мозга. Нейрорадиология 32, 407–415.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    ван Бухем, М.А., Стинс, С.C., Vrooman, H.A., Zwinderman, A.H., McGowan, J.C., Rassek, M., et al. (2001). Глобальная оценка миелинизации в развивающемся головном мозге на основе визуализации с переносом намагниченности: предварительное исследование. AJNR Am. Дж. Нейрорадиол . 22, 762–766.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Видарссон, Л., Конолли, С. М., Лим, К. О., Голд, Г. Э., и Паули, Дж. М. (2005). Оптимизация времени эхо для получения изображений миелина с линейной комбинацией. Magn. Резон. Мед . 53, 398–407.DOI: 10.1002 / mrm.20360

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Wedeen, V.J., Wang, R.P., Schmahmann, J.D., Benner, T., Tseng, W.Y., Dai, G., et al. (2008). Магнитно-резонансная томография (DSI) диффузного спектра пересекающихся волокон. Neuroimage 41, 1267–1277. DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2008.03.036

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Вейскопф, Н., Лутти, А., Хелмс, Г., Новак, М., Эшбернер, Дж., И Хаттон, К. (2011). Коррекция на основе унифицированной сегментации карт мозга R1 для неоднородностей поля передачи РЧ (UNICORT). Neuroimage 54, 2116–2124. DOI: 10.1016 / j.neuroimage.2010.10.023

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст | CrossRef Полный текст

    Whittall, K. P., MacKay, A. L., Graeb, D. A., Nugent, R.A., Li, D. K., and Paty, D. W. (1997). In vivo измерение распределения Т2 и содержания воды в нормальном мозге человека. Magn.Резон. Мед . 37, 34–43.

    Pubmed Abstract | Pubmed Полный текст

    Валидация алгоритмов T1 и T2 для количественной МРТ: производительность независимого от производителя программного обеспечения | BMC Medical Imaging

    Модули отображения T1 и T2 были разработаны и проверены на фантомах с эталонными стандартными значениями T1 и T2, рассчитанными на основе импульсных последовательностей эталонного спинового эха (SE) с использованием метода оптимизации Nelder-Mead Simplex, доступного в Matlab (Math Works, Natick , Массачусетс; 2014а).Предлагаемые модули поддерживают текущие общедоступные импульсные последовательности МРТ и подгонку как 2-, так и 3-параметрической кривой (Таблица 1).

    Таблица 1 Поддерживаемые последовательности и модели согласования сигналов

    Графический интерфейс пользователя модуля сопоставления T1 показан на рис. 1 (модуль сопоставления T2 разделяет дизайн). Доступны как глобальное отображение среднего среднего на основе области интереса, так и отображение по пикселям для всего изображения, а также отображение на основе области интереса. Кроме того, можно визуализировать остатки аппроксимации кривой как для сопоставления T1, так и для T2, указывая области в изображении, которые имеют большее отклонение от кривой и, следовательно, менее точные значения T1 и T2.

    Рис. 1

    На изображении показан графический интерфейс пользователя модуля сопоставления T1 (модуль сопоставления T2 разделяет дизайн). Показан пример карты сердца перед контрастированием MOLLI T1 при 1,5 Тл у здорового добровольца. Доступны как пиксельное отображение для всего изображения и на основе области интереса, так и отображение глобального среднего значения на основе области интереса. Остатки аппроксимации кривой для сопоставления T1 и T2 могут быть визуализированы, указывая области в изображении, которые имеют большее отклонение от кривой и, следовательно, менее точные значения T1 и T2

    Утвержденные модули были наконец реализованы в сегменте программного обеспечения, который находится в свободном доступе для исследования (http: // www.medviso.com) [11].

    Поскольку сегмент уже включает проверенный модуль для сопоставления и количественной оценки T2 * [12], эта тема не рассматривалась в данном исследовании.

    Установка фантома и визуализация

    Фантом Eurospin (диагностический сонар, Ливингстон, Великобритания), содержащий 12 фантомов гадолиния / агарозного геля, был использован для проверки предложенных модулей. Фантомы сканировали как при 1,5 Тл, так и при 3 Тл (Siemens Aera and Prisma, Эрланген, Германия). Для получения эталонных значений T1 и T2 использовались последовательности однократного спинового эха.Параметры импульсной последовательности представлены в таблице 2. Намагниченность полностью восстанавливалась между спиновыми радиочастотными возбуждениями.

    Таблица 2 Типичные параметры последовательности МРТ

    Для получения изображений фантома использовались общедоступные последовательности карт T1 и T2, а для создания карт констант релаксации T1 и T2 были применены предложенные модули. Последовательности были основаны на свободном дыхании одноразовой сбалансированной установившейся свободной прецессии (bSSFP).

    Отображение T1

    Пиксельные оценки T1 были инициализированы с использованием поиска по справочной таблице, выполненного в два этапа в интервале T1 0–4000 мс. Во-первых, для высокой производительности был применен шаг в 50 мс между записями таблицы поиска. После этого, чтобы найти оптимальное значение, был выполнен второй поиск с использованием разницы в 5 мс между записями таблицы поиска в пределах 100 мс от записи, найденной на первом этапе. На этих двух этапах, в зависимости от последовательности импульсов, предполагалась идеальная эффективность инверсии / насыщения, и каждый пиксель был нормализован с максимальным абсолютным значением в пределах своего временного ряда.Запись таблицы поиска T1, приводящая к минимальной сумме абсолютной ошибки, была выбрана в качестве начального значения T1.

    После инициализации T1 значения T1 пикселя были уточнены с использованием C-реализации алгоритма нелинейной оптимизации Nelder-Mead Simplex [13]. Сходимость предполагалась, когда максимальная абсолютная разница T1 между двумя симплексами была меньше 0,10 мс. Реализация C была выполнена для сокращения времени вычислений и поэтому не использовалась для вычисления глобального среднего значения на основе ROI, где вместо этого было достаточно предварительно реализованного метода Matlab fminsearch [14].

    Для эталонных значений T1 использовалась последовательность спиновых эхо-сигналов с восстановлением инверсии (IR) с коротким временем эхо-сигнала и большим временем повторения (Таблица 2). Для картирования T1 использовались два варианта последовательности bSSFP свободного дыхания; один основан на SR, а другой — на подготовительных импульсах IR, применяемых перед считыванием изображений. При 1,5 Тл T1 также оценивался с использованием последовательности MOLLI задержки дыхания с конфигурациями сердца до и после контрастирования (5 (3b) 3 и 4 (1b) 3 (1b) 2) для анализа фантомов с T1> 600 мс. и T1 <600 мс соответственно.Поскольку получение данных MOLLI изменяет кривую восстановления само по себе, вызывая измерения T1 *, была выполнена коррекция Look-Locker с T1 * на T1 (Таблица 1), как было предложено ранее [15]. Изображения магнитуд были использованы для оценки T1 по спин-эхо, последовательностям SR-bSSFP и MOLLI. Для IR-bSSFP изображения фазы и амплитуды были извлечены, чтобы восстановить изображения фазочувствительного восстановления с инверсией (PSIR), как было предложено ранее [16].

    Отображение T2

    Начальная оценка T2 была инициализирована взвешенной двухпараметрической линейной регрессией логарифма сигнала [17].Оценка повторялась для пошагового усечения максимального времени эхо-сигнала до тех пор, пока не осталось трех точек данных. Оценка T2, приводящая к минимальной сумме абсолютных ошибок по всем точкам данных, была выбрана в качестве начальной оценки T2.

    После инициализации T2 все пиксели со значениями T2 вне интервала 0

    Для эталонных значений T2 использовалась последовательность спиновых эхо-сигналов с одним эхом. Последовательность bSSFP со свободным дыханием использовала подготовительные импульсы T2 для картирования T2. Подготовленное SR изображение с коротким временем насыщения использовалось для расчета T2, чтобы улучшить аппроксимацию 3-параметрической кривой [18]. Изображения магнитуд были использованы для оценки T2 как по спин-эхо, так и по последовательностям bSSFP.

    Расчет остатка для сопоставления Т1 и Т2

    Невязки аппроксимации кривой для сопоставления Т1 и Т2 вычислялись как средняя абсолютная разница между подобранной кривой и соответствующими значениями пикселей.Остатки были нормализованы относительно максимального абсолютного значения пикселя во временном ряду и представлены в процентах.

    Применение на МР-изображениях человека

    Разработанные и проверенные модули отображения T1 и T2 были применены к изображениям, полученным от трех основных поставщиков. Стандартные доступные последовательности использовались на Siemens (1,5 T Aera и 3 T Prisma, Эрланген, Германия) с 60-канальными катушками с фазированной решеткой и 20-канальной катушкой для головки; Philips (1.5T Achieva, Best, Нидерланды) с 32-канальными катушками с фазированной решеткой; и GE (3T Discovery 750w, General Electrics, США) с катушкой с гибким массивом GEM.Местный комитет по этике одобрил протокол исследования, и все субъекты дали письменное согласие.

    Статистика

    Смещение и изменчивость определялись с использованием модифицированного анализа Бланда-Альтмана. Процент систематической ошибки и вариабельности рассчитывался как разница между предлагаемым методом и эталонным стандартом, деленная на значения эталонного стандарта. Значения были выражены как среднее ± стандартное отклонение и 95% пределы согласия.

    Нормальные контрольные значения T1, T2, T2 * и ECV с поправкой на возраст и пол у здоровых субъектов при 3T CMR | Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance

    В нашем исследовании сообщается о нормальных значениях сердечных T1, T2, T2 * и ECV у здоровых субъектов в возрасте 20-90 лет при 3Т, а также изучалась их возрастная и гендерная зависимость.

    Постоянные времени T1, T2 и T2 * — это фундаментальные магнитные характеристики, которые зависят от состава ткани и напряженности поля [19]. Однако измерения in vivo также могут зависеть от типа последовательности импульсов, алгоритма настройки сканера и популяции. Сообщенные нормальные диапазоны нашего исследования позволяют лучше выявлять патологические состояния и способствуют повышению степени стандартизации CMR. В то время как в нескольких более ранних исследованиях сообщалось о нормальном диапазоне T1, T2 и ECV у здоровых субъектов, большинство этих исследований проводилось при 1.5 T и ни одно исследование не сообщало обо всех этих значениях в одной и той же популяции. В последнее время сканеры 3T все чаще используются для CMR, но эталонные значения для 3T остаются недостаточными. В таблице 6 сравниваются наши нормальные значения T1, T2 и T2 * с ранее сообщенными [10, 20, 21, 22]. Поскольку in vitro измерения T1 миокарда примерно на 30-40% выше при 3Т, чем при 1,5 Тл, наши значения при 3Т были выше, чем контрольные значения при 1,5 Тл, но относительно аналогичны тем, о которых сообщил фон Кнобельсдорф при 3Т [10, 23], тогда как Дабир и др.[11] сообщили о более коротких, а Kawel et al., При использовании MOLLI на 8 изображений с короткими изображениями [20], более длинных в T1 раз, чем мы.

    Таблица 6 Сравнение с заявленными значениями T1, T2, T2 * и ECV при 1,5 и 3 T

    Как сообщает Dabir et al. [10], но в отличие от Kawel et al. [24], наши значения ECV также были немного выше, чем те, которые сообщаются для 1.5T CMR, предполагая, что интерпретация нормальных значений этих значений должна учитывать напряженность поля. Однако возможно, что эти различия являются результатом различий в дозе или времени введения контрастного вещества.

    Миокардиальное время T2 in vitro примерно на 20% выше при 3T, чем 1,5 T. Однако измерения T2 in vivo зависят также от типа импульсной последовательности, причем GraSE дает более длительные измерения, чем T2 Prep SSFP [13]. Действительно, наши значения T2 при 3Т были аналогичны тем, которые были получены с помощью GraSE Baessler et al. [13], но выше, чем при использовании препарата Т2 SSFP von Knobelsdorff et al. [23].

    Кроме того, наше исследование является крупнейшим, чтобы описать нормальные значения T2 * при 3T, поскольку данных по измерениям T2 * при 3T недостаточно [22, 25, 26, 27].Значения T2 * в нашем исследовании при 3Т были аналогичны тем, которые были сообщены Meloni et al. [22], но немного выше, чем у Alam et al. [21].

    Интересным открытием нашего исследования была возрастная и половая зависимость T1-времени миокарда и ECV. Мы обнаружили, что T1 и ECV увеличиваются с возрастом у мужчин, но не у женщин. Кроме того, T1 и ECV в целом были выше у женщин, чем у мужчин. Потенциальным объяснением может быть возрастное увеличение интерстициального фиброза миокарда у мужчин, но не у женщин, как продемонстрировано гистопатологией [28].В литературе соотношение между T1 и ECV и возрастом противоречиво. Действительно, возрастное увеличение T1 и ECV было также показано в двух небольших сериях [24, 29] и в большом исследовании MESA [30]. Напротив, Дабир и др. сообщили только о тенденции положительной связи между естественным Т1 и возрастом при 1,5 Тл у мужчин [10], а Лю не сообщил о значительном влиянии возраста на Т1 [31]. В случае несоответствия, Piechnik et al. [32] не показали возрастной связи между Т1 перед контрастированием и возрастом у мужчин, а также обратной связи между Т1 и возрастом у женщин.Также остается дискуссионным вопрос о влиянии пола на T1 и ECV. Действительно, как Пехник, так и др. [32] и исследование MESA [2] сообщили о более высоких значениях T1 и, соответственно, более высоких значений T1 и ECV у женщин, чем у мужчин. Напротив, Dabir [10] не обнаружил гендерных различий T1 и ECV при 1,5 Тл в общей популяции, и, соответственно, Liu et al. [31] не обнаружили гендерных различий между родным T1 в 3T у афроамериканского населения. В нашем исследовании гендерные различия в T1 и ECV сохранялись после поправки на возраст и частоту сердечных сокращений.Таким образом, результаты нашего исследования были очень похожи на те, о которых сообщил Лю в исследовании MESA.

    Наше исследование также показало, что значения T2 зависят от возраста, но не зависят от пола. Эти данные в некоторой степени расходятся с данными, сообщенными Bönner et al. [33] при 1,5 Тл, которые продемонстрировали более высокие значения Т2 у женщин и увеличение, связанное с возрастом, а не уменьшение значения Т2, и с теми, о которых сообщали von Knobelsdorff et al. [23], которые не обнаружили ни возрастной, ни половой зависимости значений Т2 у здоровых добровольцев.

    Таким образом, наше исследование предполагает, что возраст и пол необходимо принимать во внимание при интерпретации результатов картирования T1, T2 и ECV в сердце. Напротив, значения T2 * не нуждаются в корректировке для этих параметров, поскольку они не зависят от возраста или пола.

    О влиянии нескольких других параметров на значения T1, таких как расположение интересующей области, сердечная фаза [20], триглицериды, частота сердечных сокращений и ИМТ, сообщалось ранее [31]. Однако это не было подтверждено нашей настоящей работой.Действительно, мы обнаружили лишь минимальное влияние частоты сердечных сокращений на естественное время T1, но не на значения ECV, T2 и T2 *, что упростило интерпретацию результатов.

    Чтобы оценить надежность методов картирования, в нашем исследовании сообщалось не только о вариабельности T1, T2, T2 * и ECV между наблюдателями и внутри наблюдателя, но и о ежедневной изменчивости всех измерений. Хотя сообщалось о воспроизводимости повторных тестов для нативных T1 [34], T2 [11] и T2 * [21], воспроизводимость сообщалась только для 1,5 Тл, а не 3 Тл, и ни одно из предыдущих исследований не сообщало о ежедневной изменчивости ECV пока что.Воспроизводимость всех этих измерений была высокой, что подтверждает их полезность для серийного наблюдения за пациентами с течением времени, в частности, для 3T CMR.

    Наконец, в наших сериях также представлены скорректированные по возрасту и полу значения объемов LV и RV и массы LV. В соответствии с ранее опубликованными сериями [35, 36], мы обнаружили, что объемы LV и RV уменьшаются с возрастом и меньше у женщин, чем у мужчин. В нашем исследовании не было обнаружено влияния возраста на массу ЛЖ, но индексированная масса ЛЖ у женщин была ниже, чем у мужчин.

    Ограничения

    Это исследование одного центра и одного поставщика с умеренным размером выборки. Хотя мы пытались набрать 10 субъектов разного пола за десятилетие, мы не смогли добиться точного гендерного соответствия для каждой возрастной группы, в частности для субъектов> 80 лет, где было трудно найти субъектов мужского пола без сердечно-сосудистого анамнеза. Поэтому мы использовали многомерный анализ и сопоставление склонностей для сравнения мужчин и женщин одного возраста. Наше население на 100% составляло европеоид, и ценности для других национальностей не оценивались.

    Использование последовательностей картирования, особенно для анализа T2 * при 3T, может быть затруднено из-за большего количества артефактов, чем при 1,5 T. Следовательно, искаженные сегменты были исключены из анализа. Также мы проводили измерения только в одном срезе по короткой оси. Хотя мы не обнаружили различий между измерениями T1 и ECV, выполненными в 4-х камерной и ориентации по короткой оси, мы оценили измерения T2 и T2 * в 4-х камерной проекции, а также не оценили измерения в апикальной или базальной локализации. Время ткани миокарда также может различаться для разных производителей или разных последовательностей импульсов, а также разных алгоритмов подбора, и нормальные значения, вероятно, следует проверять локально для каждого центра.Из-за более длительного времени T1 при 3 T, восстановление T1 может быть неполным для схем Молли 3- (3) -3- (3) -5, что приводит к занижению значений T1 при более высокой частоте сердечных сокращений. Схемы MOLLI, обеспечивающие полное восстановление между импульсами инверсии, такими как 5 с- (3 с) -3 с, могут обеспечить более точную оценку T1 при 3Т и высокой частоте сердечных сокращений, но еще не были доступны в нашем исследовании. Поскольку мы наблюдали незначительную тенденцию к увеличению, а не к снижению T1 при более высокой частоте сердечных сокращений, мы не думаем, что этот эффект мог существенно повлиять на наши результаты.Кроме того, мы использовали угол поворота 35 °, который является стандартом при 1,5 Тл, в то время как другие использовали 20 ° при 3 Тл, и это могло вызвать проблемы с воспроизводимостью. В нашем исследовании стандартное отклонение собственных значений T1, T2 и ECV было несколько больше, чем сообщалось ранее. Поскольку мы обнаружили, что эти значения зависят от возраста, это можно частично объяснить более широким возрастным диапазоном нашего населения. Другими возможными объяснениями являются снижение однородности поля B0 и B1 при 3 Тл, а затем при 1,5 Тл. Для Т1 большее отклонение также может быть объяснено общими более высокими значениями Т1 при 3 Тл.Также значения ECV были определены после 0,2 ммоль / кг гадубутрола, и сообщалось о несколько более низких значениях ECV при введении более низких доз контрастного вещества.

    Наконец, для повседневной воспроизводимости ECV, значения гематокрита были взяты только один раз. Таким образом, потенциальные физиологические изменения значений гематокрита изо дня в день не принимались во внимание в повседневной изменчивости этих измерений.

    Изучение идентификации возрастной атрофии между T1 и T1 + T2-FLAIR измерения толщины кортикального слоя

    Этот анализ продемонстрировал значительные различия между T1-only и T1 + T2-FLAIR поверхностными измерениями кортикальной толщины с точки зрения точности сегментации и чувствительность к возрастной атрофии в узком возрастном диапазоне пожилых людей.Измерения толщины коры головного мозга T1 + T2-FLAIR, но не только T1, выявили возрастную атрофию в этой когорте пожилых пациентов с узким возрастным диапазоном (65–81 год). Несмотря на значительную корреляцию, изображения, обработанные T1 + T2-FLAIR, имели в целом значительно более толстые средние значения DKT кортикальной толщины. Эти корреляции между объектами улучшились с настройкой сканера с использованием метода ComBat. В большинстве регионов наблюдалась большая величина эффекта, указывающая на значительную разницу между измерениями толщины кортикального слоя только для T1 и T1 + T2-FLAIR.Эти различия и улучшение в измерении толщины коры головного мозга в совокупности демонстрируют, что мультимодальная визуализация с использованием T1 + T2-FLAIR обеспечивает более полное измерение толщины коры на поверхности у пожилых людей.

    Комбинация анатомических изображений T1 + T2-FLAIR привела к значительному улучшению сегментации серого вещества от слоя твердой мозговой оболочки, что привело к значительно более высоким средним значениям толщины коры на область DKT. Наши результаты согласуются с предыдущими исследованиями, в которых изучали соотношение интенсивности сигнала в сером и белом веществе со стареющей тканью.Сообщалось, что коэффициент интенсивности сигнала на изображениях FLAIR выше, чем на изображениях, взвешенных по T1, причем причина этого изменения связана с такими факторами, как возрастное снижение содержания воды, повышение концентрации железа и т. Д. 30 Чой и др. . 33 заметил, что соотношение толщины GM и WM было самым высоким на FLAIR, и что интенсивность сигнала серого вещества уменьшалась с возрастом, что приводило к уменьшению контраста между границами серого и белого вещества 33 .Салат и др. . 30 также сообщили, что интенсивность сигнала между серым и белым веществом уменьшается с возрастом, что приводит к уменьшению контраста между классами тканей. Это региональное явление, в основном затрагивающее верхнюю лобную, прецентральную, постцентральную, затылочную, медиальную лобную и верхнюю височные области 11,30 . Способность T2-FLAIR увеличивать интенсивность сигнала от серого вещества и снижать интенсивность сигнала от спинномозговой жидкости, приводя к улучшенному контрасту, вероятно, способствовала общему значению более высокой толщины коры, особенно в четырех областях (pars triangularis, ростральная средняя извилина, постцентральная извилина). , ростральная передняя поясная извилина), которые существенно не коррелировали с данными только для T1.Поправка на эффект сканера улучшила эти корреляции, однако их общие средние значения не изменились и демонстрируют большие размеры эффекта между данными T1-only и T1 + T2-FLAIR. Две из этих областей, ростральная средняя извилина и постцентральная извилина, были идентифицированы как значимо связанные с возрастной атрофией по измерениям толщины кортикального слоя T1 + T2-FLAIR. Следовательно, T1 + T2-FLAIR может лучше определять серое вещество в этих областях у пожилых людей.

    Наши выводы о том, что добавление T2-FLAIR улучшило точность сегментации, согласуются с предыдущими исследованиями, в которых изучалась разница между сегментацией T1-only и T1 + T2-FLAIR и классификацией тканей с использованием различных программ обработки 11,12,24, 25 .Вивиани и др. . 11 и Линдиг и др. . 25 определили, что мультимодальная визуализация повысила точность за счет дифференциации слоя твердой мозговой оболочки и сосудов от серого вещества для улучшения сегментации, а также улучшила интенсивность сигнала 11,25 . Это улучшение, вероятно, является результатом различных импульсных последовательностей, используемых при анатомическом сканировании T1-only и T2-FLAIR для идентификации различных тканей головного мозга и спинномозговой жидкости. Изображения только T1 обычно имеют более короткую последовательность импульсов в отличие от изображений T2-FLAIR, которые имеют более длинную последовательность импульсов и вместе с подавлением сигнала от CSF и более высоким весом T2 приводят к повышенной чувствительности к патологии и дифференциации от слой твердой мозговой оболочки 11,24 .FLAIR имеет особое преимущество в том, что это последовательность импульсов с инверсией и восстановлением, специально разработанная для снижения интенсивности сигнала от спинномозговой жидкости и паренхимы головного мозга, тем самым повышая контраст серого вещества и белого вещества 10,22,23 .

    Наш вывод о том, что толщина коры на поверхности означает увеличение с использованием изображений T1 + T2-FLAIR, отличается от предыдущих исследований с использованием морфометрии на основе вокселей (VBM) 11,25 . Между нашим текущим анализом и предыдущим анализом есть важные различия, которые затрудняют прямое сравнение.Во-первых, в текущем исследовании изучались измерения толщины коры на поверхности с использованием FreeSurfer в отличие от подхода VBM, основанного на статистическом параметрическом картировании. измерение 19 . Эти различия приводят к разным значениям измерения толщины коры в одной и той же области мозга и, в свою очередь, ограничивают сравнения между двумя методами 34 .Кроме того, в текущем анализе изучалась когорта пожилых людей со средним возрастом семьдесят два года по сравнению с предыдущими исследованиями, сосредоточенными на более молодой когорте, при этом средний возраст менее 50 лет делал строгое сравнение между методами сложной задачей. Это исследование показало, что мультимодальная визуализация с использованием T1 + T2-FLAIR снижает ошибки сегментации и увеличивает количество серого вещества, обнаруживаемого при измерении толщины коры на поверхности.

    Настройка сканера с использованием метода ComBat действительно улучшила корреляцию между данными T1-only и T1 + T2-FLAIR.Кроме того, распределения данных и стандартные отклонения были сосредоточены ближе к среднему значению, что указывает на то, что метод ComBat действительно уменьшал шум в данных, который был внесен с помощью различных сканеров. Это важно для будущих исследований, в которых используется более одного сканера, поскольку метод ComBat прост в применении и, вероятно, приведет к расширенному распределению данных, что приведет к точным измерениям.

    Сильные стороны и ограничения

    Настоящее исследование дополняет текущую литературу, исследуя статистические различия между показателями толщины кортикального слоя только для T1 и T1 + T2-FLAIR, а также оценивает возможность выявления возрастной атрофии у узкого круга пожилых людей.Настоящее исследование ограничено размером выборки. Однако это также демонстрирует важность использования чувствительного инструмента для выявления возрастной атрофии. Во-вторых, мы не пытались скорректировать другие ковариаты, связанные с атрофией, которые могут накапливаться с возрастом, скорее мы пытаемся идентифицировать любую атрофию. Важно отметить, что наши пациенты были достаточно здоровы, чтобы планировать серьезную операцию, и не включали пациентов с деменцией. Дополнительным ограничением этого анализа является дизайн поперечного сечения, исключающий возможность исследовать изменение атрофии с течением времени.

    Рекомендации для будущих исследований

    Использование T1 по сравнению с T1 + T2-FLAIR

    Мультимодальная визуализация, T1 + T2-FLAIR, улучшила поверхностные измерения толщины коры за счет уменьшения ошибки сегментации и увеличения интенсивности сигнала серого вещества. В будущих исследованиях следует рассмотреть возможность добавления изображений T2-FLAIR, поскольку они более чувствительны к изменениям толщины коркового слоя, связанным с возрастом. Это добавление увеличит время сканирования, а также время обработки; однако, в зависимости от популяции и области исследования, потенциальные преимущества, описанные в этом анализе, могут превзойти временное препятствие, поскольку уменьшение ошибки сегментации и увеличение интенсивности сигнала могут привести к повышению точности измерения поверхностных измерений толщины коры головного мозга.

    Ускоренное трехмерное картирование T1, T2 и протонной плотности всего мозга: возможность клинической МР-визуализации глиомы

    Это исследование было направлено на оценку возможности трехмерной количественной визуализации переходного состояния (QTI) для клинической визуализации пациентов с глиомой. Во-первых, мы продемонстрировали технико-экономическое обоснование полностью трехмерной многопараметрической МРТ на основе QTI для интеграции в современные клинические протоколы лечения опухолей головного мозга со строгими требованиями в отношении времени сбора данных и надежности.Во-вторых, мы показали, что 3D QTI предлагает комплексную характеристику как здоровых, так и больных тканей у различных пациентов с опухолью головного мозга. Несмотря на неоднородность когорты пациентов, этот подход фиксирует неоднородность тканей в субструктурах опухоли на основе количественно измеряемых параметров T1 и T2.

    Первоначальный клинический опыт с 3D QTI

    Многопараметрическое картирование

    Первоначальный опыт с 3D QTI у пациентов с глиомой продемонстрировал полностью количественное, многопараметрическое МР-картирование с высоким изотропным разрешением и временем сбора данных 6:25 мин, что делает его возможным для использования в жестких условиях. клинические ограничения по времени.Мы заметили, что количественная оценка параметров согласуется с различными подходами к реконструкции, предоставляемыми конвейером 3D QTI, то есть методами нулевого заполнения, совместного просмотра и LRTV (рис.9). Это соответствует результатам предыдущих исследований [18, 21]. Совместное использование просмотра и реконструкция LRTV могут улучшить пространственную согласованность в реконструированной серии изображений SVD по сравнению с наивным нулевым заполнением, что отражается в повышенном качестве изображения на картах предполагаемых параметров. Итеративная реконструкция LRTV с совместной пространственно-временной регуляризацией обеспечивает наилучшее подавление артефактов наложения спектров.Он обеспечивает наилучшее качество изображения и поддерживает клинически важные изменения тканей и важные границы раздела тканей в опухолевых и перитуморальных областях. То есть дополнение быстрого получения 3D QTI реконструкцией сжатого зондирования с совместной пространственно-временной регуляризацией продемонстрировало убедительные возможности подавления артефактов наложения спектров, создавая высококачественные параметрические карты. В 3D QTI сбор и реконструкция хорошо согласованы, что позволяет успешно смягчить неотъемлемые практические проблемы спиральной выборки, такие как несовершенства градиента или спиральные артефакты из-за сильно недодискретизированного k-пространства.Таким образом, мы пользуемся преимуществом высокой эффективности сканирования спиральных траекторий и используем его в повседневной клинической визуализации в качестве альтернативы распространенным декартовым схемам считывания. Основываясь на представленных здесь первоначальных результатах, мы уверены, что сможем и дальше продвигать 3D QTI, например, до меньших размеров вокселей или более быстрого сканирования.

    Сравнение логического вывода на основе нейронной сети и сопоставления по словарю (рис. 10) показало, что оба подхода создают карты T1, T2 и PD, которые в значительной степени согласованы с точки зрения точности количественной оценки и качества изображения, как ранее было показано Gómez et al.[18]. Таким образом, нейронная сеть предоставляет карты высокого разрешения с точностью количественной оценки и качеством изображения, сопоставимым со словарным сопоставлением. Это наблюдается для здоровой ткани, то есть при сканировании добровольцем и областей ткани с нормальным внешним видом у пациентов с глиомой, а также в областях опухоли с изменениями микроструктуры ткани.

    С комбинацией реконструкции LRTV на основе CS и вывода параметров на основе нейронной сети, мы, таким образом, представляем эффективный с точки зрения памяти конвейер реконструкции без словаря.

    Синтетическая МРТ

    Исходя из предпосылки как можно более короткого протокола визуализации, мы показали, что синтез изображений с контрастным взвешиванием на основе многопараметрических выходных данных QTI 3D может дать полностью трехмерное, высококачественное и клинически значимое качественное изображение. информацию без продления сеанса сканирования (рис. 3). Таким образом, он предлагает привлекательную функцию, способную заменить традиционные методы получения изображений с взвешиванием по контрасту, включая T1-взвешенные, T2-взвешенные и FLAIR-контрасты, чтобы потенциально сократить необходимое время сканирования стандартных протоколов визуализации мозга (Таблица 2).Обратите внимание, что синтетические МРТ с контрастным взвешиванием естественно получаются в одном и том же пространстве изображения. То есть дорогостоящая обработка, то есть совместная регистрация и повторная выборка объемов изображений, которая обычно является ключевым требованием в мультимодальных исследованиях для гомогенизации отдельных наборов данных, становится излишней. До сих пор синтез изображения на основе оценок T1, T2 и PD ограничивается собственными, то есть предконтрастными контрастами изображения, и поэтому пока не может заменить получение Gd-улучшенных изображений. В свете продолжающихся исследований по сокращению использования контрастных веществ до абсолютного минимума, были начальные исследования, предполагающие, что T1-релаксометрия потенциально может дать такое же понимание характеристик ткани, как и качественная постконтрастная информация [33].Однако, основываясь на наших результатах, мы не можем сделать такие выводы только на основе собственных параметров T1 и T2, то есть без включения информации о диффузии, которая также является частью недавних исследовательских работ [34,35,36,37].

    Чувствительность к движению

    Известно, что движение объекта влияет на качество реконструированного временного ряда изображений переходного состояния, который затем распространяется на оценку параметров ткани [38, 39]. Было обнаружено, что 3D QTI устойчив к маргинальным движениям головы, поэтому мы достигли качества изображения параметрических карт, сопоставимых с качественными современными протоколами.Мы связываем это с быстрым сбором данных, основанным на показаниях спирали с недостаточной дискретизацией, которые многократно производят дискретизацию центра k-пространства и, следовательно, более устойчивы к движению уже изначально. Это особенно полезно для пациентов с тяжелыми заболеваниями, которым трудно неподвижно лежать во время длительных сеансов сканирования. Однако первоначальный опыт также показал, что более выраженные движения пациента могут ухудшить качество изображения реконструированных временных рядов изображений и смещать расчетные карты параметров (рис.4). Осевой, сагиттальный и коронарный виды демонстрируют, что в зависимости от фактического характера движения качество изображения не ухудшается однородно во всех пространственных направлениях. Например, несмотря на размытие изображения, вызванное движением, качество изображения в сагиттальном направлении синтетического T2-взвешенного изображения, подверженного влиянию движения, все еще сравнимо с клиническим T2-взвешенным получением PROPELLER с исходной толщиной среза 3 мм и, следовательно, более низким пространственным разрешение в этом направлении. Кроме того, из артефактов изображения, которые видны на постконтрастной T1-взвешенной МРТ, становится ясно, что движение пациента также является серьезной проблемой в современной традиционной МРТ.В то время как движение пациента проявляется в виде размытого размытия изображения в случае спирального 3D считывания QTI, мы наблюдаем типичные артефакты ореолов для декартовой схемы считывания клинического постконтрастного T1-взвешенного сканирования из-за уникальных направлений частотного и фазового кодирования. Ранее было показано, что объединение структуры 3D QTI с алгоритмом коррекции движения повышает его надежность и позволяет корректировать движение пациента [38]. В настоящее время этот метод может корректировать движения только в 7-секундной шкале времени, что не могло в достаточной степени устранить деградацию изображения для пациента, затронутого движением, в нашем исследовании.

    Таким же образом, как при неподвижном движении головы, пульсирующий кровоток и вызванная им пульсация спинномозговой жидкости (CSF) оценивают параметры воздействия (рис. 5). Это особенно заметно в крупных сосудах и в областях с высокой пульсацией спинномозговой жидкости, например, вдоль ствола мозга. Здесь значения T2 в текущей крови занижены, что затем отражается в более низкой интенсивности сигнала на синтезированной T2-взвешенной МРТ по сравнению с клиническим получением.

    Учитывая эти результаты, наша текущая и будущая работа должна также разрешить движение в более быстром масштабе, такое как непрерывное неподвижное движение головы, и снизить чувствительность к физиологическим движениям из-за кровотока и / или пульсации мозга.

    Применение для количественной характеристики субструктур опухолей
    Современное состояние

    Было показано, что сочетание передовых методов количественной МРТ с контрастно-взвешенной МРТ предоставляет клинически значимую информацию о ткани и является ключевой функцией для точного определения опухоли диагностика: на сегодняшний день современные клинические протоколы МРТ со временем сбора данных от 20 до 60 минут, как правило, включают пре- и постконтрастные Т1-взвешенные, Т2-взвешенные и FLAIR последовательности, которые могут быть расширены контрастами, взвешенными по T2 * или восприимчивости.Качественная визуализация дополняется усовершенствованной количественной МРТ [40, 41] для определения морфологии и функциональности опухоли, а именно диффузионно-взвешенной визуализацией и перфузионной МРТ [10]. Кроме того, МР-спектроскопия используется для улучшения диагностики и классификации опухолей головного мозга, хотя обычно не как часть рутинной визуализации. Диффузионная тензорная визуализация и функциональная МРТ предоставляют важную информацию для планирования операции и направляют резекцию опухоли, поскольку они информируют об идентификации границ опухоли, а также о локализации критических функциональных областей и нейронных трактов.

    Помимо упомянутых схем количественной МРТ, которые уже вошли в клиническую практику, несколько исследований показали, что МР-релаксометрия может предоставить дополнительную, клинически значимую информацию о критических тканевых изменениях в глиомах, которые не видны на МРТ с контрастным взвешиванием [42, 43,44]. Среди других результатов было продемонстрировано, что количественное картирование T1 и T2 способствует более раннему выявлению прогрессирования опухоли по сравнению со стандартной контрастно-взвешенной МРТ из-за увеличения значений T1 и T2 в рецидивирующей глиобластоме [45, 46].Также было показано, что для обнаружения изменений тканей в перитуморальных областях может быть полезно количественное картирование T1 и T2 из-за их более ранней чувствительности по сравнению с контрастно-взвешенной МРТ [47].

    Хотя доказано, что вышеупомянутые методы предлагают важные меры для характеристики заболевания и прогноза, они часто требуют дорогостоящей автономной обработки, включают настройку параметров последовательности для конкретного случая или не могут удовлетворить клинические временные ограничения, которые затрудняют их стандартное использование в протоколы клинической визуализации опухолей головного мозга.

    Было показано, что разнообразные передовые методы многопараметрической релаксометрии [12, 13, 48], включая новаторскую работу по МР-фингерпринтингу (MRF) [14, 28], предлагают быструю, надежную и удобную для пользователя количественную МРТ. легко интегрируется в радиологическую практику. Его привлекательность с точки зрения времени сканирования вместе с высокой степенью воспроизводимости [32, 49, 50] делает эти методы привлекательными кандидатами для обеспечения биомаркеров на основе релаксометрии при повседневной диагностике опухолей головного мозга.

    Несмотря на растущее количество недавних работ, посвященных методам релаксометрии на основе переходных состояний, существует лишь небольшое количество исследований, посвященных их применимости в установках для конкретных заболеваний, таких как визуализация глиомы [51,52,53]. Эти работы, например, продемонстрировали возможность MRF для характеристики опухоли головного мозга. Хотя эти исследования основаны на двухмерных изображениях с дискретными срезами, помещенными в области опухоли, наши результаты в когорте пациентов с реалистичной гетерогенной клинической картиной с точки зрения истории болезни и лечения (таблица 1, рис.6) демонстрируют полностью трехмерный количественный анализ информации об опухоли, полученной в оценках T1 и T2.

    Качественное сравнение случаев опухоли

    Наше технико-экономическое обоснование различных пациентов с глиомой показало, что 3D QTI может быть жизнеспособным для характеристики тканей и различения. Качественно, основанный на ROI анализ вокселов T1 и T2 отношений выявил гомогенное распределение перитуморального отека и увеличивающихся областей опухоли. В случае некротической / не усиливающей опухолевой ткани пространства параметров T1-T2, по-видимому, состоят из двух классов, которые мы отнесли к компонентам жидкой и твердой ткани в крупной опухоли.Основываясь на аннотации клинического эксперта, мы стремились получить больше информации о некротической / не усиливающей опухолевой ткани и исследовали, может ли модель смеси Гаусса разделить эти два класса вокселей (рис. 7). Связывание идентифицированных таким образом подклассов тканей с анатомическим пространством выявляет пространственно хорошо связанные аннотации. В рутинной клинической аннотации опухоли твердые и жидкие части в некротических / неусиливающих областях опухоли обычно не дифференцируются и включаются в одну общую ROI.Вот почему у нас нет справочной аннотации для сравнения результатов модели гауссовой смеси. Тем не менее, мы считаем, что наш исследовательский анализ является иллюстративным примером того, как количественные, многопараметрические измерения лежащих в основе времен релаксации могут дополнять аннотации опухолей, которые обычно основаны на качественных визуальных отклонениях в данных МР-изображений с контрастным взвешиванием.

    Количественный анализ субструктур опухоли

    Количественный анализ (рис.8 и таблица 3) подтвердили и дополнили эти качественные результаты. Мы наблюдали, что опухолевая ткань, то есть увеличивающая опухоль, некротическая / неусиливающая опухоль, ядро ​​I + II, а также перитуморальный отек, имеют более высокие значения T1 и T2, чем здоровая контралатеральная WM, как качественно предположено из рис. 6. Эти результаты являются в соответствии с начальными клиническими результатами МРТ [51], подтверждая потенциал 3D QTI в качестве биомаркера на основе изображений для диагностики глиомы.

    Рисунок 8 также предлагает четко определенные пространства параметров для здоровых областей WM и GM среди когорты пациентов с небольшими межпредметными вариациями.Кроме того, было обнаружено, что картирование T1 и T2 в здоровой ткани хорошо согласуется с нашими результатами для данных здоровых добровольцев, как указано в Таблице 3 и Таблице 4, и согласуется с ранее сообщенными значениями [18, 38, 54, 55]. Кроме того, хорошо различаются средние значения T1 и T2 двух подклассов макроскопических опухолей. То есть средние значения T1 и T2 для ядра II некротической / неусиливающей опухоли, которое мы отнесли к жидкостному субкомпоненту, постоянно выше, чем для ядра I некротической / неусиливающей опухоли.Этот результат согласуется с тем фактом, что времена релаксации T1 и T2 чувствительны к составу и микроструктуре ткани [56, 57].

    В целом значения T1 и T2 предполагают четкое различие между перитуморальным отеком и контралатеральным WM (рис. 8b). Кроме того, средние значения T2 при перитуморальном отеке были выше, чем для контралатерального GM у всех пациентов. Средние значения T1 при перитуморальном отеке были ниже по сравнению с некротическими / не усиливающими опухолями областями. Для средних значений T2 это наблюдается только у пациентов 4 и 8.Как видно из фиг. 8b, усиление опухоли накладывается на перитуморальный отек и некротическое / неусиливающее ядро ​​опухоли I в пространстве T1-T2. Усиленная опухоль сегментируется на те области внутри крупной опухоли, которые демонстрируют положительное усиление Gd на Т1-взвешенной МРТ с усилением Gd. Таким образом, исходные карты T1 с предварительным контрастированием не обязательно отражают эту дифференциацию.

    Из-за наблюдаемой межсубъектной согласованности и стабильности значений T1 и T2 здоровой и больной ткани, что соответствует ранее проведенным исследованиям повторяемости [32, 58, 59], мы считаем, что не только диагностика, но и планирование лечения и мониторинг, а также прогностическая и продольная оценка могут выиграть от интеграции 3D QTI в стандартную клиническую визуализацию.

    Хотя обычная контрастно-взвешенная МРТ также может фиксировать неоднородность ткани в текстуре опухоли, она всегда представляет взвешенную информацию о комбинации параметров релаксации и ткани. Кроме того, известно, что качественная информация МРТ зависит от фактических настроек сканера, которые могут меняться изо дня в день из-за различных условий предварительного сканирования или настроек усиления, что затрудняет продольные или межпредметные сравнения.

    Несмотря на упомянутые преимущества быстрых методов многопараметрического картирования, мы подчеркиваем, что как количественная, так и качественная МРТ обычно ограничиваются макроскопическими размерами вокселей.Как известно, возникающие в результате эффекты частичного объема, например, на границе различных типов тканей, маскируют характеристики лежащих в основе клеточных тканей, обеспечивая только эффективное значение вокселей соответствующего биомаркера. Однако стремление к высокому изотропному разрешению с достаточным SNR, как в случае 3D QTI, в первую очередь сводит к минимуму эффекты частичного объема. Сравнение синтетической T2-взвешенной МРТ, созданной из 3D-сканирования QTI, с клиническим 2D-эталоном с более высокой толщиной среза на рис. 3 иллюстрирует это улучшение разрешения, т.е.г., для выделения опухоли.

    Тем не менее, с 3D QTI, производящим надежные, воспроизводимые, количественные данные изображения, это может быть ценным инструментом для согласования данных изображений с возможностью проводить исследования с несколькими точками времени, несколькими предметами, различными поставщиками и центрами. Полегче. Таким образом, он может предлагать богатый набор стандартизированных, всеобъемлющих данных изображений с потенциалом для продвижения методологических разработок по широкому спектру поддержки принятия решений на основе ИИ, то есть алгоритмов сегментации или моделирования роста опухоли.

    Ограничения

    Явным ограничением данного исследования является довольно небольшой размер выборки. Мы стремились представить первоначальное клиническое исследование, демонстрирующее возможность интеграции 3D QTI в стандартные протоколы визуализации глиомы. Таким образом, довольно небольшая, но неоднородная когорта исследования, включающая как до-, так и послеоперационные стадии лечения, а также различные степени опухоли, позволила нам, тем не менее, охватить широкий диапазон случаев пациентов в клинической радиологической практике.

    Перспективы

    Учитывая наши первоначальные клинические результаты, мы хотели бы использовать 3D QTI также для длительного наблюдения за пациентами с глиомой, чтобы оценить его потенциал для мониторинга и количественной оценки реакции на лечение у отдельных субъектов для поддержки индивидуальных решений о терапии с целью персонализированного лекарство.Мы также планируем изучить, как сегментация и интерпретация изображений на основе глубокого обучения [60, 61] может выиграть от дополнения или даже замены современных, в основном качественных баз данных, количественными биомаркерами визуализации, например, как это предусмотрено 3D QTI. Кроме того, мы считаем, что расширение метода для совместного кодирования параметров релаксации и диффузии, как предложено в [37] с полностью трехмерным, высоким изотропным разрешением и охватом всего мозга, может еще больше повысить его привлекательность для интеграции в клиническую визуализацию глиомы и, следовательно, является предметом исследования. наша текущая работа.Мы также стремимся к дальнейшему повышению устойчивости схемы кодирования переходного состояния к движению. Основываясь на ранее представленной ретроспективной коррекции движения [38], мы надеемся, что сможем продолжить развитие этого подхода для учета и коррекции движения головы в более быстром временном масштабе. Нам также могут пригодиться недавние достижения в области коррекции движения [62].