Evaluación de Resonancia Magnética Derivado deformación miocárdica mediante función de seguimiento

1. Introducción Detección automática de las fronteras es un tema fundamental en el análisis de imágenes. En imagen cardiaca, la posibilidad de una detección automática del borde endocárdico en la imagen del ventrículo izquierdo, le daría la medición objetiva de los volúmenes ventriculares, y la deformación del miocardio (cepa). Esto se logró en la ecocardiografía con moteado técnica de rastreo. El desarrollo de métodos fiables para la detección automática de la frontera es una tarea difícil que no ha recibido una solución confiable en general, la resonancia magnética cardiaca (RMC). De hecho, en la práctica clínica, las fronteras son elaborados manualmente por el operador o el software detecta la interfaz entre el miocardio y 1,2 cavidad. En el artículo actual se introduce un enfoque diferente, donde las fronteras no son "detectados", sino que son "un seguimiento", es decir, siguieron en el tiempo, a partir de una instantánea fiable traza existente que es comúnmente, pero no necesariamente de forma manual, elaborado por el operador con experiencia más de un solo cuadro. Los puntos individuales que componen un rastro fiable primero son seguidos en el tiempo buscando en la mismas características que están alrededor de un punto en su vecindario en los cuadros siguientes. Las funciones de seguimiento pueden ser los elementos del tejido cavidad-límite o anatómicos que son diferentes a lo largo del tejido. Se encuentran por métodos de máxima verosimilitud en dos regiones de intereses entre los dos marcos. El local de marco a marco desplazamiento es equivalente a la evaluación de la velocidad local (relación entre el desplazamiento y el intervalo de tiempo). La evaluación automática de la velocidad en un punto se determina a partir de la comparación de los desplazamientos de los datos de imagen de dicho punto en dos imágenes consecutivas. Estos métodos se han utilizado en varias formulaciones diferentes, en muchos campos de investigación. Caen en la categoría general se conoce como flujo óptico, en el análisis avanzado de imágenes 3,4. Comúnmente se les conoce como speckle tracking de imágenes ecográficas cuando las velocidades son utilizados para seguir el movimiento fisiológico 5, 6, pero también se aplican a cualquier modalidad de imagen como CMR, donde estos métodos se conocen como característica de seguimiento o rastreo de la frontera. 2. Material y Métodos Función de Seguimiento del Método Borde endocárdico o epicárdico de un cine en 2D CMR es manual, trazado en un marco arbitrario (ver figura 1). A mediados de miocardio características se puede rastrear también. Frontera, se define como una secuencia de N puntos, identificados por sus pares de coordenadas (x i, y i) con i = 1 … N. La frontera de seguimiento procede por el seguimiento de cada punto, como un sistema de seguimiento se basa en un algoritmo jerárquico en múltiples escalas y por una combinación de técnicas de rastreo 1D, que garantizan una mayor precisión, y el seguimiento de 2D, lo cual es necesario para detectar correctamente el 2D espacialmente extendidos características. Con el fin de la primera captura de la gran cilindrada geométrica de la frontera, el seguimiento se realiza en la dirección ortogonal a la misma frontera en la frontera cavidad de tejido es el mejor reconocible. El seguimiento a lo largo de esta dirección se realiza mediante el método de los cortes transmural de la siguiente manera (ver figura 3). Una línea que cruza la pared, pasa por el punto y ortogonal a que se dibuja. Los píxeles según la línea transmural se colocan en columnas, cada una correspondiente a un fotograma de la secuencia de imágenes. De esta manera, la evolución a lo largo de un corte transmural puede representar para todos los instantes de una vez en una representación en dos dimensiones, donde uno de los ejes es la distancia a lo largo de la línea y el otro eje es el tiempo (ver figura 2). Esta representación es similar a lo que se conoce como un modo-M en ecocardiografía, en la RMC se corresponde más con el "explorador" función. Para mejorar la calidad de los análisis, en el caso de imágenes de baja con una señal de bajo-ruido, la representación espacio-tiempo se construye utilizando una línea para el corte transmural con un espesor de 5 píxeles. El seguimiento de la frontera se realiza entonces a lo largo de la imagen del espacio-tiempo. En un segundo paso para tener en cuenta el desplazamiento en 2D de la frontera, un sistema de seguimiento 2D estándar (flujo óptico basado) se lleva a cabo, para cada punto de manera independiente, en una ventana MxM en movimiento que siempre está centrada en el punto fronterizo se había estimado anteriormente. Seguimiento 2D se realiza en dos etapas, donde la mitad de la primera estimación se emplea para el centro de las ventanas se mueven en el paso de seguimiento de segundo. La ventana se reduce 32 a 16 en dos pasajes adicionales. Para mejorar la precisión de movimiento a lo largo de la frontera que se utiliza para estimar la rotación y torsión, el seguimiento se realiza a lo largo de 1D imágenes del espacio-tiempo construido a partir de cortes gruesos "paralela" a la frontera con curvas (ver figura 3). En cada punto, de forma independiente, los píxelestomadas a lo largo de la frontera en movimiento, centrado en los puntos fronterizos en movimiento, se colocan en columnas, cada una correspondiente a un fotograma de la secuencia de imágenes. Para mejorar la calidad de los análisis, y para captar mejor las características en la frontera se extiende la línea de 5 píxeles en el tejido (sub-endocardio). El seguimiento de la frontera se realiza entonces a lo largo de la imagen del espacio-tiempo con el mismo procedimiento descrito anteriormente. Para garantizar la coherencia espacial en la frontera un seguimiento, un filtro de 3 puntos y una mediana de 3 puntos de Gauss filtro (de pesos 0,25, 0,5, 0,25) se aplica para calcular el desplazamiento en los puntos vecinos a cada paso. A lo largo del seguimiento de 2D del espacio-tiempo de la imagen En esta sección se describe un procedimiento para el seguimiento de una frontera a lo largo de una dirección en una imagen bidimensional (modo M-like) a partir de una posición conocida en un instante. X se define como la dirección horizontal e y la dirección vertical. Las columnas se anotan x i, i = 1 … M, donde M es el número de columnas en la imagen. El seguimiento se da mediante la determinación de una secuencia discreta de los números reales y i = y (x i), a partir de un punto conocido y k correspondientes a las columnas x k. El desplazamiento desde el punto conocido y, hasta el punto k y k +1 se calcula mediante la evaluación de la correlación cruzada entre toda la columna de x k con toda la columna de x k +1. La función de correlación cruzada se presente un máximo, la posición de la máxima da el valor de los desplazamientos verticales necesarios para maximizar la similitud entre las dos columnas, por lo tanto, y k +1 se calcula sumando un desplazamiento y k. Este procedimiento se repite entre todos los pares de columnas de cerca y el resultado es una estimación de toda la frontera y i, i = 1 … M. La correlación cruzada se calcula a partir de aquí Rápida de Fourier algoritmo de transformación para reducir el tiempo de cálculo. La primera estimación i y se refina de forma iterativa. Para lograr este objetivo, un subconjunto de la imagen se extrae mediante la adopción de unos pocos puntos por encima y por debajo de la estimación anterior y i y una nueva imagen cuyo centro se corresponde con la secuencia y i se genera y se utiliza para el seguimiento de la corrección. Este refinamiento se repite hasta que no se encuentra la corrección. Un resultado mejor y más natural entonces se logra mediante un procedimiento de serpiente final [5] a seguir, en la imagen del espacio-tiempo, el nivel de brillo de la imagen que pasa por el punto fijo y k. Todo el proceso hace uso de la periodicidad de tiempo para asegurar un resultado periódica y evitar el efecto de la deriva. Las limitaciones técnicas de la función de seguimiento La técnica de seguimiento de la frontera, al igual que cualquier otro método speckle tracking, se basa en la cuantificación de los cambios en el brillo de los píxeles de un fotograma a otro. Esto da un límite inferior a la velocidad en relación con la necesidad de ver a un moteado que es un píxel en un fotograma, moviendo a los píxeles circundantes en el cuadro siguiente. Este límite es por lo tanto, La ecuación 1 donde Dx es el tamaño del pixel y Dt es el intervalo de tiempo entre los dos marcos. El coeficiente k depende de la calidad del algoritmo de seguimiento y de su capacidad para evaluar la dinámica de sub-píxeles variaciones. Este límite significa que las velocidades que están muy por encima de este límite se calcula con gran precisión, exactitud, se reduce cuando la velocidad de aproximación y los valores caen por debajo de ese límite. Esta limitación también implica que un aumento en la adquisición de frame-rate (reducción de Dt), por un lado permite una evaluación más fácil de las velocidades de gran tamaño y sus variaciones rápidas (como durante las fases de isovolumétrica). En el otro lado, el aumento de la velocidad de cuadro (reducción de Dt) aumentar este límite e implican una menor precisión en la evaluación de las velocidades más bajas hasta que no se acompaña de un aumento similar de la resolución espacial (reducción de Dx). Preparación de la imagen fantasma Una serie de bucles artificiales generados por computadora se ha preparado para permitir que las pruebas del procedimiento de análisis de imágenes en condiciones simples y perfectamente controlados. Para ello, un fantasma en una proyección del eje corto del ventrículo izquierdo ideales se preparó como sigue. Los bordes endocárdicos y epicárdicos están representadas por dos círculos concéntricos de radio R 0 (t) y R 1 (t), respectivamente. La imagen se prepara haciendo que el anillo, lo que reprets el tejido entre las dos fronteras, gris como color uniforme sobre un fondo negro. A continuación, un 8×8 de alto sombrero de filtro lineal se aplica para evitar discontinuidades no físico. El movimiento epicardio se toma, en [mm], como la I 0 (t) = 10 5 cos (2πt / T) donde T es el período tomado como latidos del corazón T = 1s. La cinemática del endocardio teórico es constante a lo largo de la frontera y sólo depende del tiempo, la velocidad es sólo radial, y dada por V0 (t) = 0 dR / dt =- pecado π (2πt / T), en [cm / s]. Cepa porcentaje, calculado en relación con la longitud de la frontera tiene en el momento cero, es St 0 (t) = 100 x (R 0 (t)-R 0 (0)) / R 0 (0) = 100 (cos (2πt / T ) -1) / 3, y la velocidad de deformación se sigue de (1) como SR 0 (t) = 10 V0 / R 0, en [s -1]. El epicardio es asumido en movimiento, ya sea como consecuencia de un espesor constante, R 1 (t) = R 0 (t) 5 mm, o aún una R (t) = R 0 (0) 5 mm. Cada imagen es cuadrada de tamaño de 48 mm, centrada en el anillo de tejido, y tiene una resolución de NxN. Imágenes de ejemplo se muestra en la figura 4, placas A y B, la tensión y los perfiles de la velocidad de deformación de tiempo se muestran en la Figura 4, c placas y d. Los bucles son preparados por la variación de la resolución N, el FR frame-rate, y el tipo de movimiento epicárdica. El método de seguimiento del endocardio se aplica a este tipo de imágenes, tomando en el primer cuadro un número N de p puntos espaciados uniformemente a lo largo de la circular endocardio. 3. Resultados representante Phantom Estudio La aplicación del método de análisis de imagen para las imágenes generadas por ordenador fantasma está aquí analizados. Una medida global de la eventual error se calcula mediante la media de la raíz cuadrada diferencia porcentual. El error medio cuadrático, media y máxima en la cepa endocardio se definen como La ecuación 2 donde St 0 (t) es el valor exacto, St (t) es el valor calculado por el análisis de imágenes, y las sumas se extienden sobre todos los cuadros N F = FRxT. La misma definición se utiliza para la radio, la velocidad y la velocidad de deformación. El seguimiento está a punto independiente de la posición a lo largo del endocardio, las diferencias entre los distintos puntos está muy por debajo del 1%. Los resultados se resumen en la Tabla I durante 15 fantasmas con diferentes resolución espacial, frame-rate, y tipo de borde epicárdico del movimiento, el efecto de variar el número de puntos utilizados para rastrear el borde endocárdico también se indica. Los errores son en todos los casos muy pequeña para las cantidades integral (radio y la tensión) y un poco más grande para las cantidades diferenciales (la velocidad y la velocidad de deformación) que están relacionados con la derivada de la anterior. Esto era de esperarse debido a que el operador de la derivada amplifica los errores. La calidad de los resultados se degrada cuando la resolución se reduce, de hecho, la precisión se relaciona con el tamaño en píxeles que representa (en un sentido amplio) el desplazamiento mínimo legible de un fotograma a otro. El tiempo de resolución no afecta los resultados de manera significativa hasta que el frame-rate es suficiente, a muy alta velocidad de fotogramas resultado no mejoran debido a fotograma a fotograma se convierte en desplazamientos más bajo que el tamaño del píxel. Esto demuestra que un aumento en el frame-rate es de poca o ninguna utilidad cuando no se acompaña de un aumento en la resolución espacial. Sin embargo, el simple movimiento sinusoidal aquí considerados no requiere un tiempo de resolución extrema. Del mismo modo, el uso de tan sólo 8 puntos es suficiente para seguir las sencillas, de forma circular, endocardio. Resultados endocárdica no son apreciablemente influenciado por el tipo de movimiento que el epicardio sufre. También hemos comprobado que los resultados no se ven significativamente afectados por el filtrado de imágenes adoptado. Una presentación visual de los resultados se da en la Figura 4, donde la frontera calcula endocárdica en dos instantes se informó sobre las imágenes fantasma (placas A y B). La tensión y la velocidad de deformación se presentan en (placas C y D) para el caso n º 1 y la resolución de casos pequeños # 8. La tensión y la velocidad de deformación en el caso # 1 (cuadrados) presenta un excelente acuerdo con el valor teórico, el error medio es igual a 0,6% y 3%, respectivamente. El acuerdo es sólo un poco peor en el caso # 8, donde se redujo a la mitad la resolución de imagen, con los errores de un 0,9% y 4,5% para la tensión y la velocidad de deformación, respectivamente. La validación clínica 1. Se comparó a mediados de LV rebanada circunferencial cepa de miocardio (cc ε) por la imagen de fase armónica (HARP) y las técnicas de FT en 191 Distrofia de Duchenne Muscular patients agrupados según la edad y la severidad de la disfunción cardiaca y 42 emparejados por edad, los sujetos de control. El análisis retrospectivo, fuera de línea se realizó en rodajas emparejado etiquetados y SSFP. Para toda la población estudiada (n = 233), la media de FT ε cc (-13,3 ± 3,8%) están altamente correlacionados con el arpa ε cc (-13,6 ± 3,4%) con un coeficiente de correlación de Pearson de 0,899. El CC ε media de los pacientes con DMD determinado por ARPA (-12,52 ± 2,69%) y FT (-12,16 ± 3,12%) no fueron significativamente diferentes (p = NS). Del mismo modo, el cc ε media de los sujetos de control por HARP determinado (-18,85 ± 1,86) y M (-18,81 ± 1,83) no fueron significativamente diferentes (p = NS). Llegamos a la conclusión de que la evaluación basada en FT de cc ε correlaciona altamente con ε cc derivado de imágenes etiquetadas en una gran población de pacientes con DMD con una amplia gama de disfunción cardíaca. Fantasma # Velocidad de cuadros Resol. N Movimiento epicárdica N p ε R ε R max V ε ε V max ε SR ε SR max ε St ε St Max 1 32 401 con endo 16 0.57 1.10 3.98 8.26 2.95 6.55 0.59 1.34 2 32 401 sin movimiento 16 0.27 0.60 3.62 8.53 2.90 5.99 0.75 1.29 3 64 401 con endo 16 0.35 0.62 1.75 4.92 3.08 10.47 0.34 0.86 4 64 401 sin movimiento 16 0.39 0.73 1.78 5.48 2.38 6.46 0.32 0.63 5 128 401 con endo 16 0.22 0.40 1.57 3.66 2.73 8.39 0.35 0.89 6 16 401 con endo 16 0.41 0.92 12.10 18.27 7.12 15.17 0.88 1.93 7 32 201 con endo 16 0.43 0.82 3.84 7.03 4.21 7.79 0.83 1.52 8 32 201 sin movimiento 16 0.49 0.90 4.00 8.54 4.54 10.84 0.93 1.64 9 32 101 con endo 16 2.58 3.87 5.70 17.44 9.22 18.27 4.44 6.77 10 32 401 con endo 64 0.32 0.73 3.98 8.09 3.11 8.86 0.48 1.10 11 32 401 sin movimiento 64 0.33 0.53 3.56 7.83 2.78 7.44 0.70 0.98 12 32 401 con endo 32 0.44 1.00 3.99 8.16 2.99 6.82 0.63 1.49 13 32 401 con endo 8 0.20 0.41 3.64 6.84 3.09 9.10 0.43 0.74 14 32 401 sin movimiento 8 0.22 0.41 3.36 7.42 2.76 5.93 0.58 1.01 15 * 32 401 con endo 16 1.35 2.42 5.54 9.68 7.02 16.58 2.62 4.46 Tabla 1 Análisis de El Fantasma de seguimiento borde endocárdico:. Root Mean errores porcentuales cuadrados y máxima [%] se calculan para las principales magnitudes de la correspondencia de los diferentes parámetros fantasma. Los parámetros marcados en negrita indican las variaciones de la Phantom # 1. La dependencia de la velocidad de fotogramas de resolución, y el número de puntos de seguimiento se considera. La influencia del tipo de movimiento epicárdica se considera para los dos casos límite, la frontera epicárdica no se mueve (sin movimiento) o se mueve con endometriosis (sin engrosamiento). El último fantasma (*) se construye sin filtrar las imágenes paso a paso básico, con un brillo cambia de manera abrupta en un píxel. Errores por encima del 10% están marcados en negrita. Figura 1. CMR imagen del ventrículo izquierdo, en el eje largo (foto izquierda) y en el eje corto (foto derecha), con una frontera trazada endocárdica dibujado en la parte superior. Figura 2. El espacio-tiempo de representación, donde el espacio es a lo largo de un corte transmural, de la secuencia de imágenes. El corte transmural se toma como el punto de partida en la figura 3. La evolución en el tiempo del punto de partida, un seguimiento automático, se informó. Figura 3. Imagen del ventrículo izquierdo, en el eje largo, con cortes transmural y cortes paralelos al borde curvo. Figura 4. Estudio Phantom. Dos imágenes(Caso 2) en la máxima expansión (un plato) y la contracción (placa b), los puntos calculados endocárdica fronteras se superponen. La cepa (placa c) y la velocidad de deformación (placa d) calculado con dos fantasmas diferentes (casos 1 y 8) se muestran en comparación con los valores efectivos. Figura 5. Ejemplos de tensión mundial circunferencial (curva en negro) y segmentaria (curvas de color) en pacientes normales (a). Ejemplo de starain mundial circumferental circunferencial (curva en negro) y segmentaria (curvas de color) en pacientes con función ventricular izquierda y bloqueo de rama izquierda (b). Tenga en cuenta diferentes momentos de tensión circunferencial máxima indicativa de la presencia de asincronía ventricular izquierda