Resonancia magnética cardiaca en 7 Tesla

Resonancia magnética cardiovascular (RMC) es de valor clínico probada con una creciente gama de indicaciones clínicas^1,2. En particular, la evaluación de la morfología cardiaca y función es de gran relevancia y típicamente realizado por seguimiento y visualizar que el movimiento del corazón a lo largo del ciclo cardíaco con segmentado () respiración celebrado bidimensional (2D) cinematograpic Técnicas de imagen de CINE). Mientras que se requiere una alta resolución espacio-temporal, contraste del miocardio de sangre alta y alto cociente signal-to-noise (SNR), la adquisición de datos es altamente limitada por el movimiento cardíaco y respiratorio y el uso de la respiración-sostiene múltiples así como la necesidad de de todo corazón o ventricular izquierda cobertura a menudo conduce a tiempos de la exploración extensa. La proyección de imagen paralela, simultánea imágenes multicorte u otra técnicas ayudan a abordar el movimiento de aceleración relacionados con restricciones^3,4,5,6.

Por otra parte, beneficiarse de la SNR inherente ganancia en mayores campos magnéticos, sistemas de alto campo con B₀ = 3 Tesla se emplean cada vez más en la rutina clínica^7,8. El desarrollo también ha promovido investigaciones en campo ultra alto (B₀≥7 Tesla, f≥298 MHz) CMR^{9,10,11,12,13,14}. El aumento en la SNR y sangre-miocardio contraste inherente a la mayor intensidad de campo tiene la promesa de ser transferible en CMR funcional mejorada con una resolución espacial que supera los límites^15,16, actuales ¹⁷. A su vez, nuevas posibilidades de resonancia magnética (de Sr.) basado en caracterización de tejido miocárdico, la proyección de imagen metabólica y proyección de imagen de microestructura son esperado¹³. Hasta ahora, varios grupos han demostrado la viabilidad de la CMR en 7 Tesla y específicamente la tecnología a medida ultra alto campo ha sido introducido^{17,18,19,20, 21,22}. Con respecto a estos desarrollos prometedores, el potencial de campo ultra alto que CMR puede considerarse todavía sin explotar¹³. Al mismo tiempo, fenómenos físicos y obstáculos prácticos como inhomogeneidades del campo magnético, radio frecuencia (RF) excitación campo no-uniformidades, artefactos de resonancia, efectos dieléctricos, calentamiento de tejido localizado e intensidad de campo limitaciones de deposición de energía de RF independiente realizar proyección de imagen de campo ultra alto desafiante^10,17. Estos últimos se emplean para controlar RF inducida tejido calefacción y para garantizar una operación segura. Por otra parte, Electrocardiograma (ECG) base de disparo puede ser significativamente afectada por el magneto hidrodinámica (MHD) efecto^19,23,24. Para hacer frente a los problemas inducidos por la corta longitud de onda en el tejido, muchos elementos transceptor RF bobina los arreglos de discos para CMR en 7 Tesla fueron propuesto^21,25,26,27. Transmisión RF paralelo proporciona medios para campo de transmisión formando, también conocido como B₁+ equilibrado, que permite para reducir las inhomogeneidades del campo magnético y susceptibilidad artefactos^18,28. Mientras que en la etapa actual, algunas de estas medidas podrían aumentar la complejidad experimental, los conceptos han demostrado ser útiles y pueden ser traducidos a las fuerzas del campo clínico de CMR 1.5 T o 3.

Actualmente, 2D estacionario equilibrado libre precesión (bSSFP) CINE la proyección de imagen es el estándar de referencia para clínico funcional CMR en 1.5 T y 3 T¹. Recientemente, la secuencia fue empleada con éxito en 7 Tesla, pero un gran número de desafíos siendo¹⁹. Paciente específico B₁⁺ equilibrados y más ajustes de la bobina de RF se aplicaron para gestionar restricciones de deposición de energía de RF y cuidado B₀ equilibrado fue realizado para controlar la secuencia de bandas artefactos típica. Con un tiempo de exploración promedio de 93 minutos para la evaluación de función ventricular izquierda (LV), los esfuerzos prolongan los tiempos de exploración más allá de los límites clínicamente aceptables. Aquí, secuencias de eco de gradiente estropeado ofrecen una alternativa viable. En 7 Tesla, informaron tiempos de examen total de (29 ± 5) min para evaluación de la función del LV, que corresponde a protocolos clínicos imagen a menor campo fortalezas²¹. Por lo tanto, eco de gradiente estropeado basado en beneficios CMR de los prolongada T₁ tiempos de relajación en ultra alto campo que resultan en un cambio de sangre mejorada-miocardio superior a la proyección de imagen de eco de gradiente en 1.5 T. Esto hace que las estructuras anatómicas sutiles como el pericardio, la válvula mitral y tricúspide válvulas así como los músculos papilares bien identificables. Congruentemente, cuantificación de cámara cardiaca estropeado del eco del gradiente basado en Tesla 7 concuerda estrechamente con LV parámetros derivados de la proyección de imagen de CINE 2D bSSFP en 1.5 T²⁰. Además, precisa cuantificación de cámara (RV) ventricular derecha fue demostrada recientemente utilizando una alta resolución estropeado secuencia eco de gradiente en Tesla 7²⁹.

Reconociendo los retos y oportunidades de CMR en ultra alto campo, este trabajo presenta una instalación y protocolo modificado para requisitos particulares para la adquisición de RMC funcional en un escáner de investigación investigación de 7 Tesla. El protocolo describe los fundamentos técnicos, muestra cómo superar impedimentos y proporciona consideraciones prácticas que ayudan a mantener la sobrecarga extra experimental como mínimo. El protocolo de imagen propuesto constituye una cuádruple mejora la resolución espacial versus práctica clínica de hoy. Está destinado a proporcionar una guía para adaptadores clínicos, médico científicos, investigadores traslacionales, expertos de aplicación, señor técnicos, tecnólogos e ingresan en el campo.

El estudio es aprobado por el Comité de ética de la Universidad de Queensland, Queensland, Australia y el consentimiento informado se ha obtenido de todos los temas incluidos en el estudio.

1. los sujetos

1. Reclutar a voluntarios sujetos mayores de 18 años de edad internamente en la Universidad de Queensland.
2. Consentimiento informado
   1. Informar a cada sujeto sobre los riesgos potenciales de sufrir el examen antes de entrar en la zona de seguridad de la proyección de imagen de resonancia magnética (MRI). Específicamente, analizar la exposición de ultra alto campo magnético y posibles contraindicaciones para ser sometidos a un examen de MRI. Informar al sujeto que participa en el examen es voluntario y que en todo momento puede cancelar el examen. Consentimiento informado por escrito.
   2. Explicar el procedimiento al participante. Ya que la proyección de imagen se realiza durante la respiración mantenga en la expiración final y retención de la respiración coherente es parte integral de la calidad de imagen, entrenador el tema en técnica antes de la exploración de la respiración.
   3. Realizar cribado de seguridad Señor sobre todos los temas antes de entrar en la zona de seguridad de MRI en la escritura y antes de entrar a la sala de escáner. Excluir a pacientes con contraindicaciones para ser sometidos a un examen de MRI(por ejemplo, marcapasos, desfibriladores implantados, otros implantes médicos inseguros o claustrofobia).
3. Pedir el tema para cambiar en peelings antes de entrar a la sala de escáner.

2. preparación

1. Configurar el hardware adicional necesario para operar el 32 canal dedicado ¹H cardiaca transceptor (Tx/Rx) RF bobina²⁶ en la tabla de pacientes como se indica en la Figura 1a y b. Aparte de un pequeño divisor eléctrica (figura 1C), el equipo de bobina auxiliar compone de una caja de divisor de potencia y caja de cambio de fase (figura 1 d) y una caja de interfaz de Tx/Rx (Figura 1e) para cada una de las dos secciones de la bobina de RF que se colocado por debajo y sobre el tema. La mayor parte acomoda el local transmitir electrónica, que es necesario para la excitación de la señal en 7 Tesla, desde bobinas de cuerpo jaula tradicional como comúnmente empleadas en 1.5 T y 3.0 T no están disponible.
2. El hardware adicional de la bobina de RF en el extremo superior de la tabla paciente como se describe en la Figura 1b y vincular los cuadros de individuales junto con los cables de bayoneta Neill-Concelman (BNC). Desde la distancia que la tabla paciente puede conducir a la resonancia magnética es limitado, asegúrese de dejar suficiente espacio en la mesa de paciente para la infraestructura de la bobina garantizar que el corazón del sujeto puede colocarse con el centro de la bobina en el isocentro del el imán.
3. Conectar las cajas de interfaz de Tx/Rx a los cuatro bobina enchufes en la mesa de paciente.
4. Coloque el centro de la matriz posterior de la bobina 147 cm del extremo superior de la tabla paciente (Figura 1b). Este punto define donde la matriz posterior de la bobina debe estar para asegurarse de que el corazón del sujeto es en el isocentro del imán si la tabla paciente máximo es conducida en el agujero. La colocación en el lugar predefinido bobina es crucial, para garantizar un funcionamiento óptimo. Determinar la posición óptima de la matriz posterior de la bobina, así como la colocación de los equipos auxiliares en pruebas preliminares incluyendo a varios voluntarios de diferente altura.
5. Conecte los cuatro cables de la matriz posterior de la bobina en los zócalos correspondientes de la caja de interfaz de Tx/Rx de la matriz posterior.
6. Conecte los cuatro módulos de la matriz de la bobina anterior con la caja de interfaz de Tx/Rx para la matriz superior y voltee la matriz el equipo de bobina auxiliar para permitir el posicionamiento del tema.
7. Coloque los tres electrodos de ECG en el cuerpo del sujeto. Siga las pautas del vendedor para la colocación de electrodos asegurar un funcionamiento óptimo del algoritmo de disparo del sistema.
8. Coloque al objeto sobre la mesa de paciente (figura 1f). Críticamente, asegúrese de que esté colocado el corazón del sujeto central a la bobina posterior para garantizar la exploración en el isocentro del imán. Dependiendo de la altura del sujeto, la cabeza debe colocarse encima de los conectores de la caja de bobina/interfaz, coloque los cables cuidadosamente y utilice acolchonamiento adecuado para garantizar la comodidad y conformidad del sujeto.
9. Conecte el dispositivo de disparo a los electrodos del ECG.
10. Conecte el dispositivo disparador de pulso el dedo índice del sujeto. Utilice este segundo dispositivo para accionar en caso de graves distorsiones de la señal de ECG por el efecto de MHD.
11. Mano la seguridad exprima la bola a los sujetos.
12. Equipar al tema con auriculares y audífonos para reducir la exposición al ruido y a permitir la comunicación con el tema.
13. Coloque la bobina anterior en el pecho del sujeto, de forma que los cables que conectan a los enchufes E F y G H se encuentra a la derecha e izquierda de la cabeza del sujeto, respectivamente.
14. Coche que llevaba el tema en el escáner. Realizar la operación de conducción manual y asegúrese de que el botón de velocidad de los controles de tabla está en la posición off para garantizar la seguridad del sujeto durante el proceso de conducción. No utilice el modo automático como la velocidad de cuadro variable en este modo está optimizada para la proyección de imagen neura y la distancia en la tabla puede ser conducida automáticamente en el agujero está limitado por el hardware del escáner.
15. Compruebe si es posible la comunicación a los sujetos a través de la intercomunicación y el sujeto se siente bien.
16. Sr. proyección de imagen
    1. Ejecución básica localizador (scout) escanea a lo largo de los tres ejes degradados físicos sector planificación y B₀-equilibrado.
    2. Utilice un ECG-accionado rápido bajo el ángulo de disparo de secuencia (FLASH) con los siguientes parámetros de adquisición: campo de visión (FOV) = 400 mm, matriz = 192 x 144, rebanadas por eje gradiente = 1, espesor = 8 mm, eco tiempo (TE) = 1,24, tiempo de repetición (TR) = 298 ms, flip ángulo = 10°.
    3. Aplicar RM paralelo con factor de aceleración = 2, líneas de referencia = 24 y generalizado autocalibrating reconstrucción de adquisiciones parcialmente paralela (GRAPPA).
    4. Utilice las imágenes de localizador para verificar que el corazón del sujeto se coloca en el isocentro del imán. Vuelva a colocar al tema si es necesario.
17. 3^rd orden equilibrado de B0
    1. Abra la herramienta de cuña de orden 3^rd (Figura 2a) y restablecer todas 3^rd orden calza las corrientes (figura 2b).
    2. Prescribir el volumen de la cuña para equilibrado adecuado sobre una región que cubre el corazón (figura 2C).
    3. Ejecutar que un flujo avanzado activados por no compensado secuencia 2D multi-eco FLASH calza para el cálculo de las corrientes de cuña 3^rd orden. Utilice los siguientes parámetros: FOV = 400 x 400 mm, matriz = 80 x 80, rebanadas = 64, espesor = 5,0 mm, TE1 = 3.06, TE2 = 5.10, TR = 7 ms, ángulo flip = factor de aceleración de 20 °, MRI paralelo (GRAPPA), = 2, líneas de referencia = 24.
    4. Para calcular y aplicar las 3 corrientes de calce de orden^rd , abra el siguiente protocolo y copiar el volumen de la cuña antes mencionados. Ejecutar el programa SetShim en el menú de inicio (Figura 2a). A continuación, abra la ventana de Ajustes del Manual en el menú de Opciones (Figura 2d). En la ficha de cuña 3D , haga clic en calcular | Aplicar para establecer las corrientes calza para la orden de 2^nd (figura 2e). Por último, establecer las corrientes calza haciendo clic en Shim_3rd establecer en la herramienta de cuña de orden 3^rd (figura 2b).
    5. Cierre la ventana de Ajustes del Manual . Mantener el volumen de la cuña y las corrientes de cuña fijadas durante el resto del examen. Tenga en cuenta que el procedimiento de relleno puede ser altamente específicas del sistema.
18. Adquirir más localizadores para apoyar la planificación de corte oblicuo doble. A menos que se indique lo contrario, use un aliento sostenido y secuencia FLASH 2D ECG-accionado con los siguientes parámetros para todas las mediciones de localizador: FOV = 360 x 290 mm, matriz = 256 x 206, espesor = 6,0 mm, TE = 1.57, TR = 3,9 ms, flip ángulo = 35 °, MRI paralelo (GRAPPA), accelera ciones factor: 2, líneas de referencia: 24. Advertir al paciente para mantener la respiración en su vencimiento. Empleamos alta ángulos flip o utilizar un protocolo de cine segmentado (véase abajo) para lograr mejor contraste.
    1. Adquirir el localizador de cámara 2 (1 rebanada), perpendicular prevista en lo scout axial paralelo a la pared septal (figura 3a).
    2. Adquirir la perpendicular de 4 cámara localizador (1 rebanada), previsto en el segmento de 2 cámara localizador a través de la válvula mitral y el ápice del ventrículo izquierdo (figura 3b).
    3. Adquirir el localizador eje corto (7 rebanadas, FOV = 360 x 330 mm), planeado perpendicular en el localizador de 4 cámara paralelo a la válvula mitral y perpendicular a la pared septal (Figura 3C).
19. Realizar las adquisiciones de CINE. Uso una respiración alta resolución sostuvo desencadenados por ECG segmentado secuencia FLASH 2D con los siguientes parámetros: FOV = 360 x 270 mm, matriz = 256 x 192/264 x 352, espesor = 4,0 mm, TE = 3.14, TR = ms 6,3, ángulo flip = segmentos de 35-55 ° = 7, MRI (GRAPPA), fa de aceleración en paralelo ctor = 2/3, resolución temporal = 42.6/44.3 ms.
    1. Comenzar con la vista 4 Cámara ventricular izquierdo (eje largo horizontal, HLA) rebanadas. Plan de la rebanada central a través del centro de la válvula mitral y tricúspide válvulas y el ápice del ventrículo izquierdo (Figura 3d). Adquirir cada rebanada en un asimiento de la respiración individual en expiración.
    2. A continuación, adquirir los cortes de eje corto ventricular izquierda. El plan les perpendicular a lo HLA y paralelo a la válvula mitral que cubre el ventrículo izquierdo todo desde la base hasta el ápice (figura 3e). Para asegurar la prueba exacta de la función, colocar la primera rodaja con precisión en las inserciones de prospecto de la válvula mitral, por lo que el centro de la rodaja es dentro del ventrículo. Una vez más, adquirir cada rebanada en un asimiento de la respiración individual en expiración.

Resultados representativos de exámenes de CINE cardiacos derivados de voluntarios están representados en la figura 4. Se muestran marcos de tiempo diastólicos y sistólicos de eje corto y eje de cuatro cámaras vistas del corazón humano. La resolución espacial significativamente mayor para las vistas del eje corto (figura 4a, 4b, 4e, 4f) en comparación con los puntos de vista de eje largo (figura 4C, 4D, 4 g, 4 h) es claramente visible. Tanto en corto como rebanadas de eje largo, las imágenes proporcionan un amplio contraste de signal-to-noise y sangre-miocardio delinear claramente las paredes miocardio, aún cuando emplee un tan fina como de 4 milímetros de grosor de corte. El esquema de aceleración de imágenes paralelas empleadas reconstruir las imágenes con alta calidad de imagen y sin mejora de ruido visible.

Debido a la falta de reconocimiento de onda R del ECG, pulso oximetría base disparo fue utilizado para la adquisición de la imagen a la derecha (Figura 4e-4 h). La inquietud en el pico de señal de oximetría de pulso inducido por artefactos de movimiento menor que fueron pronunciados durante los períodos de contracción cardiaca y relajación como se destaca en la vista de eje largo que se muestra en la figura 4 h (flecha roja). Vacíos de señal debido a interferencias destructivas en el campo de la transmisión están marcados con flechas amarillas.

Las señales de ECG en un canal del dispositivo de activación en un sujeto sano se representan en la figura 5. Al comparar la señal del ECG adquirida fuera el imán agujero (figura 5a) a la obtenida con el tema que se coloca en el isocentro del imán (figura 5b), diferencias significativas se hacen evidentes. Dentro de ultra alto campo magnético, la señal del ECG está dañada seriamente por el efecto de MHD. El fenómeno adverso se presenta de la interacción entre la sangre fluida conductor con el campo magnético externo. Se induce un campo eléctrico distorsionador superposición de los campos de despolarización del corazón y así corrompe la señal recogida por los electrodos de ECG en la piel del sujeto. El efecto MHD escalas con B0 y es particularmente pronunciado durante las fases cardiacas sistólica aórtica del flujo de, razón por la cual se afecta principalmente el segmento S-T de la señal de ECG. Aunque la onda R de la señal de ECG es típicamente no afectada, puede afectar la sincronización cardíaca y reconocimiento de onda R. Es de destacar que, debido a las distorsiones de la señal de ECG, no pueden utilizarse como un indicador de la condición de emergencia paciente señales ECG obtenidas en presencia de campos magnéticos altos. Una señal representativa obtenida dentro del alesaje del imán se muestra en la figura 5 c. La señal de pulso no se ve afectada por el campo magnético. El retraso de la onda del pulso de la onda R en 0 ms, que puede introducir artefactos, es claramente visible.

Figura 1 : Montaje experimental y elementos del 32 canal cardiaca bobina de Tx/Rx y bobina hardware. (a, b) El hardware auxiliar compuesto por 7 cajas de hardware y conexión de cables BNC se coloca en el extremo superior de la tabla paciente en orden de proporciona tanto espacio como sea posible para el tema de posicionamiento. Los elementos posteriores y anteriores de la bobina están conectados con ocho cables a las cajas de interfaz. Para el sistema la matriz posterior de la bobina se coloca no más de 1470 mm desde el extremo superior de la tabla, para asegurar la colocación del corazón en el isocentro del imán. c caja del divisor de pequeña potencia. d un divisor de potencia y el desplazador de fase de la caja cada uno para el arreglo de bobina posterior y anterior. e cajas de interfaz Tx/Rx para el anterior (arriba) y posterior (inferior) la bobina de matriz. Naranja y negras flechas punteadas indican transmisión (Tx) y reciban vías de señal (Rx). (f) objeto colocado en la matriz posterior de la bobina. La cabeza descansa sobre un cojín en los conectores de la 8 bobina. El lugar de la bobina predefinidas está marcado con una etiqueta roja. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figura 2 : 3rd orden equilibrado utilizando las herramientas de ajuste y de la calza de sistemas. (a) menú de inicio con botones para la herramienta de "cuña de ordenrd 3" y programa "set calza". (b) la herramienta cuña de ordenrd 3". (c) posicionamiento de la región de ajuste sobre el corazón. (d) a partir de la herramienta "Ajustes" en el menú "Opciones". (e) "herramienta ajustes" con los botones para calcular y aplicar las 2 corrientes de cuña ordennd en la ficha "3D calza" por favor haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figura 3 : Cortar la planificación para la proyección de imagen cardiaca del CINE. (a) planificación del perpendicular 2 cámaras localizador en localizador básico. (b) planificación de perpendicular de localizador 4 Cámara cámara 2 localizador (c) planificación del localizador de eje corto en localizador de cámara 2 (izquierda) y la perpendicular en el localizador de la cámara 4 (derecha). (d) planificación de perpendicular de vista de 4 Cámara ventricular izquierda en el localizador eje corto (izquierda) y el localizador de cámara 2 (derecha). (e) planificación de eje corto ventricular izquierda rebanadas en vista de 4 Cámara ventricular izquierda (izquierda) y localizador de cámara 2 (derecha).

Figura 4 : Resultados representativos de alta resolución CINE proyección de imagen cardiaca en dos temas con ECG disparo (a-d) y pulso de disparo (e-h). (a, e) Plazos diastólica final de un segmento de eje corto mediados de-ventricular adquirido con una resolución espacial de 1.0 x 1.0 x 4 mm3. (b, f) Correspondientes plazos telesistólico. (c, g) Plazos diastólica final de un segmento de eje largo horizontal. (d, h) Correspondientes plazos telesistólico. Salidas de señal por RF no-campo de uniformidades son marcados por flechas amarillas. Errores de activación leve causados por la latencia de la onda de pulso se representan en la vista de eje largo de la exploración del pulso disparado (flecha roja). Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figura 5 : Señales de ECG representativa obtenidas fuera y dentro el imán dio a Tesla 7. (a) alesaje de la señal ECG obtenida en los dos canales (rojo, azul) del dispositivo de disparo ECG fuera del imán. La onda R puede ser claramente distinguida. Eventos de disparo son demarcados en color verde. (b) alesaje de la señal ECG obtenida en el isocentro del imán 7 Tesla. El efecto MHD claramente afecta a la señal de ECG y sobre todo el elemento de la S-T de la señal de ECG. Las fluctuaciones de señal fuerte pueden conducir al mal disparo. (c) señal de pulso representante en el isocentro del imán 7 Tesla del alesaje para la comparación. La señal de pulso no se ve afectada por el campo magnético. Tenga en cuenta que la onda de pulso se retrasa con respecto a la onda R de ECG. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Kieran O'Brien y Jonathan Richer son empleados de Siemens Ltd. de Australia. Jan Rieger y Thoralf Niendorf son fundadores de MRI. HERRAMIENTAS GmbH, Berlín, Alemania. Jan Rieger fue director y empleado de MRI. HERRAMIENTAS GmbH Thoralf Niendorf es CEO de MRI. TOOLS GmbH.